(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
複数のサブコイルを有して、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記複数のサブコイルは、前記静磁場の方向に垂直な面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の表面コイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に配置された複数のループコイルとを含み、
前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サブコイルは不均一な感度分布を有し、少なくとも１個の前記サブコイルは前記任意の撮影断面の任意の位置で感度を有することを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２】
前記ループコイルの数は３個以上であり、前記表面コイルの数は２個以上であることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項３】
前記表面コイルは、複数の前記ループコイルの内側に配置されることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項４】
前記表面コイルは、複数の前記ループコイルの外側に配置されることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項５】
前記表面コイルが８の字型の表面コイルであることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項６】
複数の前記表面コイルは、８の字型の第１の表面コイルと、前記第１の表面コイルとオーバラップする８の字型の第２の表面コイルとを含み、前記第１の表面コイルの出力端と前記第２の表面コイルの出力端がそれぞれが直交する方向に配置されることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項７】
前記ループコイルの形状が、四辺形の形状、又は、四辺形の対向する辺の近傍で折り曲げられた形状であることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項８】
前記任意の撮影断面の位相エンコード方向の長さの１／Ｎ（Ｎは２以上の整数）の長さを持つ矩形の視野を設定して撮影を行ない、前記撮影により得られた前記検査対象の画像から、前記複数のサブコイルの感度分布の違いに基づいて、折り返しを分離して前記任意の撮影断面の画像を再構成することを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項９】
直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、前記鉛直方向にｚ方向を設定した時、前記位相エンコード方向が、ｘ、ｙ、ｚの何れか１つの方向であることを特徴とする請求項８記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１０】
直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、鉛直方向にｚ方向を設定し、検査対象の体軸方向をｙ方向として、前記ｚ方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた前記検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
ｘ方向、前記ｙ方向、及び前記ｚ方向に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
５以上のサブコイルを有して、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記５以上のサブコイルが、ｘｙ面に平行な第４の面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された８の字型の第１の表面コイルと、前記第４の面内に配置され前記第１の表面コイルとオーバラップする８の字型の第２の表面コイルと、
ｘｚ面に平行な第１の面内に配置され前記検査対象の外周に配置された第１のループコイルと、前記第１の面と略４５°の角度で交差する第２の面内に配置され前記検査対象の外周に配置された第２のループコイルと、前記第１の面と略−４５°の角度で交差する第３の面内に配置され前記検査対象の外周に配置された第３のループコイルとを含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項１１】
前記第１、第２及び第３のループコイルの内側に前記第１及び第２の表面コイルが配置されることを特徴とする請求項１０記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１２】
前記第１、第２及び第３のループコイルの外側に前記第１及び第２の表面コイルが配置されることを特徴とする請求項１０記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１３】
前記検査対象の任意の撮影断面は直交する２軸により定められることを特徴とする請求項１０記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１４】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
前記静磁場に置かれた前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
５以上のサブコイルを有して、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記５以上のサブコイルが、前記鉛直方向に垂直な面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された２個以上の表面コイルと、前記鉛直方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象及び前記２個以上の表面コイルの外周に配置された３個以上のループコイルとを含み、前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サブコイルは不均一な感度分布を有し、少なくとも１個の前記サブコイルは前記任意の撮影断面の任意の位置で感度を有することを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項１５】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
前記静磁場に置かれた前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
５個以上のサブコイルを有して、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記５以上のサブコイルが、前記鉛直方向に垂直な面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された２個以上の表面コイルと、前記鉛直方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に配置された３個以上のループコイルとを含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項１６】
前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サブコイルは不均一な感度分布を有し、前記サブコイルの少なくとも１つは前記任意の撮影断面の任意の位置で感度を有し、前記軸の何れかに平行な線上で前記サブコイルの不均一な感度分布の少なくとも２個以上は、前記何れかの軸に平行な線上で異なることを特徴とする請求項１５記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１７】
前記３個以上のループコイルの内側に前記表面コイルが配置されることを特徴とする請求項１５記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１８】
前記３個以上のループコイルの外側に前記表面コイルが配置されることを特徴とする請求項１５記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項１９】
静磁場に置かれた検査対象に傾斜磁場および励起ＲＦパルスを印加し、受信コイルを用いて前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出して、前記検査対象の撮影断面像を得るようにした核磁気共鳴を用いた検査装置にあって、前記受信コイルは、前記静磁場の方向に垂直な軸を含む面内にあって前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の第１のサブコイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含み前記検査対象の外周に配置された複数の第２のサブコイルとを具備することを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２０】
前記第１のサブコイルは表面コイルであり、前記第２のサブコイルはループコイルであり、前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サブコイルは不均一な感度分布を有し、少なくとも１個の前記サブコイルは前記任意の撮影断面の任意の位置で感度を有することを特徴とする請求項１９記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項２１】
静磁場に置かれた検査対象に傾斜磁場および励起ＲＦパルスを印加し、受信コイルを用いて前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出して、前記検査対象の撮影断面像を得るようにした核磁気共鳴を用いた検査装置であって、前記受信コイルは、前記静磁場の方向に垂直な軸を含む面内にあって前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の第１のサブコイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含みそれぞれ互いに異なる面内にあって前記検査対象の外周に配置された複数の第２のサブコイルとを具備することを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２２】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記受信コイルは、前記静磁場の方向に垂直な面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の表面コイルと、前記検査対象の外周に配置された複数のコイルとを含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２３】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
複数のサブコイルを有して、かつ前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記サブコイルは、前記静磁場の方向に垂直な面内に配置され前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の表面コイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査対象の外周に配置された複数のループコイルとを含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２４】
前記複数の表面コイルは前記検査対象を間に挟んで配置され、前記複数のサブコイルは、前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で不均一な感度分布を有することを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項２５】
前記複数のループコイルは前記検査対象を囲み、かつ複数の非平行面内の各々に配置され、前記複数の非平行面の各々は前記静磁場の方向に平行な軸を含むことを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項２６】
前記複数の第２のサブコイルは前記検査対象を囲み、かつ複数の非平行面内の各々に配置され、前記複数の非平行面の各々は前記静磁場の方向に平行な軸を含むことを特徴とする請求項１９記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項２７】
前記複数の第１のサブコイルのうちの２つ以上の第１のサブコイルは、前記検査対象を間に挟むように配置され、前記複数の第２のサブコイルは、前記検査対象を囲み、前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で不均一な感度分布を有することを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴検査装置。
【請求項２８】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
前記静磁場に置かれた前記検査対象に印加する傾斜磁場を発生する手段と、
複数のサブコイルを有して、前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、
前記サブコイルは、前記静磁場の方向に垂直な面内に配置される複数の第１コイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含む面内に設置される複数の第２コイルとを含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項２９】
前記複数の第１コイルは前記検査対象を間に挟んで配置され、前記複数の第２コイルの少なくとも一部は前記検査対象を囲むように配置されることを特徴とする請求項２８に記載の核磁気共鳴検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴を用いた検査装置（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）に係わり、特にインターベンショナル（interventional）ＭＲＩを行なう装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩには、高い組織コントラスト分解能が得られること、任意の断層像が得られこと、侵襲性がないこと等の特徴がある。これらの特徴を生かして、ＭＲＩを画像診断だけでなく、生検針のガイド、治療のモニター、内視鏡やカテーテルのガイド等に応用する試みがインターベンショナルＭＲＩとして注目されている。インターベンショナルＭＲＩでは、体内に挿入する器具の位置等を術者（医師）がＭＲ画像を観察しながら導入していく。即ち、時々刻々と形状が変化していく被写体を連続して撮影していき、それら複数枚の画像を順にディスプレイに表示することにより、医師は手術中の体内の様子を把握することができる。
【０００３】
一方、ＭＲＩの画像診断に於いて複数個のコイルと画像の折り返しを利用して撮影時間を短縮する技術が、実用化され始めている（従来技術１：Ｊ．Ｂ．Ｒａ、Ｃ．Ｙ．Ｒｉｍ：Ｆａｓt  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｕｓｉｎｇ  Ｓｕｂｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｄａｔａ  Ｓｅｔｓ  ｆｒｏｍ  Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ、  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、  ｖｏｌ．３０、ｐｐ．１４２−１４５（１９９３））。
【０００４】
従来技術１では、複数個のサブコイルから構成される受信コイルを用い、１／（サブコイルの個数）に撮影時間を短縮する方法である。例えば、２個のサブコイルを用いた場合、まず所望の視野に対して、位相エンコード方向に１／２の矩形視野を２つのコイルで同時に撮影する（撮影時間は１／２）。１／２の視野画像は当然被写体の折り返しの入った画像となるが、２つのコイルの感度分布の違いを利用して連立方程式を解くことにより、折り返しを分離、１／１の視野画像を再構成する。
【０００５】
図１０は、従来技術を説明する図であり、図１０を用いて、折り返しの分離方法について説明する。図１０（ａ）は、１個のコイルを用いて所望の視野（１／１の視野画像）を通常の方法で撮影する場合の、位相空間の計測データ（図１０（ａ）の左図）と、実空間画像（図１０（ａ）の右図）とを模式的に示す。位相空間の計測データと、実空間画像はフーリエ変換（Ｆ．Ｔ．：Ｆｏｕｒｉｅｒ  Ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）を介して互いに再構成できる。
【０００６】
図１０（ｂ）は、２個のサブコイルから構成されるアレイコイルと画像の折り返しを利用して撮影時間を短縮する方法で撮影する場合の、位相空間の計測データ（図１０（ｂ）の左図）と、実空間画像（図１０（ｂ）の右図）とを模式的に示す。図１０（ａ）、図１０（ｂ）ともに、ｘ方向をリードアウト方向、ｙ方向を位相エンコード方向としている。
【０００７】
図１０（ｂ）の位相空間の計測データでは、位相エンコード方向のステップの幅が、図１０（ａ）の位相空間の計測データに於けるそれと比べて２倍広くなっている。図１０（ｂ）の位相空間の計測データをフーリエ変換すると、図１０（ｂ）の実空間画像のようにｙ方向に視野が狭くなり、視野に入りきらない被写体の画像が折り返して現れる。図１０（ｂ）に示す実空間画像に於いて、この折り返しが重なった部分のうちＳに位置する画素は、図１０（ａ）の実空間画像に於けるＡとＢに位置する画素が重なっている。
【０００８】
ここで、２つのサブコイルのうち１番目のサブコイルで計測した信号をフーリエ変換して得られた画像のＳに位置する画素の信号強度（輝度）をＶS1とし、２番目のサブコイルで計測した信号をフーリエ変換して得られた画像のＳに位置する画素の信号強度をＶS2とする。また、１番目のサブコイルの、Ａに位置する画素の感度の規格値をｆ1A、Ｂに位置する画素の感度の規格値をｆ1Bとする。同様に、２番目のサブコイルの、Ａに位置する画素の感度の規格値をｆ2A、Ｂに位置する画素の感度の規格値をｆ2Bとする。また、Ａに位置する画素に存在する磁化をＩA、Ｂに位置する画素に存在する磁化をＩBとする。この時、（数１）の関係が成立する。
【０００９】
【数１】
0003996734.tif 000002
受信コイルを構成する複数個のサブコイルの感度分布を求めるためプリスキャンを行い、（数１）の行列の要素、即ち、ｆ1A、ｆ1B、ｆ2A、ｆ2Bを事前に求める。ＶS1とＶS2は計測可能であるため、（数１）の行列方程式を解くことにより、未知数であるＩAとＩBを求めることができる。
【００１０】
（数１）はサブコイルが２個の場合を示すが、行列の行数はサブコイルの数と一致する。例えば、サブコイルの個数が８個ならば行列の行数は８である。また、行列の列数はサブコイルの数以下とする必要がある。例えば、サブコイルの個数が８個ならば行列の列数は８以下とする必要がある。これは連立方程式の未知数を方程式の数以下とするためである。
【００１１】
図１１は、従来技術の受信コイル（アレイコイル）１１８の配置例を示す図である。受信コイル１１８は、オーバラップさせて被写体１０３の体表に配列された複数の矩形状のコイルから構成される。受信コイル１１８の出力は、受信器１０８でサンプリングされ、計算機１０９のメモリに取り込まれる。
【００１２】
通常、２つ以上のコイルを近接させると、相互の誘導結合のため、コイルの入力インピーダンスの共振点が２つ以上に割れる。受信コイル１１８を構成する複数のサブコイルの内、隣接するサブコイルは、相互の誘導結合を除去するため、通常、図１１に示すように適度にオーバラップさせて用いられる。オーバラップの度合いが適当でない場合、コイルの入力インピーダンスの共振点が２つに割れる。隣接するコイルの各々に、補助コイルを直列に接続することにより、オーバラップなしで、隣接するコイル間の誘導結合を除去することもできる。
【００１３】
通常の撮影法が傾斜磁場のみを利用して位相エンコード方向の位置情報を画像に付与しているのに対して、従来技術１の撮影法では、傾斜磁場とともに受信コイルの感度分布を積極的に利用して、位相エンコード方向の位置情報を画像に付与している。従来技術１による撮影時間の短縮技術は、通常撮影法から超高速撮影法まで全ての撮影法の高速化に有効である。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
従来技術１による高速化技術を用いるためには、撮影断面のＭＲ画像の位相エンコード方向の感度分布が不均一なサブコイルが、１つ以上存在する必要がある。ここで、コイルの感度分布が不均一とは、撮影断面に於けるコイルの最高感度に対して感度が略半分になる部分が被写体内部に存在する状態を指す。
【００１５】
図８は、本発明に於けるループコイル９１−２（図８（ａ））のｘ軸上の感度分布８１（図８（ｂ））、ｙ軸上の感度分布８２（図８（ｃ））、ｚ軸上の感度分布８３（図８（ｄ））を示す。図８（ａ）に示すように、ループコイル９１−２の直径は４０ｃｍであり、ループコイル９１−１、９１−３（図示省略）も同じ直径を持つ。各軸上の感度分布のうち、ｙ軸上の感度分布８２のみが被写体の存在する範囲で最高感度に対して半分以下の感度の領域が存在する。即ち、図８（ａ）に示したループコイル９１−２ではｘ、ｙ、ｚ軸上で感度分布が不均一なのはｙ軸上の感度分布のみである。
【００１６】
一般に、従来技術１による技術を用いれば、受信コイルを構成する複数のサブコイルの中で位相エンコード方向の感度プロファイルが不均一であるサブコイルの個数をｎとする時、１個のコイルを用いて所望の視野（１／１の視野画像）を通常の方法で撮影する場合に比較して、撮影速度を（ｎ＋１）倍に向上することが可能である。以下の説明では、この（ｎ＋１）倍の撮影速度を向上を、撮影速度向上率と呼ぶ。但し、撮影速度向上率をＮとすれば、ＭＲ画像の位相エンコード方向に沿った全てのライン上に於いて、Ｎ個以上のサブコイルの感度分布が異なることが条件となる。（数１）を例にとって説明すると、（数２）に示すような関係にある場合は、（数１）の行列が逆行列を持たず解が不定となる。
【００１７】
ｆ1A：ｆ1B＝ｆ2A：ｆ2B                                    …（数２）
図１２は、本発明に於ける撮影断面とライン上の感度分布の例を示す図、図１３は、本発明に於けるループコイルの配置の例を示す図である。図１３ではｚ軸が静磁場方向である。ｘＺ面と４５°の角度で交差する面内に配置されたループコイル９１−１と−４５°の角度で交差する面内に配置されたループコイル９１−３が、被写体１０３の外周に配置されている。撮影断面１２１をｘｙ面とし、視野を−１５ｃｍから１５ｃｍとする。任意の撮影断面は直交する２軸により定めることができる。図１２（ａ）に示すようにｘ軸とｙ軸が撮影断面１２１を定めている。
【００１８】
今、位相エンコード方向をｙ方向に選ぶ。図１２（ｂ）は、ｙ軸と平行な線分１２２−１上での、コイル９１−１の感度分布１２３−１、コイル９１−２の感度分布１２３−２を示す。図１２（ｃ）は、ｙ軸と平行な線分１２２−２上での、コイル９１−１の感度分布１２４−１、コイル９１−２の感度分布１２４−２を示す。図１２（ｄ）は、ｙ軸と平行な線分１２２−３上での、コイル９１−１の感度分布１２５−１、コイル９１−２の感度分布１２５−２を示す。
【００１９】
図１２（ｃ）に示すように、感度分布１２４−１と１２４−２は一致している。図１２（ａ）、図１２（ｂ）、図１２（ｃ）に示す感度分布１２３−１から１２５−２は、何れもｙ軸上で不均一な感度分布である。高速化技術を用いた時、線分１２２−１と１２２−３の上の折り返しは、２つのコイルの感度分布の違いにより分離できるが、線分１２２−２の上の折り返しは２つのコイルの感度分布が等しいため分離できない。
【００２０】
また、ｆ1A／ｆ1Bとｆ2A／ｆ2Bが完全に一致していなくても、近い値であった場合、即ち、２個のサブコイルの感度分布が似ている場合には、問題が生じる。像再構成を行った時、２個のサブコイルの感度分布が似ているライン上での画像のＳ／Ｎが劣化する。
【００２１】
これまで、従来技術１による高速化は、主として高磁場の水平磁場機で開発が行われ、受信コイルの構成についても水平磁場機対応のものは種々提案されている。一方、超電導磁石あるいは永久磁石を用いた垂直磁場オープンＭＲＩが近年注目されている。
【００２２】
図３は、本発明が適用されるオープン型ＭＲＩ装置の斜視図である。
【００２３】
垂直磁場オープンＭＲＩ装置は、図３に示すように、大きく開放された空間を持つので、医師１１４は被験者１０３に直接アクセスが可能であり、インターベンショナルＭＲＩに適している。
【００２４】
コイルの作るＲＦ（Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）磁場の向きは静磁場の方向と直交させる必要があるため、静磁場の方向が水平から垂直に変わると、受信コイルの構成も変える必要がある。垂直磁場に対応した受信コイルの配置も提案されている（従来技術２：Ｇ．Ｒａｎｄｙ  Ｄｕｅｎｓｉｎｇ、ｅｔ．ａｌ．：Ａ  ４−Ｃｈａｎｎｅｌ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｃｏｉｌ  ｆｏｒ  Ｖｅｒｔｉｃａｌ  Ｆｉｅｌｄ  ＭＲＩ、ＩＳＭＲＭ、ｐ１３９８（２０００））が、これまで提案された構成では、静磁場方向に位相エンコード方向を選択しようとすると、撮影速度向上率を２倍までしか向上できないという問題があった。
【００２５】
従来技術１に記載された高速化技術は心臓等の動きのある臓器の撮影に有効である。心臓のような速い動きに対応するためには撮影速度向上率を３倍以上とする必要がある。
【００２６】
一方、従来技術２に記載された４個のサブコイルの中で、感度プロファイルが静磁場方向で不均一なものは１つのみである。このため、高速化技術に適用しようとした場合、静磁場方向以外の方向に位相エンコード方向を選択すれば、撮影速度向上率を３倍以上とすることが可能であるが、静磁場方向に位相エンコード方向を選択すると、撮影速度向上率を２倍までしか向上できない。
【００２７】
即ち、心臓の撮影でよく用いられるトランス面を撮影する際、胸から背に向かう方向（静磁場方向）に位相エンコード方向を選択すると、撮影速度を十分には向上できないという問題がある。静磁場方向以外の方向に位相エンコード方向を選択すれば撮影速度を向上できるが、心臓の撮影を行う場合、血流のアーチファクトを低減する等の目的で、位相エンコード方向を任意に設定したいというユーザーニーズがあり、従来技術２の構成では、このようなユーザーニーズに応えられないという問題がある。
【００２８】
また、サブコイルとして、図２に示されているように８の字コイル１１７を用いてアレイコイルを構成する場合もある（従来技術３：特開平０４−２８２１３２号公報）。図４は、従来技術の８の字型コイル１１７上のＲＦ電流の方向（図中の矢印）を示す図である。図５は、図４に示す８の字型コイル１１７が作るＲＦ磁場を示し、図中の矢印はＲＦ磁場の向き、矢印の大きさはＲＦ磁場の大きさを示している。図６は、図４に示す８の字型コイル１１７の感度を示し、図中の矢印の大きさは感度の大きさを示している。
【００２９】
図５に示したＲＦ磁場の中で、磁気共鳴現象に寄与するのは、静磁場の方向と直交する成分のみなので、感度の分布を示すと図６に矢印で示したような分布となる。即ち、図４に示した８の字型コイル１１７の導体４１、４２の上下に感度を有し、且つ、ｚ方向に感度プロファイルは勾配を持つ。複数の８の字型コイル１１７を図２のように配置すれば、任意の軸で感度プロファイルが不均一なサブコイルが２つ以上存在するアレイコイルを構成できる。
【００３０】
しかし、図４の導体４１、４２の上下にのみ感度を有するという特性から、図２においてコロナル面（ｘｙ面）を撮影すると、全てのサブコイルで導体４１、４２の下方以外の部分の感度は著しく低下するという問題がある。このため、視野の中に殆ど感度を持たない領域が存在し、診断に支障がある。
【００３１】
そこで、本発明の目的は、撮影断面の選択、位相エンコード軸の選択に制限が無い、インターベンショナルＭＲＩに適した核磁気共鳴を用いた検査装置を提供することにある。
【００３２】
【課題を解決するための手段】
本発明の核磁気共鳴を用いた検査装置は、静磁場方向と実質的に平行な線分を含む面内で被写体の外周に配置されたループコイルの複数個と、静磁場方向と実質的に垂直な線分を含む面内で被写体の表面の近傍に配置された表面コイルの複数個とを用いて受信コイルを構成する点にある。受信コイルを構成するサブコイル（ループコイル、表面コイル）は互いに電磁気的干渉を持たないように設置されており、受信コイルを構成するループコイルは３個以上であり、表面コイルは２個以上である。この構成を用いれば、任意の軸で感度プロファイルが不均一なサブコイルが２つ以上存在し、且つ、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を実現できる。
【００３３】
本発明の核磁気共鳴を用いた検査装置は、鉛直方向に静磁場を発生する手段と、静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成され検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受信コイルとを具備する。受信コイルは、例えば、５個以上のサブコイルから構成される。
【００３４】
サブコイルは、鉛直方向に実質的に垂直な面内に配置され検査対象の表面の近傍に配置された２個以上の表面コイルと、鉛直方向に実質的に平行な軸を含む面内に配置され検査対象の外周に配置された３個以上のループコイルとから構成される。２個以上のサブコイルは、検査対象の正方形又は矩形の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、不均一な感度分布を持つ。
【００３５】
サブコイルの少なくとも１つは任意の撮影断面の任意の位置で感度を有し、上記の直交する２軸の何れかの軸に平行な線上での２個以上のサブコイルの不均一な感度分布の少なくとも２個以上は、上記の直交する２軸の何れかの軸に平行な線上で異なる。
【００３６】
各表面コイルは、３個以上のループコイルの内側、又は外側で、検査対象に近接して配置される。表面コイルとして、８の字型のコイルが使用される。ループコイルの形状は、四辺形の形状、又は四辺形の対向する辺の近傍で折り曲げられた形状を持つ。
【００３７】
２個以上の表面コイルは、８の字型の第１の表面コイルと、第１の表面コイルとオーバラップする８の字型の第２の表面コイルとを含む。第１の表面コイルの出力端と第２の表面コイルの出力端の位置は、それぞれ直交する方向に配置される。
【００３８】
撮影断面の位相エンコード方向の長さの１／Ｎ（Ｎは２以上の整数）の長さを持つ矩形の視野を設定して撮影を行ない、折り返しをエンコード方向に含み、撮影により得られた検査対象の画像から、複数のサブコイルの感度分布の違いに基づいて、折り返しを分離して撮影断面の画像を再構成する。再構成された画像の画素数を１２８×１２８とする。直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、鉛直方向にｚ方向を設定した時、位相エンコード方向を、ｘ、ｙ、ｚの何れか１つの方向とする。
【００３９】
また、本発明の核磁気共鳴を用いた検査装置は、直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、鉛直方向にｚ方向を設定し、検査対象の体軸方向をｙ方向として、ｚ方向に静磁場を発生する手段と、静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、ｘ方向、ｙ方向、及びｚ方向に印加する傾斜磁場を発生する手段と、５個以上のサブコイルから構成され検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出するコイルとを具備する。任意の撮影断面は直交する２軸により定められる。
【００４０】
サブコイルは、ｘｙ面に実質的に平行な第４の面内に配置され検査対象の表面の近傍に配置された８の字型の第１の表面コイルと、第４の面内に配置され第１の表面コイルとオーバラップする８の字型の第２の表面コイルと、ｘｚ面に実質的に平行な第１の面内に配置され検査対象の外周に配置された第１のループコイルと、第１の面と略４５°の角度で交差する第２の面内に配置され検査対象の外周に配置された第２のループコイルと、第１の面と略−４５°の角度で交差する第３の面内に配置され検査対象の外周に配置された第３のループコイルとから構成される。
【００４１】
第１及び第２の表面コイルは、第１、第２及び第３のループコイルの内側、又は外側で、検査対象に近接して配置される。
【００４２】
２個以上のサブコイルは、検査対象の正方形又は矩形の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか一方の軸上で、不均一な感度分布を持つ。
【００４３】
【発明の実施の形態】
ＭＲＩ装置（核磁気共鳴を用いた検査装置）は、核磁気共鳴を利用して被写体の断層像を計測する装置である。図１は、本発明が適用される核磁気共鳴を用いた検査装置の構成例を示すブロック図である。図１に示すように、被写体（検査対象）１０３は、静磁場を発生するマグネット１０１及び傾斜磁場を発生するコイル１０２内に設置される。一般に、傾斜磁場発生コイル１０２は、互いに直交するの３軸の傾斜磁場コイルから構成される。
【００４４】
シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場（ＲＦパルス）発生器１０６に命令を送り、傾斜磁場及びＲＦパルスをそれぞれ傾斜磁場コイル１０２及び照射用コイル１０７より発生する。通常、高周波磁場発生器１０６の出力であるＲＦパルスは、ＲＦパワーアンプ１１５により増幅され、ＲＦパルスは、照射用コイル１０７を通じて被写体１０３に印加される。被写体１０３から発生した核磁気共鳴信号は受信用コイル１１６により受波される。受信用コイル１１６は被写体１０３の内部に挿入される場合もある。
【００４５】
受信用コイル１１６により受波された信号は、受信器１０８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）され検波される。検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波数）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は計算機１０９に送られ、ここでリサンプリング処理された後、画像再構成等の信号処理が行われる。信号処理の結果はディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。
【００４６】
静磁場均一度を調整する必要がある時は、シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整時には、複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル１１２より発生させる。
【００４７】
なお、シーケンサ１０４は、装置の各部が、プログラムされたタイミング、強度で動作するように制御を行う。このプログラムのうち、特に、ＲＦパルスの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミング、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。
【００４８】
本発明においては、図１に示した受信用コイル１１６は、複数個のサブコイルから構成される。図９は、本発明の実施例に於ける受信コイルの配置例を示す図である。図９に示す受信コイルの配置に対して、従来技術１に示された高速化技術に適用する場合について述べる。
【００４９】
図９に示す受信コイルは、３つのループコイルと２つの表面コイルの合計５つのサブコイルから構成される。図９に示す受信コイルは、静磁場方向（ｚ方向）と実質的に平行な線分を含む面内に配置されていて、被写体の外周に配置されたループコイル９１−１、９１−２、９１−３、並びに、静磁場方向と実質的に垂直な線分を含む面内に配置されていて、被写体の表面の近傍に配置された８の字型コイル９２−１、９２−２から構成されている。
【００５０】
ループコイル９１−２は、ｘｚ面に平行な第１の面内に配置されている。ループコイル９１−１は、第１の面と４５°の角度で交差する第２の面内に配置されている。ループコイル９１−３は、第１の面と−４５°の角度で交差する第３の面内に配置されている。実際にコイルを作成する時は、厳密に４５°あるいは−４５°にコイルを配置することは困難であるが、少なくとも４０°〜５０°、あるいは−４０°〜−５０°の範囲に配置することが好ましい。
【００５１】
表面コイルについては、８の字型コイル９２−１が被写体の胸側の表面近傍に配置され、８の字型コイル９２−２が被写体の背側の表面近傍に配置されている。２つの８の字型コイルの中心は撮影断面の原点を通るｚ軸上に何れも配置されている。
【００５２】
図７は、本発明の実施例に於ける８の字型コイルの感度分布を示す図である。図７（ａ）に示す８の字型コイル９２−１の撮影断面の原点を通るｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を、図７（ｂ）、図７（ｃ）、図７（ｄ）に示す。図７（ａ）に示すように、８の字型コイルは、幅１０ｃｍ、長さ３０ｃｍの矩形状の、相互に１０ｃｍ離れた２つの導電ループを有する。
【００５３】
図１４（ａ）、図１４（ｂ）、図１４（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−１の原点を通るｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。
【００５４】
図１５（ａ）、図１５（ｂ）、図１５（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−２の原点を通るｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。
【００５５】
図１６（ａ）、図１６（ｂ）、図１６（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−３の原点を通るｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。
【００５６】
ここで、撮影条件を視野２５０ｍｍ、スライス厚５ｍｍとする。撮影面がトランス面（ｘｚ面）の場合について考える。位相エンコード方向をｘ軸に選択した場合、ループコイル９１−１、９１−３のｘ軸上の感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍にできる。また、位相エンコード方向をｚ軸に選択した場合、８の字型コイル９２−１、９２−２のｚ軸上の感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍以上にできる。現在、最も速い撮影シーケンスであるエコープラナー法に上述のような高速化技術を適用した場合、撮影速度向上率を３倍とすると、０．０３秒程度で１枚の画像を取得できる。これは、心臓等のような速い動きの臓器を撮影するのに十分な撮影速度である。
【００５７】
また、任意のｘｚ面の任意部分に於いて、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかのサブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態となっている。
【００５８】
撮影面がサジタル面（ｙｚ面）の場合について考える。位相エンコード方向をｙ軸に選択した場合、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３のｙ軸上の感度分布は不均一である。ループコイル９１−１、９１−３の感度分布はほぼ等しくなるため、ループコイル９１−１、９１−３のどちらかは折り返し分離に寄与しないが、少なくとも撮影速度向上率を３倍にできる。
【００５９】
また、位相エンコード方向をｚ軸に選択した場合、８の字型コイル９２−１、９２−２のｚ軸上の感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍以上にできる。
【００６０】
また、任意のｙｚ面の任意部分に於いて、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかのサブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態となっている。
【００６１】
撮影面がコロナル面（ｘｙ面）の場合について考える。位相エンコード方向をｘ軸に選択した場合、ループコイル９１−１、９１−３のｘ軸上の感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍にできる。
【００６２】
また、位相エンコード方向をｙ軸に選択した場合、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３のｙ軸上の感度分布は不均一である。ループコイル９１−１、９１−３の感度分布はｘ＝０のライン上でほぼ等しくなるため、ループコイル９１−１、９１−３のどちらかは折り返し分離に寄与しないが、少なくとも撮影速度向上率を３倍にできる。
【００６３】
また、任意のｘｙ面の任意部分に於いて、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかのサブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態となっている。
【００６４】
図９に示す例ではループコイルを楕円で示したが、図１７に示すように、例えば、ループコイルは四辺形であっても良い。また、四辺形の対向する辺の近傍で折り曲げられた形状であっても良い。
【００６５】
また、実際にコイルを作成する場合は、アクリル等の素材で構成されたボビンにサブコイルを固定し支持する。ボビンの形状としては、５ｍｍ〜１０ｍｍ程度の厚みを有する円筒あるいは楕円筒、あるいは断面が四辺形の筒等が好ましい。
【００６６】
図１８に示すように、ボビン１１９を分割／組み立てができるように構成すれば、被写体への装着が容易となる。この場合、ボビンに固定されるコイルも、ボビンの分割位置とほぼ一致する位置で分割／組み立てが可能な構成とする。コイルの分割部にはコネクタを配置し、分割されたコイル間を接続する。
【００６７】
位相エンコード方向をｚ軸に設定した場合について考える。所望の視野に対して、位相エンコード方向に１／３の矩形視野を５つのコイルから同時に撮影する（撮影時間は１／３）。１／３の視野画像は当然被写体の折り返しの入った画像となるが、５つのコイルの感度分布の違いを利用して連立方程式を解くことにより、折り返しを分離して、１／１の視野画像を再構成する。この場合は、３個の未知数に対して、５個の方程式からなる連立方程式が存在し、全てのライン上で少なくとも３個の方程式は独立なので、解が求まる。
【００６８】
以上、本発明を実施例について説明したが、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、例えば、サブコイルの個数は５個以上にしても良いことは言うまでもない。また、最終的に得られる画像の画素数を、例えば、６４×６４、１２８×１２８、２５６×２５６としても良い。
【００６９】
本発明の受信コイルが使用される垂直磁場オープンＭＲＩ装置によれば、どの軸を位相エンコード方向に選択しても撮影速度向上率を３倍以上にでき、且つ、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態で撮影を行うことができる。
【００７０】
本発明の装置では、撮影断面の選択、位相エンコード軸の選択に制限が無いため、垂直磁場オープンＭＲＩを使用する、特に、心臓をターゲットにした術中撮影（ＩＶＲ）に於いて、ユーザーニーズに適った装置を提供できる。
【００７１】
図９では表面コイルをループコイルの内側に示したが、ループコイルの外側に配置しても良い。図９では、表面コイルを胸側と背側の体表の近傍に１つずつ配置したが、胸側の体表の近傍に２つ配置、あるいは背側の体表の近傍に２つ配置しても良い。胸側、あるいは背側の体表の近傍に表面コイルを２つ配置させる場合、図１９に示すように２つの表面コイル１２０−１、１２０−２を実質的に直交するように配置し、オーバラップさせて配置しても良い。表面コイル１２０−１の出力端１２６−１と表面コイル１２０−２の出力端１２６−２の位置をそれぞれ直交する方向に配置する。図７（ａ）に示すように、図１９に示す８の字型コイルは、矩形状の相互に離れた２つの導電ループを有する。
【００７２】
また、図９では、ループコイル９１−１とループコイル９１−３は、互いに交差（たすきがけ）する配置となっているが、図２０に示すように互いに交差しない配置でもよい。図２０では、ループコイル９１−１とループコイル９１−３は、被写体１０３の肩から脇にかけての外周に配置されている。
【００７３】
図２０に示すようなコイル配置を用いた場合、図９に示したコイル配置を用いた場合と比較して、ループコイル９１−１の感度が最大となる位置はｘ軸のプラス方向にずれ、ループコイル９１−３の感度が最大となる位置はｘ軸のマイナス方向にずれる。このため、図２０に示すようなコイル配置を用いて前述の本発明による高速化技術を適用した場合、図９に示したコイル配置を用いた場合と比較して、出来上がった画像は左右の肺の部分でＳ／Ｎが高くなるという効果がある。また、図９と図２０においては、ループコイル９１−２は、胸部の外周に配置されているが、被写体１０３の首の外周に配置してもよい。ループコイル９１−２を首の外周に配置して前述の本発明による高速化技術を適用した場合、出来上がった画像は心臓の上部分でＳ／Ｎが高くなる。すなわち、心臓上方の血管部分の診断において有利となる効果がある。
【００７４】
また、本発明の効果を、トランス面（ｘｚ面）、コロナル面（ｘｙ面）、サジタル面（ｙｚ面）の基本３断面を撮影断面に選んだ場合について説明したが、傾斜磁場の向きは任意にとれるので、これらと斜めの面（ｏｂｌｉｑｕｅ  ｓｅｃｔｉｏｎ）についてもイメージングが可能であり、斜めスライスは心臓のように軸が体軸と傾いた臓器の撮像に有効である。
【００７５】
図２１に示すような任意方向の断面２０１は、ｘ、ｙ、ｚ方向の傾斜磁場コイルに、それぞれの方向の磁場勾配の成分に対応した電流を流すことにより容易に得られる。図２１においても、直交する２つの軸２０２と２０３が撮影断面２０１を定めており、軸２０２あるいは２０３のいずれかの方向が位相エンコード方向に選択される。図２１のような斜め撮影においても同様に、静磁場方向と平行な線分を含む面内に配置されていて被写体の外周に配置されたループコイルと、静磁場方向と垂直な線分を含む面内に配置されていて被写体の表面に配置された表面コイルを、それぞれ複数個用いて受信コイルを構成することにより、前述した高速化技術を垂直磁場オープンＭＲＩ用の受信コイルに適用する際、どの軸を位相エンコード方向に選択しても撮影速度向上化率を３倍以上にでき、かつ、撮影領域中でほとんど感度を持たない領域が存在しない撮影を行なうことができる。
【００７６】
【発明の効果】
本発明の垂直磁場型の核磁気共鳴を用いた検査装置によれば、静磁場方向と平行な線分を含む面内で被写体の外周に配置されたループコイルの複数個と、静磁場方向と垂直な線分を含む面内で被写体の表面の近傍に配置された表面コイルの複数個とを用いて受信コイルを構成するので、どの軸を位相エンコード方向に選択しても、任意の所望の視野（１／１の視野画像）を、１個のコイルを用いて通常の方法で撮影する速度の３倍以上にでき、且つ、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態で撮影をできるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用される装置の構成例を示すブロック図。
【図２】従来技術の受信コイルの配置例を示す図。
【図３】本発明が適用されるオープン型ＭＲＩ装置の斜視図。
【図４】従来技術の８の字型コイルの上のＲＦ電流の方向を示す図。
【図５】図４の８の字型コイルが作るＲＦ磁場を示す図。
【図６】図４の８の字型コイルの感度を示す図。
【図７】本発明の実施例における８の字型コイルの感度分布を示す図。
【図８】本発明におけるループコイルの感度分布の例を示す図。
【図９】本発明の実施例における受信コイルの配置例を示す図。
【図１０】従来技術を説明する図。
【図１１】従来技術の受信コイルの配置例を示す図。
【図１２】本発明における撮影断面とライン上の感度分布の例を示す図。
【図１３】本発明におけるループコイルの配置の例を示す図。
【図１４】本発明におけるループコイルの感度分布を示す図。
【図１５】本発明におけるループコイルの感度分布を示す図。
【図１６】本発明におけるループコイルの感度分布を示す図。
【図１７】本発明におけるループコイルの形状例を示す図。
【図１８】本発明の実施例におけるボビンの形状例を示す図。
【図１９】本発明の実施例における表面コイルの配置例を示す図。
【図２０】本発明の実施例における受信コイルの配置例を示す図。
【図２１】本発明を任意方向の撮影断面に適用した場合を説明する図。
【符号の説明】
４１、４２…８の字型コイルの導体、９１−１、９１−２、９１−３…ループコイル、９２−１、９２−２…８の字型コイル、１０１…静磁場発生マグネット、１０２…傾斜磁場発生コイル、１０３…被写体、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…高周波磁場（ＲＦパルス）発生器、１０７…照射用コイル、１０８…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源、１１４…医師、１１５…ＲＦアンプ、１１６…受信用コイル、１１７…８の字型コイル、１１８…受信コイル、１１９…ボビン、１２０−１、１２０−２…表面コイル、１２１…撮影断面、１２２−１、１２２−２、１２２−３…ｙ軸と平行な線分、１２３−１…ｙ軸と平行な線分１２２−１上でのコイル９１−１の感度分布、１２３−２…ｙ軸と平行な線分１２２−１上でのコイル９１−２の感度分布、１２４−１…ｙ軸と平行な線分１２２−２上でのコイル９１−１の感度分布、１２４−２…ｙ軸と平行な線分１２２−２上でのコイル９１−２の感度分布、１２５−１…ｙ軸と平行な線分１２２−３上でのコイル９１−１の感度分布、１２５−２…ｙ軸と平行な線分１２２−３上でのコイル９１−２の感度分布、１２６−１…表面コイル１２０−１の出力端、１２６−２…表面コイル１２０−２の出力端、２０１…任意方向の撮影断面、２０２…軸、２０３…軸２０２と直交する軸。
【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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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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