(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
互いに異なり且つ近接する３つの波長の近赤外光を生体の被測定部位に照射し、該被測定部位を透過した前記３つの波長の透過光の強度を検出し、これら３つの波長に関する透過光強度検出値に基づき前記生体中の血糖値を求める血糖値測定装置において、
前記３つの波長の近赤外光を発する光源と、該光源から発せられ前記生体を透過した前記３つの波長の透過光をそれぞれ検出する光検出器と、該光検出器から得られる前記３つの波長に関する透過光強度検出値に基づく演算を行うことで前記被測定部位による前記近赤外光の吸光度の２次微分値を算出し、所定時間内における前記吸光度２次微分値の最大値と最小値との差として吸光度２次微分値変動幅を求め、該吸光度２次微分値変動幅に基づき検量線を用いて前記生体中の血糖値を求める演算処理手段とを備えていることを特徴とする、血糖値測定装置。
【請求項２】
前記演算処理手段は、前記光検出器で同時に得られた前記３つの波長の透過光の強度の検出値に基づき前記吸光度２次微分値を算出するものであることを特徴とする、請求項１に記載の血糖値測定装置。
【請求項３】
前記演算処理手段は、前記所定時間内における吸光度値の最大値と最小値との差として吸光度値変動幅を求め、該吸光度値変動幅に基づき前記吸光度２次微分値変動幅の補正を行って得られる補正済吸光度２次微分値変動幅に基づき前記生体中の血糖値を求めるものであることを特徴とする、請求項１〜２のいずれかに記載の血糖値測定装置。
【請求項４】
前記演算処理手段は、前記吸光度値変動幅をＶとし、前記吸光度２次微分値変動幅をＷとし、前記補正済吸光度２次微分値変動幅をＷ’とした時に、式Ｗ’＝−Ｖｓｉｎθ＋Ｗｃｏｓθ（ここで、θは補正パラメータである）を用いて前記補正を行うものであることを特徴とする、請求項３に記載の血糖値測定装置。
【請求項５】
前記生体に対して押圧力を作用させる手段を有することを特徴とする、請求項１〜４のいずれかに記載の血糖値測定装置。
【請求項６】
前記被測定部位を透過した３つの波長の透過光のうちの少なくとも１つの強度の或る時間の積分値またはその時間平均値が所定値の近傍になるように、前記被測定部位に入射する前記３つの波長の近赤外光の強度を制御する手段を有することを特徴とする、請求項１〜５のいずれかに記載の血糖値測定装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体中の血糖値を無侵襲で測定する装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】
糖尿病患者は、血糖値（一般的には血中グルコース濃度値）のコントロールのためのインシュリン投与の目安を得るために、頻繁に（たとえば１日に数回）血糖値を測定することが要求されている。このような頻繁な測定のたびに血液を採取することは患者にとって大きな苦痛となる。そこで、患者から実際に血液を採取することなく即ち無侵襲で血糖値を測定することが望まれており、そのための方法として、赤外光を患者の一部例えば耳たぶや手指などの被測定部位に照射し、該被測定部位を透過した赤外光を検出して、被測定部位による赤外線吸収の程度を測定することが提案されている。この方法では、使用する赤外光の波長を適切に選択することで、被測定部位内のグルコースによる赤外線吸収をかなりの程度反映した吸光度値が得られ、この吸光度値に基づき血糖値を得る。
【０００３】
しかして、このような光学的な無侵襲血糖値測定では、脈動などの影響により被測定部位の条件（被測定部位を通過する赤外光の光路長など）は一定ではなく変化しており、このような要因に基づき測定に或る程度の誤差が伴うことは避けられない。この測定誤差をできるだけ小さくすることが強く要望されている。
【０００４】
測定誤差を小さくする１つの手法として、吸光度自体から血糖値を測定するのではなく、吸光度の２次微分値を用いて測定を行うことの可能性が指摘されている（特開平５−１７６９１７号公報参照）。この方法では、互いに異なり且つ近接する３つの波長で吸光度の測定を行い、これらの吸光度測定値から加減により算出した２次微分に対応する変動分（吸光度２次微分値）を血糖値測定に利用する。
【０００５】
ところで、以上のような光学的な無侵襲血糖値測定では、血液以外の人体構成成分による赤外光吸収の影響があり、これを十分に除去することが測定誤差の低減の観点からは極めて好ましい。
【０００６】
そこで、本発明の目的は、吸光度２次微分値を用いて血糖値を求める際の血液以外の生体構成成分による赤外光吸収の影響を低減することで、無侵襲血糖値測定の測定精度を向上させることにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
また、本発明によれば、以上の如き目的を達成するものとして、
互いに異なり且つ近接する３つの波長の近赤外光を生体の被測定部位に照射し、該被測定部位を透過した前記３つの波長の透過光の強度を検出し、これら３つの波長に関する透過光強度検出値に基づき前記生体中の血糖値を求める血糖値測定装置において、
前記３つの波長の近赤外光を発する光源と、該光源から発せられ前記生体を透過した前記３つの波長の透過光をそれぞれ検出する光検出器と、該光検出器から得られる前記３つの波長に関する透過光強度検出値に基づく演算を行うことで前記被測定部位による前記近赤外光の吸光度の２次微分値を算出し、所定時間内における前記吸光度２次微分値の最大値と最小値との差として吸光度２次微分値変動幅を求め、該吸光度２次微分値変動幅に基づき検量線を用いて前記生体中の血糖値を求める演算処理手段とを備えていることを特徴とする、血糖値測定装置、
が提供される。
【００１４】
本発明の一態様においては、前記演算処理手段は、前記光検出器で同時に得られた前記３つの波長の透過光の強度の検出値に基づき前記吸光度２次微分値を算出するものである。
【００１５】
本発明の一態様においては、前記演算処理手段は、前記所定時間内における吸光度値の最大値と最小値との差として吸光度値変動幅を求め、該吸光度値変動幅に基づき前記吸光度２次微分値変動幅の補正を行って得られる補正済吸光度２次微分値変動幅に基づき前記生体中の血糖値を求めるものである。
【００１６】
本発明の一態様においては、前記演算処理手段は、前記吸光度値変動幅をＶとし、前記吸光度２次微分値変動幅をＷとし、前記補正済吸光度２次微分値変動幅をＷ’とした時に、式Ｗ’＝−Ｖｓｉｎθ＋Ｗｃｏｓθ（ここで、θは補正パラメータである）を用いて前記補正を行うものである。
【００１７】
本発明の一態様においては、前記生体に対して押圧力を作用させる手段を有する。
【００１８】
本発明の一態様においては、前記被測定部位を透過した３つの波長の透過光のうちの少なくとも１つの強度の或る時間の積分値またはその時間平均値が所定値の近傍になるように、前記被測定部位に入射する前記３つの波長の近赤外光の強度を制御する手段を有する。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を、図面を参照しながら説明する。
【００２０】
図１は本発明による血糖値測定装置の第１の実施形態の構成を示すブロック図である。
【００２１】
図１において、２は光源であり、該光源は互いに異なり且つ近接する３つの波長λ１，λ２，λ３（λ１＜λ２＜λ３）の近赤外光を発する。波長λ１，λ２，λ３としては、例えば、９０２ｎｍ、９１２ｎｍ及び９２２ｎｍを選択することができる。
【００２２】
図２に、光源２の具体例を示す。図２（ａ）のものは、波長λ１，λ２，λ３の近赤外光を含む光を発するブロード光ランプ２１を備えている。ランプ２１から発せられた光のうちの一部は、被測定部位に照射するための光として絞り２２を通って前方（図２では右方）に出射される。ランプ２１から発せられた光のうちの他の一部は後方（図２では左方）のランプ光量モニター２３に入射する。モニター２３の代わりに、絞り２２の前方に配置されたハーフミラー２４と該ハーフミラーによる反射光を検知するモニター２５との組み合わせを用いることができる。モニター２３，２５からは光量モニター電気信号が出力される。図２（ｂ）のものは、波長λ１，λ２，λ３の近赤外光を発する半導体レーザー２６−１，２６−２，２６−３を備えている。これらレーザーからは被測定部位に照射するための光が前方（図２では右方）へと発せられる。また、半導体レーザー２６−１，２６−２，２６−３からそれぞれ後方（図２では左方）へと出射された光は光量モニター２７−１，２７−２，２７−３へと入射する。これらモニターからは光量モニター電気信号が出力される。レーザー２６−１，２６−３から前方へと発せられた光は、それぞれミラー２８−１，２８−２とハーフミラー２９−１，２９−２とにより、レーザー２６−２から前方へと発せられた光と合成され、波長λ１，λ２，λ３の近赤外光を含む１つの光束として前方へと出射される。
【００２３】
図１において、４は光検出器であり、該光検出器は上記光源２から発せられる光を受光し得る位置に配置されている。光検出器４と光源２との間には、生体例えば人体の被測定部位Ｆ例えば手指を配置するための被測定部位配置部６が存在しており、該被測定部位配置部６内に挿入された被測定部位Ｆに対して空気圧印加により所望の押圧力を作用させるためのカフ８が設けられている。尚、該カフ８としては、エアーポンプによりエアー注入量を調節することで、適宜の時間、被測定部位Ｆの動脈血流を維持しつつ静脈血流を停止（十分な抑制をも含む）させた状態を維持することの可能なものを用いるのが好ましい。カフ８は、少なくとも波長λ１，λ２，λ３の近赤外光の通過経路では、該近赤外光を透過させることが可能な材質からなるか或はこれら近赤外光を透過させるような構造を有する。被測定部位Ｆの動脈血流を維持しつつ静脈血流を停止させた状態を維持することが可能なカフとしては、被測定部位Ｆを全体的に包囲するものの他に、被測定部位Ｆよりも心臓に近い部位（被測定部位Ｆが手指の先端部分である場合には当該手指の根本部分）に巻回されるものを用いることも可能である。
【００２４】
図３に、光検出器４の具体例を示す。光源２から発せられ被測定部位配置部６に配置された被測定部位Ｆを通過した波長λ１，λ２，λ３の近赤外光を含む光は、回折格子３１により分光され、波長λ１の光は受光部３２−１に入射し、波長λ２の光は受光部３２−２に入射し、波長λ３の光は受光部３２−３に入射する。これら受光部からは光量検出電気信号が出力される。
【００２５】
光源２として図２（ａ）のようなブロード光を発するものを用いる場合には、該光源側において或は光検出器側において、光路中に所望の波長λ１，λ２，λ３のそれぞれの極く近傍の光のみを通過させるフィルターを配置することができる。
【００２６】
光検出器４の３つの受光部３２−１，３２−２，３２−３の電気的出力（受光した光の強度に比例する）は、それぞれ、図１に示されているように、増幅率可変増幅器１０−１，１０−２，１０−３により増幅され、Ａ／Ｄ変換器１２−１，１２−２，１２−３によりＡ／Ｄ変換され、演算処理回路１４に入力される。また、光源２の光量モニター２３，２５，２７−１，２７−２，２７−３の出力も、Ａ／Ｄ変換された上で演算処理回路１４に入力される。
【００２７】
演算処理回路１４において、血糖値測定は次のようにして行われる。
【００２８】
被測定部位Ｆに入射する波長λの光の強度をＩ0 （λ）とし、被測定部位Ｆを透過した波長λの光の強度をＩ（λ）とすると、被測定部位Ｆの吸光度ＡＢＳ（λ）はｌｎ（Ｉ0 （λ）／Ｉ（λ））で求められる。入射光強度Ｉ0 （λ）は光源光量モニター２７−１，２７−２，２７−３の出力に所定の係数を乗ずることで得られる（光量モニター２３，２５の場合には、各波長λ１，λ２，λ３ごとの所定係数を乗ずることで得られる）。この吸光度ＡＢＳ（λ）は、被測定部位Ｆの脈動に対応して周期的に変化する。即ち、被測定部位Ｆは体組織部とそこを流れる動脈血流及び静脈血流とを含んでおり、脈動により透過光路長が変動し、更に透過光路内における成分構成比も変動し、これが吸光度ＡＢＳ（λ）の周期的変化をもたらす。
【００２９】
本実施形態では、波長λ１，λ２，λ３のそれぞれに関して、例えば１０〜２０ｍｓｅｃ程度ごとの高速サンプリングで並行して得られたＩ0 （λ），Ｉ（λ）に基づき、吸光度ＡＢＳ（λ１），ＡＢＳ（λ２），ＡＢＳ（λ３）を算出する。この吸光度ＡＢＳ（λ１），ＡＢＳ（λ２），ＡＢＳ（λ３）に基づき、吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）を算出する。吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）は、
0003763687.tif 000002
として得られる。λ２−λ１＝λ３−λ２＝Δとし、λ２＝λとすれば、
ＡＢＳ”（λ）＝［ＡＢＳ（λ−Δ）＋ＡＢＳ（λ＋Δ）］−２ＡＢＳ（λ）
である。上記のようにΔは例えば１０ｎｍとすることができ或は５ｎｍとすることも可能である。
【００３０】
吸光度２次微分値は、グルコースによる光吸収が光の波長により変動することを利用し、この波長による変動ができるだけ大きく現れる波長域の近接した３つの波長を選択して、吸光度の波長２次微分に相当する値として定義されるものである。
【００３１】
図４に吸光度ＡＢＳ（λ）及び吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）の時間変化の例を示す。尚、この例は、エアーポンプによりカフ８へのエアー注入量を調節することで、被測定部位Ｆの動脈血流を維持しつつ静脈血流を停止させた状態を維持した時のものである。上記のように、１０〜２０ｍｓｅｃ程度ごとの高速サンプリングに基づき同時に得られた吸光度ＡＢＳ（λ１），ＡＢＳ（λ２），ＡＢＳ（λ３）どうしを用いて、各サンプリング時点での吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）が得られ、この吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）は時間と共に図４のように変化する。図４において、（ａ）と（ｂ）とは異なる測定対象（被測定部位Ｆ）に関するものである。
【００３２】
演算処理回路１４では、所定時間内（図４における時刻ＴＳからＴＥまで）における吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）の最大値と最小値との差として吸光度２次微分値変動幅Ｗ［図４（ａ）におけるＷａや図４（ｂ）におけるＷｂ］を求める。所定時間は、脈動の１周期以上の時間であればよいが、測定精度の点から数個の脈動を含む時間であることが好ましい。具体的には、この所定時間を例えば２〜５秒程度とすることができ、この所定時間中、上記カフによる静脈血流のみ停止の状態を維持する。
【００３３】
この吸光度２次微分値変動幅Ｗは、被測定部位Ｆの動脈内の血量が最大の場合と最小の場合との吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）の差であり、これら血量最大の時と最小の時との間で静脈内血量及び体組織部内の成分の量及び組成は不変であるとみなすことができる。従って、吸光度２次微分値変動幅Ｗは、血管内の血液の血糖値に十分な精度をもって対応している。そして、カフ８による静脈血流のみ停止の状態を維持することで、最も感度よく吸光度２次微分値変動幅Ｗを得ることができる。静脈血流のみ停止の状態の際には、動脈血流及び静脈血流の双方を停止させた状態（カフ８による押圧力を極めて大きくした場合）や動脈血流及び静脈血流の双方を自然放置した状態（カフ８による押圧力をかけない場合）に比べて、吸光度ＡＢＳ（λ）自体の最大値と最小値との差が大きくなることがわかった。そこで、血糖値測定に先立ち、カフ８による押圧力を調節することで上記吸光度ＡＢＳ（λ）自体の最大値と最小値との差が最大となるカフ押圧力を、試行により求め、血糖値測定の際にはこのカフ押圧力を用いるようにすることが可能である。
【００３４】
上記図４に示されているように、吸光度２次微分値変動幅Ｗ（Ｗａ，Ｗｂ）は、被測定部位Ｆの血糖値を反映して、互いに異なる。このような、吸光度２次微分値変動幅Ｗと血糖値との関係は、生体外及び生体内の実験により得られた実測データから最小自乗法などを用いて、検量線として予め決定することができる。図５に、吸光度２次微分値変動幅（Ｗ）と血糖値との関係の検量線の一例を示す。ここでは、図示されている実測値に基づき１次近似で得た直線状の検量線Ｍ１を示している。
【００３５】
演算処理回路１４では、以上のようにして算出された吸光度２次微分値変動幅Ｗと予め記憶されている波長λ（＝λ２）における血糖値との関係を示す検量線に基づき、吸光度２次微分値変動幅Ｗに対応する血糖値が選定（換算）される。
【００３６】
以上のような演算処理回路１４の血糖値測定動作のフロー図を図６に示す。即ち、概略的には、演算処理回路１４では、ステップＳ１において吸光度ＡＢＳ（λ１）〜ＡＢＳ（λ３）を算出し、ステップＳ２において吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）を算出し、ステップＳ３において吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）の所定時間内での変動幅Ｗを算出し、ステップＳ４において検量線を用いて変動幅Ｗを血糖値へと換算する。
【００３７】
本実施形態の動作は、不図示の制御部により制御される。この制御は、上記のような演算処理回路の動作の制御の他に、図１の制御経路Ｘを介して行われる光源２のランプ２１や半導体レーザー２６−１〜２６−３の発光強度の制御あるいは光源２の絞り２２の制御、図１の制御経路Ｙを介して行われるカフ圧の制御、図１の制御経路Ｚを介して行われる増幅器１０−１，１０−２，１０−３の増幅率の制御である。
【００３８】
被測定部位Ｆの寸法には固体差があるので、光検出器４で検出された波長λ１，λ２，λ３の透過光のうちの少なくとも１つの強度の或る時間の積分値またはその時間平均値が予め定められた所定値の近傍になるように、光源２から発せられる波長λ１，λ２，λ３の光の強度を制御経路Ｘを介して制御することができ、これにより光検出器４での検出条件を一定に維持することができる。尚、この制御は、被測定部位Ｆが変わるごとに最初に行えばよい。
【００３９】
脈動する被測定部位Ｆに対してカフ８により押圧力を作用させるように制御経路Ｙを介して制御して波長λ１，λ２，λ３の透過光の検出を行うことにより、被測定部位Ｆを固定して検出条件を一定に維持することができることに加えて、上記のように静脈血流のみ停止の状態を維持することで感度良好に吸光度２次微分値変動幅Ｗの検知を行うことができる。
【００４０】
制御経路Ｚを介して増幅器１０−１，１０−２，１０−３の増幅率を制御することで、演算処理系の処理条件を所望に設定することができる。
【００４１】
次に、本発明による血糖値測定装置の第２の実施形態について説明する。
【００４２】
この第２の実施形態では、上記第１の実施形態と同様に、上記図１〜３に示されるような装置構成を有しており、上記図４に示されるような吸光度ＡＢＳ（λ）及び吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）の時間変化が得られる。
【００４３】
本実施形態は、演算処理回路１４での処理が上記第１の実施形態と異なる。即ち、上記所定時間内（図４における時刻ＴＳからＴＥまで）における吸光度値ＡＢＳ（λ）の最大値と最小値との差として吸光度値変動幅Ｖ［図４（ａ）におけるＶａや図４（ｂ）におけるＶｂ］を求める。そして、この吸光度値変動幅Ｖに基づき吸光度２次微分値変動幅Ｗの補正を行って補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’を得、この補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’に基づき生体中の血糖値を求める。この補正は、以下の式（１）
Ｗ’＝−Ｖｓｉｎθ＋Ｗｃｏｓθ  ・・・・・（１）
（ここで、θは補正パラメータである）
を用いて行うことができる。
【００４４】
このような補正の意義について、説明する。本発明者は、吸光度２次微分値変動幅Ｗは吸光度値変動幅Ｖと相関をもつことを見出した。即ち、図７に示されている実測値から分かるように、吸光度値変動幅Ｖが増加するにつれて、吸光度２次微分値変動幅Ｗも増加する。そこで、図７に示されているように角度θだけ座標軸を回転した新たな座標軸を用いて、上記式１に示すようにして補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’を得ると、この補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’は吸光度値変動幅Ｖが変化しても補正前の吸光度２次微分値変動幅Ｗより変化は少ない。θの値は、予め実験において得られた実測値に基づき設定することができる。
【００４５】
図８に、補正済吸光度２次微分値変動幅（Ｗ’）と血糖値との関係の検量線の一例を示す。ここでは、図示されている実測値に基づき１次近似で得た直線状の検量線Ｍ２を示している。
【００４６】
演算処理回路１４では、以上のようにして算出された補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’と予め記憶されている波長λ（＝λ２）における血糖値との関係を示す検量線に基づき、補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’に対応する血糖値が選定（換算）される。
【００４７】
以上のような演算処理回路１４の血糖値測定動作のフロー図を図９に示す。即ち、概略的には、演算処理回路１４では、ステップＳ１において吸光度ＡＢＳ（λ１）〜ＡＢＳ（λ３）を算出し、ステップＳ２において吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）を算出し、ステップＳ３において吸光度ＡＢＳ（λ２）及び吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ２）の所定時間内での変動幅Ｖ，Ｗを算出し、ステップＳ４において上記式（１）を用いて補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’を算出し、ステップＳ５において検量線を用いて補正済変動幅Ｗ’を血糖値へと換算する。
【００４８】
以上のような補正済吸光度２次微分値変動幅Ｗ’を用いる本実施形態においては、測定条件の相違（測定対象［被験体］が誰であるかを含め被測定部位の如何、測定装置のカフ圧の如何、測定装置の増幅器増幅率や照射光強度の如何など）による血糖値測定のばらつきが小さくなるという利点がある。従って、測定精度の向上のために測定条件を一定に維持する努力は必ずしも必要ではなく、簡易に高精度の血糖値測定を行うことができる。
【００４９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の血糖値測定装置によれば、所定時間内における吸光度２次微分値変動幅を求め、該吸光度２次微分値変動幅に基づき生体中の血糖値を求めるので、体組織部の成分組成による影響を含む背景の影響を十分に除外した測定ができ、無侵襲血糖値測定の測定精度を向上させることが可能となる。
【００５０】
そして、特に、補正済吸光度２次微分値変動幅に基づき血糖値を求めることにより、高精度な血糖値測定の簡易化を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明による血糖値測定装置の第１の実施形態の構成を示すブロック図である。
【図２】  図１の装置における光源の具体例を示す模式図である。
【図３】  図１の装置における光検出器の具体例を示す模式図である。
【図４】  図１の装置において得られた吸光度値ＡＢＳ（λ）及び吸光度２次微分値ＡＢＳ”（λ）の例を示す図である。
【図５】  図１の装置において用いられる吸光度２次微分値変動幅（Ｗ）と血糖値との関係の検量線の一例を示す図である。
【図６】  図１の装置における演算処理回路の血糖値測定動作を示す図である。
【図７】  吸光度値変動幅Ｖと吸光度２次微分値変動幅Ｗとの関係を示す図である。
【図８】  本発明による血糖値測定装置の第２の実施形態における補正済吸光度２次微分値変動幅（Ｗ’）と血糖値との関係の検量線の一例を示す図である。
【図９】  本発明による血糖値測定装置の第２の実施形態における演算処理回路の血糖値測定動作を示す図である。
【符号の説明】
２  光源
４  光検出器
６  被測定部位配置部
８  カフ
１０−１〜１０−３  増幅率可変増幅器
１２−１〜１２−３  Ａ／Ｄ変換器
２１  ランプ
２２  絞り
２３  モニター
２４  ハーフミラー
２５  モニター
２６−１〜２６−３  半導体レーザー
２７−１〜２７−３  モニター
２８−１，２８−２  ミラー
２９−１，２９−２  ハーフミラー
３１  回折格子
３２−１〜３２−３  受光部
Ｆ  被測定部位
【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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