(57)【要約】【課題】静音化を実現すること。【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。シーケンス制御部は、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）データ収集シーケンスカーネルの間、略一定の振幅で印加し続けるスライス選択傾斜磁場の印加を含んで、スピンエコーを生成する。【選択図】図１
2017221664.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）データ収集シーケンスカーネルの間、略一定の振幅で印加し続けるスライス選択傾斜磁場の印加を含んで、スピンエコーを生成するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記シーケンス制御部は、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間の間、略一定の振幅で前記スライス選択傾斜磁場を印加し、前記期間以外の間に、振幅を変化させて前記スライス選択傾斜磁場を印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記パルスシーケンスは、ＶＡＴ（ｖｉｅｗ  ａｎｇｌｅ  ｔｉｌｔｉｎｇ）を行うパルスシーケンスである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記シーケンス制御部が印加する前記スライス選択傾斜磁場以外の方向の傾斜磁場の振幅は、前記期間の間略一定である、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記シーケンス制御部は、第１及び第２の方向に関してラジアル収集で、第３の方向にカーテシアンで収集を行いながら、３次元収集を行う、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記シーケンス制御部は、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間の間、略一定の振幅で、前記第１の方向に係る傾斜磁場及び前記第２の方向に係る傾斜磁場を印加する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記シーケンス制御部は、前記ＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間、略一定の振幅でスライス選択方向及びリードアウト方向に傾斜磁場を印加するとともに、振幅を変化させながら、位相エンコード方向に傾斜磁場を印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記シーケンス制御部は、プレリフォーカス傾斜磁場及びポストリフォーカス傾斜磁場の少なくとも一方を、前記期間の間印加される前記スライス選択傾斜磁場の振幅が略一定となるように設計された振幅で印加する、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記シーケンス制御部は、スライス選択方向以外の傾斜磁場を、前記期間の間印加される前記スライス選択傾斜磁場の振幅が略一定となるように設計された振幅で印加する、請求項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】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージングにおいて、撮像中に発生する音響ノイズは、患者の不快感などにつながるため、低減されるのが望ましい。これらの音響ノイズは、例えば、傾斜磁場コイルに供給される電流に起因して発生する。
【０００３】
静音化を実現するために、ＺＴＥ（Zero  Echo  Time）技術を用いることも考えられる。しかし、ＺＴＥでは、体動補正の面で課題があり、また、ＰＤ（Ｐｒｏｔｏｎ  Ｄｅｎｓｉｔｙ）画像の収集に限られる場合がある。従って、ＺＴＥに基づく方法とは別に、静音型Ｔ２強調イメージングを実現する方法が存在するのが望ましい。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】米国特許第７０７１６９０号明細書
【非特許文献】
【０００５】
【非特許文献１】Ｈｅｎｎｅｌ等、「『静音型』ＭＲＩのソフト傾斜磁場パルス（’Ｓｉｌｅｎｔ’  ＭＲＩ  ｗｉｔｈ  Ｓｏｆｔ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｐｕｌｓｅｓ）」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、１９９９年、４２巻、１号、６〜１０ページ
【非特許文献２】Ｃｈｏ等、「視野角傾斜によるケミカルシフトおよび磁化率を含む全不均質補正（Ｔｏｔａｌ  Ｉｎｈｏｍｏｇｅｎｅｉｔｙ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｓｈｉｆｔｓ  ａｎｄ  Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ  ｂｙ  Ｖｉｅｗ  Ａｎｇｌｅ  Ｔｉｌｔｉｎｇ）」、Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ、１９８８年、１５巻、１号、７〜１１ページ
【非特許文献３】Ｓｅｇｂｅｒｓ等、「ＭＲＩ音響ノイズを低減するための傾斜磁場パルスの整形およびタイミング（Ｓｈａｐｉｎｇ  ａｎｄ  Ｔｉｍｉｎｇ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｐｕｌｓｅｓ  ｔｏ  Ｒｅｄｕｃｅ  ＭＲＩ  Ａｃｏｕｓｔｉｃ  Ｎｏｉｓｅ）」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、２０１０年、６４巻、２号、５４６〜５５３ページ
【非特許文献４】Ｏｓｈｉｏ、「自己ナビゲート「外輪」平衡ＳＳＦＰを使用した全心臓冠状動脈血管造影法（Ｗｈｏｌｅ  ｈｅａｒｔ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ  ｕｓｉｎｇ  ｓｅｌｆ−ｎａｖｉｇａｔｅｄ  ’ｐａｄｄｌｅ-ｗｈｅｅｌ’  ｂａｌａｎｃｅｄ  ＳＳＦＰ）」、Ｐｒｏｃ．  Ｉｎｔｌ．  Ｓｏｃ．  Ｍａｇ．  Ｒｅｓｏｎ．  Ｍｅｄ．、２００５年、１３巻、７０７ページ
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明が解決しようとする課題は、静音化を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。シーケンス制御部は、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）データ収集シーケンスカーネルの間、略一定の振幅で印加し続けるスライス選択傾斜磁場の印加を含んで、スピンエコーを生成する。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】図１は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を表す図である。
【図２】図２は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスの一例を表す図である。
【図３】図３は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理を表すフローチャートである。
【図４】図４は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う処理を表すフローチャートである。
【図５】図５は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置のノイズ低減について説明した図である。
【図６】図６は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の行う収集について説明した図である。
【図７】図７は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が実行するパルスシーケンスの一例を表す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、図面を用いて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法について説明する。
【００１０】
図１に示すＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）システムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連システム構成要素（ＭＲＩシステム２０）とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場Ｂ０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイル１４と、大型の全身用ＲＦコイル１６（Whole  Body  RF  Coil：ＷＢＣ）とを有する。この円筒形に配置される要素の横軸に沿って、患者用寝台１１によって支持された患者９の関心領域（Region  Of  Interest:ＲＯＩ）の解剖学的構造を実質的に取り囲むように、イメージングボリューム１８が示される。
【００１１】
いくつかの実施形態では、小型のアレイＲＦコイル（図示せず）は、イメージングボリュームが小型のアレイＲＦコイルに取り囲まれた領域を含むように、患者の一部分にとりつけることができる。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、全身用コイル（Whole  Body  Coil：ＷＢＣ）と比較して小さいコイルやアレイコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。以後、そのような小型ＲＦコイルを、アレイコイル（Array  Coil：ＡＣ）またはフェーズドアレイコイル（Phased  Array  Coil：ＰＡＣ）と呼ぶこともある。これらは、イメージングボリューム内にＲＦ信号を送信するよう構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリュームからＲＦ信号を受信するよう構成された１つまたは複数の受信コイルとを含んでもよい。
【００１２】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、およびプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものであってもよい。
【００１３】
ＭＲＩシステム制御部２２またはＭＲＩシステム制御部２２に接続されたコンピュータを操作して、インストール済みのソフトウェアプログラムに従って、ＭＲＩシーケンス制御部３０にパルスシーケンスについての情報を提供し、かつ／またはシステム全体の操作を管理できる。ＭＲＩシステム制御部２２は、例えば、自動音声合成技術を使用して生成される音声メッセージによって息止め等のタスクを行うように患者に指示する構成要素としての役割を果たすこともできる。
【００１４】
ＭＲＩシステム制御部２２はＭＲＩシーケンス制御部３０に接続され、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４および送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear  Magnetic  Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を含む。ＭＲＩイメージング技術は、例えば、パラレルイメージングや他のイメージングシーケンスを含みうる。
【００１５】
パルスシーケンス情報は、パルスシーケンスに従って、Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信部３４および送受信スイッチ３６（送受信両方のために同じＲＦコイルを使用する場合）を操作するために必要とされる情報を含む。このような情報は、ｘコイル、ｙコイル、およびｚコイルに印加されるパルス電流の強度、持続期間、および印加タイミングを含む。デューティサイクルまたはＴＲもまた、ＭＲＩシステム制御部２２および／またはＭＲＩシーケンス制御部３０により制御される。パルスシーケンスの送信、デューティサイクル等は、例えば、図２に関連して記述されるＳＥ（Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ）またはＦＳＥ（Ｆａｓｔ  Ｓｐｉｎ  Ｅｃｈｏ）等であるがこれに限定されない、放射状収集等の信号収集パターンのためのプログラムコードに基づいて、ＭＲＩシステム制御部２２、ＭＲＩシーケンス制御部３０、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２によって制御されてよい。
【００１６】
ＭＲＩシステム２０は、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信部４０を有する。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、システム設定パラメータ４６、プログラムコード構造４４およびプログラム／データ格納部５０にアクセスするように構成される。プログラムコード構造４４およびプログラム／データ格納部５０は、ＭＲ画像を再構成する制御論理に加えて、傾斜磁場コイル１４からの音響ノイズが低減されたＭＲデータを取得するための制御論理も含むことができる。例えば、図３および図４に関連して以下に記述されるプロセス３００および４００等のプロセスは、それぞれ、ＭＲＩシステム制御部２２、ＭＲＩシーケンス制御部３０、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２により実行可能である。
【００１７】
ＲＦコイル１６から離れて位置するものとして図１に示すが、いくつかの実施形態では、ＲＦ送信部３４、送受信スイッチ３６、およびＲＦ受信部４０のいずれも、ＲＦコイル１６および／または他のＲＦコイルに極めて接近して、またはこれらの表面上に位置していてもよい。
【００１８】
さらに図１には、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０も一般化して図示されており、格納されたプログラムコード構造（例えば、ＳＥおよびＦＳＥスキャン技術による音響ノイズが低減されたデータ収集を制御するため、ＳＥおよびＦＳＥ収集の改善された画像再構成のため、グラフィカルユーザインタフェース（Graphical  User  Interface：ＧＵＩ）を定義するため、操作者入力を受け取るため）および設定されたかまたは所定のデータ（例えば、プログラムの実行を制御するための特定の閾値設定、ノイズが低減されたＭＲデータ収集およびその後のＭＲ画像再構成を制御するためのパラメータ）は、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理コンポーネントにアクセス可能な非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に格納される。当業者には明らかなように、プログラム記憶装置（プログラム／データ格納部５０）をセグメント化して、少なくとも一部分を、ＭＲＩシステム２０の処理コンピュータのうち、通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続してもよい（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり直接接続したりするのではなく）。
【００１９】
実際に、当業者には明らかなように、図１は、本明細書に記載される例示的実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素はさまざまな論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital  Signal  Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（または、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。
【００２０】
処理回路（例えば、中央演算処理装置（Central  Processing  Unit：ＣＰＵ）、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や、時としてコイル感度マップ生成処理の終了時に、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、すべて一様に「０」値、またはすべて「１」値）から新しい状態に変換され、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象および物理的条件（例えば、イメージングボリューム空間内の患者の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩシステム２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。
【００２１】
図２は、一つのＴＲ内における、実施形態に係るＭＲデータ収集パターン２００（例えば、少しずつ空間エンコーディングを変えながら、繰り返されるＭＲＩデータ収集シーケンスカーネル）を示す。
【００２２】
ここで、パルスシーケンスにおけるカーネルの部分（ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）データ収集シーケンスカーネル、以下、単に「カーネル」と呼ぶ）とは、パルスシーケンスにおいて繰り返される部分のことを指す。より具体的には、磁気共鳴信号を生成する（ｋ空間データを収集する）ためのシーケンスの部分のことを意味する。「カーネル」と「シーケンス」の違いを説明する例としては、例えば、ＩＲパルスのシーケンスが挙げられる。ＩＲパルスは、カーネルには含まれない。ＩＲパルスはシーケンスの重要部分であるが、磁気共鳴イメージング信号のコントラストをつけるための部分であり、データ自体を生成する部分でないからである。逆に、励起ＲＦパルス及びリードアウト部分は、ｋ空間データを生成収集する部分であるので、カーネルに含まれる。本明細書では、パルスシーケンスにおける繰り返される部分であることを強調するため、カーネルという言葉を用いている。
【００２３】
ＭＲデータ収集パターン２００は、単一の「ショット」、すなわち１つのＴＲ内のｋ空間のいくつかの線の収集を表す。シーケンス２０２は、実施形態に使用される、ＲＦ励起パルス２１２（例えば、９０°励起パルス）の次に複数のＲＦ再収束パルス２１４（例えば、１８０°再収束パルス）が続くＦＳＥシーケンスである。自由誘導減衰（Free  Induction  Decay：ＦＩＤ）は、励起パルスの直後に生じる。適切な傾斜磁場を設定することによってＭＲＩシステムにより読み出され／サンプリングされるＲＦエコー（図示せず）は、各再収束パルス後に生じる。図示されているように、ＲＦ励起パルス２１２の次に１１個の再収束パルスが続くシーケンス２０２により、各ＴＲ間隔のｋ空間の１１本のラインを充填するエコーが生じる。図示されているシーケンス２０２の部分は、ｋ空間充填のために十分なＭＲデータが収集されるまで各ＴＲを繰り返すＦＳＥシーケンスの「カーネル」の一例である。ＦＳＥとは対照的に、ＳＥシーケンス（図示せず）は、励起ＲＦパルスと、それに続く単一の再収束パルスとを含み、これにより各ＴＲ間隔ではｋ空間の１本のラインを充填する。
【００２４】
位相エンコード傾斜磁場（例えば、Ｇｙ）波形２０４は、正極性傾斜磁場から負極性傾斜磁場へ、またその逆に交替し、サンプリングされる各スピンエコーをワインドし、その後リワインドする、バランスのとられた（balanced）傾斜磁場２１６を示す。位相エンコーディング傾斜磁場の対は、等しいが反対極性の振幅を有し、バランスのとられた１次傾斜磁場モーメントが生じる。等しいが反対極性の傾斜磁場の次々と印加されるペアはそれぞれ、ｋ空間の異なる一行をエンコードするために異なる振幅を有する。ＲＦエコー（図示せず）の読出しは、ゼロ位相エンコード傾斜磁場２１７の期間に行われる。位相エンコード傾斜磁場対の振幅は、はじめからカーネルの中心部に向かうにしたがって減少し、最小振幅の傾斜磁場対の後、カーネルの中間点から終わりに向かうにしたがって徐々に増大する。中間の交替する傾斜磁場がほぼゼロの振幅になることからもわかるように、エコートレイン中の最も強いエコーは、カーネルの中間点またはその近傍で検出される。最も強いエコーは、シーケンスを使用して充填されるｋ空間の中心部分の一行に対応している。したがって、いくつかの実施形態では、図２の左から右へ進む再収束パルスによるエコーを使用して、ｋ空間セグメントの下部から上部へとｋ空間線をエンコードする。
【００２５】
リードアウト傾斜磁場（例えば、Ｇｘ）波形２０６は、プレワインダ傾斜磁場２１８で始まって、その後繰り返し増減し、傾斜磁場２１９をエコーサンプリングのための最も小さい傾斜磁場とする。ここで、プレワインダ傾斜磁場２１８は、再収束パルス後のクラッシャ傾斜磁場により引き起こされる傾斜磁場モーメントとバランスを取るために、再収束パルスの前に印加される傾斜磁場である。プレワインダ傾斜磁場２１８により、エンコーディングは、ｋ空間線の右端に到達後、エンコードされる次のｋ空間線の左端へと戻る。位相エンコード傾斜磁場の増減を繰り返すシーケンスの最後に、ゼロへと向かうゆっくりとした傾斜磁場２２０が起こる。傾斜磁場２２０は、いかなる残りの磁化も位相分散させるエンドスポイラであってもよい。図示される実施形態では、リードアウト傾斜磁場は負極性傾斜磁場である。
【００２６】
スライス選択傾斜磁場波形２０８は、この傾斜磁場がＲＦ励起パルス２１２の発生前に所望の振幅値２２２まで増大し、ＲＦ再収束パルス２１４のシーケンス中ずっと実質的に同じ値で留まることを示す。所望の振幅値２２２は、各ＲＦ再収束パルスに続くＦＩＤによる信号を位相分散させる「クラッシャ」の役割を担う。ＳＥおよびＦＳＥでは、対象となるエコー（すなわち、ＭＲデータとして収集されるエコー）は、各励起パルスおよび各再収束パルスにより形成されるエコーである。しかし、いくつかの実施形態では、所望の振幅値２２２は、ＦＩＤを完全に「クラッシュ」させるように選択されていなくてもよい。
【００２７】
カーネルの最初では、スライス選択傾斜磁場は所望の振幅値２２２までゆっくりと立ち上げられうる。スライス選択傾斜磁場はＲＦ励起パルスが送信されるまでに所望の振幅値２２２になる。カーネルの終わりには、スライス選択傾斜磁場はゼロに遷移する。ゼロへの遷移もまたゆっくりとした遷移であってよい。したがって、スライス選択傾斜磁場は、ＲＦ励起パルスが送信（すなわち、照射）される前のカーネルの最初では多くとも１回の遷移が生じ、カーネルの持続時間中一切遷移することなく実質的に同じ値を維持する。
【００２８】
いくつかの実施形態において、スライス選択傾斜磁場は同じ振幅で一定のままである。いくつかの実施形態において、さまざまな理由に応じて、スライス選択傾斜磁場は、ノイズの低減に著しく影響を与えることなく、カーネルの間ずっと、比較的小さいかまたは微々たる量だけ（例えば、カーネルの最初から最後までに＋１０％または−１０％）変化しうる。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間、一定又は略一定の振幅で印加し続けるスライス選択傾斜磁場の印加を含んだ、スピンエコーを生成するパルスシーケンスを実行する。ここで、以下略一定の振幅の例としては、例えば一つのＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間、振幅の変化が例えば最大で１０％にとどまる場合が挙げられる。このようなごくわずかなスライス選択傾斜磁場の変化は、例えば、ＦＳＥの傾斜磁場のバランスおよび／またはエコー間隔の要件に対応するために、必要となりうる。スライス選択傾斜磁場の小さな変化の一例として、励起ＲＦパルスおよび再収束ＲＦパルスの選択バンド幅が実質的に等しくない場合、再収束ＲＦパルスの間印加されるスライス選択傾斜磁場の振幅は、励起ＲＦパルスの間の振幅と異なっている必要がある。実際には、この変化を最小限に抑えるために、シーケンスの設計者は、これらの２種類のＲＦパルスの選択バンド幅のバランスを実質的にとろうとする。
【００２９】
しかしながら、実施形態は典型的には、ＭＲＩデータ収集シーケンスによって生じる音響ノイズと比べて、音響ノイズを少なくとも６ｄＢ低減するのに十分一定にスライス選択傾斜磁場の振幅を維持でき、ここで、スライス選択傾斜磁場は、ＭＲエコーデータ収集読出し期間中にほぼゼロの振幅まで遷移する。
【００３０】
図２に示すＭＲデータ収集パターン２００は２Ｄ  ＦＳＥについてのものである。しかしながら、ＦＳＥを適用して、３Ｄ  ＭＲ画像を取得することもできる。３Ｄ  ＦＳＥは、基本的に、連続的に増分される位相エンコーディングをｙ方向に印加することに加えて、ｚ方向にも印加することを必要とする。３Ｄ  ＦＳＥでは、位相エンコード傾斜磁場は典型的には、各再収束パルス後に印加され、加えて、位相リワインダ傾斜磁場は典型的には、その再収束パルスの対応するエコーのサンプリング後に印加される。
【００３１】
したがって、いくつかの設定可能なパラメータにより、実施形態におけるＳＥとＦＳＥのどちらを適用するかを決定しても良い。励起パルスおよび再収束パルスの角度および振幅、ならびに再収束パルス間の間隔は、所望の効果を得られるように設定されてもよい。ＲＦ励起パルスは典型的には、９０°のＮＭＲスピン章動角度を有し、ＲＦ再収束パルスは典型的には、１８０°のＮＭＲスピン章動角度を有する。しかしながら、これらの角度は、例えば患者および／またはハードウェアに蓄積されたＲＦエネルギーの低減、ＲＦ増幅器ハードウェアの制限、送信ＲＦコイルの制限等のさまざまな理由で異なっていてもよい。エコー間隔は、最適なエコー間隔またはスライス選択軸に対する改善されたクラッシャモーメントを達成するように構成されてもよい。
【００３２】
図示される実施形態は、カーネル当たり１１のエコーを生じさせる。しかし、各種実施形態では、各カーネルは、１（ＳＥ）から３００（すなわち、シングルショットＦＳＥ当たり）までの範囲の数のエコーを生じてもよい。
【００３３】
実施形態において、１次傾斜磁場遷移はさらに、スルーレートが小さくなるように比較的長い持続時間となるように構成されてよい。このことにより、高スルーレートの結果として別途生じるノイズを低減でき、さらに、任意の特定のスルーレートで起こる変化により生じる、ノイズの突然でばらつきのある高まり（例えば、ピーク）を回避できる。
【００３４】
また、実施形態は上述の例に限られない。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、プレワインダー等のプレリフォーカス傾斜磁場及び、クラッシャの役割を担う傾斜磁場等のポストリフォーカス傾斜磁場の少なくとも一方を、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間の間印加されるスライス選択傾斜磁場の振幅が一定または略一定となるように設計された振幅で印加してもよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、スライス選択方向以外の傾斜磁場を、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間の間印加されるスライス選択傾斜磁場の振幅が一定または略一定となるように設計された振幅で印加してもよい。
【００３５】
スライス選択傾斜磁場に関連した特定の実施形態では音響ノイズは劇的に低減されるが、いくらかのノイズは、他の傾斜磁場の遷移により依然として存在することに留意すべきである。実施形態で達成される実際の音響ノイズ低減は、スライス選択傾斜磁場を印加するためにどの傾斜磁場コイルを選択するかによって異なりうる。異なる傾斜磁場コイルの異なる音響信号もありうる。例えば、シーケンスがＧｘ、Ｇｙ、およびＧｚ電流の振幅の大小により変化するとき、ノイズレベルは、これらのさまざまなコイルの異なる物理的構造、位置、および／またはその他の機械的な環境上の側面のために変化しうる。最も大きな音響ノイズ信号を有する傾斜磁場がスライス選択傾斜磁場として選択された場合にほとんどのノイズ低減を達成できる。
【００３６】
図３は、ＭＲＩデータの静音式収集およびＭＲ画像の再構成のためのプロセス３００のフローチャートを示す。実施形態において、ステップ３０２〜３０４は、準備ルーチンの前に実行してもよい。ステップ３０８は、収集し、格納したＭＲ画像データに基づいて別のルーチンで（おそらくは、遠隔地で）その後実行してもよい。
【００３７】
プロセス３００に入った後、ステップ３０２では、実施形態に従ってＭＲＩシステムは静音式スキャンおよび再構成のための設定パラメータを取得する。設定パラメータとしては、ＴＲ間隔の長さ、エコー間隔およびエコーの数、ＲＦ励起パルスの角度および形状、ＲＦ再収束パルスの角度および形状、スライス選択傾斜磁場の振幅、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場遷移の長さ、スルーレート等を挙げることができる。傾斜磁場遷移の長さ（例えば、１〜２ミリ秒）およびスルーレート（例えば、５〜１０ｍＴ／ｍ／ｍｓ（ミリテスラ毎メートル毎ミリ秒））は、例えば、音響ノイズの量に直接的な効果を及ぼしうる。約５〜１０ｍＴ／ｍ／ｍｓのスルーレートにおいて、スキャンは、ほとんどの従来技術よりも静かであるが、それでもなおいくらかの音響ノイズを生じる。参考のため、典型的な従来のパラメータとしては、０．２〜０．６ｍｓの傾斜磁場遷移および６０〜２００ｍＴ／ｍ／ｍｓのスルーレートが挙げられる。
【００３８】
ステップ３０４では、回路を静音式スキャン用に構成する。回路を設定することは、予め設定したパラメータおよび／またはユーザにより提供された入力の一方または両方に従って設定することを含んでもよく、ＭＲＩシーケンス制御部３０、ＭＲＩシステム制御部２２、および／またはＭＲＩデータプロセッサ４２の１つまたは複数を設定することを含んでもよい。このような設定は好適な実行可能なコンピュータプログラム命令をＭＲＩシーケンス制御部３０に提供することによって行うことができ、このような命令の実行時に、ＭＲＩシーケンス制御部３０は傾斜磁場コイルドライバ３２およびＲＦ送信部３４を制御し、場合によっては、送受信スイッチ３６も制御する。
【００３９】
ステップ３０６では、ＲＦ励起用のスライス選択傾斜磁場をオンにすることに加え、データ収集用のスライス選択傾斜磁場をオンにしながら、ＭＲＩデータは次々と起こるＴＲ間隔にわたって収集される。（各ＴＲ間隔は、ＲＦパルスと、データ収集読み出し期間を含むＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間ずっと非ゼロの振幅のままであるスライス選択傾斜磁場Ｇｓｓを含む傾斜磁場パルスを有するスピンエコー（ＳＥ）または高速スピンエコー（ＦＳＥ）ＭＲＩ  ｋ空間データシーケンスであり、それによって、スライス選択磁場軸と関連する音響ノイズを低減する。）実施形態において、カーネルの最初でＲＦ励起用のスライス選択傾斜磁場をオンにした後、スライス選択傾斜磁場は、単一のＴＲ間隔の間、カーネルを使用するＭＲデータ収集中ずっと、ＲＦ励起段階の後実質的に同じ振幅で維持される。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間以外の間に、振幅を変化させてスライス選択傾斜磁場を印加し、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間の間は、一定または略一定の振幅でスライス選択傾斜磁場を印加する。ＭＲＩデータ収集カーネルは、ｔａｎ−１（ＧＳＳの振幅）／（ＧＲＯの振幅）により定義される所定の視野傾斜角（例えば、２０°未満の角度）をもたらすＶＡＴ（ｖｉｅｗ  ａｎｇｌｅ  ｔｉｌｔｉｎｇ）シーケンスであってよい。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＶＡＴを行うパルスシーケンスであってよい。ステップ３０６は、デカルト座標でのｋ空間の十分なデータを収集するために各ＴＲ間隔またはカーネルごとに繰り返される。ステップ３０６における処理を、図４に関連して以下でさらに記述する。
【００４０】
ステップ３０８では、ＭＲ画像を、収集したｋ空間データから再構成する。いくつかの実施形態によると、画像再構成はステップ３０６で収集したデータから直接実行されてよい。データがデカルト座標的収集により取得される実施形態では、特別な再構成ステップはまったく必要とされなくてもよい。再構成ＭＲ画像は、診断目的のディスプレイに出力され、ネットワーク上に送信され、かつ／またはデジタルデータストレージデバイスに格納されてよい。
【００４１】
当業者が理解するように、収集したＭＲＩデータはまた、後の画像再構成のために（ローカルまたは遠隔で）格納されてもよい。
【００４２】
図４は、ＭＲＩデータの静音式収集のためのプロセス４００のフローチャートを示す。いくつかの実施形態では、プロセス４００を実行して、プロセス３００のステップ３０６中にｋ空間をサンプリングできる。プロセス４００は、ｋ空間の各行を取得するために繰り返されてもよい。例えば、図２に示すＭＲデータ収集パターン２００は、２Ｄ  ＦＳＥのシーケンス２０２と、あるＴＲ間隔中にｋ空間の単一の行を収集するための関連する傾斜磁場とを示す。実際には、例えば、ＳＥまたは３Ｄ  ＦＳＥ等のその他の収集パターンが実施形態として考えられる。
【００４３】
実施形態では、ステップ４０２〜４１６は、図示される順序で行われても良いし、図示される順序と異なる順序で行われてもよい。ステップ４０２〜４１６のうちいくつかは省略されてもよく、また追加のステップが実行されてもよい。
【００４４】
プロセス４００に入った後、ステップ４０２では、初期傾斜磁場をＧｘ、Ｇｙ、およびＧｚ（例えば、リードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、およびスライス選択傾斜磁場）のために設定する。傾斜磁場設定は、例えば、図２に示されるようなものであってもよい。
【００４５】
ステップ４０４では、ＲＦ励起パルスを送信する。励起パルスの幅、包絡線形状、位相等は、例えば、先の設定により予め決められてよい。第１のＴＲ間隔は、ＲＦ励起パルスが送信されるとすぐ始まる。
【００４６】
ステップ４０６において、ＭＲシステムをデータ収集のために準備する。実施形態のＭＲデータ収集は、ＲＦ再収束パルス２１４の後に始まる。スライス選択傾斜磁場の振幅は、再収束パルスに続いて生じるＦＩＤ信号のクラッシャとして機能するように選択しておいてもよい。さらに、必要であれば、後のデータ収集をｋ空間の行の正しい部分（例えば、左端）から行うことができるように、プレワインダをリードアウト傾斜磁場で実行してもよい。
【００４７】
ステップ４０８〜４１４は、例えば図２に図示する収集のような２Ｄ  ＦＳＥ収集において収集される各ＲＦエコーに対して繰り返される。例えば、ステップ４０８〜４１４は、図２のシーケンス２０２に示される１１個の続けて起こるＲＦ再収束パルスにより生じる１１のＲＦエコーのそれぞれに対して繰り返されてもよい。
【００４８】
ステップ４０８では、依然として直前のＲＦ励起パルスにより開始されたのと同じＴＲ間隔において、データ収集のためにＲＦエコーを生じさせる再収束パルスを送信する。
【００４９】
ステップ４１０において、対応するＲＦエコー信号を収集する。
【００５０】
ステップ４１２において、完全な「ショット」（１つのＴＲ内のｋ空間のいくつかの線の収集）が収集されたかどうか判断する。すなわち、ｋ空間の現在のショットの収集を完了するためにさらなるＲＦ再収束パルスを送信するかどうか判断する。
【００５１】
ステップ４１２において、現在の「ショット」を完了するためにさらなるＲＦ再収束パルスを送信すべきだと判断された場合（ステップ４１２  Ｎｏ）、ステップ４１４において、スライス選択傾斜磁場以外の傾斜磁場を調整してから、次の再収束パルスを送信する。スライス選択傾斜磁場は、ＲＦ励起パルスが送信されたときと実質的に同じ振幅および極性のままである。ステップ４１４の後、プロセス４００はステップ４０８に進み、次のＲＦ再収束パルスを送信する。
【００５２】
ステップ４１２において、現在の「ショット」を完了するためにこれ以上ＲＦ再収束パルスを送信すべきではないと判断された場合（ステップ４１２  Ｙｅｓ）、現在の「ショット」で収集されるｋ空間のすべての行が収集されている。ステップ４１６では、回路を次のＴＲのデータ収集のために設定してもよい。いくつかの実施形態では、いかなる残っている磁化も消失させるために、スポイラをリードアウト傾斜磁場に適用してもよい。いくつかの実施形態では、スライス選択傾斜磁場はゆっくりとゼロに遷移しうる。データ収集が別のＴＲでも引き続き行われる場合、スライス選択傾斜磁場を所定の所望の振幅まで立ち上げることができ、その後次のＲＦ励起パルスを適用する。
【００５３】
いくつかの実施形態では、スライス選択傾斜磁場はＴＲ間隔間で変更しなくてもよい。例えば、ＭＲデータ収集パターン２００を使用する実施形態は、各カーネルの始めと終わりでスライス選択傾斜磁場をオンおよびオフにするが、いくつかの実施形態は、ＲＦ励起パルスの前にスライス選択傾斜磁場の振幅および極性を設定した後に、２つ以上のＴＲ間隔のスライス選択傾斜磁場にわたって同じまたは実質的に同じ振幅および極性を引き続き維持してもよい。スライス選択傾斜磁場で回避される各遷移は、ある程度音響ノイズを低減することが理解されよう。例示的実施形態において、各ＴＲ後にスライス選択傾斜磁場を遷移させることから最後のＴＲの終わりにだけスライス選択傾斜磁場を遷移させることにわたるさまざまな任意の設定を、音響ノイズの低減への異なる効果をもって実施してもよい。
【００５４】
ステップ４１６の後、プロセス４００は終了する。
【００５５】
図５は、さまざまな構成に対する音響ノイズレベルの表を示す。「方向」の列は、スキャンのアキシャル（ＡＸ）方向、サジタル（ＳＧ）方向、およびコロナル（ＣＯ）方向を示す。「ＰＥ方向」、すなわち位相エンコード方向の列は、左右（ＲＬ）方向、前後（ＡＰ）方向、および頭足（ＨＦ）方向を列挙している。「ＲＯ」、「ＰＥ」、および「ＳＳ」の列は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸のいずれがリードアウト、位相エンコード、およびスライス選択のためにそれぞれ使用されたかを示す。一番右の列は、従来技術によるノイズ標準を左に、実施形態によって実現されるノイズレベルを右に示す。この表で明らかなように、音響ノイズ低減は、異なる方向および位相エンコード方向のさまざまな構成において一様ではない。これは、少なくとも部分的に、それぞれの軸によって生じるノイズの寄与率が異なるからである。一般的には、図５に示す各構成では、最もノイズの大きい軸はＹ軸またはＺ軸である。
【００５６】
実施形態を、主に２Ｄ  ＦＳＥに関して説明した。しかし、本明細書に記載される技術は２Ｄ  ＳＥにも適用可能である。本技術は、ＭＲＩで非常によく使用される別のデータ収集シーケンスである３Ｄ  ＦＳＥにも適用可能である。３Ｄ  ＦＳＥの実施形態は、放射面におけるＭＲデータの収集を必要とする。実施形態は、カーネルインスタンスにおいて傾斜磁場が一定または略一定に保たれる２つの軸を回転させてもよい。（さまざまな傾斜の）第３の軸を使用して、エコートレインの間、デカルト座標的エンコーディングを実施できるため、図６に示すように３Ｄ空間における「パドルホイール」状軌跡がもたらされる。パドルホイール状軌跡については、非特許文献４に記載されている。図６に示されるように、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、第１及び第２の方向であるｋｘ方向及びｋｙ方向に関してラジアル収集で、第３の方向であるｋｚ方向にカーテシアンで収集を行いながら、３次元収集を行う。いくつかの実施形態において、スライス選択傾斜磁場ＧＳＳおよびリードアウト傾斜磁場ＧＲＯは両方とも、カーネルインスタンスそれぞれの間ずっと実質的に一定な振幅で維持されるのに対し、３Ｄ  ＭＲＩデータを収集する少なくともいくつかのカーネルインスタンス同士でＧＳＳおよび／またはＧＲＯの振幅を変化させることによって、パドルホイール状のｋ空間データ収集において時々放射状に方向転換されるｋ空間の平面に対してＭＲＩデータを収集するために、位相エンコーディング傾斜磁場パルスＧＰＥは、連続的に増分される。換言すると、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間、一定または略一定の振幅でスライス選択方向及びリードアウト方向に傾斜磁場を印加するとともに、振幅を変化させながら、位相エンコード方向に傾斜磁場を印加する。ここで、以下略一定の振幅の例としては、例えば一つのＭＲＩデータ収集シーケンスカーネルの間、振幅の変化が例えば最大で１０％にとどまる場合が挙げられる。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ラジアル再構成アプローチを使用して、「パドルホイール」状軌跡で収集したデータからＭＲ画像を生成できる。
【００５７】
図７に、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が行う３次元収集に係るパルスシーケンスの一例が示されている。図７の上段は、ＭＲＩシーケンス制御部３０が印加する９０度の励起ＲＦパルス及び１８０度の再収束ＲＦパルス３００等を示している。ＧＸ、ＧＹ、ＧＺは、それぞれＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向に印加される傾斜磁場を表している。図７に示されるように、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩエコーデータ収集読み出し期間、一定または略一定の振幅で、ＧＸで示される、第１の方向に係る傾斜磁場３０１及びＧＹで示される、第２の方向に係る傾斜磁場３０２を印加するとともに、振幅を変化させながら、ＧＺで示される、第３の方向に係る傾斜磁場３０３を印加する。これにより、静音化を実現させながら３次元収集を行うことができる。
【００５８】
また、別の実施形態では、カーネルの繰返しそれぞれにおいて３軸すべてを一定または略一定の振幅に保ってもよい。すなわち、ＭＲＩシーケンス制御部３０が印加するスライス選択傾斜磁場以外の方向の傾斜磁場の振幅は、ＭＲＩエコーデータ収集読出し期間の間一定または略一定であってもよい。
【００５９】
いくつかの実施形態において、３Ｄ  ＦＳＥの実施態様は、さらに音響ノイズを低減するために放射状ＦＳＥ（例えば、ＪＥＴ、ＰＲＯＰＥＬＬＯＲ、またはＢＬＡＤＥとしても知られている）等の技術と組み合わせることができる。放射状ＦＳＥにより、位相エンコード軸ノイズが小さくなるが、これはｙ軸傾斜磁場の振幅のピークが小さいためである。３Ｄ  ＦＳＥと放射状ＦＳＥとの組み合わせは、傾斜角が小さい（すなわち、視野角シフトによるブラーリングが小さい）、例えば２０°未満の場合により適している。
【００６０】
シーケンスのカーネルの間ずっと一定または略一定のスライス選択傾斜磁場を維持することにより、本明細書に記載され実施形態は、データ収集のためにスライス選択傾斜磁場をオンにするＶＡＴの磁化率低減効果（例えば、金属アーチファクト低減）を保持する。ＲＦパルスバンド幅は、スライス方向の磁化率をさらに低減するために増加させてもよい。しかしながら、ＲＦパルスバンド幅の増加により、比吸収率（Specific  Absorption  Rate：ＳＡＲ）およびＲＦ電力消費を増加しうるという点に留意すべきである。
【００６１】
実施形態は、特定の品質を有する実施形態を実現するためにさまざまな特性とトレードオフであるように構成されうる。例えば、スキャン時間、画質（例えば、ＳＮＲ、コントラスト、ブラー等）、および患者の快適性（例えば、音響ノイズ）等の特性は、互いにさまざまな程度でトレードオフでありうる。実施形態では、データ収集中に一定または略一定のスライス選択傾斜磁場を使用することによって、（傾斜効果により引き起こされる）ブラーの増加と引き換えに、より少ない音響ノイズが生じうる。音響ノイズの低減は、より長いエコー間隔を使用することによって、長いスキャン時間という代償を払って改善されうる。ブラーは、増大されたスキャン分解能を得ることによって、長いスキャン時間という代償を払って低減されうる。これらのトレードオフ特性の適切なバランスの選択は、用途の種類に基づいてもよい。例えば、音響ノイズ低減が小児患者に対しては第１の判断基準であるのに対して、整形外科用途では改善された分解能を有することが好ましい場合がある。
【００６２】
いくつかの例示的実施形態は、スライス選択傾斜磁場の遷移による音響ノイズをすべて、またはほぼすべて除去することにより、１つの傾斜磁場軸から音響ノイズを効果的に除去する。音響ノイズ低減は、スライス選択軸として最もノイズの大きい軸（例えば、Ｚ軸およびＹ軸から）を選択することによって、よりいっそう十分なものとなりうる。実施形態は、傾斜磁場形成アプローチ等の従来のアプローチよりも良好な音響ノイズ低減を達成する。いくつかの実施形態は、さらに、従来のＶＡＴ技術よりも著しく小さな音響ノイズレベルを有しながらも、磁化率アーチファクトを低減する。磁化率低減のために高バンド幅ＲＦパルスを使用する従来のＶＡＴ技術とは対照的に、いくつかの実施形態は、より狭いＲＦパルスバンド幅を使用してもよい。このより狭いＲＦパルスバンド幅でも、音響ノイズを低減しながら磁化率のいくらかの低減を達成できる。多くの実施形態では、ＳＡＲ、ＲＦ出力、または磁化効果を増大させることなく、標準ＦＳＥ技術と比べて音響ノイズが低減される。さらに、２Ｄ  ＦＳＥを用いる多くの例示的実施形態は、従来の２Ｄ  ＦＳＥとほぼ同等のＴＥ、エコー間隔、およびＴＲ間隔を有し、ほぼ同等のスキャン時間を有する。例示的実施形態において、エコー間隔（例えば、７ｍｓ、１０ｍｓ、および１５ｍｓ）に何の制約も課されない。
【００６３】
さらに、ノイズ低減のためのいくつかの従来技術とは異なり、実施形態は、再構成前に収集ＭＲデータのリグリッディングまたは必要以上の傾斜磁場補正を必要としないという利点を有する。
【００６４】
いくつかの実施形態は、従来技術に対して最小ＴＲ間隔のわずかな増大を引き起こしうる。このことは、例えば、各エコートレインまたはカーネルの始まりおよび終わりにおけるスライス選択軸の長時間の立ち上がりによるものでありうる。しかし、長時間部分は典型的には約５〜１０ｍｓであるため、増大したＴＲ間隔に関してはわずかな損失（例えば、約５％）にすぎない。いくつかの実施形態は、さらに、πの倍数に等しくない全クラッシュモーメントを有する場合がある。このことは、実施形態に使用される再収束クラッシャは、ＦＩＤクラッシュよりもむしろ音響効果のために最適化されているために起こりうる。いくつかの実施形態では、この違いにより、従来技術で使用される標準クラッシャモーメントよりも約３３％小さいクラッシャモーメントをもたらしうる。
【００６５】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００６６】
３０  ＭＲＩシーケンス制御部
【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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