JP5481134B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents

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Description

本発明は、高精度な心筋パフュージョン撮像、非造影ＭＲＡを可能とし、心臓の診断性能を向上させることができる磁気共鳴映像装置に関する。
磁気共鳴映像装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化し、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。この様な磁気共鳴映像装置は、人体の解剖学的な断面図を非侵襲的に得る方法として極めて有効である。特に、骨におおわれた脳などの中枢神経系の診断装置として、広く活用されている。その一方で、撮像時間が長いため、動きのある心臓などの診断能については、改善の余地があると考えられている。
近年、傾斜磁場システムを中心とするハードウェアの改善と高速スキャンの組み合わせにより、心臓検査に磁気共鳴映像装置が活用できるケースが増えてきた。特に心筋パフュージョン撮像は、造影剤の注入後のＥＣＧゲートとダイナミック撮像の組み合わせにより、心筋のバイアビリティを造影剤の染色の進み方で画像化できる撮像方法で他の診断装置では得られない有効な検査方法として注目されている。
特開２０００−１２６１５６号公報
しかしながら、磁気共鳴映像装置を用いて心臓検査を行う場合には、例えば以下の様な問題がある。
まず、心臓について一断面ずつ撮像を行う場合には、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）を適用するなど、高速撮像が動きの影響を低減した画像が得られる。しかしながら、ダイナミック撮像の時相方向に見ると、呼吸性の体動や、心時相のずれなどにより、動きのある画像になってしまう場合が多い。
また、呼吸性の体動を防ぐためには、患者（被検体）に息止めを行ってもらうのがひとつの解決策である。しかしながら、心臓に問題のある患者に息止めをしてもらうのは検査の負荷が大きく望ましくない。また、息止め前後で心拍が変化する可能性があることなどの問題もある。
さらに、近年、磁気共鳴イメージングにおいて、造影剤を用いないで血管撮像をする非造影ＭＲＡと呼ばれる手法が開発されている。この非造影ＭＲＡを生体情報（例えば呼吸周期）を利用して実行する場合、例えば患者の呼吸周期が極端に短くなると、磁化が十分に回復しない状態で撮像が実行されてしまう等の問題がある。
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、患者の息止めを不要とし、ダイナミック撮像の時相と心時相とを相対的に対応させることで、高精度な心筋パフュージョン撮像、非造影ＭＲＡを実行することができる磁気共鳴映像装置を提供することを目的としている。
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。
請求項１に記載の発明は、被検体の心筋パフュージョン撮像を行う磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の生体信号に同期して前記被検体の心臓を撮像することで、画像データを取得する撮像ユニットと、前記画像データに基づいて前記被検体の心臓に関する画像を生成する画像生成ユニットと、を具備し、前記撮像ユニットは、前記心臓の撮像前に前記被検体の体動を検出するためのプローブパルスを印加するものであって、当該プローブパルス印加前に、空間非選択のサチュレーションパルスと、前記プローブパルスを印加する領域に対して前記空間非選択のサチュレーションパルスによるフリップ角をフリップバックする局所選択パルスとを印加する磁気共鳴映像装置である。
請求項５に記載の発明は、被検体の心筋パフュージョン撮像を行う磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の生体信号に同期して、コントラストを発生させるための前段パルスを少なくとも一回印加した後に前記被検体の心臓を撮像することで、画像データを取得する撮像ユニットと、前記被検体の前記生体信号に関する変動量を測定する測定ユニットと、前記画像データに基づいて前記被検体の心臓に関する画像を生成する画像生成ユニットと、を具備し、前記撮像ユニットは、前記生体信号に関する変動量に応じて、前記前段パルスの最初の印加から前記撮像における高周波パルスの印加までの時間、前記前段パルスのフリップ角、前記撮像における高周波パルスのフリップ角のうちの少なくとも一つを制御する磁気共鳴映像装置である。
以上本発明によれば、患者の息止めを不要とし、ダイナミック撮像の時相と心時相とを相対的に対応させることで、高精度な心筋パフュージョン撮像、非造影ＭＲＡを実行することができる磁気共鳴映像装置を実現することができる。
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置１のブロック構成図を示している。 図２は、本心臓検査支援機能を用いた心臓検査において実行されるスキャンシーケンスの典型例を示した図である。 図３は、局所的フリップバックパルスＰｆ及びモーションプローブパルスＰｍを印加する領域の一例を示した図である。 図４は、局所的フリップバックパルスＰｆ及びモーションプローブパルスＰｍを印加する領域の一例を示した図である。 図５（ａ）、（ｂ）は、心拍パターンの一例を示した図である。 図６（ａ）、（ｂ）は、心拍パターンの他の例を示した図である。 図７（ａ）、（ｂ）は、心拍パターンの他の例を示した図である。 図８は、予測される患者の心拍変化のパターンに応じてダイナミック撮像のスケジューリングを行う場合の処理の流れを示したフローチャートである。 図９は、撮像条件の再調整機能に従う処理（撮像条再調整処理）の流れを示したフローチャートである。 図１０は、本心臓検査支援処理において実行されるダイナミック撮像のスキャンシーケンスの一例を示した図である。 図１１は、単数のＴａｇ領域を設定し、呼気をトリガとして実行される非造影ＭＲＡのスキャンシーケンスの一例を示した図である。 図１２は、複数のＴａｇ領域（同図の例では、Ｔａｇ１、Ｔａｇ２の二つ）を設定し、呼気をトリガとして実行される非造影ＭＲＡのスキャンシーケンスの一例を示した図である。 図１３は、非造影ＭＲＡ撮像での処理の流れを示したフローチャートである。 図１４は、撮像領域内に設定されるＴａｇ領域の一例を示した図である。 図１５は、撮像領域内に設定されるＴａｇ領域の他の例を示した図である。 図１６は、撮像条件の再調整機能に従う処理（撮像条再調整処理）の流れを示したフローチャートである。
以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置１のブロック構成図を示している。同図に示すように、本磁気共鳴映像装置１は、静磁場磁石１１、冷却系制御部１２、傾斜磁場コイル１３、高周波送信コイル１４、高周波受信コイル１５、送信部１８、受信部１９、データ処理部２０、表示部２４を具備している。
静磁場磁石１１は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。
冷却系制御部１２は、静磁場磁石１１の冷却機構を制御する。
傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に設けられ、且つ静磁場磁石１１よりも短軸であり、傾斜磁場コイル装置電源１７から供給されるパルス電流を傾斜磁場に変換する。この傾斜磁場コイル１３が発生する傾斜磁場によって、信号発生部位（位置）が特定される。
なお、Ｚ軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向にとるものとする。また、本実施形態において、傾斜磁場コイル１３及び静磁場磁石１１は円筒形をしているものとする。また、傾斜磁場コイル１３は、所定の支持機構によって真空中に配置される。これは、静音化の観点から、パルス電流の印加によって発生する傾斜磁場コイル１３の振動を、音波として外部に伝播させないためである。
高周波送信コイル（ＲＦ送信コイル）１４は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加するためのコイルである。この高周波送信コイル１４は全身用RFコイルであり、例えば腹部等を撮像する場合には、受信コイルとしても使用することができる。
高周波受信コイル（ＲＦ受信コイル）１５は、被検体の近傍、好ましくは密着させた状態で当該被検体を挟むように設置され、被検体から磁気共鳴を受信するためのコイルである。当該高周波受信コイル１５は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。
なお、図１では、高周波送信コイルと高周波受信コイルとを別体とするクロスコイル方式を例示したが、これらを一つのコイルで兼用するシングルコイル方式を採用する構成であってもよい。
傾斜磁場コイル装置電源１７は、傾斜磁場を形成するためのパルス電流を発生し、傾斜磁場コイル１３に供給する。また、傾斜磁場コイル装置電源１７は、後述する制御部２０２の制御に従って、傾斜磁場コイル１３に供給するパルス電流の向きを切替えることにより、傾斜磁場の極性を制御する。
送信部１８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部（それぞれ図示せず）を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイルに送信する。当該送信によって高周波送信コイル１４から発生した高周波によって、被検体の所定原子核の磁化は、励起状態となる。
受信部１９は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、Ａ／Ｄ変換器（それぞれ図示せず）を有する。受信部１９は、高周波コイル１４から受信した、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号（高周波信号）に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、Ａ／Ｄ変換処理を施す。
表示部２４は、磁気共鳴画像、所定の走査画面等を表示する。
データ処理部２０は、受信後のデータを処理して磁気共鳴画像を生成する計算機システムであり、記憶部２０１、制御部２０２、データ収集部２０３、再構成部２０４、信号補正部２０５、入力部２０７を有している。
記憶部２０１は、収集された磁気共鳴画像、各種スキャンシーケンスを実行するためのプログラム（例えば、ＲＭＣ（Real-time Motion correction）を実行するためのスキャンシーケンス）、後述する心臓検査支援機能を実現するための専用プログラム等を記憶する。ここで、ＲＭＣとは、横隔膜等の動きがある部位をモニタリングし、その動きに併せてリアルタイムに同期をかけて撮像する手法である。
制御部２０２は、図示していないＣＰＵ、メモリ等を有しており、システム全体の制御中枢として、本磁気共鳴映像装置を静的又は動的に制御する。特に、制御部２０２０は、専用プログラムをメモリに展開することで、後述する心臓検査支援機能を実現する。
データ収集部２０３は、受信部１９によってサンプリングされたディジタル信号を収集する。
再構成部２０４は、データ収集部２０３によって収集されたデータに対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。
入力部２０７は、オペレータからの各種指示・命令・情報をとりこむため入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）を有している。
表示部２４は、データ処理部２０から入力したスペクトラムデータあるいは画像データ等を表示する出力手段である。
（心臓検査支援機能）
次に、本磁気共鳴映像装置１が有する、心臓検査支援機能について説明する。この機能は、空間的調整処理と時間的調整処理とを行うことで、心筋パフュージョン撮像を行う場合における支援を行うものである。空間的調整では、例えばＲＭＣ等を用いて呼吸性の体動によるダイナミック時相方向の位置ずれ（位置変位量）を検出し、この位置変位量に対してパルスシーケンスのスライス励起位置およびデータ収集位置を追従することで、体動による影響を抑制する。これにより呼吸性の体動を止めるための息止めを行う必要がなくなるので、息止めに伴う心拍の変動を減らすことができる。また、時間的調整処理では、不整脈等に起因する心時相の変動量（時間変動量）を計測し、この時間変動量に合わせて各種撮像条件を調整する。これにより、心時相の揺らぎに起因する解析不納なデータの発生を未然に防ぐことができる。
［空間的調整処理］
図２は、本心臓検査支援機能を用いた心臓検査において実行されるスキャンシーケンスの典型例を示した図である。同図において、Ｐｓは非選択的サチュレーションパルス（コントラストを発生させるための前段パルス）を、Ｐｆは局所的フリップバックパルス、Ｐｍは患者の体動をモニタリングするためのモーションプローブパルス、Ｐｉは（診断画像）イメージング用パルスを、それぞれ示している。
図２に示すように、本スキャンシーケンスでは、サチュレーションパルスＰｓに対して、一定のＴＩが確保されている。これは、コントラストおよび画像の安定化のためには、サチュレーションパルスに対して、例えばＴＩ＝１００〜１５０ｍｓ程度の待ち時間が不可欠なためである。また、サチュレーションパルスＰｓは、励起ずる空間を選択しない非選択的なものとする。これは、画質的には、例えば特開２０００−１２６１５６号公報で用いられている様なNotchedパルスは、Notch部分からの血液の流れ込みに影響されることがあるため、サチュレーションパルスを非選択的にすることで、画質の安定化を図ることができるからである。
局所的フリップバックパルスＰｆは、（空間）非選択的サチュレーションパルスＰｓを印加した直後に印加される。すなわち、非選択的サチュレーションパルスＰｓを印加した直後では、モーションプローブパルスＰｍを印加しても信号が得られない。このため、モーションプローブパルスＰｍが印加される部分の磁化を回復させるフリップバックパルスＰｆを局所的に印加する。このフリップバックパルスＰｆによってフリップバックされる位置検出部分（すなわち、モーションプローブパルスＰｍの印加対象領域）は、心臓および大血管にかからないようにプランニングされた領域で、用途により、図３に示すような２〜３ｃｍ幅のスライスでもよいし、プローブパルスと同様の局所励起パルスを使っても良い。このようにして、フリップバックした場所をモーションプローブパルスＰｍで励起し、横隔膜の位置を検出する。局所的フリップバックパルスＰｆにより励起する領域は、モーションプローブパルスＰｍによりペンシル状に励起する領域よりもおおよそ２倍の面積（１．４倍の直径）、もしくは１〜１．５倍程度のスライス厚を基準とする。なお、図３のＡ−Ａに沿った断面を矢印の方向から見たものを図４に示した。
また、図２に示すように、本スキャンシーケンスでは、ＴＩ待ち時間の間にモーションプローブパルスＰｍを印加する。ＴＩ待ち時間が必要であれば、その間に動き検出のためのパルスを印加することは、撮像効率を損なうことにはならない。一般に、動き検出のためのプリパルス及び撮像位置の補正は、ＭＲＣＡ(冠状動脈撮像)として用いられている。この冠状動脈の場合には、拡張末期の心臓の動きが少なく、従って撮像位置の補正により、イメージング部分の位置補正が可能となる。その一方で、撮像を複数回（例えば２回）に分ける場合、２回の画像収集での位相差を考慮しなければならず、その分補正精度を十分に取る必要がある。従って、ＭＲＣＡでは、横隔膜の変位の所定領域外は、画像化に使わない工夫をする必要がある。これに対し、心筋パフュージョン撮像の場合には、本スキャンシーケンスの様に、ＴＩ待ち時間の間にモーションプローブパルスＰｍを印加することで、検出された横隔膜位置により補正される部分を１枚の画像として構成することができ、ロバストな補正が可能である。
イメージング用パルスＰｉは、直前のモーションプローブパルスＰｍによって位置検出される診断対象の変位量に基づいて、常に同じ位置の断層を励起し当該断層からデータするように、励起断層位置（データ収集位置）を追従し調整しながら印加される。この様に位置調整されたイメージング用パルスＰｉにより、実質的に同じ位置の断層像を映像化することができる。なおモーションプローブパルスＰｍとイメージング用パルスＰｉとの間に、必要に応じて、脂肪抑制パルス、磁気安定用ダミーパルスをこの順序で印加することが好ましい。
［時間的調整処理］
心臓検査支援機能の空間的調整処理の採用により、呼吸停止を行う必要がなく、横隔膜の動きとそれに伴う心臓の動きをほぼ除去できる。従って、従来の呼吸停止下の撮像に比べて、心拍が変動する確率は低いと考える。しかしながら、造影剤の流入や心筋に対するストレス薬剤の影響で、心拍が変動する可能性は残っており、余裕をみてスライス枚数を決定したいニーズが存在することは、明らかである。そこで、本磁気共鳴映像装置１は、空間的調整処理と併せて、或いは必要に応じて単独で、心拍変動に対応可能な時間的調整処理を実行することができる。
なお、本時間的調整処理を用いた撮像に先立って、ＥＣＧ波形のＲ−Ｒ間隔が患者の状態に依存してどの程度安定しているかを把握するために、平均的なＲ−Ｒ間隔及び心拍パターンのヒストグラムが予め取得される。また、得られた結果を用いて、Ｒ−Ｒ間隔のヒストグラム分布の山が１つの場合には、ばらつきの１．５σ若しくは２σ程度の許容範囲を設け、心拍が短縮した場合でも、これ以上は短くならないと考えられるＲ−Ｒの基準を予め設けておく。
本空間的調整処理の基本的な概念は、次のようである。すなわち、ＦＦＥ（Fast Field Echo）などによる心筋パフュージョン撮像は、その心時相内ですべてのデータを取り切ってしまうため、シネ撮像などとは異なり、ＥＣＧパルスから撮像までの遅れ時間（＝撮像の心時相）についてそれほど厳密性は要求されず、時相間のコントラストの安定性が重要である。
一方、通常のゲート撮像では、心電図のゲートからの時間差をできるだけ一定に保つため、マルチスライスの場合でもできるだけ前詰めにするのが基本である。しかしながら、サチュレーションリカバリー(励起角度９０度)を使用する場合には、ＲＦパルスの空間均一性（Ｂ１）が高いと仮定すると、縦磁化の履歴効果を考慮しなくとも良く（ＭＲＭ４５，６５３−６６１，２００１参照）、ＴＩの回復時間Ｔｒｅｃ（すなわち、縦磁化を一定に保つための待ち時間Ｔｒｅｃ）は、主にイメージング部分のフリップ角αとＴＲの関数として、次の式（１）によって表現することができる。
Ｔｒｅｃ＝ＴＲ／（１−ｃｏｓα） （１）
従って、撮像スライス間の待ち時間はできるだけ短縮し、ＴＩについてはできるだけ撮像のフリップ角αとＴＲから算出される値に設定することが望ましい。
この条件はロバスト性があることがシミュレーションの結果から確認されている。つまり、ＴＩの回復時間Ｔｒｅｃは厳密である必要はなく、画質を劣化させない範囲で１０〜２０％の範囲で短縮可能である。逆に算出されたＴＩの回復時間ＴｒｅｃよりもＴＩを延長しすぎると、最初の数ショット分の信号が急峻な信号減衰を引き起こし、画質劣化の要因となる。
以上の考え方から、本磁気共鳴映像装置１の時間調整処理では、患者の不整脈や息止め時の心拍数の亢進に対応するために、心拍に関するパラメータ（例えば、平均的なＲ−Ｒ間隔及び心拍パターンのヒストグラム）をあらかじめ測定しておき、予測される患者の心拍変化のパターンに応じた撮像のスケジューリングを行う。
例えば、心拍が図５（ａ）、（ｂ）に示す安定パターンＩ、ＩＩの様な患者の場合には、理想的な状態が見込まれるので、Ｔｒｅｃを長めに取ることが可能である。すなわち、造影剤のコントラストの良いＴＲ＝７ｍｓ、フリップ角α＝２０度、Ｔｒｅｃ＝１１６ｍｓとした場合、イメージングの信号値がデータ収集中安定した条件になる。
一方、図６（ａ）、（ｂ）に示すＮＧパターンＩ、ＩＩの様に不整脈の場合や、図７（ａ）、（ｂ）に示すＮＧパターンＩ、ＩＩの様に単に脈拍が短かい患者の場合には、マトリックスサイズにより収集時間を調整するほか、Ｔｒｅｃを短縮することも重要である。この場合、例えばフリップ角α＝３０度に上げることでＴｒｅｃ＝５２ｍｓとなり、１枚あたりの収集時間を短縮させることができ、安定した撮像を行うことが可能である。
さらにデータ収集時間の短縮が必要な場合には、サチュレーションリカバリパルスのフリップ角＝９０度とするのではなく、例えば８５度など少し低減させることで、（組織間のＴＩ緩和カーブを揃える効果は減るものの）ＴＩ時間を大幅に減らすことができる。
図８は、予測される患者の心拍変化のパターンに応じてダイナミック撮像のスケジューリングを行う場合の処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、まず、制御部２０２は、予め取得された心拍に関するパラメータを用いて所望のスライス枚数が安定して取れる１枚あたり収集時間を求める（ステップＳａ）。
次に、制御部２０２は、ステップＳａで求めた１枚あたりの収集時間を満たす条件を求めるため、まずコントラストがロバストに変化するフリップ角α（例えばＴＲ＝７ｍｓの場合、１５〜３０度の範囲はＴ１コントラスト画像として使用可能）の範囲で、十分な画質を保証しうるＴｒｅｃを設定可能なフリップ角αを判定する（ステップＳｂ）。
なお、このＴｒｅｃについてはロバスト性があり、概ね１０〜２０ｍｓ程度の変更で急に画質が劣化するわけではない。従って、好適なＴｒｅｃを設定可能なフリップ角αを判定する例に拘泥されず、制御部２０２は、所定のフリップ角α毎に望ましいＴｒｅｃの値を算出し、例えばモニタ２４に所定の形態で表示し、ユーザが好適なフリップ角αとＴｒｅｃとの組み合わせを判定するようにしてもよい。
ステップＳｂの判定において、フリップ角を１５〜３０度の間で変化させても、好適なＴｒｅｃが十分に確保できない場合には、制御部２０２は、サチュレーションリカバリーパルスＰｓのフリップ角を規定値の９０度から、例えば８０〜８５度の間の所定の角度に変更することで、好適なＴｒｅｃを決定する（ステップＳｃ）。
一方、ステップＳｂの判定において、フリップ角を１５〜３０度の間の所定の角度に設定することで、好適なＴｒｅｃが十分に確保できる場合には、当該角度を撮像のフリップ角αとして決定する（ステップＳｄ）。
このように、イメージング用パルスＰｉ又は非選択的サチュレーションパルスＰｓの条件に対して、おおよそのＴｒｅｃ、撮像時のフリップ角、サチュレーション時のフリップ角を逐次計算しこれを用いることで、心筋パフュージョンを安定に撮像可能な撮像条件の設定が容易となる。
また、本磁気共鳴映像装置１は、例えば撮像中の不整脈等の発生に応答して、上記スケジューリングによって設定された撮像条件の再調整機能を有する。
図９は、撮像条件の再調整機能に従う処理（撮像条再調整処理）の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、制御部２０２は、ＥＣＧをトリガとして、スケジューリングに従う撮像条件を用いた撮像を実行する（ステップＳ１）。このとき、予測される不整脈に対応するため、撮像のスケジューリングにおいて、スライス枚数を少なめに設定しておくことが好ましい。次に、制御部２０２は、撮像中（画像収集中）にＥＣＧトリガー（例えばＲ波の発生）が発生したか否かを判定する（ステップＳ２）。ステップＳ２において画像収集中にＥＣＧトリガーが発生したと判定した場合には、制御部２０２は、現在行っている画像収集の終了までの時間をカウントアップする（ステップＳ３ａ）。
次に、制御部２０２は、ステップＳ３ａにおいてカウントアップした時間が所定の閾値以内であるか否かを判定し（ステップＳ４ａ）、所定の閾値内と判定した場合には、制御部２０２は、ＥＣＧトリガーの待ち時間の短縮、サチレーションパルスからイメージングパルスまでの待ち時間の短縮、サチュレーションパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角の拡大等により、（１心拍空けない）次のＥＣＧトリガーに同期して撮像するための条件を再設定する（ステップＳ５ａ）。一方、ステップＳ４ａにおいて所定の閾値外と判定した場合には、制御部２０２は、１心拍空けたＥＣＧトリガーに同期して撮像するための条件を再設定する（ステップＳ６ａ）。制御部２０２は、ステップＳ５ａ又はステップＳ６ａにおいて再設定された条件を用いて、次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ７ａ）。
また、ステップＳ２において、画像収集中にＥＣＧトリガーの発生なしと判定した場合には、制御部２０２は、予め取得した心拍に関するパラメータに基づいて、次のＥＣＧトリガーまでの時間をカウントアップする（ステップＳ３ｂ）。
次に、制御部２０２は、ステップＳ３ｂにおいてカウントアップした時間が所定の閾値以内であるか否かを判定し（ステップＳ４ｂ）、所定の閾値内と判定した場合には、制御部２０２は、ＥＣＧトリガーの待ち時間の短縮、サチレーションパルスからイメージングパルスまでの待ち時間の短縮、サチュレーションパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角の拡大等により、（１心拍空けない）次のＥＣＧトリガーに同期し、且つ画像収集とＥＣＧトリガーとのタイミングが重複しないような条件を再設定し（ステップＳ５ｂ）、これを用いて次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ６ｂ）。
一方、ステップＳ４ｂにおいて所定の閾値外と判定した場合には、制御部２０２は、（１心拍空けない）次のＥＣＧトリガーに同期して撮像するための条件を再設定し（ステップＳ７ｂ）、これを用いて次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ８ｂ）。
以上述べた撮像条件の再調整処理は、撮像が繰り返される度に実行され、例えば図１０に示すような一連のダイナミック撮像が実行される。最初のスケジューリングに加えて、この様な撮像条件の再調整機能により、待ち時間を短縮しても心拍からの遅れ時間をできるだけ補償して心拍に対する時相をずらさずに撮像することが可能である。
（効果）
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本磁気共鳴映像装置によれば、心筋パフュージョン撮像の際に、呼吸性の体動によるダイナミック時相方向の変位量を検出し、当該変位量に基づいてスライス励起位置及びデータ収集位置を体動に併せて追従させる。これにより、患者が息止めを行う必要がなくなるので、心拍の変動を減らすことができる。
また、本磁気共鳴映像装置では、心時相の変動量を計測し、この変動量に併せてサチレーションパルスからイメージングパルスまでの待ち時間、サチュレーションパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角を制御することでダイナミック撮像の時相を心時相とを相対的に対応させ、心拍変化のパターンに応じて撮像条件をスケジューリングすることができる。従って、若干の呼吸性の体動や心拍のブレに起因していた心筋パフュージョン画像のダイナミック時相方向の位置ずれを補正することが可能となる。
さらに、本磁気共鳴映像装置では、ＥＣＧトリガとダイナミック撮像の時相との対応関係をモニタリングし、その時相のずれに基づいて、設定した撮像条件をリアルタイムで再調整することができる。これにより、ダイナミック撮像としてのロバスト性を上げることができると共に、心時相の揺らぎによる解析できないデータの発生を未然に予防でき、安定した心筋パフュージョン撮像を実現することができる。特に、サチュレーションパルスに対するフィードバックを適用することで、今まで適切なサチュレーション効果が得られなかった心拍直後のスライスについても、安定したサチュレーションが可能になる。サチュレーションが安定すれば、心時相に対する自由度が増し、Ｒ−Ｒ間隔ごとにマルチスライスを分割する方法を採用できる。
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴映像装置について説明する。本実施形態に係る磁気共鳴映像装置は、非造影ＭＲＡ撮像に対して時間的調整処理を適用するものである。すなわち、本実施形態に係る磁気共鳴映像装置では、Ｔａｇ付けの為のインバージョンリカバリーパルス（ＩＲパルス）の印加時刻から、イメージングのための最初のＲＦパルス印加時刻までの期間（以下、「ＴＩ」と呼ぶ。）、ＩＲパルスのフリップ角、撮像用のＲＦパルスのフリップ角の少なくとも一つを、例えば呼吸周期等の生体信号の変動に応じて調整することで、体動による影響が少ない非造影ＭＲＡを取得するものである。この様な非造影ＭＲＡ撮像方法は、ＩＲパルスを印加することにより被検体のある領域を時間的及び空間的にラベリングするという側面から、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ(Time-Spatial Labeling Inversion pulse)法と呼ばれることがある。
ここで、「Ｔａｇ付け」とは、血液等からのＭＲ信号をそれ以外の領域からの信号に比して高強度又は低強度で描出するために（すなわち、コントラストを発生させるために）、観察対象（例えば、注目する血管）に縦磁化の形で時間的及び空間的にラベリング（標識化）することを意味する。ＩＲパルスが印加されＴａｇ付けの対象とされる被検体のある領域（或いは、これに対応する画像上の領域）は、Ｔａｇ領域と呼ばれる。
また、ＩＲパルスには、「空間選択ＩＲパルス」と「空間非選択ＩＲパルス」とがある。「空間選択ＩＲパルス」とは、撮像領域内において選択される特定空間をＴａｇ領域とし、これに対してＴａｇ付けをするために用いるものである。一方、「空間非選択ＩＲパルス」とは、撮像領域内における特定空間を選択するものではなく、当該撮像領域全体をＴａｇ領域とし、とし、これに対してＴａｇ付けをするために用いるものである。後者は、選択する非造影ＭＲＡの種別により自動的に、或いは入力部２０７からの所定の操作により、自由にＯＮ／ＯＦＦすることができる。
本実施形態に係る磁気共鳴映像装置１の時間調整処理では、患者の呼吸周期の乱れに対応するために、呼吸周期に関するパラメータ（例えば、平均的な呼気ピーク間隔及び呼吸周期パターンのヒストグラム）をあらかじめ測定しておき、予測される患者の呼吸周期変化のパターンに応じた撮像のスケジューリングを行う。また、実際のスキャンにおいてもモニタリングする呼吸周期と同期させたパルスシーケンスを繰り返し実行する。
人間の呼吸周期は、一般的に３０００ｍｓｅｃ〜５０００ｍｓｅｃ前後と言われている。従って、例えば平均呼吸周期が５０００ｍｓｅｃ程度と比較的長めで安定している場合には、ＴＩを１５００ｍｓｅｃ程度、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角α＝１８０度として、非造影ＭＲＡ撮像のスケジューリングを行う。一方、例えば平均呼吸周期が３０００ｍｓｅｃ程度と比較的短めである場合には、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角αを例えば９０°≦α≦１８０°の範囲で調整し、呼気トリガからＴａｇ付けパルスまでの遅延時間を調整する。また、必要に応じて、マトリックスサイズ、撮像用のＲＦパルス印加時刻等を調整することも可能である。これらの調整により、例えばＴＩを１２００ｍｓｅｃ程度として非造影ＭＲＡ撮像のスケジューリングを行う。
図１１は、単数のＴａｇ領域を設定し、呼気をトリガとして腎動脈を含む領域をボリュームスキャンする場合の非造影ＭＲＡのスキャンシーケンスの一例を示した図である。図１２は、複数のＴａｇ領域（同図の例では、Ｔａｇ１、Ｔａｇ２の二つ）を設定し、呼気をトリガとして腎動脈を含む領域をボリュームスキャンする場合の非造影ＭＲＡのスキャンシーケンスの一例を示した図である。また、図１３は、非造影ＭＲＡ撮像での処理の流れを示したフローチャートである。以下、図１３のフローチャートに従って、図１１又は図１２に示したシーケンスを用いて、一呼吸周期内において所定のデータ量（例えば一スライスエンコード分）を取得するためのスキャンを実行し、これを呼吸同期させながら繰り返し実行することで、腎動脈を含む領域に対応するボリュームデータを取得する場合を例に、本磁気共鳴映像装置のついて説明する。
図１３に示すように、まず、入力器１３から患者情報、診断部位、イメージングに用いるスキャンシーケンス等の入力、選択がなされると（ステップＳ２１）、ホスト計算機６は、撮像範囲及びＴａｇ領域の設定に用いる位置決め画像を取得するための位置決めスキャンを実行する（ステップＳ２２）。
次に、取得された位置決め画像を用いて、入力器１３からの入力に従って、撮像範囲及びＴａｇ領域が設定される（ステップＳ２３）。このとき、例えばＴａｇ領域を単数とするもの（すなわち、図１１に示すスキャンシーケンスに従うもの）であれば、図１４に示すように、Ｔａｇ領域を複数とするもの（すなわち、図１２に示すスキャンシーケンスに従うもの）であれば、図１５に示すように、それぞれ撮像範囲とＴａｇ領域とが設定される。
次に、平均呼吸周期に基づいて、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角α、ＴＩが決定される（ステップＳ２４）。例えば、平均呼吸周期が３０００ｍｓｅｃ程度である場合には、図１１及び図１４の例ではフリップ角α＝１２０°、ＴＩ＝１２００ｍｓｅｃとして、図１２及び図１５の例ではフリップ角α＝１２０°ＴＩ１＝１２００ｍｓｅｃ、ＴＩ２＝６００ｍｓｅｃとして、それぞれ決定される。
次に、シーケンサ５は、スキャンシーケンスに従って、設定された撮像範囲及びＴａｇ領域を用いて非造影ＭＲＡを実行する。例えば、図１２のスキャンシーケンスに従う場合には、呼気のトリガから所定期間だけ遅延させたタイミングでＴａｇ領域Ａに第１のＩＲパルスが印加され、さらに第１のＩＲパルス印加から所定期間経過後にＴａｇ領域Ｂに第２のＩＲパルスが印加される（ステップＳ２５）。第１のＩＲパルスの印加時刻から期間ＴＩ１の経過後（又は、第２のＩＲパルスの印加時刻から期間ＴＩ２の経過後）、所定のシーケンスに従ってイメージングスキャンが繰り返し実行される（ステップＳ２６）。
なお、図１１、図１２に示すような呼気をトリガとしたスキャンシーケンスにおいては、例えば患者の体調や精神状態等により実際の呼吸周期が極端に短くなってしまい、予めスケジューリングしたＴａｇ付けパルスのフリップ角α、ＴＩがそのままでは適切でなくなってしまう場合がある。例えば、平均呼吸周期が５０００ｍｓｅｃ程度である患者に対して、スケジューリングにおいてフリップ角α＝１８０°、ＴＩ＝１２００ｍｓｅｃとして、図１１に示すスキャンシーケンスを実行している最中に、突然呼吸周期ＴＢ２が例えば３０００ｍｓｅｃ程度に短くなってしまった場合等である。係る場合、呼吸周期ＴＢ２におけるスキャン終了時刻から呼吸周期ＴＢ３の呼気タイミングまでの期間Ｔｂ２が極端に短くなってしまう。従って、事前にスケジューリングしたＴａｇ付けパルスのフリップ角α、ＴＩのままでは、磁化を回復させるための時間を十分に確保することができない場合がある。
本磁気共鳴映像装置は、この様な場合であってもコントラストの安定したＭＲ画像を取得するために、再調整機能と再実行機能とを有する。
再調整機能とは、スケジューリングにおいて決定されたＴａｇ付けパルスのフリップ角α、ＴＩを、モニタリング中の呼吸周期の変化に応じて動的に調整するものである。例えば、図１１の呼吸周期ＴＢ２におけるスキャン終了時刻から呼吸周期ＴＢ３の呼気タイミングまでの期間Ｔｂ２に応じて、呼吸周期ＴＢ３における呼気トリガからＴａｇ付けパルス印加までの期間に、適切なフリップ角α、ＴＩを再度計算しリアルタイムに変更する。また、必要に応じて、撮像用のＲＦパルスのフリップ角を変更する。この様なフリップ角α、ＴＩの変更は、各呼吸周期ＴＢｉにおけるスキャン終了時刻から次の呼吸周期ＴＢｉ＋１の呼気タイミングまでの期間Ｔｂｉに応じて動的に実行される。なお、図１２に示す様なＴａｇ領域が複数ある場合には、各Ｔａｇ領域毎のＴａｇ付けパルス毎のフリップ角、ＴＩについて、再調整機能が用いられることになる。
図１６は、再調整機能に従う処理（再調整処理）の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、制御部２０２は、呼気をトリガーとして、スケジューリングに従う撮像条件を用いた撮像を実行する（ステップＳ３１）。次に、制御部２０２は、撮像中（画像収集中）に呼気トリガーが発生したか否かを判定する（ステップＳ３２）。ステップＳ３２において画像収集中に呼気トリガーが発生したと判定した場合には、制御部２０２は、現在行っている画像収集の終了までの時間をカウントアップする（ステップＳ３３ａ）。
次に、制御部２０２は、ステップＳ３３ａにおいてカウントアップした時間が所定の閾値以内であるか否かを判定し（ステップＳ３４ａ）、所定の閾値内と判定した場合には、制御部２０２は、呼気トリガーの待ち時間の短縮、呼気トリガーからの遅延時間の短縮、Ｔａｇ付けパルスからイメージングパルスまでの待ち時間の短縮、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角の拡大等により、（１呼吸空けない）次の呼気トリガーに同期して撮像するための条件を再設定する（ステップＳ３５ａ）。一方、ステップＳ３４ａにおいて所定の閾値外と判定した場合には、制御部２０２は、１呼吸空けた呼気トリガーに同期して撮像するための条件を再設定する（ステップＳ３６ａ）。制御部２０２は、ステップＳ３５ａ又はステップＳ３６ａにおいて再設定された条件を用いて、次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ３７ａ）。
また、ステップＳ３２において、画像収集中に呼気トリガーの発生なしと判定した場合には、制御部２０２は、予め取得した呼吸周期に関するパラメータに基づいて、次の呼気トリガーまでの時間をカウントアップする（ステップＳ３３ｂ）。
次に、制御部２０２は、ステップＳ３３ｂにおいてカウントアップした時間が所定の閾値以内であるか否かを判定し（ステップＳ３４ｂ）、所定の閾値内と判定した場合には、制御部２０２は、呼気トリガーの待ち時間の短縮、Ｔａｇ付けパルスからイメージングパルスまでの待ち時間の短縮、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角の拡大等により、（１呼吸空けない）次の呼気トリガーに同期し、且つ画像収集と呼気トリガーとのタイミングが重複しないような条件を再設定し（ステップＳ３５ｂ）、これを用いて次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ３６ｂ）。
一方、ステップＳ３４ｂにおいて所定の閾値外と判定した場合には、制御部２０２は、（１呼吸空けない）次の呼気トリガーに同期して撮像するための条件を再設定し（ステップＳ３７ｂ）、これを用いて次からのダイナミック撮像を実行する（ステップＳ３８ｂ）。
以上述べた再調整処理は、撮像が繰り返される度に実行され、一連のダイナミック撮像が実行される。最初のスケジューリングに加えて、この様な撮像条件の再調整機能により、待ち時間を短縮しても心拍からの遅れ時間をできるだけ補償して心拍に対する時相をずらさずに撮像することが可能である。
この様に、再調整機能は、呼吸周期ＴＢｉにおけるスキャン終了時刻から次の呼吸周期ＴＢｉ＋１の呼気タイミングまでの期間Ｔｂｉが一定値以上（例えば８００ｍｓ以上）であれば、大変有効に作用する。しかしながら、期間Ｔｂｉが例えば５００ｍｓ程度と極端に短い場合には、動的調整機能を用いてもコントラストの安定したＭＲ画像を取得することができない。再実行機能は、この様に動的調整機能によってもリカバーできない場合に使用されるものである。
すなわち、再実行機能とは、呼吸周期ＴＢｉにおける期間Ｔｂｉが極端に短いため、次の呼吸周期ＴＢｉ＋１において磁化が十分に回復していない状態で取得されたデータ（例えば、第ｉスライスエンコードに対応するデータ）をリジェクトし、当該呼吸周期ＴＢｉ＋１のスキャンと同一エンコードパタンに従うスキャンを、呼吸周期ＴＢｉ＋２以降のいずれかの呼吸周期において再実行するものである。なお、いずれの呼吸周期において再実行するかは任意である。典型例としては、呼吸周期ＴＢｉ＋１において磁化が十分に回復していない状態でデータを取得した場合に、次の呼吸周期ＴＢｉ＋２において再実行する、或いは各エンコードパタンに従うスキャンを一通り実行した後に再実行する、等の例を挙げることができる。
次に、演算ユニット１０は、イメージングによって得られたＭＲ信号を用いて画像再構成を行い、腎動脈を含む領域に関するボリュームデータを生成する。また、演算ユニット２０は、生成されたボリュームデータを用いて、所望の断面に関するＭＲ画像を生成する（ステップＳ２７）。なお、磁化が十分に回復していない状態で取得されたデータは、本ステップの再構成に使用されない。表示器１２は、生成されたＭＲ画像を動画的に、或いは静止画として表示する（ステップＳ２８）。
（変形例１）
第２の実施形態においては、三次元ＳＳＦＰ（Steady-State Free Precession）法を用いたイメージングを行うシーケンスを示した（図１１、図１２参照）。しかしながら、当該例に拘泥されず、例えば三次元ＦＳＥ（Fast Spin-Echo）法、三次元ＦＡＳＥ（Fast Advanced Spin-Echo）法等の他のスキャンシーケンスを用いてイメージングを行うようにしてもよい。また、画像収集形態は、シングルショット又はマルチショットのいずれであってもよい。例えば図２の例がシングルショット三次元ＳＳＦＰ法に従うシーケンスであれば、イメージングＩにおいて１枚目のスライスエンコードを実行し、続くイメージングＩＩにおいて２枚目のスライスエンコードを実行することになる。一方、例えば図１１、図１２の例がマルチショット（２ショット）三次元ＳＳＦＰ法に従うシーケンスであれば、イメージングＩにおいて１枚目のスライスエンコードの１ショット目を実行し、続くイメージングＩＩにおいて１枚目のスライスエンコードの２ショット目を実行することになる。
（変形例２）
第２の実施形態においては、生体信号を呼吸周期とする場合を例示した。しかしながら、当該例に拘泥されず、本発明の技術的思想は、例えば生体信号としてＥＣＧ波形や脈波形と使用する非造影ＭＲＡ撮像についても適用可能である。
以上述べた構成によれば、非造影ＭＲＡ撮像の際に、呼吸周期の変動量を計測し、この変動量に併せてＴａｇ付けパルスからイメージングパルスまでの待ち時間、Ｔａｇ付けパルスのフリップ角の抑制、イメージングパルスのフリップ角を制御することでダイナミック撮像の時相を心時相とを相対的に対応させ、呼吸周期変化のパターンに応じて撮像条件をスケジューリングすることができる。従って、呼吸周期のブレに起因していた非造影ＭＲＡ撮像でのダイナミック時相方向の位置ずれを補正することが可能となる。
また、例えば患者の体調や精神状態等により実際の呼吸周期が短くなってしまった場合であっても、スケジューリングにおいて決定されたＴａｇ付けパルスのフリップ角α、ＴＩを、モニタリング中の呼吸周期の変化に応じて動的に再調整する。さらに、動的な再調整で対応できず、磁化が十分に回復していない状態でデータが収集された場合には、当該データをリジェクトし、後段のいずれかの呼吸周期において、同一エンコードパタンに従うスキャンを再実行する。従って、患者の呼吸等が乱れた場合であっても、高精度な非造影ＭＲＡを実現することができる。
なお、本発明は上記各実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
本発明によれば、患者の息止めを不要とし、ダイナミック撮像の時相と心時相とを相対的に対応させることで、高精度な心筋パフュージョン撮像、非造影ＭＲＡを実行することができる磁気共鳴映像装置を実現することができる。
１０…磁気共鳴映像装置、１１…静磁場磁石、１２…冷却系制御部、１３…傾斜磁場コイル、１４…高周波送信コイル、１５…高周波受信コイル、１８…送信部、１９…受信部、２０…データ処理部、２４…表示部、２０１…記憶部、２０２…制御部、２０３…データ収集部、２０４…再構成部、２０７…入力部

Claims (12)

  1. 被検体の心筋パフュージョン撮像を行う磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体の生体信号に同期して前記被検体の心臓を撮像することで、画像データを取得する撮像ユニットと、
    前記画像データに基づいて前記被検体の心臓に関する画像を生成する画像生成ユニットと、を具備し、
    前記撮像ユニットは、前記心臓の撮像前に前記被検体の体動を検出するためのプローブパルスを印加するものであって、当該プローブパルス印加前に、空間非選択のサチュレーションパルスと、前記プローブパルスを印加する領域に対して前記空間非選択のサチュレーションパルスによるフリップ角をフリップバックする局所選択パルスとを印加する磁気共鳴映像装置。
  2. 前記撮像ユニットは、前記プローブパルスによって検出される前記被検体の体動に応じて、前記被検体の心臓の撮像位置を制御する請求項１記載の磁気共鳴映像装置。
  3. 撮像ユニットは、前記サチュレーションパルス、前記局所選択パルス、前記プローブパルス、脂肪抑制パルス、磁化安定用ダミーパルス、前記心臓撮像のための高周波パルスの順に印加する請求項１又は２記載の磁気共鳴映像装置。
  4. 前記生体信号はＥＣＧ波形又は脈波形である請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の磁気共鳴映像装置。
  5. 被検体の所定部位を撮像する磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体の生体信号に同期して、コントラストを発生させるための前段パルスを少なくとも一回印加した後に前記被検体の所定部位を撮像することで、画像データを取得する撮像ユニットと、
    前記被検体の前記生体信号に関する変動量を測定する測定ユニットと、
    前記画像データに基づいて前記被検体の所定部位に関する画像を生成する画像生成ユニットと、を具備し、
    前記撮像ユニットは、前記生体信号に関する変動量に応じて、前記前段パルスの最初の印加から前記撮像における高周波パルスの印加までの時間、前記前段パルスのフリップ角、前記撮像における高周波パルスのフリップ角のうちの少なくとも一つを制御する磁気共鳴映像装置。
  6. 前記所定部位は心臓であり、
    前記生体信号はＥＣＧ波形であり、
    前記撮像ユニットは、前記コントラストを発生させるための前段パルスとして、空間非選択のサチュレーションパルスを印加するものであって、前記心臓の撮像前に前記被検体の体動を検出するためのプローブパルスと、当該プローブパルス印加前において前記空間非選択のサチュレーションパルス及び前記プローブパルスを印加する領域に対してサチュレーションをフリップバックする局所選択パルスとを印加する請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  7. 前記所定部位は血管であり、
    前記撮像ユニットは、前記コントラストを発生させるための前段パルスとして少なくとも一回の空間選択ＩＲパルスを印加するものである請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  8. 前記所定部位は血管であり、
    前記撮像ユニットは、前記コントラストを発生させるための前段パルスとして空間非選択ＩＲパルスを印加するものである請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  9. 前記所定部位は血管であり、
    前記撮像ユニットは、前記コントラストを発生させるための前段パルスとして空間非選択ＩＲパルスと空間選択ＩＲパルスとを印加するものである請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  10. 前記生体信号は呼吸波形であり、
    前記撮像ユニットは、モニタリング中の前記呼吸波形の周期に応じて、所定の呼吸時相において発生するトリガから前記前段パルスの最初の印加までの間に、前記前段パルスの最初の印加から前記撮像における高周波パルスの印加までの時間、前記前段パルスのフリップ角、前記撮像における高周波パルスのフリップ角のうちの少なくとも一つを動的に変更する請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  11. 前記生体信号は呼吸波形であり、
    前記撮像ユニットは、モニタリング中の前記呼吸波形の周期が所定の閾値以下になった場合には、後段のいずれかの呼吸周期において、前記所定の閾値以下であった呼吸周期において実行されたスキャンと同一のエンコードパタンに従うスキャンを再実行する請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
  12. 前記生体信号はＥＣＧ波形、脈波形、呼吸周期のいずれかである請求項５記載の磁気共鳴映像装置。
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