(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング中に歪みを補正する方法において、
複数の読出しエンコーディング方向（ＲＯ方向）においてＫ空間データを収集するステップであって、各位相エンコーディング線上のサンプリング点が低周波数領域に集中され、かつサンプリング数が全サンプリング点の数より少なくされるステップと、
スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップと、
前記複数の読出しエンコーディング方向において収集された前記Ｋ空間データを結合して最終画像に変換するステップと
を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法。
【請求項２】
前記各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する際に、全位相エンコーディング線をサンプリングして、位相エンコーディング方向において最大分解能を得るステップがさらに含まれることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップは、
並列収集モードまたは部分フーリエ画像化モードで前記複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップ
を含むことを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
【請求項４】
前記複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップは、
ターボスピンエコーシーケンスまたはスピンエコーシーケンスを用いて前記複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップ
を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップは、
読出し勾配の適用と同時に前記スライス選択勾配の軸に前記視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップ
を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記読出しエンコーディング方向の数をＮ（Ｎは正の整数）とすると、Ｋ空間の全読出しエンコーディング方向における回転増分角がπ／Ｎであることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記位相エンコーディング線におけるサンプリング点の数と前記全サンプリング点の数との比率が任意の整数であり、前記Ｎが任意の整数であることを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
磁気共鳴イメージング中に歪みを補正する装置において、
複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する収集ユニット（５０１）であって、各位相エンコーディング線上のサンプリング点を低周波数領域に集中し、かつサンプリング数を全サンプリング点の数より少なくし、スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせる収集ユニット（５０１）と、
前記複数の読出しエンコーディング方向において収集した前記Ｋ空間データを結合して最終画像に変換する結合ユニット（５０２）と
を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージングにおける歪み補正装置。
【請求項９】
前記収集ユニット（５０１）が前記各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する際、前記位相エンコーディング線はＫ空間全体に分布することを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記結合ユニット（５０２）は、並列収集モードまたは部分フーリエモードで前記各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集することを特徴とする請求項８または９に記載の装置。
【請求項１１】
前記収集ユニット（５０１）は、ターボスピンエコーシーケンスまたはスピンエコーシーケンスを利用して前記複数の読出しエンコーディング方向において前記Ｋ空間データを収集することを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１２】
前記収集ユニット（５０１）は、読出し勾配の適用と同時に、前記スライス選択勾配の軸に前記視野角傾斜補償勾配を重ね合わせることを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１３】
前記収集ユニット（５０１）は、Ｎ個（Ｎは正の整数）の読出しエンコーディング方向において前記Ｋ空間データを収集し、Ｋ空間の全読出しエンコーディング方向における回転増分角はπ／Ｎであることを特徴とする請求項８に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技法に関し、とりわけ、磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩに対する不均一な磁場によって生じる幾何学的歪みの影響は比較的大きい。一般に、化学シフト、磁化率差、または、人体に植え込まれた金属装置といった要因が不均一な磁場をもたらす。
【０００３】
現在のところ、ＭＲＩ画像化中における幾何学的歪みの問題を解決すために視野角傾斜（view angle tilting ; ＶＡＴ）法が提案されている。ＶＡＴ法の基本原理は、読み出し勾配の適用と同時に、スライス選択勾配の軸に補償勾配を重ね合わせて、視野角をわずかに傾斜させることにある。この方法によって、不均一に生じる幾何学的歪み及び密度差の全てを補正することが可能になる。
【０００４】
ＶＡＴ法を実施すると幾何学的歪みを有効に補正することができるが、ＶＡＴ法による最終画像はぼやけることになり、こうしたぼけ(blurring)がかなりひどい場合、または、画像の鮮明度に対する要求が比較的厳しい場合には、こうしたＭＲＩ画像を診断の根拠として用いることはできない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、幾何学的歪みを補正しながら、画像ぼけを軽減し、モーションアーチファクトを抑えることが可能である、磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法を提供することにある。
【０００６】
本発明の他の課題は、磁気共鳴イメージングにおける歪み補正装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上述の課題を解決するために、本発明によれば、磁気共鳴イメージング中に歪みを補正する方法において、複数の読出しエンコーディング方向（ＲＯ方向）においてＫ空間データを収集するステップであって、各位相エンコーディング線上のサンプリング点が低周波数領域に集中され、かつサンプリング数が全サンプリング点の数より少なくされるステップと、スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップと、複数の読出しエンコーディング方向において収集されたＫ空間データを結合して最終画像に変換するステップとを含む、磁気共鳴イメージングにおける歪み補正方法が提供される。
【０００８】
前記方法には、さらに、各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する際に、全位相エンコーディング線をサンプリングして、位相エンコーディング方向において最大分解能を得るステップが含まれる。
【０００９】
各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップは、並列収集モードまたは部分フーリエ画像化モードで複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップを含む。
【００１０】
各読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集するステップは、ターボスピンエコーシーケンスまたはスピンエコーシーケンスを用いてＫ空間データを収集するステップを含む。
【００１１】
スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップは、読出し勾配の適用と同時にスライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせるステップを含む。
【００１２】
前記読出しエンコーディング方向の数をＮ（ここでＮは正の整数）とすると、Ｋ空間の全読出しエンコーディング方向における回転増分角はπ／Ｎである。
【００１３】
前記位相エンコーディング線におけるサンプリング点の数と前記全サンプリング点の数との比は、０〜１の任意の値に設定することが可能である。
【００１４】
上述の課題を解決するために、本発明によれば、磁気共鳴イメージング中に歪みを補正する装置において、複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する収集ユニットであって、各位相エンコーディング線上のサンプリング点を低周波数領域に集中し、かつサンプリング数を全サンプリング点の数より少なくし、スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせる収集ユニットと、複数の読出しエンコーディング方向において収集したＫ空間データを結合して最終画像に変換する結合ユニットとを備える、磁気共鳴イメージングにおける歪み補正装置が提供される。
【００１５】
前記収集ユニットが各位相エンコーディング方向においてＫ空間データを収集する際、位相エンコーディング方向において最大分解能に達する位相エンコーディング線が得られる。
【００１６】
前記結合ユニットは、各読出しエンコーディング方向において並列収集モードまたは部分フーリエモードでＫ空間データを収集する。
【００１７】
前記収集ユニットは、ターボスピンエコーシーケンスまたはスピンエコーシーケンスを利用して前記複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データを収集する。
【００１８】
前記収集ユニットは、読出し勾配の適用と同時に、スライス選択勾配の軸に視野角傾斜補償勾配を重ね合わせる。
【００１９】
前記収集ユニットは、Ｎ個（Ｎは正の整数）の読出し方向においてＫ空間データを収集する。Ｋ空間の全読出しエンコーディング方向における回転増分角はπ／Ｎである。
【００２０】
上記技術的解決策から明らかなように、本発明の場合、位相エンコーディング線におけるサンプリング点が低周波数領域に集中し、その数が全サンプリング点の数より少ない複数の読出しエンコーディング方向においてＫ空間データが収集され、視野角傾斜補償勾配がスライス選択勾配の軸に重ね合わせられ、複数の方向において収集されたＫ空間データが結合されて最終画像に変換される。この技術的解決策では、視野角傾斜補償勾配をスライス選択勾配の軸に重ね合わせると、幾何学的歪みを有効に較正することが可能になるという事実によって、各読出し方向毎に、Ｋ空間の中心の低周波数領域におけるデータだけが収集される。位相エンコーディング方向において、最大分解能のデータが収集され、複数の読出しエンコーディング方向における収集技術と組み合わせることによって複数のデータブレードが直交座標モードで収集され、最後に、複数のデータブレードを結合して、Ｋ空間全体が充填される。読出し方向において得られるデータの分解能は最大分解能よりも低いという事実により、視野角傾斜によって生じるぼけ（blurring）も軽減されるので、最終画像におけるぼけ度（不鮮明度）が改善される。各読出し方向において、低分解能だけしか得られないが、エンコーディング方向を回転させることによって、全方向で高分解能が得られる。また、エンコーディング方向を回転させることによって、ＭＲＩの動きに対する感度を抑制することも可能になる。要するに、本発明の解決策を用いると、磁気共鳴イメージング中に幾何学的歪みを較正できるだけではなく、画像のぼけ度及びモーションアーチファクトを低減することも可能になる。
【本発明を実施するための最良の形態】
【００２１】
当業者に対して本発明の前述の及びその他の特徴及び利点をより明らかにするため、以下では、同じ番号が同じ部分を表わしている添付の図面を参照して、本発明の望ましい実施形態についてさらに詳述することにする。
【００２２】
本発明の課題、技術的解決策、及び、利点をより明らかにするため、添付の図面及び実施形態に関連して本発明のさらなる説明を行うことにする。云うまでもないが、本明細書に記載の実施形態はただ単に本発明を説明するためのものであり、本発明を定義しようとするものではない。
【００２３】
本発明者は、本発明を生み出す過程において、ＶＡＴイメージング(画像化)中、読出し方向において傾斜視野角θが生じた、従って、ＶＡＴ画像化中、通常の矩形ピクセルが歪んで菱形になり、この結果画像がぼやけるが、ＰＥ方向には歪みが生じないことを発見した。本発明者は、この事例に照準を合わせて分析及び実験を実施しており、革新的な概念を提案する、すなわち、ＶＡＴ解決策の実施中、ＲＯ方向におけるピクセルの厚さを増し、同時に、スライス選択方向におけるピクセルの厚さを維持することによって、画像のぼけ度が軽減し、エンコーディング方向を回転させることにより全方向で高分解能が得られる。
【００２４】
図１は、本発明で提案された磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）中の歪み補正方法のフローチャートである。図１に示すように、Ｓ１０１では、位相エンコーディング（ＰＥ）線におけるサンプリング点が低周波数領域に集中し、その数が全サンプリング点の数より少ない複数のデータ読出し方向においてＫ空間データが収集され、データ収集時に、視野角補償勾配がスライス選択勾配の軸に重ね合わせられる。ステップＳ１０２では、複数の方向で収集されたＫ空間データが結合されて最終画像に変換される。
【００２５】
以下では、いくつかの特定の実施形態を通じて本発明について詳述することにする。
【００２６】
図２は、本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ中の歪み補正方法のフローチャートである。図２に示すように、ＭＲＩ中における歪み較正は下記のステップを主に含む。
【００２７】
ステップＳ２０１では、１つのブレード（blade）においてＫ空間データが収集される。
【００２８】
Ｋ空間は周波数空間とも呼ばれ、この空間において、垂直及び水平座標は、それぞれ、位相エンコーディング方向及び周波数エンコーディング方向における周波数変化を表わしている。図３は、この実施形態の１つのブレードにおけるＫ空間データ収集の概略図である。図３に示すように、１つのブレードにおいてＫ空間データを収集する場合、１つのブレードにはＮPEの平行な直線トラックが含まれている。ここで、ＮPEは最終的に再構成された画像におけるＰＥ線の数である。各位相エンコーディング線毎に、Ｋ空間内の少なくともＬ個の点が収集される。１つのブレードの収集は、スピンエコー（ＳＥ）シーケンスまたはターボスピンエコー（ＴＳＥ）シーケンスを利用して実施することが可能である。各ブレードにおけるＲＯ方向の分解能は低いが、ＰＥ方向における１つのブレードの収集によってＫ空間の全範囲がカバーされるので、ＰＥ方向において高分解能が得られるのは明らかである。この実施形態の場合、位相エンコーディング線における全サンプリング点数とＬとの比率は８である。
【００２９】
ステップＳ２０２では、幾何学的歪みを補正するための勾配がスライス選択勾配の軸に重ね合わせられる。
【００３０】
具体的には、この方法は次のように実施される。読出し勾配の適用中に、補償勾配が重ね合わせられる。この補償勾配はスライス選択勾配の軸に適用される。補償勾配は、視野角がわずかに傾斜するようにスライス選択勾配と同じ値を有しているのが望ましい。この方法によれば、幾何学的偏差によって生じる全ての不均一性及びそれによって生じる画像の密度差を補正することが可能になる。
【００３１】
ステップＳ２０３では、１つのブレードにおけるデータ収集の完了後に、Ｋ空間においてπ／Ｎの角度増加でそのブレードが回転させられる。ここでＮはブレード数であり、Ｎ個のブレード全てのデータを収集するまで、同じモードでＫ空間データの収集が行われる。
【００３２】
図４は、この実施形態の複数のブレードにおけるＫ空間データ収集の概略図である。図４に示すように、この実施形態の場合、ブレード数は５であり、従って、ブレードを５回回転させる必要がある、すなわち、Ｋ空間データは５つのブレードを利用して収集される。
【００３３】
ステップＳ２０４では、全ブレードで収集されたデータを結合して最終画像が作成される。
【００３４】
Ｋ空間での結合が導入されると、全ブレードのデータがＫ空間に変換され、これらのデータに直交座標系をなすように再グリッド処理を施すことによって、完全なｋ空間が形成され、その結果、逆フーリエ変換によって最終画像が得られる。
【００３５】
留意すべきは、データを収集する場合、各ブレードの収集中に、部分フーリエ変換画像化技術または部分並列画像化技術を同時に取り入れることによって、複数のブレードの収集時間を短縮することが可能になるという点である。こうして、完全な測定の時間は比較的理想の範囲内に短縮される。Ｔ１強調画像の場合、その時間は一般に２〜５分間である。
【００３６】
本発明によれば、ＭＲＩ中の歪み補正方法に対応する装置も提供される。
【００３７】
図５は、本発明の第２の実施形態のＭＲＩ中の歪み補正装置の構造図である。図５に示すように、この装置は、収集ユニット５０１と結合ユニット５０２とを含む。収集ユニット５０１は、複数のデータ読出し方向においてＫ空間データを収集する。位相エンコーディング線のサンプリング点は、低周波数領域に集中し、その数は全サンプリング点の数より少なく、視野角傾斜補償勾配がスライス選択勾配の軸に重ね合わせられる。結合ユニット５０２は、複数のＲＯ方向で収集されたＫ空間データを結合して最終画像に変換する。
【００３８】
収集ユニット５０１が各ＲＯ方向においてＫ空間データを収集する際、位相エンコーディング線はＫ空間全体に分布する。
【００３９】
結合ユニット５０２が各データのＲＯ方向においてＫ空間データを収集する際、並列収集技術または部分フーリエ画像化技術が組み合わされる。
【００４０】
収集ユニット５０１は、ＴＳＥシーケンスを用いて複数のデータ読出し方向でＫ空間データを収集する。
【００４１】
収集ユニット５０１は、読出し勾配の適用と同時に、スライス選択勾配の軸に補償勾配を重ね合わせるが、補償勾配とスライス選択勾配とは同じ大きさであることが望ましい。
【００４２】
収集ユニット５０１は、Ｎ個のデータＲＯ方向においてＫ空間データを収集し、Ｋ空間の全データＲＯ方向における回転増分角はπ／Ｎである。
【００４３】
上述の方法及び装置を利用することによって、画像のぼけ（blurring）を回避し、同時に幾何学的歪みを有効に較正することが可能になる。同時に、本発明の解決策では、複数のブレードを回転させる収集モードが取り入れられるので、１つのブレードの収集中に生じる動きは他のブレードから収集されるデータによって補正可能であり、従って、本発明の解決策は動き歪みの補正にも効果がある。
【００４４】
図６は、ＶＡＴ画像化を採用しない場合のピクセル形状の概略図である。図６に示すように、ＶＡＴ画像化を採用しない場合のピクセル形状は矩形である。ここで、Δｓは選択されたスライスの厚さであり、Δｘ＝ＦＯＶRO／ＮROは完全な読出しの分解能であり、この時点でＲＯ方向は最大分解能である。
【００４５】
図７は、ＶＡＴ画像化によるピクセル形状の概略図である。図７に示すように、ＶＡＴ画像化中、ＲＯ方向において傾斜視野角（傾斜した視野角）θが生じるので、通常の矩形ピクセルが歪んで菱形になり、そのために画像ぼけが生じるが、ＰＥ方向では歪みが生じない。全ピクセル領域から分離した三角形の陰影領域に値を使用することによって、ぼけ率（ＢＲ）で表わされるぼけ度を推定することが可能である。従来のＶＡＴ較正の場合、次のようになる。
ＢＲ＝（Δｓ・ｔａｎθ）／（２・Δｘ）      （１）
ここで、Δｓはスライスの厚さであり、Δｘ＝ＦＯＶRO／ＮROは完全読出しの分解能であり、θは傾斜視野角である。
【００４６】
図８は、本発明の解決策を取り入れた場合のピクセル形状の概略図である。図８に示すように、全ブレードが各ＲＯ方向においてのみ低分解能の内容をもたらすので、各ＰＥ方向ではぼけが生じることはなく、従って、最終画像のＢＲは次のように推定することが可能である。
ＢＲ≦（Δｓ・ｔａｎθ）／（２・γ・Δｘ）      （２）
ここで、Δｓはスライスの厚さであり、Δｘ＝ＦＯＶRO／ＮROは完全読出しの分解能であり、θは傾斜視野角であり、γはＮRO／Ｌに等しい。
【００４７】
さらに、本発明の解決策に関して、ぼけは全ブレードからの平均効果のために最終再構成画像の全方向に広がり、ＢＲは従来のＶＡＴ較正の１／２にしかならないはずである。従って、実際のＢＲは次の通りと考えられる。
ＢＲ≦（Δｓ・ｔａｎθ）・（２・２・γ・Δｘ）      （３）
ここで、Δｓはスライスの厚さであり、Δｘ＝ＦＯＶRO／ＮROは完全読出しの分解能であり、θは傾斜視野角であり、γはＮRO／Ｌに等しい。
【００４８】
上記比較から明らかなように、本発明の解決策を取り入れることによって、最終画像のぼけ度は従来のＶＡＴ較正による最終画像のわずか１／（２・γ）になる。従って、本発明の解決策を導入することによって、画像のぼけ度をかなり軽減することが可能である。
【００４９】
本発明の解決策の利点が図９〜１４によって例示されている。
【００５０】
図９には、標準的なＴＳＥを用いて収集された典型的な磁気共鳴（ＭＲ）画像が示されている。図９に示すように、標準的なＴＳＥを用いて収集された画像には幾何学的歪みによる明らかなアーチファクトがある。
【００５１】
図１０には、ＴＳＥとＶＡＴを併用して収集された典型的なＭＲ画像が示されている。図１０に示すように、ＴＳＥとＶＡＴを併用して収集された画像において、幾何学的歪みのアーチファクトは、図９ほどひどくないが、画像ぼけが著しい。
【００５２】
図１１は、本発明の解決策を用いて収集された典型的なＭＲ画像である。図１１に示すように、本発明の解決策によって収集された画像の場合、幾何学的歪みのアーチファクトは図１０ほどひどくはなく、同時に画像ぼけの状況も大幅に改善され、図９の画像と比べると、Ｓ／Ｎ比（ＳＮＲ）の損失がない。
【００５３】
図１２は、図９〜１１の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線の比較概略図である。図１２の場合、正方形で表示された線は図９の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線を表わし、星印で表示された線は図１０の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線を表わし、三角形で表示された線は図１１の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線を表わしている。図１２に示すように、図１０の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線は、ピクセル強度のコントラストが小さいことを示し、図１１の鎖線で表示されたピクセルの強度曲線は、ピクセル強度のコントラストが比較的大きいことを示しているが、これらのコントラストは図９の画像のピクセル強度のコントラストとほぼ同様である。
【００５４】
図１３は、患者の口内の金属製義歯によって幾何学的歪みを生じたＭＲ画像である。明るい矢印で表示されているのは金属製義歯によって生じた幾何学的歪みであり、暗い矢印で表示されているのはパルス状アーチファクトである。図１４は、本発明の解決策を用いて収集された補正ＭＲ画像である。図１４に示すように、明るい矢印で表示された幾何学的歪みはほとんど除去され、暗い矢印で表示されたパルス状アーチファクトも低減している。従って、本発明の解決策を用いると、画像の幾何学的歪みを抑制し、微細組織の輪郭の分解能を維持することが可能になるだけではなく、パルス状アーチファクトを低減することも可能になる。
【００５５】
上述の内容は、本発明の単なる望ましい実施形態であるか、または、それを構成するものであり、本発明の制限を意図したものではない。本発明の精神及び原理内におけるいかなる修正、同等の置換、及び、改良も本発明の保護範囲内に含まれるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００５６】
【図１】本発明で提案される磁気共鳴イメージング中の歪み補正方法のフローチャート
【図２】本発明の第１の実施形態による磁気共鳴イメージング中の歪み補正方法のフローチャート
【図３】第１の実施形態における１つのブレードのＫ空間データ収集の概略図
【図４】第１の実施形態における複数のブレードのＫ空間データ収集の概略図
【図５】本発明の第２の実施形態における磁気共鳴イメージング中の歪み補正装置の構造図
【図６】ＶＡＴ画像化を導入しない場合のピクセル形状の概略図
【図７】ＶＡＴ画像化によるピクセル形状の概略図
【図８】本発明の解決策を取り入れたピクセル形状の概略図である。
【図９】標準的なターボスピンエコー（ＴＳＥ）技術を用いて収集した典型的なＭＲ画像を示す図
【図１０】ＴＳＥ技術とＶＡＴを併用して収集した典型的なＭＲ画像を示す図
【図１１】本発明の解決策を用いて収集した典型的なＭＲ画像を示す図
【図１２】図８〜１０における鎖線領域のピクセルの強度曲線に関する比較概略図
【図１３】患者の口内の金属製義歯によって幾何学的歪みを生じた磁気共鳴画像を示す図
【図１４】本発明の解決策を用いて得られた較正磁気共鳴画像を示す図
【符号の説明】
【００５７】
５０１  収集ユニット
５０２  結合ユニット
【図１】
0005594971.tif 000002
【図２】
0005594971.tif 000003
【図３】
0005594971.tif 000004
【図４】
0005594971.tif 000005
【図５】
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【図６】
0005594971.tif 000007
【図７】
0005594971.tif 000008
【図８】
0005594971.tif 000009
【図９】
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【図１０】
0005594971.tif 000011
【図１１】
0005594971.tif 000012
【図１２】
0005594971.tif 000013
【図１３】
0005594971.tif 000014
【図１４】
0005594971.tif 000015