JPH0614901A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0614901A JPH0614901A JP4172539A JP17253992A JPH0614901A JP H0614901 A JPH0614901 A JP H0614901A JP 4172539 A JP4172539 A JP 4172539A JP 17253992 A JP17253992 A JP 17253992A JP H0614901 A JPH0614901 A JP H0614901A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明は簡単な構成でＳ／Ｎの良い画像を短時
間に再構成することができる磁気共鳴イメージング装置
を提供することを目的とする。 【構成】８の字コイル１０と矩形コイル１２とからなる
４つの表面ＱＤコイルアセンブリＳＣ1 〜ＳＣ4 が患者
の脊椎の下に体軸方向に１次元的に配列される。８の字
形コイル１０は患者の脊椎近傍でｘ方向のＲＦ磁場に対
して感応し、矩形コイル１２はｙ方向のＲＦ磁場に対し
て感応する。各コイル１０、１２の出力はプリアンプ１
８、２０を介して９０゜ハイブリッド回路２２に入力さ
れ、いずれか一方が９０゜位相をずらされてから加算さ
れる。９０゜ハイブリッド回路２２の出力が受信器／デ
ータ収集システム（ＤＡＳ）２６を介して生データとし
て後段のデータ処理部（コンピュータ）へ供給され、画
像再構成処理が行なわれる。
間に再構成することができる磁気共鳴イメージング装置
を提供することを目的とする。 【構成】８の字コイル１０と矩形コイル１２とからなる
４つの表面ＱＤコイルアセンブリＳＣ1 〜ＳＣ4 が患者
の脊椎の下に体軸方向に１次元的に配列される。８の字
形コイル１０は患者の脊椎近傍でｘ方向のＲＦ磁場に対
して感応し、矩形コイル１２はｙ方向のＲＦ磁場に対し
て感応する。各コイル１０、１２の出力はプリアンプ１
８、２０を介して９０゜ハイブリッド回路２２に入力さ
れ、いずれか一方が９０゜位相をずらされてから加算さ
れる。９０゜ハイブリッド回路２２の出力が受信器／デ
ータ収集システム（ＤＡＳ）２６を介して生データとし
て後段のデータ処理部（コンピュータ）へ供給され、画
像再構成処理が行なわれる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関し、特に被検体か
らの磁気共鳴信号を受信する高周波コイル（以下、ＲＦ
コイルと称する）の改良に関する。
置（以下、ＭＲＩ装置と称する）に関し、特に被検体か
らの磁気共鳴信号を受信する高周波コイル（以下、ＲＦ
コイルと称する）の改良に関する。
【０００２】
【従来の技術】このようなＲＦコイルの一例として、主
に脊椎イメージングに使われ、コイルに近い表面から磁
気共鳴信号を得る表面コイルが知られている。ここで、
１つの大きな表面コイルを用いる代わりに、小さな表面
コイルを複数用いる方がＳ／Ｎが向上することが知られ
ている。このような装置の一例が米国特許第４，８２
５，１６２号に記載されている。この米国特許では、複
数の表面コイルが１次元に配列され、各表面コイルを同
時に受信動作させ、各表面コイルの出力信号を１つの信
号に合成している。この動作はアンテナ技術におけるフ
ェーズドアレイアンテナに似ているので、この表面コイ
ルアレイはＭＲＩフェーズドアレイコイルと呼ばれる。
ここで、Ｓ／Ｎをさらに上げるために、表面コイルを２
次元に配列することもこの米国特許に記載されている。
に脊椎イメージングに使われ、コイルに近い表面から磁
気共鳴信号を得る表面コイルが知られている。ここで、
１つの大きな表面コイルを用いる代わりに、小さな表面
コイルを複数用いる方がＳ／Ｎが向上することが知られ
ている。このような装置の一例が米国特許第４，８２
５，１６２号に記載されている。この米国特許では、複
数の表面コイルが１次元に配列され、各表面コイルを同
時に受信動作させ、各表面コイルの出力信号を１つの信
号に合成している。この動作はアンテナ技術におけるフ
ェーズドアレイアンテナに似ているので、この表面コイ
ルアレイはＭＲＩフェーズドアレイコイルと呼ばれる。
ここで、Ｓ／Ｎをさらに上げるために、表面コイルを２
次元に配列することもこの米国特許に記載されている。
【０００３】ただし、２次元配列にすると、表面コイル
の数は非常に増える。例えば、４つの表面コイルを１次
元配列したものとほぼ同じ視野をカバーするような２次
元配列の表面コイルの数は１０個にも達する。このた
め、出力信号を処理する受信器、データ収集システム
（以下、ＤＡＳと称する）も１０個必要である。受信
器、ＤＡＳは高速・高精度のＡ／Ｄ変換器を含むので、
価格が高く、多数個設けるのは困難である。さらに、１
０個の表面コイルを同時にデータ収集させると、使用す
るパルスシーケンスによってはデータ処理系の能力を越
えてしまい、大容量（例えば、１００ＭＢ以上）のバッ
ファメモリを付加する必要が生じ、やはり高価格化す
る。さらに、１０個の生データのセットからなんらかの
処理を経て合成画像を作るので、通常の単一の高周波コ
イルにより受信された生データから画像再構成する時間
の１０倍が必要となる。現在のＭＲＩ装置は稼働効率を
あげるために画像再構成に必要とされる時間を短縮する
ことが大きな目標となっている。
の数は非常に増える。例えば、４つの表面コイルを１次
元配列したものとほぼ同じ視野をカバーするような２次
元配列の表面コイルの数は１０個にも達する。このた
め、出力信号を処理する受信器、データ収集システム
（以下、ＤＡＳと称する）も１０個必要である。受信
器、ＤＡＳは高速・高精度のＡ／Ｄ変換器を含むので、
価格が高く、多数個設けるのは困難である。さらに、１
０個の表面コイルを同時にデータ収集させると、使用す
るパルスシーケンスによってはデータ処理系の能力を越
えてしまい、大容量（例えば、１００ＭＢ以上）のバッ
ファメモリを付加する必要が生じ、やはり高価格化す
る。さらに、１０個の生データのセットからなんらかの
処理を経て合成画像を作るので、通常の単一の高周波コ
イルにより受信された生データから画像再構成する時間
の１０倍が必要となる。現在のＭＲＩ装置は稼働効率を
あげるために画像再構成に必要とされる時間を短縮する
ことが大きな目標となっている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】このように表面コイル
を１次元配列したＭＲＩフェーズドアレイコイルの従来
例はＳ／Ｎが不十分であり、２次元配列したＭＲＩフェ
ーズドアレイコイルの従来例はコイルの数だけデータ収
集のチャンネル数が増え、データ量も増え、それに対応
するのに高価なシステムが必要となるか、さもなければ
データ処理の時間が長くかかってしまう欠点がある。
を１次元配列したＭＲＩフェーズドアレイコイルの従来
例はＳ／Ｎが不十分であり、２次元配列したＭＲＩフェ
ーズドアレイコイルの従来例はコイルの数だけデータ収
集のチャンネル数が増え、データ量も増え、それに対応
するのに高価なシステムが必要となるか、さもなければ
データ処理の時間が長くかかってしまう欠点がある。
【０００５】本発明は上述した事情に対処すべくなされ
たもので、その目的は簡単な構成でＳ／Ｎの良い画像を
短時間に再構成することができる磁気共鳴イメージング
装置を提供することである。
たもので、その目的は簡単な構成でＳ／Ｎの良い画像を
短時間に再構成することができる磁気共鳴イメージング
装置を提供することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は少なくとも１次元に配列され被検体の
所定部位においてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に
対して感度を持ち２つの高周波磁場に対応する２つの信
号を検出する複数の表面コイルアセンブリと、表面コイ
ルアセンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位
相に対してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信
号に合成する手段と、複数の表面コイルアセンブリを実
質的に同時に動作させ複数の合成信号を実質的に同時に
収集する手段と、同時に収集された複数の合成信号に基
づいて被検体の画像を再構成する手段とを具備する。
メージング装置は少なくとも１次元に配列され被検体の
所定部位においてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に
対して感度を持ち２つの高周波磁場に対応する２つの信
号を検出する複数の表面コイルアセンブリと、表面コイ
ルアセンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位
相に対してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信
号に合成する手段と、複数の表面コイルアセンブリを実
質的に同時に動作させ複数の合成信号を実質的に同時に
収集する手段と、同時に収集された複数の合成信号に基
づいて被検体の画像を再構成する手段とを具備する。
【０００７】本発明による他の磁気共鳴イメージング装
置は被検体を挟んで対向配置され被検体の所定部位にお
いてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に対して感度を
持ち２つの高周波磁場に対応する２つの信号を検出する
少なくとも一対の表面コイルアセンブリと、表面コイル
アセンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位相
に対してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信号
に合成する手段と、１対の表面コイルアセンブリをほぼ
同時に動作させ少なくとも２つの合成信号を実質的に同
時に収集する手段と、同時に収集された少なくとも２つ
の合成信号に基づいて被検体の画像を再構成する手段と
を具備する。
置は被検体を挟んで対向配置され被検体の所定部位にお
いてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に対して感度を
持ち２つの高周波磁場に対応する２つの信号を検出する
少なくとも一対の表面コイルアセンブリと、表面コイル
アセンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位相
に対してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信号
に合成する手段と、１対の表面コイルアセンブリをほぼ
同時に動作させ少なくとも２つの合成信号を実質的に同
時に収集する手段と、同時に収集された少なくとも２つ
の合成信号に基づいて被検体の画像を再構成する手段と
を具備する。
【０００８】本発明によるさらに他の磁気共鳴イメージ
ング装置は被検体の体軸に沿って配列され被検体を囲む
形状を有する複数のボリュームコイルと、複数のボリュ
ームコイルを実質的に同時に動作させ複数の出力信号を
実質的に同時に収集する手段と、同時に収集された複数
のボリュームコイルからの出力信号に基づいて被検体の
画像を再構成する手段とを具備する。
ング装置は被検体の体軸に沿って配列され被検体を囲む
形状を有する複数のボリュームコイルと、複数のボリュ
ームコイルを実質的に同時に動作させ複数の出力信号を
実質的に同時に収集する手段と、同時に収集された複数
のボリュームコイルからの出力信号に基づいて被検体の
画像を再構成する手段とを具備する。
【０００９】本発明による別の磁気共鳴イメージング装
置は被検体の所定部位においてほぼ直交する２つの高周
波磁場方向に対して感度を持ち２つの高周波磁場に対応
する２つの信号を検出する表面コイルアセンブリと、被
検体を囲む形状のボリュームコイルと、表面コイルアセ
ンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位相に対
してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信号に合
成する手段と、表面コイルアセンブリとボリュームコイ
ルとを実質的に同時に動作させ合成信号とボリュームコ
イルの出力信号とを実質的に同時に収集する手段と、同
時に収集された合成信号とボリュームコイルの出力信号
とに基づいて被検体の画像を再構成する手段とを具備す
る。
置は被検体の所定部位においてほぼ直交する２つの高周
波磁場方向に対して感度を持ち２つの高周波磁場に対応
する２つの信号を検出する表面コイルアセンブリと、被
検体を囲む形状のボリュームコイルと、表面コイルアセ
ンブリの２つの出力信号の一方の位相を他方の位相に対
してほぼ９０度ずらし２つの出力信号を１つの信号に合
成する手段と、表面コイルアセンブリとボリュームコイ
ルとを実質的に同時に動作させ合成信号とボリュームコ
イルの出力信号とを実質的に同時に収集する手段と、同
時に収集された合成信号とボリュームコイルの出力信号
とに基づいて被検体の画像を再構成する手段とを具備す
る。
【００１０】
【作用】本発明による磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、被検体の近傍に配列した複数の表面クアドラチャコ
イルアセンブリをＭＲＩ信号のセンサとして用い、各表
面クアドラチャコイルアセンブリを構成する２つのコイ
ル素からの信号を１つの信号に合成し、複数の合成信号
に基づき画像再構成することにより、非クアドラチャの
表面コイルを２次元的に配列し、各コイルからの信号を
独立して収集して画像再構成する場合に比べて、ほぼ半
分のデータ収集量、処理量でほぼ同じＳ／Ｎを有する画
像を得ることができる。
ば、被検体の近傍に配列した複数の表面クアドラチャコ
イルアセンブリをＭＲＩ信号のセンサとして用い、各表
面クアドラチャコイルアセンブリを構成する２つのコイ
ル素からの信号を１つの信号に合成し、複数の合成信号
に基づき画像再構成することにより、非クアドラチャの
表面コイルを２次元的に配列し、各コイルからの信号を
独立して収集して画像再構成する場合に比べて、ほぼ半
分のデータ収集量、処理量でほぼ同じＳ／Ｎを有する画
像を得ることができる。
【００１１】また、被検体をその中に納めて１次元的に
配列した短軸の複数のボリュームコイルアセンブリ、ま
たはボリュームクアドラチャコイルアセンブリをＭＲＩ
信号のセンサとして用い、これらから得られた複数の信
号に基づき画像再構成することにより、長軸のボリュー
ムコイルアセンブリ、またはボリュームクアドラチャコ
イルアセンブリを単一で用いる場合に比べ、より高いＳ
／Ｎを同じ感度長を維持しつつ得ることができる。
配列した短軸の複数のボリュームコイルアセンブリ、ま
たはボリュームクアドラチャコイルアセンブリをＭＲＩ
信号のセンサとして用い、これらから得られた複数の信
号に基づき画像再構成することにより、長軸のボリュー
ムコイルアセンブリ、またはボリュームクアドラチャコ
イルアセンブリを単一で用いる場合に比べ、より高いＳ
／Ｎを同じ感度長を維持しつつ得ることができる。
【００１２】
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置の実施例を説明する。
イメージング装置の実施例を説明する。
【００１３】図１は第１実施例のＲＦコイルの構成を示
すブロック図である。第１実施例は診断対称部位として
は脊椎を想定している。４つの表面コイルアセンブリＳ
Ｃ1〜ＳＣ4 がｚ軸方向に１次元的に配列され、これに
よりＭＲＩフェーズドアレイ用のＲＦコイル群が形成さ
れている。ｚ軸方向は静磁場方向であり、被検体（患
者）の体軸方向である。被検体は図示していない寝台の
上に水平に寝ている。ＲＦコイル群は患者の下で、寝台
の上に配置されている。ｚ軸と直交する水平方向をｘ方
向、垂直方向をｙ方向とする。ＲＦコイル群の中心位置
をｘ＝０とする。
すブロック図である。第１実施例は診断対称部位として
は脊椎を想定している。４つの表面コイルアセンブリＳ
Ｃ1〜ＳＣ4 がｚ軸方向に１次元的に配列され、これに
よりＭＲＩフェーズドアレイ用のＲＦコイル群が形成さ
れている。ｚ軸方向は静磁場方向であり、被検体（患
者）の体軸方向である。被検体は図示していない寝台の
上に水平に寝ている。ＲＦコイル群は患者の下で、寝台
の上に配置されている。ｚ軸と直交する水平方向をｘ方
向、垂直方向をｙ方向とする。ＲＦコイル群の中心位置
をｘ＝０とする。
【００１４】各表面コイルアセンブリＳＣi （ｉ＝１〜
４）は８の字形状の表面コイル１０と矩形の表面コイル
１２とを組み合わせたいわゆる表面クアドラチャコイル
アセンブリ（以下、表面ＱＤコイルアセンブリと称す
る）からなる。８の字形コイル１０は被検体の脊椎近傍
でｘ方向のＲＦ磁場に対して感度を持つＲＦパルスを形
成する。矩形コイル１２は同じ場所でｙ方向のＲＦ磁場
に対して感度を持つＲＦパルスを形成する。図示しない
静磁場発生装置、傾斜磁場発生装置からの静磁場、傾斜
磁場とともに、図示しない励起用ＲＦコイルによりＲＦ
磁場を被検体に印加すると、被検体内に磁気共鳴現象が
生じ、発生した磁気共鳴信号のうちｘ方向、ｙ方向の成
分が各コイル１０、１２により検出される。
４）は８の字形状の表面コイル１０と矩形の表面コイル
１２とを組み合わせたいわゆる表面クアドラチャコイル
アセンブリ（以下、表面ＱＤコイルアセンブリと称す
る）からなる。８の字形コイル１０は被検体の脊椎近傍
でｘ方向のＲＦ磁場に対して感度を持つＲＦパルスを形
成する。矩形コイル１２は同じ場所でｙ方向のＲＦ磁場
に対して感度を持つＲＦパルスを形成する。図示しない
静磁場発生装置、傾斜磁場発生装置からの静磁場、傾斜
磁場とともに、図示しない励起用ＲＦコイルによりＲＦ
磁場を被検体に印加すると、被検体内に磁気共鳴現象が
生じ、発生した磁気共鳴信号のうちｘ方向、ｙ方向の成
分が各コイル１０、１２により検出される。
【００１５】各コイル１０、１２にはコンデンサ１４、
１６が接続される。これにより、コイルのインダクタン
スとともにＬＣ共振回路が形成される。コンデンサ１
４、１６の両端子から出力信号が取り出される。各コイ
ル１０、１２の出力はプリアンプ１８、２０を介して９
０゜ハイブリッド回路２２に入力される。各コイル１
０、１２の出力は互いに９０゜位相がずれている。その
ため、９０゜ハイブリッド回路２２によりいずれか一方
の入力を９０゜位相をずらして加算する。この加算によ
り、信号成分は両入力間で相関があるのでその振幅は２
倍になるが、両入力間で相関の無い雑音成分の振幅は２
の平方根倍になり、相対的に雑音が低下する。
１６が接続される。これにより、コイルのインダクタン
スとともにＬＣ共振回路が形成される。コンデンサ１
４、１６の両端子から出力信号が取り出される。各コイ
ル１０、１２の出力はプリアンプ１８、２０を介して９
０゜ハイブリッド回路２２に入力される。各コイル１
０、１２の出力は互いに９０゜位相がずれている。その
ため、９０゜ハイブリッド回路２２によりいずれか一方
の入力を９０゜位相をずらして加算する。この加算によ
り、信号成分は両入力間で相関があるのでその振幅は２
倍になるが、両入力間で相関の無い雑音成分の振幅は２
の平方根倍になり、相対的に雑音が低下する。
【００１６】プリアンプ１８、２０は図２に示すように
抵抗負帰還型増幅器からなり、増幅機能のみならず各コ
イル間の干渉を低減する機能も持っている。入力信号が
演算増幅器３０を介して出力される。演算増幅器３０の
両入力端子間にはコンデンサ３２、３４の直列接続から
なる容量性電流分配器が接続され、演算増幅器３０の出
力端とこのタップとの間に負帰還抵抗３６が接続され
る。プリアンプの一例は米国特許第５，０５１，７００
号に記載されている。
抵抗負帰還型増幅器からなり、増幅機能のみならず各コ
イル間の干渉を低減する機能も持っている。入力信号が
演算増幅器３０を介して出力される。演算増幅器３０の
両入力端子間にはコンデンサ３２、３４の直列接続から
なる容量性電流分配器が接続され、演算増幅器３０の出
力端とこのタップとの間に負帰還抵抗３６が接続され
る。プリアンプの一例は米国特許第５，０５１，７００
号に記載されている。
【００１７】隣接するコイルの出力間には中和回路２４
が接続される。中和回路２４は各コイル間の干渉を除去
するコンデンサブリッジ回路であり、図３に示すように
構成される。中和回路２４の詳細は米国特許第４，７６
９，６０５号に記載されている。中和回路２４は隣接し
ていないコイルの間や、隣接していても１つの表面ＱＤ
コイルアセンブリを構成する８の字形コイルと矩形コイ
ルとの間には接続されていないが、これらのコイル間で
はもともと干渉が大きくないので、抵抗負帰還型プリア
ンプ１８、２０の抵抗３６とコンデンサ３２、３４の値
を適切に設計すれば、それだけで十分無視できるほどに
干渉が低減されるからである。
が接続される。中和回路２４は各コイル間の干渉を除去
するコンデンサブリッジ回路であり、図３に示すように
構成される。中和回路２４の詳細は米国特許第４，７６
９，６０５号に記載されている。中和回路２４は隣接し
ていないコイルの間や、隣接していても１つの表面ＱＤ
コイルアセンブリを構成する８の字形コイルと矩形コイ
ルとの間には接続されていないが、これらのコイル間で
はもともと干渉が大きくないので、抵抗負帰還型プリア
ンプ１８、２０の抵抗３６とコンデンサ３２、３４の値
を適切に設計すれば、それだけで十分無視できるほどに
干渉が低減されるからである。
【００１８】４つの表面ＱＤコイルアセンブリＳＣ1 〜
ＳＣ4 の出力信号（９０゜ハイブリッド回路２２の出
力）は受信器／データ収集システム（ＤＡＳ）２６を介
して生データとして後段の図示していないデータ処理部
（コンピュータ）へ供給され、そこで画像再構成処理が
行なわれる。
ＳＣ4 の出力信号（９０゜ハイブリッド回路２２の出
力）は受信器／データ収集システム（ＤＡＳ）２６を介
して生データとして後段の図示していないデータ処理部
（コンピュータ）へ供給され、そこで画像再構成処理が
行なわれる。
【００１９】受信器／ＤＡＳ２６は図４に示すように構
成される。９０゜ハイブリッド回路２２の出力は分配器
４０でＩ信号とＱ信号とに分配され、それぞれミキサ４
２ａ、４２ｂに供給される。ミキサ４２ａ、４２ｂには
局部発振器４４からの基準信号も９０゜ハイブリッド回
路４６を介して供給される。ミキサ４２ａ、４２ｂの出
力信号がそれぞれローパスフィルタ（ＬＰＦ）４８ａ、
４８ｂ、Ａ／Ｄ変換器５０ａ、５０ｂ、バッファ５２
ａ、５２ｂを介して出力される。
成される。９０゜ハイブリッド回路２２の出力は分配器
４０でＩ信号とＱ信号とに分配され、それぞれミキサ４
２ａ、４２ｂに供給される。ミキサ４２ａ、４２ｂには
局部発振器４４からの基準信号も９０゜ハイブリッド回
路４６を介して供給される。ミキサ４２ａ、４２ｂの出
力信号がそれぞれローパスフィルタ（ＬＰＦ）４８ａ、
４８ｂ、Ａ／Ｄ変換器５０ａ、５０ｂ、バッファ５２
ａ、５２ｂを介して出力される。
【００２０】受信器／ＤＡＳ２６の後段の図示しないデ
ータ処理部は（１）式に示すように画像再構成を行な
う。各表面ＱＤコイルアセンブリＳＣi （ｉ＝１〜４）
からの生データＲＡＷi を２次元フーリエ変換して画像
ｐi (x,y,z) 信号を作成する。そして、ｐi (x,y,z) の
二乗をとり、ｉについての総和をとり、最後にその平方
根をとる。 Ｐ(x,y,z)
ータ処理部は（１）式に示すように画像再構成を行な
う。各表面ＱＤコイルアセンブリＳＣi （ｉ＝１〜４）
からの生データＲＡＷi を２次元フーリエ変換して画像
ｐi (x,y,z) 信号を作成する。そして、ｐi (x,y,z) の
二乗をとり、ｉについての総和をとり、最後にその平方
根をとる。 Ｐ(x,y,z)
【００２１】 ＝｛ｐ1 (x,y,z) 2 ＋ｐ2 (x,y,z) 2 ＋ｐ3 (x,y,z) 2 ＋ｐ4 (x,y,z) 2 ｝1/2 …（１）
【００２２】このようにして得られた画像は表面ＱＤコ
イルアセンブリではなくて矩形コイル、または８の字形
コイルの一方のみからなる表面コイルを４つ配列して得
られる画像よりもＳ／Ｎが高い。このことは表面ＱＤコ
イルアセンブリから得られるｐi (x,y,z) が単なる表面
コイルから得られる画像よりもＳ／Ｎが優れていること
から明かである。さらに、最終画像Ｐ(x,y,z) はｐ
i (x,y,z) のどれよりもＳ／Ｎが高い。なお、表面コイ
ル特有の感度むらが増強された画像になり、観察しにく
い場合は、さらに何らかの感度むら補正を行なった後画
像表示に供する。
イルアセンブリではなくて矩形コイル、または８の字形
コイルの一方のみからなる表面コイルを４つ配列して得
られる画像よりもＳ／Ｎが高い。このことは表面ＱＤコ
イルアセンブリから得られるｐi (x,y,z) が単なる表面
コイルから得られる画像よりもＳ／Ｎが優れていること
から明かである。さらに、最終画像Ｐ(x,y,z) はｐ
i (x,y,z) のどれよりもＳ／Ｎが高い。なお、表面コイ
ル特有の感度むらが増強された画像になり、観察しにく
い場合は、さらに何らかの感度むら補正を行なった後画
像表示に供する。
【００２３】本発明で得られる画像のＳ／Ｎは矩形コイ
ル、または８の字形コイルの一方のみからなる表面コイ
ルを２次元配列した従来のＲＦコイル群で得られる画像
のそれと等しい。そのため、本発明によれば、１次元配
列のＲＦコイル群によりＲＦコイルを構成することによ
り、データ収集のチャンネル数、データ量が増えること
なく、簡単な構成で短時間にＳ／Ｎの高い画像を再構成
することができる。
ル、または８の字形コイルの一方のみからなる表面コイ
ルを２次元配列した従来のＲＦコイル群で得られる画像
のそれと等しい。そのため、本発明によれば、１次元配
列のＲＦコイル群によりＲＦコイルを構成することによ
り、データ収集のチャンネル数、データ量が増えること
なく、簡単な構成で短時間にＳ／Ｎの高い画像を再構成
することができる。
【００２４】なお、表面ＱＤコイルアセンブリは各コイ
ル１０、１２の感度を持つＲＦ磁場がほぼ直交し、かつ
各コイルのＳ／Ｎがほぼ同程度であるような領域におい
ては単一のコイルから得られる画像よりもＳ／Ｎが高い
画像を得ることができることが知られている。一般に、
矩形コイルと８の字形コイルとは感度分布の形が異なっ
ており、コイルに近接する部分あるいはコイルから著し
く遠い部分（ｙが著しく大きいか小さい）は一般に２つ
のコイルから独立に作った２つの画像のＳ／Ｎは大きく
異なる。また、２つのコイルの作る高周波磁場の方向が
直交するという条件は両コイルの共通中心軸線上ではよ
く満たされるが、ここから外れる（ｘの絶対値が著しく
大きい）と直交性は崩れる。しかしながら、関心部位で
ある脊椎をｘ＝０の近傍に設定することは実用上なんら
問題なく実行できる。また、脊椎のｙ位置で矩形コイル
と８の字形コイルと各々独立に機能させて得た独立の画
像のＳ／Ｎがほぼ同程度になるように、両コイルの幾何
学的形状寸法を設計することは十分に可能である。
ル１０、１２の感度を持つＲＦ磁場がほぼ直交し、かつ
各コイルのＳ／Ｎがほぼ同程度であるような領域におい
ては単一のコイルから得られる画像よりもＳ／Ｎが高い
画像を得ることができることが知られている。一般に、
矩形コイルと８の字形コイルとは感度分布の形が異なっ
ており、コイルに近接する部分あるいはコイルから著し
く遠い部分（ｙが著しく大きいか小さい）は一般に２つ
のコイルから独立に作った２つの画像のＳ／Ｎは大きく
異なる。また、２つのコイルの作る高周波磁場の方向が
直交するという条件は両コイルの共通中心軸線上ではよ
く満たされるが、ここから外れる（ｘの絶対値が著しく
大きい）と直交性は崩れる。しかしながら、関心部位で
ある脊椎をｘ＝０の近傍に設定することは実用上なんら
問題なく実行できる。また、脊椎のｙ位置で矩形コイル
と８の字形コイルと各々独立に機能させて得た独立の画
像のＳ／Ｎがほぼ同程度になるように、両コイルの幾何
学的形状寸法を設計することは十分に可能である。
【００２５】なお、矩形コイルと８の字形コイルとから
なる表面ＱＤコイルアセンブリを説明したが、ｙ方向の
ＲＦ磁場を発生するコイルは矩形コイルに限らず、円形
コイルであってもよく、ｙ方向のＲＦ磁場を発生するコ
イルは図５に示すような８の字形コイル５６を用いても
よい。また、矩形コイルは図６に示すような差分型コイ
ル５８とすることにより、外部との磁気的結合をさらに
低減できる。
なる表面ＱＤコイルアセンブリを説明したが、ｙ方向の
ＲＦ磁場を発生するコイルは矩形コイルに限らず、円形
コイルであってもよく、ｙ方向のＲＦ磁場を発生するコ
イルは図５に示すような８の字形コイル５６を用いても
よい。また、矩形コイルは図６に示すような差分型コイ
ル５８とすることにより、外部との磁気的結合をさらに
低減できる。
【００２６】表面ＱＤコイルアセンブリとしては２つの
コイルの組合せではなく、図７に示すように１つの日の
字形（あるいは８の字形）コイル６０から構成すること
も可能である。日の字形コイル６０は中央のコンデンサ
６２を電流が流れない直列モードＣ１と、流れる並列モ
ードＣ２とを有し、矩形コイルと８の字形コイルとから
なる例と同様に直交する方向に感度を持つＲＦ磁場を生
成する。そして、その直交するＲＦ磁場に対応する２つ
の信号Ｃ１、Ｃ２を取り出すことにより、一方を矩形コ
イル、他方を８の字形コイルの出力に対応させることが
できる。直列モード信号Ｃ１は出力端子６４から取り出
され、並列モード信号Ｃ２は出力端子６６から取り出さ
れる。以下、本発明の他の実施例を説明する。
コイルの組合せではなく、図７に示すように１つの日の
字形（あるいは８の字形）コイル６０から構成すること
も可能である。日の字形コイル６０は中央のコンデンサ
６２を電流が流れない直列モードＣ１と、流れる並列モ
ードＣ２とを有し、矩形コイルと８の字形コイルとから
なる例と同様に直交する方向に感度を持つＲＦ磁場を生
成する。そして、その直交するＲＦ磁場に対応する２つ
の信号Ｃ１、Ｃ２を取り出すことにより、一方を矩形コ
イル、他方を８の字形コイルの出力に対応させることが
できる。直列モード信号Ｃ１は出力端子６４から取り出
され、並列モード信号Ｃ２は出力端子６６から取り出さ
れる。以下、本発明の他の実施例を説明する。
【００２７】第１実施例では表面ＱＤコイルアセンブリ
は被検体の脊椎の下に体軸に沿って１次元的に配列され
ているが、第２実施例では、図８に示すように、１対の
表面ＱＤコイルアセンブリＳＣ10，ＳＣ12が被検体を挟
んで対向配置され、このような対向する表面ＱＤコイル
アセンブリ対ＳＣ10，ＳＣ12；ＳＣ14，ＳＣ16が体軸方
向に複数、ここでは２個配列されている。対向配置され
た間の空間に被検体（患者）が挿入される。第２実施例
によれば、体幹部を高いＳ／Ｎで画像化できる。
は被検体の脊椎の下に体軸に沿って１次元的に配列され
ているが、第２実施例では、図８に示すように、１対の
表面ＱＤコイルアセンブリＳＣ10，ＳＣ12が被検体を挟
んで対向配置され、このような対向する表面ＱＤコイル
アセンブリ対ＳＣ10，ＳＣ12；ＳＣ14，ＳＣ16が体軸方
向に複数、ここでは２個配列されている。対向配置され
た間の空間に被検体（患者）が挿入される。第２実施例
によれば、体幹部を高いＳ／Ｎで画像化できる。
【００２８】上述の実施例は表面ＱＤコイルについて行
なったが、表面コイルに限らず、ボリュームコイルの場
合でも本発明は適用可能である。ボリュームコイルの一
例としては、被検体を取り囲むように配置されたいわゆ
るサドルコイルがある。このサドルコイルを互いに直交
する向きに配置したボリュームＱＤ表面コイルアセンブ
リを図９に示す。太線で示すチャンネルＡのサドルコイ
ルと、細線で示すチャンネルＢのサドルコイルからな
る。このようなサドルコイルは元来Ｓ／Ｎの高い画像を
得られるが、ｚ軸方向の長さを短くすると、さらにＳ／
Ｎを上げることができることが知られている。しかし、
そのようにすると、感度領域がｚ軸方向に短くなりすぎ
て関心領域を全てカバーできないという問題がある。そ
こで、本発明では、図１０に示すように、１つ１つのボ
リュームＱＤコイルアセンブリ７０、７２のｚ軸方向の
長さを短くして、その代わりにそれらをｚ軸方向に複
数、ここでは２個配置している。
なったが、表面コイルに限らず、ボリュームコイルの場
合でも本発明は適用可能である。ボリュームコイルの一
例としては、被検体を取り囲むように配置されたいわゆ
るサドルコイルがある。このサドルコイルを互いに直交
する向きに配置したボリュームＱＤ表面コイルアセンブ
リを図９に示す。太線で示すチャンネルＡのサドルコイ
ルと、細線で示すチャンネルＢのサドルコイルからな
る。このようなサドルコイルは元来Ｓ／Ｎの高い画像を
得られるが、ｚ軸方向の長さを短くすると、さらにＳ／
Ｎを上げることができることが知られている。しかし、
そのようにすると、感度領域がｚ軸方向に短くなりすぎ
て関心領域を全てカバーできないという問題がある。そ
こで、本発明では、図１０に示すように、１つ１つのボ
リュームＱＤコイルアセンブリ７０、７２のｚ軸方向の
長さを短くして、その代わりにそれらをｚ軸方向に複
数、ここでは２個配置している。
【００２９】図１１は図１０のコイル巻線部を平面展開
し、回路も併せて書いたブロック回路図である。ボリュ
ームＱＤコイルアセンブリを２個配列してあるので、Ｒ
ＣＶ／ＤＡＳは２個必要である。
し、回路も併せて書いたブロック回路図である。ボリュ
ームＱＤコイルアセンブリを２個配列してあるので、Ｒ
ＣＶ／ＤＡＳは２個必要である。
【００３０】このようにして得られた２つのボリューム
ＱＤコイルアセンブリ７０、７２からの信号出力は２つ
のＲＣＶ／ＤＡＳを経てデータ処理部へ生データとして
供給される。データ処理部は（２）式に示すように画像
再構成を行なう。各ボリュームＱＤコイルアセンブリ７
０、７２からの生データＲＡＷi を２次元フーリエ変換
して画像ｐi (x,y,z) 信号を作成する。そして、ｐ
i (x,y,z) の二乗をとり、ｉについての総和をとり、最
後にその平方根をとる。 Ｐ(x,y,z) ＝｛ｐ1 (x,y,z) 2 ＋ｐ2 (x,y,z) 2 ｝1/2 …（２）
ＱＤコイルアセンブリ７０、７２からの信号出力は２つ
のＲＣＶ／ＤＡＳを経てデータ処理部へ生データとして
供給される。データ処理部は（２）式に示すように画像
再構成を行なう。各ボリュームＱＤコイルアセンブリ７
０、７２からの生データＲＡＷi を２次元フーリエ変換
して画像ｐi (x,y,z) 信号を作成する。そして、ｐ
i (x,y,z) の二乗をとり、ｉについての総和をとり、最
後にその平方根をとる。 Ｐ(x,y,z) ＝｛ｐ1 (x,y,z) 2 ＋ｐ2 (x,y,z) 2 ｝1/2 …（２）
【００３１】本発明は上述した実施例に限定されず、種
々変形して実施可能である。例えば、ボリュームコイル
を使う場合、ボリュームコイルはＱＤコイルアセンブリ
としないまま、例えば短軸の単一のサドルコイルを体軸
（ｚ軸）方向に沿って配列するだけでもよい。この場
合、ＱＤコイルアセンブリとした場合に比べればＳ／Ｎ
は悪いが、簡単な構成で比較的Ｓ／Ｎがよく、かつｚ軸
方向の実効感度領域の長い画像を得ることができる。
々変形して実施可能である。例えば、ボリュームコイル
を使う場合、ボリュームコイルはＱＤコイルアセンブリ
としないまま、例えば短軸の単一のサドルコイルを体軸
（ｚ軸）方向に沿って配列するだけでもよい。この場
合、ＱＤコイルアセンブリとした場合に比べればＳ／Ｎ
は悪いが、簡単な構成で比較的Ｓ／Ｎがよく、かつｚ軸
方向の実効感度領域の長い画像を得ることができる。
【００３２】また、ボリュームコイルの一例としてサド
ルコイルを説明したが、ボリュームコイルの例としては
クロス楕円形やスロッテッドチューブレゾネータ型のコ
イルもよく知られており、これらも本発明に適用でき
る。その場合、これらをＱＤコイルアセンブリの構成と
することも勿論可能である。また、被検体を包み込んだ
円筒形状が一般のボリュームコイルであるが、被検体を
包み込んで両側に対向配置したコイルも知られており、
これもボリュームコイルと位置づけられ、これを本発明
に適用することもできる。
ルコイルを説明したが、ボリュームコイルの例としては
クロス楕円形やスロッテッドチューブレゾネータ型のコ
イルもよく知られており、これらも本発明に適用でき
る。その場合、これらをＱＤコイルアセンブリの構成と
することも勿論可能である。また、被検体を包み込んだ
円筒形状が一般のボリュームコイルであるが、被検体を
包み込んで両側に対向配置したコイルも知られており、
これもボリュームコイルと位置づけられ、これを本発明
に適用することもできる。
【００３３】さらなる変形例として、これまで述べた表
面コイルアセンブリ（複数または単数）とボリュームコ
イルアセンブリ（複数または単数）とを組み合わせてそ
れらの出力を同時に収集することも可能である。この場
合、表面コイルアセンブリの近傍では高いＳ／Ｎが得ら
れ、かつ表面コイルアセンブリから遠い部分でもボリュ
ームコイルアセンブリによって著しく感度が低下するこ
となく妥当なＳ／Ｎが得られる画像が前述した画像合成
法によって再構成される。さらに、表面コイルアセンブ
リによる画像は本質的に表面コイルアセンブリ固有の感
度むらが生じるが、ボリュームコイルアセンブリによる
データ収集を同時に行なえば、表面コイルアセンブリか
ら得られた画像を該ボリュームコイルアセンブリから得
られる均一な感度分布の画像と同様な均一性を持つ画像
に補正することができる。すなわち、表面コイルアセン
ブリから得られた画像をボリュームコイルアセンブリか
ら得られた画像と同様の信号強度分布となるようにデー
タ処理系において補正すればよい。
面コイルアセンブリ（複数または単数）とボリュームコ
イルアセンブリ（複数または単数）とを組み合わせてそ
れらの出力を同時に収集することも可能である。この場
合、表面コイルアセンブリの近傍では高いＳ／Ｎが得ら
れ、かつ表面コイルアセンブリから遠い部分でもボリュ
ームコイルアセンブリによって著しく感度が低下するこ
となく妥当なＳ／Ｎが得られる画像が前述した画像合成
法によって再構成される。さらに、表面コイルアセンブ
リによる画像は本質的に表面コイルアセンブリ固有の感
度むらが生じるが、ボリュームコイルアセンブリによる
データ収集を同時に行なえば、表面コイルアセンブリか
ら得られた画像を該ボリュームコイルアセンブリから得
られる均一な感度分布の画像と同様な均一性を持つ画像
に補正することができる。すなわち、表面コイルアセン
ブリから得られた画像をボリュームコイルアセンブリか
ら得られた画像と同様の信号強度分布となるようにデー
タ処理系において補正すればよい。
【００３４】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、表
面ＱＤコイルアセンブリ、ボリュームＱＤコイルアセン
ブリを被検体の体軸方向に沿って配列したＲＦコイル群
を用い、各ＱＤコイルアセンブリからの２信号を１信号
に合成して取出し、この合成信号に基づき画像再構成す
ることにより、ＱＤコイルアセンブリを構成する２つの
コイルの一方のみを２次元的に配列し、各コイルからの
信号を独立して収集して画像再構成する場合に比べて、
ほぼ半分のデータ収集量、処理量でほぼ同じＳ／Ｎを有
する画像を得る磁気共鳴イメージング装置が提供され
る。
面ＱＤコイルアセンブリ、ボリュームＱＤコイルアセン
ブリを被検体の体軸方向に沿って配列したＲＦコイル群
を用い、各ＱＤコイルアセンブリからの２信号を１信号
に合成して取出し、この合成信号に基づき画像再構成す
ることにより、ＱＤコイルアセンブリを構成する２つの
コイルの一方のみを２次元的に配列し、各コイルからの
信号を独立して収集して画像再構成する場合に比べて、
ほぼ半分のデータ収集量、処理量でほぼ同じＳ／Ｎを有
する画像を得る磁気共鳴イメージング装置が提供され
る。
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第１
実施例のＲＦコイルの構成を示すブロック図。
実施例のＲＦコイルの構成を示すブロック図。
【図２】第１実施例のプリアンプの構成を示す図。
【図３】第１実施例の中和回路の構成を示す図。
【図４】第１実施例の受信器／ＤＳＡの構成を示す図。
【図５】第１実施例の８の字コイルの変形例を示す図。
【図６】第１実施例の矩形コイルの変形例を示す図。
【図７】第１実施例の表面ＱＤコイルアセンブリの変形
例を示す図。
例を示す図。
【図８】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第２
実施例のＲＦコイルの配置を示す図。
実施例のＲＦコイルの配置を示す図。
【図９】ボリュームＱＤコイルアセンブリの一般的な構
成を示す図。
成を示す図。
【図１０】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第
３実施例のボリュームＱＤコイルアセンブリの構成を示
す図。
３実施例のボリュームＱＤコイルアセンブリの構成を示
す図。
【図１１】第３実施例の回路構成を示すブロック図。
１０…８の字形コイル、１２…矩形コイル、ＳＣ1 〜Ｓ
Ｃ4 …表面ＱＤコイルアセンブリ、１４、１６…コンデ
ンサ、１８、２０…プリアンプ、２２…９０゜ハイブリ
ッド回路、２４…中和回路、２６…受信器／ＤＡＳ。
Ｃ4 …表面ＱＤコイルアセンブリ、１４、１６…コンデ
ンサ、１８、２０…プリアンプ、２２…９０゜ハイブリ
ッド回路、２４…中和回路、２６…受信器／ＤＡＳ。
Claims (10)
- 【請求項１】 少なくとも１次元に配列され、被検体の
所定部位においてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に
対して感度を持ち、該２つの高周波磁場に対応する２つ
の信号を検出する複数の表面コイルアセンブリと、 前記表面コイルアセンブリの２つの出力信号の一方の位
相を他方の位相に対してほぼ９０度ずらし該２つの出力
信号を１つの信号に合成する手段と、 前記複数の表面コイルアセンブリを実質的に同時に動作
させ、複数の前記合成信号を実質的に同時に収集する手
段と、 同時に収集された前記複数の合成信号に基づいて被検体
の画像を再構成する手段とを具備する磁気共鳴イメージ
ング装置。 - 【請求項２】 被検体を挟んで対向配置され、被検体の
所定部位においてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に
対して感度を持ち、該２つの高周波磁場に対応する２つ
の信号を検出する少なくとも一対の表面コイルアセンブ
リと、 前記表面コイルアセンブリの２つの出力信号の一方の位
相を他方の位相に対してほぼ９０度ずらし該２つの出力
信号を１つの信号に合成する手段と、 前記１対の表面コイルアセンブリをほぼ同時に動作さ
せ、少なくとも２つの前記合成信号を実質的に同時に収
集する手段と、 同時に収集された前記少なくとも２つの合成信号に基づ
いて被検体の画像を再構成する手段とを具備する磁気共
鳴イメージング装置。 - 【請求項３】 前記複数の表面コイルアセンブリの各々
はほぼ円形、または矩形の表面コイルとほぼ８の字形の
導体とからなることを特徴とする請求項１または請求項
２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】 前記表面コイルは差分型のコイルである
ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージン
グ装置。 - 【請求項５】 前記複数の表面コイルアセンブリの各々
はほぼ８の字形であり２つの直交する共振モードを有し
該共振モードに対応する２つの信号を出力する単一のコ
イルからなることを特徴とする請求項１または請求項２
に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項６】 複数の前記表面コイルアセンブリ対が被
検体の体軸に沿って１次元に配列されていることを特徴
とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項７】 被検体の体軸に沿って配列され、被検体
を囲む形状を有する複数のボリュームコイルと、 前記複数のボリュームコイルを実質的に同時に動作さ
せ、複数の出力信号を実質的に同時に収集する手段と、 同時に収集された前記複数のボリュームコイルからの出
力信号に基づいて被検体の画像を再構成する手段とを具
備する磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項８】 前記ボリュームコイルは被検体の所定部
位においてほぼ直交する２つの高周波磁場方向に対して
感度を持ち、該２つの高周波磁場に対応する２つの信号
を検出することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴
イメージング装置。 - 【請求項９】 前記ボリュームコイルの２つの出力信号
の一方の位相を他方の位相に対してほぼ９０度ずらし該
２つの出力信号を１つの信号に合成する手段をさらに具
備することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 - 【請求項１０】 被検体の所定部位においてほぼ直交す
る２つの高周波磁場方向に対して感度を持ち、該２つの
高周波磁場に対応する２つの信号を検出する表面コイル
アセンブリと、 被検体を囲む形状のボリュームコイルと、 前記表面コイルアセンブリの２つの出力信号の一方の位
相を他方の位相に対してほぼ９０度ずらし該２つの出力
信号を１つの信号に合成する手段と、 前記表面コイルアセンブリとボリュームコイルとを実質
的に同時に動作させ、前記合成信号とボリュームコイル
の出力信号とを実質的に同時に収集する手段と、 同時に収集された前記合成信号とボリュームコイルの出
力信号とに基づいて被検体の画像を再構成する手段とを
具備する磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17253992A JP3399981B2 (ja) | 1992-06-30 | 1992-06-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US08/085,742 US5389880A (en) | 1992-06-30 | 1993-06-30 | Magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP17253992A JP3399981B2 (ja) | 1992-06-30 | 1992-06-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002357014A Division JP2003175016A (ja) | 2002-12-09 | 2002-12-09 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0614901A true JPH0614901A (ja) | 1994-01-25 |
| JP3399981B2 JP3399981B2 (ja) | 2003-04-28 |
Family
ID=15943772
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP17253992A Expired - Lifetime JP3399981B2 (ja) | 1992-06-30 | 1992-06-30 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5389880A (ja) |
| JP (1) | JP3399981B2 (ja) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003024327A1 (en) * | 2001-09-13 | 2003-03-27 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging method, apparatus, and rf reception coil apparatus |
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