JPH09122098A - 内視鏡プローブ先端部の動き情報検出装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】内視鏡装置をＭＲＩ装置と組み合わせて使用す
る場合の、内視鏡装置のプローブ先端部の位置及び方向
を検出し、両装置で得た画像の重ね合わせを容易にす
る。 【解決手段】内視鏡装置１とＭＲＩ装置２の複合システ
ム。内視鏡装置１のプローブ１ａの先端部にコイル面が
互いに直交するように配置された３つの微小平面コイル
と、プローブ先端部に設置されかつ３つの微小平面コイ
ルに各別に接続された３つのプリアンプと、プローブ先
端部が移動する領域を包含しかつＭＲＩ装置２の固定座
標系の各軸方向に均一で互いに直交する３方向の高周波
磁界を発生する磁界発生手段２０、２１と、３つのプリ
アンプの出力信号に基づいてプローブ先端部が移動する
座標系の固定座標系に対する向きを演算する向き演算手
段４３とを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は、内視鏡装置をＭ
ＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置などの固定座標系を
有するモダリティと組み合わせて使用する場合に好適な
装置で、そのモダリティの撮像領域が内視鏡装置のプロ
ーブ先端部の移動可能な３次元領域をカバーするとき
の、モダリティの固定座標系におけるプローブ先端部の
向き及び／又は位置の動き情報を検出する装置に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】近年、個々のモダリティの高性能化、高
信頼性化、低コスト化などを目指す研究が行われるてい
る一方で、異なるモダリティのそれぞれの特徴を生かす
ためにそれらを組み合わせて使用し、より効率的でかつ
高診断能の医用画像を得る試みや研究もなされている。

【０００３】かかるモダリティの組み合わせの一つに、
内視鏡装置（光学式又は超音波式の内視鏡装置）と固定
座標系をもつモダリティとしてのＭＲＩ装置とを組み合
わせた複合装置がある。この複合装置の一例が、特公平
５−１５４５６号記載の「内視鏡」に記載されている。
この公報記載の「内視鏡」は、内視鏡のプローブ先端部
に磁気共鳴信号を送受する高周波（ＲＦ）コイルを設け
ることを基本構造とし、内視鏡画像により異常部位を見
つけたときに、高周波コイルをプローブ先端部から突出
させて異常部位に押し当て、高周波コイルを介してＭＲ
画像を得るようにしたものである。

【０００４】しかし、上記従来技術による複合装置によ
れば、単に、内視鏡による光学象とＭＲ画象とを必要に
応じて選択的に取得するだけのものであった。昨今で
は、内視鏡で得られた画像とＭＲＩ装置で得られた画像
とを重ね合わせて読影し、画像解析の容易化を図りたい
とする要望があるが、上記従来技術はそのような要望に
応え得るものではなかった。両方の画像を重ね合わせる
には、ＭＲＩ装置の固定座標系と内視鏡装置の移動する
座標系との向きの関係情報及び位置の関係情報が必要で
あったからである。

【０００５】このような状況下において、ＭＲＩ装置に
組み合わせて使用する内視鏡のプローブ先端部の位置を
検出する一つの提案が、Ｃ．Ｌ．Ｄｕｍｏｕｌｉｎ等に
よってなされている（詳細には、"Tracking of an Inva
sive Device within an MRimaging system", C.L. Dumo
ulin et al., SMRM, Vol.1, page 104, 1992 及び"Real
-Time Position Monitoring of Invasive Devices Usin
g Magnetic Reso-nance" C.L. Dumoulin et al., MRM 2
9: 411-415, 1993、参照）。この提案によると、内視鏡
装置のプローブ先端の検出したい部分に、ＭＲマーカ
（ファントム溶液）とピックアップ用の小さなＲＦコイ
ルとをセットし、図８のようなパルスシーケンスを使
う。Ｘ，Ｙ，Ｚ各方向のリード方向傾斜磁場を印加する
ことで、ＭＲ信号の周波数が位置に対応して決まること
を利用し、ＭＲマーカの位置を求めている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、この提
案によっても、依然としてプローブ先端部の方向、すな
わち内視鏡画像の移動する座標系の方向は分からないの
で、前述した両方の画像の重ね合わせは困難である。

【０００７】単に、内視鏡装置のプローブ先端部の方向
を知るだけであれば、そのプローブ先端部にジャイロを
搭載するということも想到されるが、患者の負担軽減の
観点からプローブの一層の細径化が要請されている状況
において、そのような大掛かりな装置は到底採用するこ
とができない。

【０００８】この発明は、上述した従来技術の不都合に
鑑みてなされたもので、内視鏡装置をＭＲＩ装置のなど
の固定座標系を有するモダリティと組み合わせて使用す
る場合、内視鏡装置のプローブ先端部の位置のみなら
ず、方向も検出でき、内視鏡装置及びかかるモダリティ
で得られた両方の座標系を合わせる情報を確実に得る、
ことを１つの目的とする。

【０００９】また、この発明は、そのような主目的に加
えて、位置及び方向の検出感度も高く、高度の画像処理
を必要とせず、又は／及び、この位置及び方向の検出を
行おうとせんがため固定座標系を有するモダリティのハ
ードウエアに特別の制約を加える必要も無いようにする
ことを、別の目的とする。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明に係る内視鏡プローブ先端部の動き情報検
出装置では、固定座標系の撮像空間を有しかつこの撮像
空間に置かれた被検体の断層像を得るモダリティと、前
記被検体の撮像を行う内視鏡装置とを組み合わせたシス
テムにおいて、前記プローブの先端部にコイル面が互い
に直交するように配置された３つの微小平面コイルと、
前記プローブの先端部に設置されかつ前記３つの微小平
面コイルに各別に接続された３つのプリアンプと、前記
プローブの先端部が移動する領域を包含しかつ前記固定
座標系の各軸方向に均一で互いに直交する３方向の高周
波磁界を発生する磁界発生手段と、前記３つのプリアン
プの出力信号に基づいて前記プローブ先端部が移動する
座標系の前記固定座標系に対する向きを演算する向き演
算手段とを備え、これにより、前記内視鏡装置のプロー
ブの先端部の固定座標系における動きの情報を検出でき
るようにした。

【００１１】例えば、前記３つのプリアンプの夫々は、
高入力インピーダンスのプリアンプである。例えば、前
記３方向の高周波磁界の周波数は互いに異なる値であ
る。前記向き演算手段は、好適には、前記３つのプリア
ンプ夫々の出力信号を前記３つの周波数に応じて弁別
し、所定位相だけずらし、及び直交検波する手段と、こ
の直交検波された各信号値を用いて前記プローブ先端部
が移動する座標系の前記固定座標系に対する向きを表す
変換行列を演算する手段とを備える。前記磁界発生手段
は、例えば、前記３方向の高周波磁界を発生する送信コ
イルと、この送信コイルに電源を供給する発振手段を含
む電源手段とを備える。例えば、前記固定座標を有する
モダリティはＭＲＩ装置であり、前記送信コイルはその
ＭＲＩ装置のＲＦコイルの巻線部の内部に内蔵されてい
る。前記送信コイルは、例えば、前記３方向の高周波磁
界のそれぞれを各別に発生させる３対のヘルムホルツコ
イルであり、この３対のヘルムホルツコイルの各対にお
けるコイル離間距離は各対のコイルループの半径と同一
に設定してある。

【００１２】この発明の別の側面として、前記電源手段
は前記３対のヘルムホルツコイルの各対のコイルに流す
電流の向きを互いに同一方向から反対方向に切り換える
回路切換手段を有するとともに、当該動き検出装置はさ
らに、前記回路切換手段により電流の向きを前記反対方
向に切り換えたときの前記３つのプリアンプの出力信号
に基づいて前記プローブの先端部の前記固定座標系にお
ける位置を演算する位置演算手段を備える。

【００１３】この発明のさらに別の側面として、前記送
信コイルは、バードケージ型コイル又はソレノイド型コ
イルを用いる構成である。

【００１４】この発明のさらに別の側面として、前記３
方向の高周波磁界の周波数は同一値であり、前記電源手
段は前記送信コイルを介して発生させる３方向の高周波
磁界を時分割で切り換える構成である。

【００１５】この発明のさらに別の側面として、前記磁
界発生手段が発生する３方向の高周波磁界の周波数は、
数ＭＨｚ以下の値である。

【００１６】

【発明の実施の形態】以下、この発明の一つの実施の形
態を図１〜図７を参照して説明する。なお、固定座標系
を有するモダリティとしてはＭＲＩ装置を例示するが、
そのようなモダリティはＸ線診断装置、Ｘ線ＣＴスキャ
ナであっても同様に適用できる。

【００１７】図１には、本発明に係る内視鏡プローブ先
端部の位置・方向検出装置を実施する内視鏡装置１とＭ
ＲＩ装置２との複合システムを示す。

【００１８】内視鏡装置１は光学式又は超音波式の装置
であり、被検体の体腔内部に挿入される細径のプローブ
１ａを有する。プローブ１ａの先端硬性部には光学式又
は超音波式の撮像部が内臓され、この撮像部からの信号
が図示しない装置本体に送られ、信号処理されて内視鏡
画像として表示される。プローブ１ａの先端部（硬性部
の部分）には、その先端部の位置、方向を検出するた
め、後述する受信用の素子を設置してある。

【００１９】

【外１】

【００２０】この送信コイル２０は、３対のヘルムホル
ツコイルＬ１，Ｌ１′、Ｌ２，Ｌ２′、Ｌ３，Ｌ３′か
ら成り、そのコイル面は互いに直交してＸ，Ｙ，Ｚ軸方
向に磁場を発生させるように配置されている。送信コイ
ル２０の内側空間には被検体が挿入される。３対のヘル
ムホルツコイルＬ１，Ｌ１′、Ｌ２，Ｌ２′、Ｌ３，Ｌ
３′は高周波電源２１に接続され、高周波電流Ｉ_１，Ｉ
_２，Ｉ_３がそれぞれ供給されるようになっている。

【００２１】高周波電源２１は図２に示すように、角周
波数ω_１の高周波電流を供給する発振器３１、角周波数
ω_２の高周波電流を供給する発振器３２、及び角周波数
ω_３の高周波電流を供給する発振器３３を備えるととも
に、電子式の切換スイッチＳＷ１〜ＳＷ６、及びコント
ローラ３４を備える。ここで、発振器３１〜３３の角周
波数ω_１〜ω_３は互いに異なる送信周波数で、かつ共に
人体組織による渦損に因る高周波磁界の乱れを抑えるた
めに、数ＭＨｚ以下の低目の周波数値に設定されてい
る。

【００２２】発振器３１のマイナス側は接地され、プラ
ス側はカップリングキャンセルの第１コイル３５、第２
コイル３６を介してＸ軸方向の１対のヘルムホルツコイ
ルＬ１，Ｌ１′の一方Ｌ１の端子Ａに至る。このヘルム
ホルツコイルＬ１のもう一方の端子Ｂは切換スイッチＳ
Ｗ１、もう一方のヘルムホルツコイルＬ１′、別の切換
スイッチＳＷ２を通してアースに至る。切換スイッチＳ
Ｗ１，ＳＷ２は２切換端を有し、それらの２切換端同士
が互いにクロス接続されている。ヘルムホルツコイルＬ
１′の端子Ｃ，Ｄは切換スイッチＳＷ１，ＳＷ２のそれ
ぞれ一方の切換端の間に直列に介挿されている。切換ス
イッチＳＷ１，ＳＷ２はコントローラ３４からの切換信
号に応じて切り替わるように構成されているので、この
切換に応じて一方のヘルムホルツコイルＬ１′に流れる
電流方向を逆転させることができる。

【００２３】発振器３２のマイナス側は接地され、プラ
ス側はカップリングキャンセルの第２コイル３６、第３
コイル３７を介してＹ軸方向の１対のヘルムホルツコイ
ルＬ２，Ｌ２′の一方Ｌ２の端子Ｅに至る。このヘルム
ホルツコイルＬ２のもう一方の端子Ｆは切換スイッチＳ
Ｗ３、もう一方のヘルムホルツコイルＬ２′、別の切換
スイッチＳＷ３を通してアースに至る。切換スイッチＳ
Ｗ３，ＳＷ４の切換端の構造、クロスの接続関係、ヘル
ムホルツコイルＬ２′の端子Ｇ，Ｈの接続関係は上述と
同様である。切換スイッチＳＷ３，ＳＷ４はコントロー
ラ３４からの切換信号に応じて切り替わるので、この切
換に応じて一方のヘルムホルツコイルＬ２′に流れる電
流方向を逆転させることができる。

【００２４】さらに発振器３３のマイナス側は接地さ
れ、プラス側はカップリングキャンセルの第３コイル３
７、第１コイル３５を介してＺ軸方向の１対のヘルムホ
ルツコイルＬ３，Ｌ３′の一方Ｌ３の端子Ｉに至る。こ
のヘルムホルツコイルＬ３のもう一方の端子Ｊは切換ス
イッチＳＷ５、もう一方のヘルムホルツコイルＬ３′、
別の切換スイッチＳＷ６を通してアースに至る。切換ス
イッチＳＷ５，ＳＷ６の切換端の構造、クロスの接続関
係、ヘルムホルツコイルＬ３′の端子Ｋ，Ｌの接続関係
は上述と同様である。切換スイッチＳＷ５，ＳＷ６はコ
ントローラ３４からの切換信号に応じて切り替わるの
で、この切換に応じて一方のヘルムホルツコイルＬ３′
に流れる電流方向を逆転させることができる。

【００２５】３対のヘルムホルツコイルＬ１，Ｌ１′、
Ｌ２，Ｌ２′、Ｌ３、Ｌ３′は互いにそのコイル面が直
交するように配置されるが、その幾何学的直交配置がず
れている場合、互いに磁気的カップリングを持ってしま
う。この場合、診断用空間の外に置かれているカップリ
ングキャンセル用の第１〜第３コイル３５〜３７で磁気
的カップリングをキャンセルさせ、配置ずれを補償する
ことができる。

【００２６】これら３対のヘルムホルツコイルＬ１，Ｌ
１′、Ｌ２，Ｌ２′、Ｌ３，Ｌ３′に供給される高周波
電流によって、互いに直交した均一な高周波磁界（周波
数は互いに異なる）が診断用空間に形成される。

【００２７】

【外２】

【数１】

【外３】

【数２】

【外４】

【数３】 となる。

【００２８】一方、内視鏡装置１のプローブ１ａの先端
部には、図３に示すように、その位置、方向の情報を受
信するためのエレメントが配置されている。すなわち、
プローブ先端部の、少なくとも内視鏡撮像部の外側に、
３つの微小平面コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚと高入力
インピーダンスのプリアンプ４２ｘ，４２ｙ，４２ｚと
を設置してある。これにより、微小平面コイル４１ｘ，
４１ｙ，４１ｚで生じた誘導起電力はプリアンプ４２
ｘ，４２ｙ，４２ｚに入力する。

【００２９】微小平面コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚは
そのコイル面を互いに直交して配置される。この内、３
番目のコイル４１ｚのコイル面はプローブ先端部の軸方
向に対して直交している。３つのコイル４１ｘ，４１
ｙ，４１ｚのコイル面は平面であることが重要であり、
これにより指向性が最も単純になる。また、微小平面コ
イル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚを高入力インピーダンスの
プリアンプ４２ｘ，４２ｙ，４２ｚに接続することで、
微小平面コイル４１ｘ，４１ｙ，４１ｚの幾何学的直交
性が多少ずれていても、磁気的カップリングが発生しな
いようになっている。（相手方にカップリング電圧を起
こさせる電流をほぼ零に抑えるためである。）

【外５】

【００３０】

【外６】

【００３１】微小平面コイル４１ｘ、４１ｙ，４１ｚは
夫々、プリアンプ４２ｘ、４２ｙ，４２ｚを介して信号
処理ユニット４３に接続されている。この信号処理ユニ
ット４３は内視鏡装置１の本体側に設置され、プリアン
プ４２ｘ、４２ｙ，４２ｚとはプローブ１ａに這わせた
ケーブルにより接続されている。

【００３２】信号処理ユニット４３は図４に示す如く、
プリアンプ４２ｘ、４２ｙ，４２ｚの夫々の受信チャン
ネル毎に、それぞれがバンドパスフィルタから成る角周
波数ω_１、ω_２、ω_３の周波数弁別器４４ｘ１，４４ｙ
１，４４ｚ１（〜４４ｘ３，４４ｙ３，４４ｚ３）と、
フェーズシフタ４５ｘ１，４５ｙ１，４５ｚ１（〜４５
ｘ３，４５ｙ３，４５ｚ３）と、直交検波器４６ｘ１，
４６ｙ１，４６ｚ１（〜４６ｘ３，４６ｙ３，４６ｚ
３）と、Ａ／Ｄ変換器４７ｘ１，４７ｙ１，４７ｚ１
（〜４７ｘ３，４７ｙ３，４７ｚ３）とを備える。Ａ／
Ｄ変換器４７ｘ１〜４７ｚ３の変換出力はマイクロプロ
セッサ４８に至る。

【００３３】これにより、プリアンプ４２ｘ，４２ｙ，
４２ｚの出力信号の各々は角周波数ω_１、ω_２、ω_３毎
に弁別され、信号伝送ケーブルによる位相遅れ補正のた
めに位相シフトされ、直交検波された後、デジタル量の
信号値としてマイクロプロセッサ４８に入力する。マイ
クロプロセッサ４８はＣＰＵ（中央演算処理装置）を備
え、入力した検波信号を使って図５に示す、プローブ先
端部の位置、方向を求める演算を行うとともに、かかる
演算値を外部の出力装置に出力し、さらに前述した高周
波電源２１のコントローラ３４に電流逆転の指令を送
る。

【００３４】ここで、上述した構成に係る信号値を使っ
たプローブ先端部の位置、方向を求める演算を定量的な
側面から説明する。

【００３５】いま、簡単のため、周波数弁別器４４、フ
ェーズシフタ４５、および直交検波器４６までのゲイン
を１とする。

【００３６】微小平面コイル４１ｘと鎖交する磁束密度
は

【数４】 と表され、そのプリアンプ４２ｘの出力は、

【数５】

【外７】

【数６】 で求められる。

【００３７】

【外８】

【数７】 で求められる。

【００３８】

【外９】

【数８】 で求められる。

【００３９】

【外１０】

【数９】

【外１１】

【数１０】 で求められる。すなわち、プローブ先端部の向きを表す
情報が求められたことになる。

【００４０】

【外１２】

【数１１】 で表される傾斜を持つ。

【００４１】このとき、コイル対Ｌ１，Ｌ１′で発生す
る磁束密度は

【数１２】 で表され、別のコイル対Ｌ２，Ｌ２′で発生する磁束密
度は

【数１３】 で表され、さらに別のコイル対Ｌ３，Ｌ３′で発生する
磁束密度は

【数１４】 で表されるものとする（Ｂ_1x′、Ｂ_2y′、Ｂ_3z′の成分
以外はどのような値をとっていても構わない）。

【００４２】

【外１３】

【数１５】

【外１４】

【００４３】

【外１５】

【００４４】

【外１６】

【００４５】以上の演算処理を内視鏡装置１のプローブ
１ａを操作している間に、一定時間毎（例えば、５０ミ
リ秒毎）に行うことで、プローブ先端部の位置、方向の
両方の情報が定期的に、ＭＲＩ画像を撮る必要も無く簡
便に得られる。従来ではプローブ先端部の位置情報しか
得られなかったので、読影時の画像比較にほとんどその
威力を発揮できなかった。本実施形態の位置・方向検出
装置では、高度な画像処理を必要とすることも無く、プ
ローブ先端部の位置、方向の情報を提供するので、次元
（座標系）の異なる内視鏡画像とＭＲ画像を互いに重ね
合わせて、比較読影を容易に実施することができる。

【００４６】また、内視鏡装置のプローブ先端にジャイ
ロのような大掛かりな装置を内臓すして細径化の障害に
なることもない。

【００４７】ここで、本実施形態に係る位置、方向検出
装置の優位さにさらに言及する。前述した位置のみを求
めることができる従来手法を、内視鏡のプローブ先端部
の向き検出に応用することも考えることはできる。図７
に示すように、プローブ先端部の同一直線上に無い３カ
所にＭＲマーカを付け、それぞれのＭＲマーカの位置を
ピックアップコイルで検出し、その位置関係から方向を
割り出す方法である。しかし、プローブは細経化の要求
があり、ＭＲマーカを互いに離れた位置（とくに円周方
向において）に配置できないことから、方向の検出精度
が極めて低くなる。そのＳ／Ｎ比を上げようとすると、
ＭＲマーカの分量を大きくするかピックアップコイルの
ターン数を増やすなどの対策によって感度を上げなけれ
ばならず、細径化の要求と矛盾してしまう。さらに、こ
の応用手法（前述した従来例にも当てはまる）において
非常に負担となることは、画像データからＭＲマーカの
情報を抽出し、先端部の向きを計算する過程にあり、直
交する３方向からみた１次元の投影データからのマーカ
位置抽出には高度の画像処理技術が必要となるから、そ
の演算がプロセッサに負担となることである。さらに、
この応用手法をＸ線装置やＸ線ＣＴスキャナに適用する
場合でも、検出精度を維持するにはＸ線強度を上げる必
要があるが、Ｘ線被爆量が増えるので、望ましくない。
また、この場合でも、画像処理の問題が同様に残る。

【００４８】これに対し、本実施形態の検出装置の場
合、第１に、方向の検出感度を上げるには、均一な感度
を持つ送信コイルに流す高周波電流を増やせばよく、容
易に高い感度を得ることができる。また非侵襲性も当然
に維持できる。第２に、微小平面コイルで検出した起電
力を利用するため、一旦、画像を得る手法とは異なり、
格別の画像処理技術が不要であり、演算量も少なくて済
むという有利さがある。第３に、内視鏡装置のプローブ
先端部の向き、位置の両方を、あまり制約の無いハード
ウエアで構成できるという有利さもある。

【００４９】なお、上述した構成では、微小平面コイル
４１ｘ〜４１ｚの検出信号を同時に測定するため、異な
る角周波数ω_１、ω_２、ω_３を設定した。プローブ先端
部の位置、方向の測定時間及びそのインターバルが短い
ならば、プローブ先端部はほとんど移動しないので、か
かる角周波数を同一値に設定し、時分割で３チャンネル
の検出信号を順次測定するようにしてもよい。

【００５０】

【外１７】

【００５１】

【発明の効果】以上説明したように、この発明に係る内
視鏡プローブ先端部の動き情報検出装置によれば、プロ
ーブの先端部にコイル面が互いに直交するように配置さ
れた３つの微小平面コイルと、プローブの先端部に設置
されかつ３つの微小平面コイルに各別に接続された３つ
のプリアンプと、プローブの先端部が移動する領域を包
含しかつ固定座標系の各軸方向に均一で互いに直交する
３方向の高周波磁界を発生する磁界発生手段と、３つの
プリアンプの出力信号に基づいてプローブ先端部が移動
する座標系の前記固定座標系に対する向きを演算する向
き演算手段とを備えたので、従来とは異なり、プローブ
先端部の方向を表す情報を好適に得ることができ、例え
ば内視鏡画像とＭＲＩ画像を重ね合わせるときの、異な
る座標系（固定座標系と移動座標系）の間のプローブ先
端部の位置、方向の変換情報を全て得ることができる。
これにより、複雑な大量の演算を要することも無く、ピ
クセル毎の画素値弁別などの高度な画像処理技術を使う
必要も無く、さらにジャイロ装置のような大形のエレメ
ントをプローブ先端部に搭載する必要もなく、プローブ
先端部の位置、方向の情報を得て、両方を画像を的確に
重ね合わすことが可能となり、複合システムで得た画像
の読影作業を能率良くかつ高い信頼性で行わせることが
できるようになる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明に係る内視鏡プローブ先端部の動き情
報検出装置の一実施形態を、内視鏡装置とＭＲＩ装置と
の複合システムにおいて実施したときの概略構成を示す
図。

【図２】高周波電源と切換スイッチの一例を示す回路
図。

【図３】内視鏡装置のプローブ先端部に設けた、位置・
方向検出装置の受信エレメントの配置図。

【図４】内視鏡装置側の受信処理構成を示すブロック
図。

【図５】ＭＲＩ装置側の固定座標系における位置（ｘ，
ｙ，ｚ）を示す図。

【図６】プローブ先端の位置及び向きを求めるための演
算の概略フローチャート。

【図７】本実施形態の優位性を説明するために導入した
従来技術の応用例の説明図。

【図８】従来技術の一例に係るパスシーケンス。

【符号の説明】

１ 内視鏡装置 ２ ＭＲＩ装置のガントリ ２０ 送信コイル Ｌ１，Ｌ１′、Ｌ２，Ｌ２′、Ｌ３，Ｌ３′ ヘルムホ
ルツコイル ２１ 高周波電源 ３１、３２、３３ 発信器 ３４ コントローラ ＳＷ１〜ＳＷ６ 切換スイッチ ４１ｘ，４１ｙ，４１ｚ 微小平面コイル ４２ｘ，４２ｙ，４２ｚ プリアンプ ４３ 信号処理ユニット ４８ マイクロプロセッサ

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 固定座標系の撮像空間を有しかつこの撮
   像空間に置かれた被検体の断層像を得るモダリティと、
   前記被検体の撮像を行う内視鏡装置とを組み合わせたシ
   ステムにおいて、 前記プローブの先端部にコイル面が互いに直交するよう
   に配置された３つの微小平面コイルと、前記プローブの
   先端部に設置されかつ前記３つの微小平面コイルに各別
   に接続された３つのプリアンプと、前記プローブの先端
   部が移動する領域を包含しかつ前記固定座標系の各軸方
   向に均一で互いに直交する３方向の高周波磁界を発生す
   る磁界発生手段と、前記３つのプリアンプの出力信号に
   基づいて前記プローブ先端部が移動する座標系の前記固
   定座標系に対する向きを演算する向き演算手段とを備
   え、 これにより、前記内視鏡装置のプローブの先端部の固定
   座標系における動きの情報を検出できるようにしたこと
   を特徴とする内視鏡プローブ先端部の動き情報検出装
   置。
2. 【請求項２】 前記３つのプリアンプの夫々は、高入力
   インピーダンスのプリアンプである請求項１記載の動き
   情報検出装置。
3. 【請求項３】 前記３方向の高周波磁界の周波数は互い
   に異なる値である請求項１又は２記載の動き情報検出装
   置。
4. 【請求項４】 前記向き演算手段は、前記３つのプリア
   ンプ夫々の出力信号を前記３つの周波数に応じて弁別
   し、所定位相だけずらし、及び直交検波する手段と、こ
   の直交検波された各信号値を用いて前記プローブ先端部
   が移動する座標系の前記固定座標系に対する向きを表す
   変換行列を演算する手段とを備えた請求項３記載の動き
   情報検出装置。
5. 【請求項５】 前記磁界発生手段は、前記３方向の高周
   波磁界を発生する送信コイルと、この送信コイルに電源
   を供給する発振手段を含む電源手段とを備えた請求項１
   乃至４のいずれか一項に記載の動き情報検出装置。
6. 【請求項６】 前記固定座標を有するモダリティはＭＲ
   Ｉ装置であり、前記送信コイルはそのＭＲＩ装置のＲＦ
   コイルの巻線部の内部に内蔵されている請求項５記載の
   動き情報検出装置。
7. 【請求項７】 前記送信コイルは、前記３方向の高周波
   磁界のそれぞれを各別に発生させる３対のヘルムホルツ
   コイルであり、この３対のヘルムホルツコイルの各対に
   おけるコイル離間距離は各対のコイルループの半径と同
   一に設定した請求項５又は６記載の動き情報検出装置。
8. 【請求項８】 前記電源手段は前記３対のヘルムホルツ
   コイルの各対のコイルに流す電流の向きを互いに同一方
   向から反対方向に切り換える回路切換手段を有するとと
   もに、当該動き検出装置はさらに、前記回路切換手段に
   より電流の向きを前記反対方向に切り換えたときの前記
   ３つのプリアンプの出力信号に基づいて前記プローブの
   先端部の前記固定座標系における位置を演算する位置演
   算手段を備えた請求項７記載の動き情報検出装置。
9. 【請求項９】 前記送信コイルは、バードケージ型コイ
   ル又はソレノイド型コイルを用いる構成である請求項５
   又は６記載の動き情報検出装置。
10. 【請求項１０】 前記３方向の高周波磁界の周波数は同
    一値であり、前記電源手段は前記送信コイルを介して発
    生させる３方向の高周波磁界を時分割で切り換える構成
    である請求項５記載の動き情報検出装置。
11. 【請求項１１】 前記磁界発生手段が発生する３方向の
    高周波磁界の周波数は、数ＭＨｚ以下の値に設定した請
    求項１乃至１０のいずれか一項に記載の動き情報検出装
    置。