(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備え、前記傾斜磁場発生手段は、前記撮影空間近傍において、前記静磁場発生手段側への窪み部を有し、該窪み部に前記高周波磁場発生手段の少なくとも一部が収納されている磁気共鳴イメージング装置において、前記高周波磁場発生手段は、2層から構成され、その内1層は撮影空間側に配置された導体やコンデンサ素子から成るRFコイルであり、他の1層は傾斜磁場発生手段側に配置されたRFシールドであり、前記RFコイル及びRFシールドは高周波磁場発生手段用中間部材によって所定の間隔に保たれ、前記RFコイルは、水平方向に移動させることにより、前記窪み部の外側に配置され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】
前記窪み部は、断面が矩形の形状で、その一辺は前記撮影空間に配置される被検体の体軸と平行であることを特徴としている請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記窪み部は、台形の形状で、その上辺及び下辺は前記撮影空間に配置される被検体の体軸と平行であることを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記静磁場発生手段は円筒の形状で、前記傾斜磁場発生手段は前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に前記円筒の内面に沿って配置され、前記窪み部は、前記円筒の内面に沿って形成されていることを特徴とする請求項1乃至3のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記傾斜磁場発生手段は、前記撮影空間に主な傾斜磁場を発生させる傾斜磁場メインコイルと、前記傾斜磁場メインコイルによって発生された磁場が前記撮影空間と反対側に漏れるのを防ぐための傾斜磁場シールドコイルを有し、前記傾斜磁場メインコイルは前記被検体の体軸と同軸で第1の内径を持つ第1の円筒部と、前記被検体の体軸を同軸で前記第1の内径より小さい第2の内径を持つ第2の円筒部と、前記第1の円筒部と前記第2の円筒部との接続部より成り、前記第1の円筒部は前記第2の円筒部よりも前記被検体の体軸方向に沿って前記撮影空間に近い側に配置され、前記第1の円筒部の前記撮影空間側に前記高周波磁場発生手段が配置されることを特徴とする請求項1乃至4のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記第2の円筒部及び前記接続部は、前記被検体の体軸方向に前記第1の円筒部に対して一方方向とその反対方向の2つに分かれていて、それぞれは、前記被検体の体軸方向に前記撮影空間を中心に一方方向とその反対方向に対称に配置されていることを特徴とする請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記静磁場発生手段は前記撮影空間を挟んで対向して配置され、前記傾斜磁場発生手段は前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に前記撮影空間を挟んで対向して配置され、前記窪み部は前記対向する面に沿って円盤に形成されていることを特徴とする請求項1乃至3のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記傾斜磁場発生手段は、前記撮影空間に主な傾斜磁場を発生させる傾斜磁場メインコイルと、前記傾斜磁場メインコイルによって発生された磁場が前記撮影空間と反対側に漏れるのを防ぐための傾斜磁場シールドコイルより成り、前記傾斜磁場メインコイルは前記静磁場を発生する中心軸に対して内側の部分と外側の部分とその接続部より成り、前記内側の部分は前記外側の部分より前記対向方向に前記撮影空間に対して外側に配置され、前記内側の部分の前記撮影空間側に前記高周波磁場発生手段が配置されることを特徴とする請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記傾斜磁場メインコイルと前記傾斜磁場シールドコイルの間には、それらの間隔を所定に保つための中間部材が備えられ、前記傾斜磁場メインコイルは前記傾斜磁場シールドコイルより前記被検体の体軸方向に幅が狭く、前記中間部材の最も前記被検体の体軸方向外側の面は、前記幅の違う前記傾斜磁場メインコイル及び前記傾斜磁場シールドコイルの最も被検体の体軸方向外側の端を繋ぐように、前記被検体の体軸に対して垂直な方向に対して傾いていることを特徴とする請求項5，6，8のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記傾斜磁場メインコイル及び前記傾斜磁場シールドコイルは、前記中間部材の最も前記被検体の体軸方向外側の面で連続的に接続されて配置されていることを特徴とする請求項5，6，8、9のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記RFコイル及びRFシールド及び高周波磁場発生手段用中間部材は分割して、前記窪み部に配置されることを特徴とする請求項10に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記傾斜磁場メインコイルは、径の違う円筒を組み合わせて作った段差を持つ容器にコイルを貼り付けるようにして、構成されていることを特徴とする請求項5，6，8乃至11のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記コイルのコイルパターンの中心が前記段差近傍に配置されることを特徴とする請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記接続部は、前記被検体の体軸の方向に対して垂直に配置されていることを特徴とする請求項5，6，8乃至13のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記接続部は、前記被検体の体軸に垂直な方向に対して傾いていることを特徴とする請求項5，6，8乃至13のいずれか一項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】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置)に係り、特に磁気共鳴イメージング装置のオープン性を向上させる技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
MRI装置では、撮影空間に配置される被検体の閉所恐怖感を低減するために、オープン性を向上させることが重要である。特許文献1では、撮影空間を挟んで上下に対向して配置された超電導磁石の冷却容器の撮影空間に面する側の中央部分に窪みを設け、その中に傾斜磁場コイルの主コイルとシールドコイルを配置した例が示されている。本従来技術によれば、冷却容器に設けられた窪みのスペースを使って有効に傾斜磁場コイルを配置できる。これにより、上下に対向して配置された傾斜磁場コイル間の距離が大きくなり、被検体の配置するスペースを大きくできるので、オープン性の高いMRI装置を提供することが可能となる。
【特許文献１】特開平9-262223号公報
【０００３】
しかしながら、特許文献1記載の従来技術では超電導磁石や傾斜磁場コイルの配置構造に関して最適化されているが、照射コイルの配置される構造に関しては配慮されていない。
【発明の開示】
【０００４】
本発明の目的は、オープン性をさらに向上させたMRI装置を提供することにある。
上記目的を解決するために、本発明のMRI装置は、被検体が配置される撮影空間の周りに配置され、前記撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、前記傾斜磁場発生手段の前記撮影空間側に配置され、前記撮影空間に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記傾斜磁場発生手段は、前記撮影空間近傍が前記静磁場発生手段側への窪み部を有し、該窪み部に前記高周波磁場発生手段の少なくとも一部が納められていることを特徴としている。
【図面の簡単な説明】
【０００５】
【図１】一般的なMRI装置のシステム構成である。
【図２】本発明の実施例1に係る水平磁場方式MRI装置(トンネル型)の断面を示した図である。
【図３】RFコイルの中間部材を複数個に分割して傾斜磁場コイルの窪み内で埋め込む様子を示す図である。
【図４】実施例1におけるXあるいはY方向用の傾斜磁場メインコイル13aのコイルパターンを模式的に描いた図である。
【図５】実施例2に係るショートボアの水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。
【図６】実施例3に係る水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。
【図７】実施例4に係る水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。
【図８】実施例5に係る垂直磁場方式MRI装置(オープン型)の断面を示した図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００６】
以下、MRI装置のシステム構成を図1により詳細に説明する。
MRI装置は大別して、中央処理装置(以下、CPUと略称する)1と、シーケンサ2と、送信系3と、静磁場発生用磁石4と、受信系5と、傾斜磁場発生系21と、信号処理系6とから構成されている。【０００７】
CPU1は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ2、送信系3、受信系5、信号処理系6を制御するようになっている。シーケンサ2は、CPU1からの制御指令に基づいて動作し、被検体7の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系3、傾斜磁場発生系21、受信系5に送るようになっている。【０００８】
送信系3は、高周波発振器8と、変調器9と、照射コイル11とRFシールド等を備え、シーケンサ2の指令により高周波発振器8からの基準高周波パルスを変調器9で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器10を介して増幅して照射コイル11に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射するようになっている。【０００９】
静磁場発生用磁石4は、被検体7の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。この静磁場発生用磁石4の内部には、照射コイル11と、傾斜磁場コイル13と、受信コイル14とが配置されている。傾斜磁場コイル13は傾斜磁場発生系21に含まれ、傾斜磁場電源12より電流の供給を受け、シーケンサ2の制御のもとに傾斜磁場を発生させる。【００１０】
受信系5は、被検体の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出される高周波信号(NMR信号)を検出するもので、受信コイル14と増幅器15と直交位相検波器16とA/D変換器17とを有しており、上記照射コイル11から照射された電磁波による被検体の応答の高周波信号(NMR信号)は被検体に近接して配置された受信コイル14で検出され、増幅器15及び直交位相検波器16を介してA/D変換器17に入力され、ディジタル量に変換され、その信号がCPU1に送られるようになっている。【００１１】
信号処理系6は、磁気ディスク20、光ディスク19などの外部記憶装置と、CRTなどからなるディスプレイ18とを備え、受信系5からのデータがCPU1に入力されると、CPU1が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、その結果である被検体7の所望の断層面の画像をディスプレイ18で表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク20などに記憶するようになっている。
【実施例１】
【００１２】
図2は、本発明の実施例１に係る水平磁場方式MRI装置(トンネル型)の断面を示した図である。図2において、4は静磁場発生用磁石であり、水平方向のZ軸201を中心軸として複数の同心円状の超電導コイルを配置することにより、中央の撮影空間202に高い均一度を持った静磁場を発生させるものである。静磁場発生用磁石4はドーナツの形状をしている真空容器4aと、真空容器4a内に配置されているヘリウム容器4bと、ヘリウム容器4b内に配置されたメインコイル4c及び均一度制御用コイル4d及びシールドコイル4e等より構成されている。メインコイル4cは、撮影空間202に主たる静磁場を発生するためのものであり、均一度制御用コイル4dはメインコイル4cにより発生された静磁場の均一度を高めるためのものであり、シールドコイル4eはガントリ外部に漏洩する漏洩磁場を抑制するためのものである。また、図示されてはいないが、真空容器4a内部でヘリウム容器4bの外側には熱シールドが設けられ、ヘリウム容器内で気化する液体へリウムを再凝縮するために冷凍機が設けられている。【００１３】
また、図2において13は傾斜磁場コイルであり、撮影空間202に主たる傾斜磁場を発生するための傾斜磁場メインコイル13aと、傾斜磁場メインコイル13aの静磁場発生用磁石4側に配置され、傾斜磁場メインコイル13aによって発生された磁場が静磁場発生用磁石4側(撮影空間202と反対側)に漏れ、静磁場発生用磁石４を構成する真空容器4a等に不要な渦電流が流れて悪影響が発生することを防ぐための傾斜磁場シールドコイル13bと、傾斜磁場メインコイル13a及び傾斜磁場シールドコイル13bの間隔を保持するための中間部材13c等より成っている。【００１４】
更に本実施例における傾斜磁場メインコイル13aは、底部13dと接続部13eと端部13fとから成っていて、撮影空間202に近い中央部(底部13d)が静磁場発生用磁石4側に窪んでいる。そして、その窪んだ部分に照射コイル11と、照射コイル11の背面に配置され、照射コイル11によって発生した電磁波が傾斜磁場コイル13等と干渉することによりおこる悪影響を防ぐためのRFシールド11aが完全に納められている。【００１５】
本実施例において照射コイル11は電流路となる導体やコンデンサ素子等から成る。また、RFシールド11aは高周波をシールドするための板から成り、両者は照射コイル用中間部材(図示せず。)によって機械的に接続されている。一般に照射コイル用中間部材は10〜15mmの厚さを有する。
照射コイル11やRFシールド11aや照射コイル用中間部材を傾斜磁場メインコイル13aの窪んだ部分に収めるには、例えば、各々を180°ずつに分割した状態で所定位置に配置した後に、必要部分を接続するなどの処置が取られる。あるいは、最初に照射コイルなどを製作した周囲に傾斜磁場コイルを積み上げる形で製作することも可能である。【００１６】
また、図3に示すように、照射コイル用中間部材を複数個(301〜305)に分割して、傾斜磁場コイルの窪み内に埋めるようにしても良い。図3のような構成では照射コイル本体は、回路の一部を切断し平板形状としたフレキシブル基板に、コンデンサやインダクタを取り付けたもの(折り曲げ可能)を用いている(301a〜305a)。これを照射コイル用中間部材上に貼り付け、切断箇所をハンダ付けなどにより接続することで、回路を形成できる構造としている。また、RFシールドは一般的に銅箔や銅メッシュ等で構成され、フレキシブルであり、傾斜磁場コイルの内周面に切断したものを貼り付けるか、あるいは照射コイルの中間部材外周側に貼り付ける等の構成となっている(例えば、301b〜305b)。【００１７】
更に図2を用い、傾斜磁場メインコイル13a及び傾斜磁場シールドコイル13bの構造を具体的に示すと次の通りである。すなわち、真空容器4aの撮影空間202側は概ね円筒形状になっていて、傾斜磁場シールドコイル13bはその円筒形状に沿うように所定の内半径(以下、Aとする。)を持つ円筒形状になっている。更に、傾斜磁場メインコイル13aは前記内半径Aより小さい内半径BおよびCを径に持つ円筒形状の導体部分(13d及び13f)及び、それらの接続部13eより構成されている。ここで、内半径Cを持つ部分は内半径Bを持つ部分より撮影空間202に対してZ軸201方向に外側にあり、内半径Cは内半径Bより小さくなっている。【００１８】
一般にMRIシステムにおいては、磁石全体がガントリーカバーで覆われている。この場合、撮影空間202に面したガントリーカバーの内周面の半径(図2でRGで示した距離)がガントリーのオープン性を規定する重要な数値である。【００１９】
本実施例では、水平磁場方式MRI装置において、傾斜磁場メインコイル13aが、Z軸201方向に撮影空間202に近い位置に位置する底部13dと、撮影空間202から遠い位置に位置する端部13fと、底部13dと端部13fを接続する接続部13eから成り、底部13dが端部13fに比べて静磁場発生用磁石4に近い位置(Z軸201から離れた位置)に配置されている。
【００２０】
このことにより、半径の大きな円筒形状導体部分13dに照射コイル11およびRFシールド11aを収めることができる。この結果、傾斜磁場メインコイル13aと傾斜磁場シールドコイル13bの両方が平板である従来の場合と比較して、静磁場発生用磁石4の撮影空間202側の面と、ガントリカバーの撮影空間202側の面203との間隔(図2でTGで示した距離)を狭めることができる。すなわち、静磁場発生用磁石4の内周側直径(TG+RG)が同じ大きさならば、照射コイル11およびRFシールド11aの厚さ分だけ、TGを狭めることができる。この結果として、ボア径(図2でRGで示した距離)を大きくできるので、MRI装置のオープン性を向上させられる。【００２１】
また、RGを従来装置と同じ大きさにするならば、TGを狭めた分だけ、静磁場発生用磁石4内のコイル4c，4dを撮影空間202側に近寄せて配置できる。即ち、コイルの半径dを小さくできるために、従来と同一程度の電流値であってもより高い強度の静磁場を発生させられる。逆に、静磁場の強度を従来と同一程度とするならば、コイルに流す電流値は少なくて済む。【００２２】
更に、静磁場発生用磁石4の軸長(L)を短くすることもできる。一般に、均一磁場発生領域202の中心から見た超電導コイルとZ軸201とがなす見込み角度を出来るだけ小さくする方が、良好な磁場均一度を発生させやすい。よって、磁場均一度を一定とすると、コイル半径dを小さくした分だけ、上記の見込み角度が一定となるまでコイルの軸長Lを短くすることが可能である。この結果として、ガントリの軸長を短くできるので、オープン性を高めることができる。例えば、L＝1m，2d＝1mのコイルの場合、2dを5cm縮めることで、Lを5cm程度は短縮することが可能となる。従って、本実施例のような傾斜磁場コイル13の構造は、軸長(図2でLで示した長さ)を短くしてオープン性を向上させたショートボア(例えば、軸長(L)が1300mm以下。)の水平磁場方向MRI装置において、特に有効となる。なお、図2では、接続部13eはZ軸201に対して垂直な方向に面を持つように描かれているが、必要に応じてテーパーを持たせても構わない。【００２３】
本実施例では、照射コイル11とRFシールド11aの距離を従来と同程度とすることができるので、照射コイル11の磁場発生効率を十分良くすることができる。また、傾斜磁場コイルに関しても、通常、撮影空間202に近いZ軸201方向内側の底部13dよりも電流密度の高いZ軸31方向外側の端部13fにおいて、円筒形状導体部分13fの内径が小さいので、傾斜磁場発生効率に与える影響を小さくすることができる。【００２４】
次に図4は、本実施例におけるXあるいはY方向用の傾斜磁場メインコイル13aのコイルパターンを模式的に描いた図である。コイルパターンは渦巻状になっていて、しかも撮影空間202から離れたZ軸201方向外側で電流密度が高くなっている。(即ち、コイルパターンの隣り合う導線の間隔が短くなっている。)。本実施例では図4のように、傾斜磁場メインコイル13aは径の違う円筒を組み合わせた容器のようなもの401の外側にコイルを貼り付けた構造になっている。図4の例では渦巻状となるコイルパターンの中心部分が、径の違う円筒を組み合わせて段差となる部分402近傍に配置されていて、これにより端部13fの大きさをなるべく大きくして傾斜磁場コイル13の磁場発生効率をできるだけ高くしている。ただし、段差となる部分が渦巻状のコイルパターンの中心でなくても良い。段差となる部分が渦巻状のコイルパターンの中心から離れた方が、段差の部分に貼り付けられるコイルが減るので生成される傾斜磁場の特性が向上したり、円筒形状導体部分13dと13fとを接続する導体の本数が減るので、製作が容易になるといった利点がある。
【実施例２】
【００２５】
図5は、本発明の実施例2に係るショートボアの水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。本実施例は、送信系3を構成する照射コイル11およびRFシールド11a等のうち照射コイル11の円筒形状の外径(D)が、端部に位置する円筒形状導体部分13fの内径(C)より小さい。この結果、照射コイル11のみが傾斜磁場メインコイル13aの窪みからはみ出している。このため、MRI装置のオープン性を向上させる効果は少し少なくなるが、ガントリの軸方向外側から照射コイル11を傾斜磁場メインコイル13aに沿って容易にスライドさせて設置できる。本実施例は実施例1の効果の他に、実施例1と比べて傾斜磁場メインコイル13aと傾斜磁場シールドコイル13bの間隔を広げることができるので傾斜磁場コイル13による磁場発生効率を高めることができるという効果がある。また、図5に示すように傾斜磁場メインコイル13aと傾斜磁場シールドコイル13bを所定の間隔を保たせて連結するために中間部材13cを用いているが、この中間部材13c内部には、所謂シムコイルや鉄等から成るパッシムシム、傾斜磁場コイル13で発生する熱を冷却するための冷却用の配管等を配置することも可能である。
【実施例３】
【００２６】
図6は、本発明の実施例3に係る水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。本実施例は実施例2と比べて、傾斜磁場メインコイル13aと傾斜磁場シールドコイル13bを連結するための中間部材13cの端601における面がZ軸201方向に垂直ではなくテーパーを持たせていて、中間部材13cの幅はZ軸201方向に、磁石4側より撮影空間202側の方が狭くなっている。これにより、磁石全体を覆っているガントリーカバー602の端部をある曲率を持って形成できる。このことにより、実施例1および実施例2の効果に加えて、MRI装置のオープン性が改善されるという効果がある。
【実施例４】
【００２７】
図7は、本発明の実施例4に係る水平磁場方式MRI装置の上側一部の断面のみを示した図である。本実施例は実施例3と比べて、傾斜磁場メインコイル13aと傾斜磁場シールドコイル13bが中間部材13cのZ軸201方向外側で連続的に接続されている。本構造により、実施例1から3で示した効果の他に、特開平8−38457号公報に記載されているように、被検体の撮影領域外側における傾斜磁場を抑制する効果が得られるので、被検体に対する変動磁場の影響を低減できるという効果がある。
【実施例５】
【００２８】
図8は、本発明の実施例5に係る垂直磁場方式MRI装置(オープン型)の断面を示した図である。図8において、4fは上下に対向して配置された静磁場発生用磁石であり、その他の番号は図2の実施例1で示したものと同様のものを示している。ただし、本実施例において図8で示した傾斜磁場コイル13や照射コイル11等は実施例1から4のように円筒形状を組み合わせたものではなく、垂直磁場方式MRI装置(オープン型)における静磁場発生用磁石の形状に合わせて概ね円盤状になっている。本実施例においては、傾斜磁場メインコイルを静磁場の中心軸に対して内側と外側に分けて、内側を撮影空間から遠ざけて(垂直方向(上下方向)外側に遠ざけて)、そこに照射コイル等の少なくとも一部を納めている。これにより、撮影空間202に被検体を配置するためのスペースを大きくでき、MRI装置のオープン性を向上させることができる。【００２９】
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、実施例1から4では傾斜磁場メインコイル13aの径を2種類の内径からなる円筒形状の底部13dと端部13fで構成したが、内径の異なる円筒形状の径の種類は3種類以上でも良い。実施例5においても、傾斜磁場メインコイルを静磁場の中心軸に対して分ける分け方は、内側と外側の2種類のみならず、3種類以上でも良い。また、実施例1〜4で得られる技術的特徴は、実施例5で示した垂直磁場方式MRI装置に適用できる。図2における接続部13eの配置される方向は、図6のようにZ軸に対して垂直であっても良いし、図7のように傾いていても良い。また、実施例1〜4の水平磁場方式MRI装置(トンネル型)において、撮影空間に配置される被検体の体軸は、Z軸201であるが、実施例5の垂直磁場方式MRI装置では、Z軸201に垂直な水平方向であることは言うまでもない。
【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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