(57)【要約】【課題】ＳＳＦＰを利用した高速撮像法における撮像画像の画質の劣化を低減する。【解決手段】静磁場発生手段１２と、傾斜磁場発生手段１４と、高周波磁場パルス発生手段１６と、信号検出手段１８と、信号処理手段２０と、表示手段２２と、各手段を制御する制御手段２４とを備えてなる磁気共鳴イメージング装置において、制御手段２４は、高周波磁場パルス発生手段１６により、被検体の観察部位における磁化の縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間で高周波磁場パルスを観察部位に印加させ、印加による観察部位の磁化が定常状態において検出された核磁気共鳴信号をｋ空間の低周波領域に割り付けるように、傾斜磁場の位相エンコード量を調整する高速撮像機能を有してなる。【選択図】　　図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に印加する静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に印加する互いに異なる３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体に印加する高周波磁場パルスを発生する高周波磁場パルス発生手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、該信号検出手段により得られた核磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する信号処理手段と、該信号処理手段により再構成された画像を表示する表示手段と、前記各手段を制御する制御手段とを備えてなる磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記高周波磁場パルス発生手段により、前記被検体の観察部位における磁化の縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間で前記高周波磁場パルスを観察部位に印加させ、該印加による観察部位の磁化が定常状態において検出された前記核磁気共鳴信号をｋ空間の低周波領域に割り付けるように、前記傾斜磁場の位相エンコード量を調整する高速撮像機能を有してなることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記制御手段は、前記観察部位の磁化が前記定常状態に到達する前の過渡状態において検出された前記核磁気共鳴信号をｋ空間の高周波領域に割り付けるように、前記傾斜磁場の位相エンコード量を調整することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記制御手段は、前記観察部位中の脂肪を励起して飽和させるスピンプレパレーションパルスを印加した後に、前記高速撮像機能を実行することを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、具体的には高速撮像法に好適な画像取得技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという。）装置は、被検体の主な構成物質である例えばプロトンすなわち水素原子核の磁気共鳴現象を用い、磁気共鳴現象により被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出し、検出された核磁気共鳴信号に基づいて観察部位の断層像などの画像を撮像するものとして知られている。
【０００３】
このようなＭＲＩ装置において、種々の高速撮像技法が提案されている。例えば、グラジエントエコー法として知られている高速撮像手法は、繰り返し時間ＴＲすなわち被検体に照射するパルス系列の基本パターンに要する時間長を短くすることにより撮像時間の短縮を図るものである。
【０００４】
このグラジエントエコー法には、ＳＳＦＰ型のグラジエントエコーシーケンスを用いたものがある。これは、縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間ＴＲで観察部位に高周波磁場パルスを連続して印加することにより、印加された観察部位の磁化を定常状態すなわち定常状態自由歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ　Ｓｔａｔｅ　Ｆｒｅｅ　Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：ＳＳＦＰ）の状態にして、その定常状態における磁化を測定することにより観察部位を高速に撮像するものである（例えば、非特許文献１参照。）。
【０００５】
【非特許文献１】
Ｍａｒｃ　Ｖａｎ　Ｃａｕｔｅｒｅｎ、「ｂＦＦＥとｂＴＦＥ　超高速リアルタイム撮像と高Ｓ／Ｎを両立させた撮像シーケンス」、ＩＮＮＥＲＶＩＳＩＯＮ、　２００１年９月１６日、Ｐ４４―Ｐ４８
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このようなＳＳＦＰ型のグラジエントエコーシーケンスでは、画像にアーチファクトが生じて画質が劣化することがある。例えば、観察部位の磁化が定常状態に達するまでの状態いわゆる過渡状態では、磁気が変化を続けて振動するため、検出された核磁気共鳴信号の信号強度も大きく変動する。その変動が大きい信号に基づいて画像を再構成すると、アーチファクトが生じて撮像画像の画質が劣化する。特に、変動が大きい信号がｋ空間の低周波部分すなわちｋ空間の中心部分に割り付けられると、アーチファクトの発生量が増加するので、画質が劣化するという問題がある。
【０００６】
本発明の課題は、ＳＳＦＰを利用した高速撮像法によって取得した画像の画質の劣化を低減することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、被検体に印加する静磁場を発生する静磁場発生手段と、被検体に印加する互いに異なる３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、被検体に印加する高周波磁場パルスを発生する高周波磁場パルス発生手段と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、信号検出手段により得られた核磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する信号処理手段と、信号処理手段により再構成された画像を表示する表示手段と、各手段を制御する制御手段とを備え、制御手段は、高周波磁場パルス発生手段により、被検体の観察部位における磁化の縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間で高周波磁場パルスを観察部位に印加させ、印加による観察部位の磁化が定常状態において検出された核磁気共鳴信号をｋ空間の低周波領域に割り付けるように、傾斜磁場の位相エンコード量を調整する高速撮像機能を有してなることを特徴とする。
【０００８】
すなわち、位相エンコード量を調整することにより、表示画像の画質特にコントラストに影響を与えるｋ空間の低周波領域すなわちｋ空間の中心部分に、定常状態において検出された安定な核磁気共鳴信号を割り付ける。したがって、ｋ空間の低周波領域に信号強度の変動の大きい過渡状態において検出された核磁気共鳴信号が充填される場合に比べて、撮像画像のアーチファクトを抑制して画質特にコントラストを向上することができる。
【０００９】
また、制御手段は、観察部位の磁化が定常状態に到達する前の過渡状態において検出された核磁気共鳴信号をｋ空間の高周波領域に割り付けるように、傾斜磁場の位相エンコード量を調整することが好ましい。このように、位相エンコード量を調整することにより、過渡状態において検出された核磁気共鳴信号すなわち磁化が変化を続けている不安定な特性を有する信号を、画質特にコントラストに影響を与えないｋ空間の高周波領域すなわち端部に割り付けることができる。したがって、定常状態において検出された信号のみを用いてｋ空間を充填する場合に比べて、ｋ空間にデータを充填する時間を短縮することができる。
【００１０】
この場合において、制御手段は、観察部位中の脂肪を励起して飽和させるスピンプレパレーションパルスを印加した後に、高速撮像機能を実行することが望ましい。これにより、スピンプレパレーションパルス例えば脂肪抑制パルスにより脂肪プロトンを選択的に励起して脂肪信号を飽和させ、かつ制御手段の高速撮像機能により磁化の定常状態におけて検出された核磁気共鳴信号をｋ空間の中心部に割り付けることができる。したがって、割り付けられたｋ空間に基づいて画像を構成すると、脂肪信号を抑制しながら、アーチファクトの発生を抑制した画像を得ることができる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図１は本発明を適用したＭＲＩ装置の構成例を示す。図に示すとおり、ＭＲＩ装置１は、被検体１０に印加する静磁場を発生する静磁場磁石１２と、被検体１０に印加する互いに異なる３方向例えばＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１４が設けられている。また被検体１０に印加する高周波磁場パルスすなわちＲＦパルスを発生するＲＦコイル１６と、被検体１０から発生する核磁気共鳴信号すなわちエコー信号を検出するＲＦプローブ１８が備えられている。ＲＦプローブ１８により得られたエコー信号に基づいて画像を再構成する信号処理部２０と、信号処理部２０により再構成された画像を表示する表示部２２とが設けられている。
【００１２】
このように構成されたＭＲＩ装置の動作について説明する。静磁場磁石１２により被検体１０に静磁場が印加される。静磁場を印加した被検体１０の観察部位例えば心臓に対して、制御部２４の指令に基づいた傾斜磁場電源２６の信号に応じて傾斜磁場コイル１４からスライス選択傾斜磁場を印加する。スライス選択傾斜磁場を印加するとともに、観察部位に対して、制御部２４の指令に基づいた信号送信部２８の信号に応じてＲＦコイル１６からＲＦパルスが印加されて構成物質中の例えばプロトンの磁気共鳴現象が引き起こされる。磁気共鳴現象が引き起こされた観察部位の位置情報を取得するために傾斜磁場コイル１４から位相エンコーディング傾斜磁場と周波数エンコーディング傾斜磁場が印加される。
【００１３】
そして、磁気共鳴現象により観察部位から発生するエコー信号が制御部２４の指令に基づいてＲＦプローブ１８から信号検出部３０により検出される。検出されたエコー信号に基づいて信号処理部２０により観察部位の断層像例えば心臓の断層像が２次元的又は３次元的に再構成され、再構成された画像が表示部２２に表示される。
【００１４】
図２は、本発明に係る一実施形態のグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示している。図に示すとおり、横軸は、最上位段から順に、撮像時のＲＦパルスの印加タイミング、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコーディング傾斜磁場Ｇφ、周波数エンコーディング傾斜磁場Ｇｒの印加タイミングを示しており、最下段に示す横軸は、エコー信号を受信するタイミングチャートを示している。また、それぞれの横軸の軸方向は時間経過を示している。
【００１５】
このようなパルスシーケンスのタイミングチャートを説明する。まず、ＭＲＩ装置１により観察部位例えば心臓を撮像するとき、観察部位に静磁場（例えば１．５テスラー）を印加する。静磁場を印加した心臓にスライス傾斜磁場１０１を印加するとともに、フリップ角がα（例えば４５°）であるＲＦパルス１０２を印加して観察部位のスライス内に磁気共鳴現象を誘起する。磁気共鳴現象が誘起された観察部位に位相エンコード傾斜磁場１０３を制御部２４により決められた位相エンコード数（例えば１２８、２５６、５１２等）で印加する。位相エンコード傾斜磁場１０３が観察部位に印加されるとき、周波数エンコーディング方向すなわち読み出し方向にいわゆるディフェーズパルス１０４を印加する。これにより、Ｇｒ軸方向の原子核スピン間の位相差が拡大する。次いで、周波数エンコーディング傾斜磁場１０５を印加しながら、Ａ／Ｄサンプリング間隔１０６の間にエコー信号１０７を受信する。エコー信号１０７を受信した後、観察部位に位相エンコード傾斜磁場１０３と逆極性の位相エンコードパルス１０８と読み出し方向に周波数エンコードパルス１０５の逆極性で、かつ１／２の印加量のいわゆるリフェーズパルス１０９を印加する。これにより、原子核スピン間の位相差がキャンセルされる。そして、フリップ角が−α（例えば−４５°）であるＲＦパルス１１０を印加する。ここで、フリップ角αのＲＦパルス１０２を印加した時からフリップ角が−αのＲＦパルス１０２を印加した時までの時間を繰り返し時間ＴＲという。この繰り返し時間ＴＲでＲＦパルスを連続して観察部位に印加することによりエコー信号１０７（例えば１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列信号）を取得する。
【００１６】
このようなパルスシーケンスのタイミングチャートにおいて、繰り返し時間ＴＲを短くしてパルスシーケンスを繰り返すと、磁化が過渡状態を経て定常状態に到達する。つまり、繰り返し時間ＴＲを縦緩和時間Ｔ１と横緩和時間Ｔ２のどちらよりも大幅に短い時間（例えば３ｍｓ以下）にすると、磁化が振動した状態すなわち過渡状態になった後、いわゆる定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）という安定な状態となる。このとき、過渡状態において検出された信号がｋ空間の低周波領域に充填されると、撮像画像においてアーチファクトの発生量が増大する。そこで、本実施形態では、制御部２４により位相エンコーディング量を調整して、定常状態において検出された信号をｋ空間の低周波領域に割り付けることによりアーチフェクトの発生を抑制している。
【００１７】
ここで、本発明の特徴部である制御手段２４の高速撮像機能について説明する。図３は、ＳＳＦＰ型のグラジエントエコーシーケンスの概念図を示している。図に示すとおり、フリップ角がα或いは−αであるＲＦパルス１０２ａ〜１０２ｎを観察部位例えば心臓に印加するタイミングと、印加されたＲＦパルスに応じて受信されるエコー信号１０７ａ〜１０７ｂの受信タイミングを２つの横軸に示している。そして受信されたエコー信号が充填されるｋ空間１１２が示されており、そのｋ空間１１２は、横軸周波数エンコード方向又はリードアウト方向ｋｘとその横軸ｋｘに直交する縦軸位相エンコード方向ｋｙとにより形成されている。また、ｋ空間１１２は、位相エンコード方向において中央部１１２ａすなわち低周波領域と端部１１２ｂすなわち高周波領域の領域に区画されている。
【００１８】
このとき、制御部２４の指令に基づいて位相エンコード傾斜磁場１０３の印加量を調整することにより、例えば、過渡状態において検出されたエコー信号１０７ａ〜１０７ｅを破棄し、そして、定常状態に到達した直後に検出された信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）をｋ空間１１２の中央部１１２ａに充填し、さらに、例えばエコー信号１０７ｊ〜１０７ｎをｋ空間１１２の未充填の領域例えば端部１１２ｂに充填する。
【００１９】
これにより、ｋ空間１１２の中央部１１２ａに充填されたエコー信号は信号強度が大きく変動しない安定な信号であるため、過渡状態において検出されるエコー信号１０７ａ〜１０７ｅを中央部１１２ａに充填する場合に比べて、アーチファクトの発生を抑制することができる。
【００２０】
以上、実施形態に基づいて本発明を説明したが、本発明に係るＭＲＩ装置１はこれに限られるものではない。例えば、図３において、過渡状態で検出されたエコー信号１０７ａ〜１０７ｅを破棄せず、ｋ空間１１２の端部１１２ｂに充填するようにしてもよい。これにより、定常状態において検出された信号１０７ｆ〜１０７ｎのみを用いてｋ空間を充填する場合に比べて、ｋ空間にデータを充填する時間を短縮できる。
【００２１】
また、図４は、本発明に係るグラジエントエコーシーケンスの一実施形態に脂肪励起パルス１１５を付加した概念図を示している。図に示すように、スピンプレパレーションパルス例えば脂肪励起パルス１１５を観察部位例えば心臓に印加した後、ＲＦパルス１０２ａ〜１０２ｎを繰り返し時間ＴＲで連続印加してもよい。
【００２２】
このとき、脂肪励起パルス１１５の脂肪抑制効果は、印加した直後に最も高く、時間の経過とともに低下する。したがって、定常状態に到達した直後に検出されたエコー信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）をｋ空間１１２の中心部１１２ｃに割り付けることが好ましい。これにより、中心部１１２に割り付けられた信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）は、脂肪抑制効果を充分に得ている信号なので、より一層アーチファクトの発生を抑制した良好な画像を得ることができる。例えば、心臓の冠状動脈を撮像するとき、冠状動脈の周囲にある脂肪の信号を抑制することにより、良好なコントラストで冠状動脈の撮像画像を描出することができる。
【００２３】
また、図５は、脂肪抑制パルスを用いた心臓イメージングの概念図を示している。図に示すとおり、計測ウィンドウすなわち心電図Ｒ波を感知した時から次の心電図Ｒ波を感知するまでの時間（例えば１秒）を一定時間（例えば１００ｍｓ乃至２００ｍｓ）で区切られたものが示されている。区切られた計測ウィンドウ毎に、ＳＳＦＰ型のグラジエントエコー法を用いて、繰り返し時間ＴＲ例えば４ｍｓでＲＦパルス１０２ａ〜１０２ｉを連続して印加する。
【００２４】
このとき、観察部位例えば心臓に、脂肪抑制パルス１１５（例えば約３０ｍｓ）を印加し、次に、フリップ角が−α／２のＲＦパルス１２０を印加し、さらにフリップ角がα或いは−αであるＲＦパルス１０２ａ〜１０２ｉを印加する。このように、フリップ角が−α／２のＲＦパルス１２０を印加することにより、過渡状態での信号の強い振動を抑えることができる。したがって、従来、定常状態に到達するまでに必要とされていた例えば２０回乃至３０回の励起回数を、例えば１０回乃至１５回程度に低減することができる。このように、ＲＦパルス１２０を印加しない場合に比べて、安定な信号を検出できる時間を短縮することができるので、検出された信号はより一層脂肪抑制パルス１１５による脂肪抑制効果を得ることができる。したがって、撮像画像のアーチファクトをより一層低減した良好な画像を得ることができる。
【００２５】
また、脂肪抑制パルス１１５が周波数選択励起パルスである場合について説明したが、これに代えて、反転回復（ＩＲ）パルスを用いてもよい。このとき、制御部２４は、反転回復パルスにより脂肪の横磁化がゼロになる時間と磁化が定常状態に達する時間がほぼ同一となるように、シーケンス開始のタイミングを制御する。そして、定常状態に到達した直後の信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）をｋ空間１１２の中央部分１１２ａに充填するように位相エンコード量を調整する。これにより、中央部分１１２ａに充填される信号は、反転回復パルスの脂肪抑制効果を充分に得た安定な特性を有する信号となるので、撮像画像のアーチファクトの発生をより一層抑制することができる。
【００２６】
また、例えば血流によるアーチファクトを抑制するバイポーラ傾斜磁場を使用する場合でも、本発明に係る高速撮像機能を適用することができる。つまり、制御部２４は、血流を抑制するバイポーラ傾斜磁場を使用する際、定常状態においてプリパレーションパルスの効果を最も得る信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）をｋ空間１１２の中央部分１１２ａに充填するように位相エンコード量を調整する。これにより、血流による撮像画像のアーチファクトの発生を抑制することができる。
【００２７】
また、周波数選択パルス例えば脂肪抑制パルスを観察部位に印加した後に、例えばＣＨＥＳＳ法（Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｓｈｉｆｔ　Ｓｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ）を用いてもよい。つまり、周波数選択パルスに続いて、強力な傾斜磁場パルスすなわちクラッシャーパルスを複数軸例えばＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向に印加して脂肪信号がいわゆるリフォーカスしないようにする。これにより、脂肪信号による撮像画像のアーチファクトの発生を低減することができる。
【００２８】
また、図６は、本発明を適用した３Ｄ撮像の一例の概念図を示している。図に示すように、観察部位例えば心臓に脂肪励起パルス１１５を印加した後、ＲＦパルス１０２ａ〜１０２ｎが連続印加され、印加された観察部位から発生するエコー信号１０７ａ〜１０７ｎが検出される。検出されたエコー信号１０７ａ〜１０７ｎはｋ空間２００に充填される。なお、検出されたエコー信号１０７ａ〜１０７ｎが充填されるｋ空間２００は、縦軸ｋｓすなわちスライスエンコード軸と、そのｋｓ軸に直交する横軸ｋｐすなわち位相エンコード軸とにより形成されている。
【００２９】
このとき、制御部２４の高速撮像機能により、例えば、第１の計測ウィンドウすなわち心電図Ｒ波を感知した時間から次の心電図Ｒ波を感知するまでの時間における過渡状態で検出された信号（例えばエコー信号１０７ａ〜１０７ｅ）は、第１の周辺領域すなわち高周波数領域２０１ｂに充填される。また、定常状態に到達した直後において検出された信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）は低周波数領域すなわち中央部２０１ａに充填される。さらに、脂肪抑制パルスの１１５の抑制効果が低減した状態において検出された信号（例えばエコー信号１０７ｊ〜１０７ｎ）が第２の周辺領域すなわち高周波数領域２０１ｂに充填される。
【００３０】
このように、制御部２４は、第１の計測ウィンドウにおいて検出されたエコー信号を第１の領域２００ａに充填し、同様に、第２の計測ウィンドウにおいて検出されたエコー信号を第２の領域２００ｂに充填し、また、第３の計測ウィンドウにおいて検出されたエコー信号を第３の領域２００ｃに充填し、さらに、第４の計測ウィンドウにおいて検出されたエコー信号を第４の領域２００ｄに充填する。
【００３１】
これにより、ｋ空間２００の中央部２０１ａに充填された信号は、信号強度の変動が少なく、かつ脂肪信号の抑制効果を充分に得ているので、高速撮像画像においてアーチファクトの発生を抑制することができ、画質特にコントラストが良好な３Ｄ画像を得ることができる。
【００３２】
また、図７は、本発明を適用した３Ｄ撮像の他の例の概念図を示している。図に示すとおり、ｋ空間２００の縦軸ｋｓはスライスエンコードを示し、横軸ｋｐは位相エンコードを示している。このとき、制御部２４は、定常状態に到達した直後に検出される信号（例えばエコー信号１０７ｆ〜１０７ｉ）をｋ空間２００の低周波数領域すなわち円状の中央部２０２ａに充填し、また、過渡状態において検出される信号（例えばエコー信号１０７ｊ〜１０７ｎ）を高周波数領域すなわち周辺領域２０２ｂに充填する。
【００３３】
これにより、中央部２０２ａに充填された信号は、信号強度の変動が少なく、かつ脂肪信号の抑制効果を充分に得ているので、画像のアーチファクトの発生を抑制して画質特にコントラストが良好な３Ｄ画像を得ることができる。
【００３４】
また、図７、図８に基づいて説明した３次元画像の撮像において、ｋ空間２００内の軌跡（ｋ−ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙ）が直線的である場合、フーリエ変換前にグリッディングを行うことが好ましい。このとき、ｋ空間２００内の軌跡として、直線の近傍にある格子点を選択して、ｋ空間２００内の軌跡を直線に沿ったギザギザ状すなわち折線状としてもよい。
【００３５】
【発明の効果】
以上述べたとおり、本発明によれば、ＳＳＦＰを利用した高速撮像法における撮像画像の画質の劣化を低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用したＭＲＩ装置の構成例を示す。
【図２】本発明に係る一実施形態のグラジエントエコー法のパルスシーケンスを示している。
【図３】ＳＳＦＰ型のグラジエントエコーシーケンスの概念図を示している。
【図４】本発明に係るグラジエントエコーシーケンスの一実施形態に脂肪励起パルスを付加した概念図を示している。
【図５】脂肪抑制パルスを用いた心臓イメージングの概念図を示している。
【図６】本発明を適用した３Ｄ撮像の一例の概念図を示している。
【図７】本発明を適用した３Ｄ撮像の他の例の概念図を示している。
【符号の説明】
１　磁気共鳴イメージング装置
１０　被検体
１２　静磁場磁石
１４　傾斜磁場コイル
１６　ＲＦコイル
１８　ＲＦプローブ
２０　信号処理部
２４　制御手段
２２　表示部
【図１】
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【図２】
2004089515.tif 000004
【図３】
2004089515.tif 000005
【図４】
2004089515.tif 000006
【図５】
2004089515.tif 000007
【図６】
2004089515.tif 000008
【図７】
2004089515.tif 000009