JPH0616771B2 - 磁気共鳴イメージングのための生体電位信号プロセッサ - Google Patents

磁気共鳴イメージングのための生体電位信号プロセッサ

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JPH0616771B2
JPH0616771B2 JP3210505A JP21050591A JPH0616771B2 JP H0616771 B2 JPH0616771 B2 JP H0616771B2 JP 3210505 A JP3210505 A JP 3210505A JP 21050591 A JP21050591 A JP 21050591A JP H0616771 B2 JPH0616771 B2 JP H0616771B2
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は磁気共鳴イメージ
ング装置に関するものであり、更に詳しくは生体電位信
号を監視するためにこのような装置に結合される信号プ
ロセッサに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は診断
医学の重要な道具として発達してきた。ＭＲＩ「走査」
では、イメージング対象物がデカルト座標系のｚ軸に沿
った方向に向けられた一様な磁界の中に保持される。対
象物の核のスピンが無線周波数（ＲＦ）パルスによって
励起されてｚ軸のまわりに歳差運動を行ない、スピンの
減衰歳差運動によってＮＭＲ信号が作成される。ＮＭＲ
信号の振幅は「スピン密度」と呼ばれるイメージング対
象物の中の体積当たりの歳差運動する核の数等によって
左右される。
【０００３】勾配増幅装置によって駆動される勾配コイ
ルにより、ｘ、ｙおよびｚ軸に沿って勾配磁界Ｇｘ、Ｇ
ｙ、およびＧｚが印加される。これにより、当業者には
理解されるように、位相および周波数の符号化でＮＭＲ
信号に位置情報が加えられる。一組のＮＭＲ信号を「再
構成する」ことにより、身体を通るスライスに沿って画
像を再構成することができる。ＮＭＲ信号の各組は多数
の「ビュー」(view)で構成される。ビューは同じｘおよ
びｙの勾配磁界のもとで行われる一つ以上のＮＭＲ信号
の取得と定義される。
【０００４】ＭＲＩ走査の間にある生体電位信号、特に
心電図信号（ＥＣＧ）を測定したいことがしばしばあ
る。このような測定が必要になるのは、危篤患者の状態
を監視する場合、あるいは心臓の鼓動のようなある種の
生理現象にＭＲＩデータの取得を同期させる場合であ
る。生体電位信号は本来、低電力であるので、電気的干
渉を受けやすい。ＭＲＩ装置では、ＭＲＩ走査の間に前
述した勾配磁界をスイッチオンおよびスイッチオフする
とき勾配磁界からこの干渉が主として生じる。
【０００５】このような外部発生源からの干渉を小さく
するため、低域フィルタで生体電位信号をろ波するのが
通例である。ＥＣＧ信号の場合、主要なエネルギーは１
００Ｈｚより下にあるので、この近傍に遮断周波数があ
る低域フィルタが選定される。都合の悪いことに、使用
されるイメージングシーケンスによっては、勾配磁界の
スイッチングによって１００Ｈｚより下に著しい干渉が
生じてろ波の有効性が制限されることもある。
【０００６】代案として、ＭＲＩ信号をゲーティングし
て、勾配がスイッチングされていない時間の間に生じる
期間の間だけ生体電位信号を処理してもよい。このゲー
ティング法の主な欠点は勾配スイッチングの期間の間は
生体電位信号が得られず、ＥＣＧに対する心拍数の測定
のような連続測定を行うのが難しいことである。更に、
生体活動の動く絵を作成するためのイメージング技術
（映画技術）のような高速イメージング技術の場合、勾
配活動は本質的に連続であるので、ＭＲＩ走査の間に生
体電位を取得するための期間が無い。
【０００７】
【発明の概要】本発明では、勾配スイッチング等により
低電力生体電位信号に生じる電気雑音を小さくするため
適応ろ波を使用する。この技術の要点は雑音に相関した
信号を作成することと、多数の雑音発生源に対処するよ
うに適応フィルタを配列することである。
【０００８】詳しく述べると、ＭＲＩ装置によって作成
される電磁界に関係づけられた雑音基準信号を調整可能
なフィルタ係数をそなえたフィルタで処理することによ
り、ろ波された雑音基準信号が作成される。このろ波さ
れた雑音基準信号を生体電位信号から減算することによ
り出力信号が作成され、この出力信号を使って、出力信
号が最小になるようにフィルタの係数が調整される。
【０００９】本発明の一つの目的は高速スイッチングさ
れる電磁界が存在する状態で低電力生体電位信号の継続
的な取得を可能にすることである。ろ波された雑音基準
信号を生体電位信号から減算することにより、スイッチ
ングされる磁界からの相加的電気雑音が実効的に小さく
なる。フィルタ係数の継続的調整によって、異なるイメ
ージングシーケンスでスイッチングされる磁界の変化に
対処する。本発明の一実施例では、ＭＲＩコイルの入力
信号から雑音基準信号が作成される。これらの入力信号
を微分することにより、電磁界が誘導する雑音をより良
く近似することができる。
【００１０】本発明のもう一つの目的は誘導された雑音
を測定するための別個のピックアップコイルを必要とす
ることなくスイッチングされる磁界に相関した雑音基準
信号を提供することである。ＭＲＩコイルの入力を使う
ことにより、誘導された電気雑音を判定することがで
き、またＭＲＩコイルの入力はすぐ利用することができ
る。
【００１１】一実施例では、別々の雑音基準信号が各コ
イルに対して作成され、各コイルに結合されたフィルタ
によってろ波される。生体電位信号は、一つのコイルか
らろ波された雑音基準信号をそれぞれ受ける三つの加算
接続点によって処理され、結合されたフィルタのフィル
タ係数は各加算接続点の出力が最小になるように別々に
調整される。加算接続点は生体電位信号をろ波するよう
に直列に配置することができる。
【００１２】したがって、本発明のもう一つの目的は多
数の雑音発生源の影響を受ける生体電位信号をろ波する
改善された方法を提供することである。単一のフィルタ
が複合雑音基準信号を受ける場合に比べて、各コイルに
結合された別々に調整されるフィルタを使用する場合に
は、より優れた雑音のろ波が得られることがわかった。
【００１３】本発明の一実施例についての以下の説明か
ら、上記以外の目的および利点が熟練した当業者には明
らかとなる。説明には付図を参照するが、付図は本明細
書の一部を構成し、本発明の一例を図示する。しかし、
このような例は本発明の種々の代替形式を網羅するもの
ではなく、したがって本発明の範囲の判定に当たっては
請求の範囲を参照すべきである。
【００１４】
【実施例の説明】図１に示すようにＮＭＲイメージング
装置には、イメージング対象の患者１２の核スピンを分
極するための磁界Ｂ0 を形成するための磁石１０が含ま
れている。ＲＦコイル１４は９０°ＲＦパルスおよび／
または１８０°ＲＦパルスのようなＲＦ刺激パルスの送
出と前に述べたようなＮＭＲ信号の受信の両方に使用さ
れる。
【００１５】コンピュータ１８は勾配波形発生器２２お
よび勾配増幅器２４を含む勾配信号チェーン２０、なら
びにＲＦ波形発生器２８およびＲＦ増幅器３０を含むＲ
Ｆ信号チェーン２６の制御のためのタイミングシーケン
スを作成してＭＲＩ装置の全般的な制御を行う。また、
コンピュータ１８は処理と画像再構成のため、前置増幅
器３４、検出器３６、およびＡ／Ｄ変換器３８を含む信
号取得チェーン３２からのサンプリングされてディジタ
ル化されたＮＭＲ信号の受信を行う。
【００１６】コンピュータ１８は波形タイミングおよび
波形を勾配波形発生器２２に供給する。勾配波形発生器
２２はディジタル波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚを作
成する。これらの波形信号は勾配増幅器２４によってア
ナログ勾配信号に変換される。勾配増幅器２４はまた、
勾配コイル４０を駆動するために波形信号の電力を高め
ることも行う。各勾配コイル４０に対応する波形信号は
別々に制御することができる。波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、お
よびＧｚの振幅および立ち上がり時間は注意深く制限さ
れているので、勾配増幅器２４の波形信号入力と勾配コ
イル４０の電流との間にほぼ正確な対応関係がある。
【００１７】コンピュータ１８はまたＲＦ波形発生器２
８にタイミング、形状、周波数、位相、および総電力情
報を供給する。これにより、上記の９０°または１８０
°のＲＦパルス信号が得られる。このＲＦパルス信号が
ＲＦ増幅器３０によって昇圧され、送／受スイッチ４２
を介してＲＦコイルに結合されることにより、前に述べ
たように患者１２の核が励起される。
【００１８】発生したＮＭＲ信号はＲＦコイル１４で受
ける。ＲＦコイル１４は送／受スイッチ４２を介して、
取得された信号の増幅を行う前置増幅器３４に接続され
ている。前置増幅器３４の後に直角検出器３６が設けら
れている。直角検出器３６は入力信号を正弦および余弦
の基準局部発信器と比較して同相（Ｉ）および直角位相
（Ｑ）振幅信号を作成することにより、ＮＭＲ信号から
振幅および位相の情報を抽出する。直角検出器３６はＡ
／Ｄ変換器３８にＩ信号およびＱ信号を供給する。Ｉ信
号およびＱ信号はＡ／Ｄ変換器３８によってろ波されて
ディジタル形式に変換され、コンピュータ１８に送られ
て、当業者に知られている技術により画像再構成が行わ
れる。
【００１９】柔軟なリード線４６によって検査増幅器４
８に接続される電極４４により、患者を監視することが
できる。検査増幅器４８には、監視される生体電位信号
の帯域幅の外側の雑音基準信号を除去するための低域フ
ィルタ（図示しない）が含まれており、また信号プロセ
ッサ５２の入力にディジタル生体電位信号５０を供給す
るための高速Ａ／Ｄ変換器（図示しない）が含まれてい
る。前に述べたように、この生体電位信号には一般に、
勾配コイル４０からのスイッチングされる勾配磁界によ
る相加的雑音が含まれている。信号プロセッサ５２は勾
配波形発生器２２からのディジタル波形信号Ｇｘ、Ｇ
ｙ、およびＧｚも受ける。信号プロセッサ５２は前に述
べたような生体電位信号５０の相加的雑音を小さくする
ことにより、ディジタル出力信号５３を作成する。この
ディジタル出力信号５３をコンピュータ１８が受けて、
操作卓５４にディスプレイする。更に、信号プロセッサ
５０は生体電位信号５０を受けることによりゲーティン
グパルス５５を作成することができる。ゲーティングパ
ルス５５はＥＣＧ波形のピークを弁別し、これをコンピ
ュータ１８が受けて、勾配の発生を同期させるために使
用する。
【００２０】図２に示すように、生体電位信号５０の相
加的雑音と波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚとの間の関
係は相互インダクタンスＭを持つように磁束経路６２に
よって結合される二つのインダクタ５８および６０で構
成されるモデルを参照することによって確かめることが
できる。第一のインダクタは波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、また
はＧｚに等しい電流ｉ1 を受ける一つの勾配コイル４０
を表す。勾配コイル４０のインダクタンスはＬ1 と表さ
れ、約１ｍＨである。
【００２１】第二のインダクタ５８は柔軟なリード線４
６、電極４４および患者１２によって形成される回路経
路である。この第二のインダクタ５８を通る電流はｉ2
である。この電流により、検査増幅器４８の入力抵抗を
表す約５ＭΩの直列抵抗Ｒｅｃｇの両端間に電圧Ｖ２が
生じる。
【００２２】このモデルを解析することにより、次式が
得られる。
【００２３】
【数１】 または
【００２４】
【数２】 したがって、検査増幅器４８の入力の誘導された雑音電
圧は波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、またはＧｚの導関数に関連付
けられ、また次に検査増幅器４８によってろ波された生
体電位信号５０の雑音は検査増幅器４８に組み込まれた
低域フィルタと等価な低域フィルタによってろ波された
波形信号Ｇｘ、Ｇｙ、またはＧｚの導関数に関連付けら
れる。
【００２５】図３に示すように、導関数は周波数応答特
性が点線６４で示される低次高域フィルタとして近似す
ることができる。検査増幅器４８の低域フィルタは点線
６６で表される周波数応答特性を有している。導関数の
周波数応答特性６４と検査増幅器４８の周波数応答特性
６６との積に等しい周波数応答特性６８となるように複
合フィルタを構成することができる。これにより、波形
信号Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚを受け、勾配コイル４０が
生じる雑音の近似を作成するための伝達関数が得られ
る。スペクトル特性の異なる検査増幅器４８に対して周
波数応答特性６６を適当に変え得ることは明らかであ
る。
【００２６】次に図１および４に示すように、波形信号
Ｇｘ、Ｇｙ、およびＧｚを信号プロセッサ５２で受け
て、前に述べたスペクトル特性６８をそなえた微分器／
低域フィルタ７０でろ波する。これにより、波形信号Ｇ
ｘ、Ｇｙ、またはＧｚからそれぞれ、相関雑音基準信号
Ｎｘ、Ｎｙ、およびＮｚが作成される。上記の式（１）
および（２）の相互インダクタンスの値Ｍは患者によっ
て変わり、走査によって変わる。したがって、相関雑音
基準信号Ｎｘ、Ｎｙ、およびＮｚは生体電位信号５０の
誘導雑音を完全に表さず、またどんな静的な方法を用い
ても容易に組み合わせて正確な雑音信号を作成すること
はできない。
【００２７】相関雑音基準信号Ｎｘ、Ｎｙ、およびＮｚ
の各々は生体電位信号５０をろ波するために直列に接続
された３個の適応フィルタ７２、７４、７６の一つに与
えられる。詳しく述べると、Ｎｘ信号は検査増幅器４８
から生体電位信号５０を受ける第一の適応フィルタ７２
に接続されている。この適応フィルタ７２の出力は相関
雑音基準信号Ｎｙを受ける第二の適応フィルタ７４の入
力に接続されている。第二の適応フィルタ７４の出力は
第三の適応フィルタ７６の入力に与えられる。第三の適
応フィルタ７６は相関雑音基準信号Ｎｘも受ける。第三
の適応フィルタ７６の出力は相加的雑音を低減した生体
電位信号５０に等しい信号プロセッサ５２の出力５３と
なる。
【００２８】適応フィルタ７２、７４、および７６は相
関雑音基準信号Ｎｘ、Ｎｙ、およびＮｚが勾配コイル４
０からの勾配磁界が作成する実際の相加的雑音に適合す
るように相関雑音基準信号Ｎｘ、Ｎｙ、およびＮｚを修
正する。適応フィルタ７２、７４、および７６はフィル
タ係数（図４には示していない）をそなえている。その
適応フィルタに対応する相関雑音基準信号Ｎｘ、Ｎｙ、
およびＮｚに関連する雑音を最小にするように、その適
応フィルタの出力を参照することにより係数は継続的に
調整される。
【００２９】代替実施例（図示しない）では、波形信号
Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが加算されて、単一の微分器／低域フ
ィルタ７０によって処理されることにより、単一の相関
雑音基準信号が作成される。この単一の相関雑音基準信
号を使用し、単一の適応フィルタ７２は生体電位信号５
０を受けて、出力信号５３を作成する。この方法の雑音
低減は前記の３個のフィルタで得られる雑音低減より小
さい。
【００３０】図５に示すように、適応フィルタ７２、７
４、および７６はそのフィルタに対応する相関雑音基準
信号Ｎｘ、Ｎｙ、またはＮｚの現在のサンプルおよびナ
イキストのサンプリング定理で規定される間隔で取得さ
れたその相関雑音基準信号のＮ−１個の前のサンプルか
らなる雑音ベクトル７８を編集する。現在のサンプルは
ｕ（ｔ）と表され、最も古いサンプルがｕ（ｔ−Ｎ＋
１）と表される。新しいサンプルｕ（ｔ）ごとに、最も
古いサンプルが捨てられる。したがって、雑音ベクトル
７８には回転形式で最新のＮ個のサンプルが含まれる。
本実施例では、相関雑音基準信号は１０００Ｈｚでサン
プリングされ、サンプル数Ｎは１６に等しい。この説明
から通常程度の当業者には明らかなように、サンプル数
が多いほど、またサンプリング周波数が高い程、より良
いろ波が行われ、信号の表現がより正確になるが、より
高速の処理ハードウェアが必要になるという一般的な指
針のもとに、他のサンプリング速度およびサンプル数を
使っても良い。
【００３１】雑音ベクトル７８の各サンプルはｈ（ｎ）
と表されるフィルタ係数で重み付けされる。ここで、ｎ
は雑音ベクトルのＮ個のサンプルに対応するように０か
らＮ−１の範囲にある。処理ブロック８０で示される重
み付けプロセスによって、雑音ベクトルｕに対応するフ
ィルタ係数ｈが乗算される。これらの乗算の結果は加算
器８２で示されるように加算され、ろ波された雑音基準
信号ｙ（ｔ）が次式のように作成される。
【００３２】
【数３】 このろ波された雑音基準信号ｙ（ｔ）は加算接続点８４
で示されるように適応フィルタの入力信号ｄ（ｔ）から
減算される。この入力信号は図４に示すような生体電位
信号５０または前の適応フィルタの出力とすることがで
きる。この減算の結果は誤差信号ｅ（ｔ）と呼ばれる適
応フィルタの出力を形成する。ここで、誤差信号は次式
で表される。
【００３３】
【数４】 「最小自乗平均」法に従って処理ブロック８６によっ
て、誤差信号ｅ（ｔ）を使って次式のように相関雑音基
準信号の変化にフィルタ係数ｈ（ｎ）を適応させる。
【００３４】
【数５】 ここで、ｈ′（ｎ）は新しいフィルタ係数であり、ｈ
（ｎ）は古いフィルタ係数であり、μは０と１との間の
学習係数であり、本実施例では０．００１である。当業
者にはほぼ理解されるように、値Ｎおよびμはろ波の正
確さとフィルタが取り扱える信号の複雑さを制御する。
【００３５】再び図４に示すように、直列の最後の適応
フィルタ７６に対する誤差信号ｅ（ｔ）は信号プロセッ
サ５２の出力信号５３となる。通常程度の当業者には明
らかなように、雑音低減の動作に影響を与えることなく
適応フィルタ７２、７４、および７６の順序を変えるこ
とができる。
【００３６】信号プロセッサ５２はディジタル入力５０
を受けて、ディジタル出力５３を作成する。上記のよう
な信号プロセッサ５２の動作は、テキサス・インストル
メンツ（Ｔｅｘａｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）製のＴ
ＭＳ−３２０Ｃ３０チップに基ずき、マイクロプロセッ
サをベースとしたコンピュータ（ＰＣ）と共同して動作
するような、市販されている高速ディジタル信号プロセ
ッサによって実現される。このディジタル信号プロセッ
サは実時間ベースで、ディジタル化されたアナログ信号
の３２ビットの浮動小数点操作を行う。
【００３７】図６に例示するように、ＭＲ走査の間に取
得されるＥＣＧ信号８８には雑音パルス９２が含まれて
いる。信号プロセッサ５２の処理後の同じＥＣＧ信号９
０では雑音パルスが大幅に低減されていることが第７図
に示されている。
【００３８】上記の説明は本発明の一実施例についての
ものであった。当業者は本発明の趣旨と範囲を逸脱する
ことなく多数の修正を加えることができる。例えば、Ｅ
ＥＧ信号を含めて本発明によりＥＣＧ以外の生体電位信
号を処理することができる。また、雑音基準信号Ｎｘ、
Ｎｙ、およびＮｚを勾配増幅器入力以外の発生源、例え
ば、患者１２の近くに配置されたピックアップコイルか
ら得てもよい。本発明の雑音低減は相関雑音基準信号を
得ることができるようなＭＲＩ装置で発生される電磁干
渉にも同様に適用できる。本発明の範囲内に入る種々の
実施例を含めるように請求の範囲を記載してある。
【図面の簡単な説明】
【図１】他の構成要素に対する本発明の信号プロセッサ
の関係を示す磁気共鳴イメージング装置のブロック図で
ある。
【図２】ＥＣＧ信号の環境の誘導性モデルを表わす概略
回路図である。
【図３】勾配入力電流を相関雑音基準信号に変換するた
めの低域フィルタ／微分器の振幅対周波数対数のグラフ
である。
【図４】適応フィルタおよび図３の低域フィルタ／微分
器を配置した図１の信号プロセッサのブロック図であ
る。
【図５】図４の代表的な適応フィルタのブロック図であ
る。
【図６】勾配誘導雑音で損なわれたＥＣＧ信号の波形図
である。
【図７】本発明による処理後の図６の信号の波形図であ
る。
【符号の説明】
１４ ＲＦコイル ４０ 勾配コイル ７０ 微分器／低域フィルタ ７２、７４、７６ 適応フィルタ ８０ 重み付け処理ブロック ８２ 加算器 ８４ 加算接続点 ８６ フィルタ係数補正処理ブロック
フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8932−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３７０ 8932−4Ｃ ３８２ 8932−4Ｃ ３６４ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｎ

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 電磁界を発生するため電気入力を受ける
    コイルをそなえた磁気共鳴イメージング装置の動作によ
    って生じる雑音を含む生体電位信号についての信号プロ
    セッサに於いて、コイルにより発生された電磁界に関連
    する雑音基準信号を作成する受信手段、雑音基準信号を
    受け、ろ波された雑音基準信号を作成するためのフィル
    タ係数をそなえたフィルタ、ろ波された雑音基準信号を
    生体電位信号から減算して、出力信号を作成する加算接
    続点、および上記出力信号を受け、フィルタ係数を調整
    して上記出力信号を最小にする適応器を含むことを特徴
    とする信号プロセッサ。
  2. 【請求項２】 受信手段がコイルの電気入力から信号を
    受ける請求項１記載の信号プロセッサ。
  3. 【請求項３】 コイルの電気入力からの信号が受信手段
    によって加算される請求項２記載の信号プロセッサ。
  4. 【請求項４】 コイルの電気入力からの信号を微分して
    相関雑音基準信号を作成する微分器が受信手段に含まれ
    ている請求項２記載の信号プロセッサ。
  5. 【請求項５】 生体電位信号が検査増幅器で受信され、
    検査増幅器のスペクトル応答特性に対応するスペクトル
    応答特性を有するフィルタが受信手段に含まれている請
    求項２記載の信号プロセッサ。
  6. 【請求項６】 受信手段がコイルの生じる電磁界からの
    信号を受けるピックアップコイルである請求項１記載の
    信号プロセッサ。
  7. 【請求項７】 電磁界を作成するための電気入力を各々
    そなえた一つ以上のコイルをそなえた磁気共鳴イメージ
    ング装置の動作中に取得される生体電位信号についての
    信号プロセッサに於いて、各コイルにより発生された電
    磁界に関連する雑音基準信号を発生する受信手段、各コ
    イルに関連する雑音基準信号および入力信号を受ける入
    力、および出力信号を作成する出力をそなえた、各コイ
    ルに関連する適応フィルタユニットであって、（１）係
    数をそなえ、雑音基準信号をろ波することにより各コイ
    ルに対するろ波された雑音基準信号を作成するフィル
    タ、（２）各コイルに関連して設けられ、そのコイルに
    対するろ波された雑音基準信号および入力信号を受け、
    出力信号を作成する加算接続点、（３）各コイルに関連
    する各加算接続点からの出力信号を受け、その加算接続
    点に関連するフィルタの係数を調整することにより各出
    力信号を別々に最小にする適応器を含み、出力信号を組
    合わせることにより雑音低減された信号が作成されるよ
    うにした適応フィルタユニットを含むことを特徴とする
    信号プロセッサ。
  8. 【請求項８】 上記加算接続点が直列に結合され、第一
    の加算接続点が生体電位信号を入力信号として受け、相
    次ぐ各加算接続点は前の加算接続点の出力信号をその入
    力信号として受け、最後の加算接続点の出力信号がろ波
    された生体電位信号を形成する請求項７記載の信号プロ
    セッサ。
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