JPH11225986A - Ｍｒｉ内視鏡及びｍｒｉ用ｒｆコイル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 適切な感度領域を有するＲＦコイルを被検体
内に安全に挿入し、高画質の被検体内ＭＲＩ画像を得
る。 【解決手段】 先端部１６及び順次これに連なる湾曲部
１７、可撓部１８よりなり被検体内に導入可能な挿入部
１１を有する内視鏡本体３と、湾曲部１７の少なくとも
一部に内設されたＭＲＩ画像を得るための可撓性ＲＦコ
イル２と、を備えたことを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴による
画像情報を得るための感度分布の高い核磁気共鳴検出プ
ローブを容易に被検体内に導入でき、かつ信号雑音比の
高い画像を得る手段を備えたＭＲＩ内視鏡及びＭＲＩ用
ＲＦコイルに関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、被検体の体腔部に存在する表皮癌
等の検出診断には、核磁気共鳴映像装置の磁場中に置い
た被検体に、先端部あるいは湾曲部にＲＦコイルを設け
た内視鏡を挿入し、ＲＦコイルより核磁気共鳴信号を検
出して核磁気共鳴映像を作成していた。

【０００３】この分野の第１の従来例としては、特開昭
６３−２７００３８号公報記載の内視鏡が知られてい
る。これによれば、ＲＦコイルは内視鏡挿入部先端部の
フード部分に設けられている。また、第２の従来例とし
て、特開平２−２００２４４号公報記載の磁気共鳴画像
撮影装置用体腔内コイルが知られている。

【０００４】さらに、第３の従来例として、特開平６−
７３２０号公報記載のＭＲ内視鏡装置が知られている。
これにおいては、ＲＦコイル（前記公報の中では核磁気
共鳴用アンテナまたは高周波アンテナと記載されてい
る）を装備したバルーンを体腔内で膨脹させる。そし
て、バルーン膨脹状態の一定でないことに伴って発生す
るＲＦコイルのマッチング状態の変化を回避するため
に、バルーン膨脹途中でのＲＦコイルのマッチング状態
を観察し、所定のマッチング状態となったところでバル
ーン膨脹を停止させている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記第
１の従来例の構造では、以下に説明する第１ないし第３
の問題点があった。 第１の問題点：ＭＲＩ画像による病変診断の際には、例
えば悪性腫瘍の浸潤の広がり度合いを観察するなど、あ
る程度広い感度領域が必要である。しかしながら第１の
従来例の構造では、内視鏡挿入方向に短いフード部分に
ＲＦコイルが設けられているため、ＲＦコイルは自ずと
挿入方向に対して短いものとなり、これはＲＦコイルの
感度分布もその方向に自ずと短いことを意味する。従っ
て、その感度領域の大きさが不十分であり、上記病変診
断に効果的な画像が得られない。

【０００６】第２の問題点：また、この第１の従来例で
は、（これに限らず多くの他の公知例でも）ＲＦコイル
近傍にバリアブルコンデンサによるインピーダンス整合
回路が設けられている。しかしながら、被検体性状や被
検体とＲＦコイルとの位置関係により変化するＲＦコイ
ルのインピーダンスを所定のインピーダンスに変換する
ためにどのようにバリアブルコンデンサを制御するか述
べられていない。具体的にはおそらくバラクタダイオー
ドに印加するバイアス電圧により可変容量を制御するの
であろうが、これは、バイアス電圧供給線をそれでなく
ても混んだ内視鏡挿入部に実装しなければならない。

【０００７】第３の問題点：また、この第１の従来例で
は（これに限らず多くの他の公知例でも）、インピーダ
ンス変換回路の出力が内視鏡挿入部の外部にある前置増
幅器（本従来例では明示されていない）に届くまでに数
メートルの伝送線を通らねばならず、この伝送線で１〜
２ｄＢの信号減衰を起こし、これは得られるＭＲＩ画像
の信号雑音比が低下することを意味する。特に挿入部内
に用いる伝送線は可撓性に優れた細い同軸ケーブルとな
るであろうが、このような同軸ケーブルは信号減衰が著
しいのは周知である。さらに、インピーダンス変換回路
によってもＲＦコイルと伝送線とのインピーダンス整合
が十分正確にはとれないことがしばしばであるが、その
ような場合は定在波損失によって、さらに伝送線路内で
の信号減衰が増大し、得られるＭＲＩ画像の品質を低下
させる。

【０００８】また上記第２の従来例においては、ＲＦコ
イルは、挿入方向に沿って長いＲＦコイルとなってお
り、第１の従来例などにおける感度領域が狭いという第
１の問題点は回避できる。しかし、前記第３の問題点が
未解決であるばかりでなく、下記の第４ないし第６の問
題点がある。

【０００９】第４の問題点：ＲＦコイルは、可撓性に対
する考慮がなされておらず、その部分は屈曲できず、屈
曲の著しい体内に挿入するのに困難が発生する。 第５の問題点：内視鏡構造を伴っていないので、被検体
内を目視しながらＲＦコイルを導入していくことが出来
ず、目標病変部近傍にＲＦコイルを位置させることが困
難であり、さらに導入過程で被検体に損傷を与える危険
もある。

【００１０】第６の問題点：送信信号阻止回路として、
ダイオードとソレノイドコイルからなる並列共振回路を
開示しているが、このようなパッシブトラップ（我々は
このような回路形式をパッシブトラップと呼んでいる）
では、磁場強度の高い即ちラーモア周波数の高い（例え
ば１．５テスラでのプロトンは６３．９ＭＨｚ）場合は
回路損失が大きく、得られる信号雑音比が著しく低下す
ることを我々は経験上知っている。

【００１１】また第３の従来例においては、第１の従来
例のような、ＲＦコイルの感度領域が著しく短いという
第１の問題点は解決される。しかし、下記に示す第７な
いし第１０の問題点がある。 第７の問題点：バルーン膨脹状態は、マッチング最適と
なった状態が実使用に際して最適とは限らない。バルー
ンが十分膨脹して被検体に押し当てられるまでになれ
ば、被検体が体動によって動くことを阻止でき安定なＭ
ＲＩ画像が得られるが、被検体が遠ければこのような膨
脹状態になる前に、マッチング状態最適となってしま
う。また、被検体が近過ぎれば、マッチング状態最適と
する程度にバルーンを膨脹せしめると、バルーンが被検
部を過度に抑圧し、正常な血行状態などが保たれていな
い異常な生理状態で被検部を観察することになる。

【００１２】第８の問題点：開示されている内容によれ
ばマッチング回路は挿入部の外側にある。この状態で
は、ＲＦコイルからマッチング回路までの伝送線は、伝
送線固有の特性インピーダンスから大きく逸脱した信号
源インピーダンスで駆動されることになり、大幅な信号
損失は免れない。

【００１３】第９の問題点：バルーンとともに膨脹収縮
あるいは折り曲げ自在の導体でＲＦコイルは形成されて
いる。ＲＦコイルに用いる導体は導電率が著しく高い例
えば銅のような良導体でなければ、抵抗損失による雑音
が著しく、高い信号雑音比のＭＲＩ画像は得られない。
一般にＲＦコイルに用いられる導体は銅であるが、銅線
あるいは銅板と本従来例に用いれば、バルーンの膨脹収
縮に伴い、金属疲労で破断するであろう。あるいは、折
り曲げ性の良い何らかの導体を用いてもそれは導電率が
不十分であり抵抗損失による信号雑音比の低下を生じる
であろう。

【００１４】第１０の問題点：膨脹させて使用するＲＦ
コイルであるから、その面積はかなり大きなものであ
り、外部の送信ＲＦコイルから送信される高周波磁場に
よってＲＦコイルに誘起される誘導起電力は大きなもの
となる。この誘導起電力によりＲＦコイルに電流が流れ
ると、その電流が作る高周波磁場が、もとの送信された
高周波磁場を乱す。従ってこのままでは送信高周波磁場
が不均一となり、正しいＭＲＩ画像が得られない。従っ
て第２の従来例で開示されている送信信号抑圧手段が必
要となる。しかし、勿論第２の従来例で開示されている
方法では第６の問題点として指摘した問題は残る。

【００１５】なお、第２の従来例で使用している逆接続
されたダイオードの代わりに、ＰＩＮダイオードを使用
し、外部ＲＦコイルから高周波磁場を送信するときに該
ＰＩＮダイオードに順方向直流電流を流すことで、低損
失の並列共振回路を形成し、この高インピーダンスでＲ
Ｆコイルに流れる誘導電流を最少にでき、かつＭＲ信号
の回路損失も小さくできる。

【００１６】しかし、該ＰＩＮダイオードへ電流を供給
するバイアスラインにＭＲ信号が漏れることが無いよう
に、該ＰＩＮダイオードのすぐそば、即ちＲＦコイルの
すぐそばでバイアスライン上に直流は通すが高周波は通
さない回路を挿入する必要がある。一方、バルーン部を
細く柔軟にするには、バルーン部近傍の回路は最少にす
べきであり、ＰＩＮダイオードによる方法は、この点不
利であり、これも最適ではない。さらに、挿入部に挿通
するコントロールラインも増えるので、挿入部を細くし
にくくなる点でも不利である。

【００１７】本発明は上記の問題点に鑑みて成されたも
ので、その第１の課題は、適切な感度領域を有するＲＦ
コイルを屈曲部を伴う被検体に安全に挿入することであ
る。

【００１８】また本発明の第２の課題は、ＲＦコイルか
ら前置増幅器までの信号減衰を最少にするとともに、外
部から送信される高周波磁場によってＲＦコイル内に誘
導される電流を最小に抑制して、高い画質の被検体内Ｍ
ＲＩ画像を得ることである。

【００１９】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明は次の構成を有する。すなわち、請求項１記
載のＭＲＩ内視鏡は、先端部と順次これに連なる湾曲部
及び可撓部よりなり被検体内に導入可能な挿入部を有す
る内視鏡本体と、前記湾曲部の少なくとも一部に内設さ
れたＭＲＩ画像を得るための可撓性ＲＦコイルと、を備
えたことを要旨とする。

【００２０】請求項１記載のＭＲＩ内視鏡は、湾曲部の
少なくとも一部に内設されたＲＦコイルが可撓性を有す
るため、挿入部を被検体内部へ導入する際に湾曲部を被
検体の体腔部の屈曲状況に合わせて湾曲させることがで
き、安全に被検体内部へ導入することができる。

【００２１】また請求項２記載のＭＲＩ内視鏡は、先端
部と順次これに連なる湾曲部及び可撓部よりなり被検体
内に導入可能な挿入部を有する内視鏡本体と、前記湾曲
部の内部または近傍に設けられたＭＲＩ画像を得るため
の可撓性ＲＦコイルと、前記湾曲部の断面形状を保持す
るように互いに連結されて該湾曲部に内設され、少なく
とも一部分は絶縁体から構成された複数の関節駒と、を
備えたことを要旨とする。

【００２２】請求項２記載のＭＲＩ内視鏡は、関節駒の
少なくとも一部分が絶縁体から構成されているので、湾
曲状態の変化による関節駒が可撓性ＲＦコイルに及ぼす
影響を避けることができる。

【００２３】また請求項３記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１または請求項２において、前記湾曲部の最外部に膨
脹可能手段を備え、該膨脹可能手段の内側に前記可撓性
ＲＦコイルが設けられたことを要旨とする。

【００２４】この膨脹可能手段は、例えばゴム等の弾性
に富む材料で構成され、内視鏡制御部から空気などの気
体または水等の液体を送り込むことにより膨脹させて、
可撓性ＲＦコイルがＭＲＩ画像を得るための信号を受信
する際に、被検体内部でコイルの位置を固定することが
できる。

【００２５】また請求項４記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項３のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルの少なくとも一部は、フレキシブルプリント基
板により形成されたことを要旨とする。

【００２６】また請求項５記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項４のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルの少なくとも一部の部材の厚さは、使用周波数
における表皮厚さの１０倍程度以下であることを要旨と
する。

【００２７】また請求項６記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項３のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルの少なくとも一部は、結束または編組された良
導体の細径の素線により形成されたことを要旨とする。

【００２８】また請求項７記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項６のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルの長手方向に用いられる少なくとも一部の部材
の幅は、前記湾曲部の直径の３分の１程度以下であるこ
とを要旨とする。

【００２９】また請求項８記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項７のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルは、略平板状に形成され、前記湾曲部の湾曲の
軸が該可撓性ＲＦコイルと略平行であることを要旨とす
る。

【００３０】また請求項９記載のＭＲＩ内視鏡は、請求
項１ないし請求項８のいずれかにおいて、前記可撓性Ｒ
Ｆコイルは、被検体内への導入方向に位置する一端が湾
曲部に固着され、他端が固着されず滑動可能であること
を要旨とする。

【００３１】また請求項１０記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、被検体内に導入可能な湾曲部及びこれに連なる可撓
部と、前記湾曲部の少なくとも一部に内設されたＭＲＩ
画像を得るための可撓性ＲＦコイルと、を備えたことを
要旨とする。

【００３２】また請求項１１記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、被検体内に導入可能な湾曲部及びこれに連なる可撓
部と、前記湾曲部の内部または近傍に設けられたＭＲＩ
画像を得るための可撓性ＲＦコイルと、前記湾曲部の断
面形状を保持するように互いに連結されて該湾曲部に内
設され、少なくとも一部分は絶縁体から構成された複数
の関節駒と、を備えたことを要旨とする。

【００３３】また請求項１２記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記湾曲部
の最外部に膨脹可能手段を備え、該膨脹可能手段の内側
に前記可撓性ＲＦコイルが設けられたことを要旨とす
る。

【００３４】また請求項１３記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記可撓性
ＲＦコイルの少なくとも一部は、フレキシブルプリント
基板により形成されたことを要旨とする。

【００３５】また請求項１４記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記可撓性
ＲＦコイルの少なくとも一部は、結束または編組された
良導体の細径の素線により形成されたことを要旨とす
る。

【００３６】また請求項１５記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記可撓性
ＲＦコイルの少なくとも一部の部材の厚さは、使用周波
数における表皮厚さの１０倍程度以下であることを要旨
とする。

【００３７】また請求項１６記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記可撓性
ＲＦコイルの長手方向に用いられる少なくとも一部の部
材の幅は、前記湾曲部の直径の３分の１程度以下である
ことを要旨とする。

【００３８】また請求項１６記載のＭＲＩ用ＲＦコイル
は、請求項１０または請求項１１において、前記可撓性
ＲＦコイルは、略平板状に形成され、前記湾曲部の湾曲
の軸が該可撓性ＲＦコイルと略平行であることを要旨と
する。

【００３９】

【発明の実施の形態】次に、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。図１ないし図６、図１０、
図１４及び図１５は、本発明に係る第１の実施の形態で
あるＭＲＩ内視鏡を示すもので、図１はＭＲＩ内視鏡装
置の全体構成図、図２はＭＲＩ内視鏡の挿入部の先端側
の湾曲部の構成を示す説明図、図３は湾曲チューブを膨
脹させない通常の状態を示す説明図、図４は制御装置の
構成を示すブロック図、図５は切換弁の設定状態を示す
断面図、図６は、ＲＦコイルの形状を示す斜視図、図１
０は可撓部に内蔵される回路部の構成を示す回路図、図
１２はチューニング回路の構成を示す回路図、図１４は
湾曲部の湾曲状態を示す説明図、図１５は関節駒の連結
状態を示す側面図及び平面図である。

【００４０】図１に示すように第１の実施の形態のＭＲ
Ｉ内視鏡装置１は、ＭＲＩ画像を得るためのＲＦコイル
２を有するＭＲＩ内視鏡３と、このＭＲＩ内視鏡３に照
明光を供給する光源装置４と、ＭＲＩ内視鏡３の撮像手
段に対する信号処理を行う映像信号処理装置５と、この
映像信号処理装置５の出力信号を表示するモニタ６と、
湾曲部への送気・排気の制御を行うとともにＭＲＩ内視
鏡３に設けたＲＦコイル２のチューニング等を行う制御
装置７と、核磁気共鳴のための磁場と高周波を発生させ
ＲＦコイル２から受信した核磁気共鳴信号からＭＲＩ画
像を構成するＭＲＩ装置８とから構成される。

【００４１】ＭＲＩ内視鏡３は、被検体の体腔内に挿入
可能な細長で可撓性の挿入部１１を備え、この挿入部１
１の後端に太幅の操作部本体１２が連設されている。こ
の操作部本体１２の後部からは可撓性のユニバーサルコ
ード１３が延設され、このユニバーサルコード１３は第
１のコード１３ａと、第２のコード１３ｂとに分岐さ
れ、第１のコード１３ａの先端のコネクタ１４ａは制御
装置７に接続され、第２のコード１３ｂの先端のコネク
タ１４ｂは光源装置４に接続される。コネクタ１４ｂは
さらに信号ケーブル１５を介して映像信号処理装置５に
接続される。

【００４２】上記挿入部１１は、硬質の先端部１６と、
この先端部１６の後端に隣接して形成された湾曲可能な
湾曲部１７と、この湾曲部１７の後端から操作部本体１
２まで形成された長尺の可撓部１８とから構成されてい
る。湾曲部１７は、操作部本体１２に設けられた湾曲操
作ノブ１９を回動することによって図示しない湾曲操作
用ワイヤーが引張られ、上下、左右方向に湾曲できるよ
うになっている。

【００４３】又、操作部本体１２の基端近くには処置具
を挿入する鉗子チャンネル挿入口２０が設けてあり、こ
の鉗子チャンネル挿入口２０は挿入部１１内の図示しな
いチャンネルに連通しており、先端部１６で開口するチ
ャンネル出口から鉗子等の処置具を突出することができ
る。

【００４４】挿入部１１内には図２に示すように、照明
光を伝送するライトガイド２１が挿通され、このライト
ガイド２１は操作部本体１２から延出されたユニバーサ
ルコード１３及び第２のコード１３ｂを経て光源装置４
に着脱自在で接続される。光源装置４から供給された照
明光はこのライトガイド２１で伝送され、先端部１６に
設けられた照明窓から前方に出射される。

【００４５】この照明窓から出射された照明光によって
照射された患部等の被写体は、観察窓に取り付けられた
対物レンズ２２によってその焦点面に配置固定されたＣ
ＣＤ２３の撮像面に結像され、このＣＣＤ２３によって
光電変換される。このＣＣＤ２３に接続された信号線２
４は挿入部１１、操作部本体１２、ユニバーサルコード
１３、第２のコード１３ｂ及び信号ケーブル１５を経て
映像信号処理装置５に接続され、この映像信号処理装置
５内部のドライブ回路からのドライブ信号の印加により
光電変換された撮像信号が読み出され、映像信号処理装
置５により標準的な映像信号が生成され、モニタ６に表
示される。

【００４６】上記先端部１６において、対物レンズ２
２、ＣＣＤ２３等のハウジングとなる先端部本体３３の
後端には、第１の関節駒２６ａの先端側が固定され、こ
の第１の関節駒２６ａの後端には第２の関節駒２６ｂの
先端側が連結軸２５により上下に回動自在に接続され、
この第２の関節駒２６ｂの後端には第３の関節駒２６ａ
の先端側が連結軸２５により左右に回動自在に接続され
るという具合で互い違いに２種の略円筒状の関節駒２６
ａ，２６ｂ，２６ａ，２６ｂ，…が相互に回動自在に
（挿入部１１の長手方向に）縦列接続されて湾曲部１７
の基本構造が構成されている。

【００４７】この湾曲部１７を構成する関節駒２６ａ，
２６ｂ，２６ａ，２６ｂ，…の周囲は、湾曲し易い柔ら
かい特性を有し且つ膨脹及び収縮し易いゴム等の弾性が
大きく絶縁性を有する湾曲チューブ２７で覆われ、この
湾曲チューブ２７の前後の端部は、糸巻き等の固定部材
２８で先端部本体３３及び固定部材３２に固定されてい
る。

【００４８】この湾曲部１７の後端は、固定部材３２を
介して可撓部１８を構成する可撓性チューブ２９に接続
され、この可撓性チューブ２９の内側には、ＣＣＤ２３
の信号線２４、ライトガイド２１、送気チューブ３１、
回路部５０、伝送線５１、コントロール線５２等が収納
されている。

【００４９】この湾曲部１７の後端には送気チューブ３
１の先端が固定部材３２に固定されており、この送気チ
ューブ３１の先端は湾曲部１７の内部で開口している。
このため、この送気チューブ３１によって送気される
と、湾曲部１７を形成する湾曲チューブ２７は膨らむよ
うになる。この場合、可撓部１８側は固定部材３２によ
って仕切られているので、可撓部１８を構成する可撓性
チューブ２９は膨らまない。

【００５０】この湾曲チューブ２７の内側にはＲＦコイ
ル２が設けられている。ＲＦコイル２の片端は先端部本
体３３に固定され、他端は固定部材には固定されておら
ず、湾曲チューブ内で自由に滑動可能となっている。Ｒ
Ｆコイル２は例えば図６のように、サドルコイル状にな
っていて、その詳細は後述される。

【００５１】尚、ＭＲＩ内視鏡３は、ＲＦコイル２、先
端部１６、関節駒２６等の少なくとも挿入部１１を形成
する挿入部構成部材が少なくとも強磁性体でない材料を
用いて形成され、ＭＲＩ画像を得るために強い静磁場中
に配置された状態における磁場の影響を小さくなるよう
にしている。

【００５２】上記ＲＦコイル２の端部は信号線３４と接
続され、信号線３４は一部はＲＦコイル２のコイルパタ
ーンを相互連結し、一部はＲＦコイル２と可撓部１８の
先端部に配設された回路部５０とを連結する。そして、
回路部５０の出力は伝送線５１を経由して制御装置７へ
送られ、チューニング回路４６に接続されている。

【００５３】送気チューブ３１は、コネクタ１４ａ内で
口金３５と接続され、この口金３５は制御装置７側の口
金受けが設けられたパイプ３６に接続される。このパイ
プ３６には切換弁３７を経て送気ポンプ３８と吸引ポン
プ３９と接続される。この送気ポンプ３８と吸引ポンプ
３９は制御回路４１によりドライバ４２，４３をそれぞ
れ介してその動作が制御される。又、切換弁３７も制御
回路４１によりドライバ４４を介してその切換動作が制
御される。

【００５４】この制御回路４１はマニュアル送気ボタン
４５ａ、マニュアル吸引ボタン４５ｂの操作に応じて、
送気ポンプ３８、吸引ポンプ３９、切換弁３７の動作を
制御する。例えば、マニュアル送気ボタン４５ａが操作
された場合には、送気ポンプ３８を動作状態に設定する
と共に、送気ポンプ３８による空気を送気できるように
切換弁３７を切り換える。この場合には図４又は図５
（ａ）に示す切換弁３７の状態にする。このマニュアル
送気ボタン４５ａの操作による送気は、内視鏡湾曲部１
７を被検体内の関心領域近傍に挿入し他後、湾曲チュー
ブ２７を膨脹させて湾曲部１７を被検体内で固定し、湾
曲部１７に内蔵したＲＦコイル２でＭＲＩ画像を得る場
合に行われる。

【００５５】又、マニュアル吸引ボタン４５ｂが操作さ
れた場合には、吸引ポンプ３９を動作状態に設定すると
共に、吸引ポンプ３９による空気の吸引を行うことがで
きるように切換弁３７を切り換える。この場合には図５
（ｂ）に示す切換弁３７の状態にする。このマニュアル
吸引ボタン４５ｂは、ＲＦコイル２でＭＲＩ画像を得た
後に、湾曲チューブ２７を収縮させて被検体内から挿入
部１１を引き出す場合等に使用される。

【００５６】又、マニュアル送気ボタン４５ａ及びマニ
ュアル吸引ボタン４５ｂが操作された後、さらにマニュ
アル送気ボタン４５ａ及びマニュアル吸引ボタン４５ｂ
が操作されると、送気と吸引とがストップされた状態と
なり、この場合には図５（ｃ）に示す状態になる。

【００５７】回路部５０の出力を伝送する伝送線５１お
よび回路部５０をコントロールするコントロール線５２
は、コネクタ１４ａを介して、制御装置７のチューニン
グ回路４６と接続される。このチューニング回路４６
は、ＲＦコイル２が検出し、回路部５０の中にある前置
増幅器（ＰＡ）５０１で増幅したＭＲ信号が最大となる
ように、回路部５０の中にある同調用可変容量（可変容
量ダイオード又はバラクタダイオードＤ１）を制御する
バイアス電圧を発生し、コントロール線５２により回路
部５０へ供給するものである。なお、ＭＲ信号は、ＭＲ
Ｉ装置８より被検体に高周波磁場を照射した後、被検体
より発生する。この調整は、ＭＲＩ画像撮影に先立ち、
ＲＦコイル２を被検体の関心領域近傍に設定し、湾曲チ
ューブ２７を膨脹させて被検体との位置関係を固定させ
た後に行う。

【００５８】この後、ＭＲＩ画像撮影に伴って発生した
ＭＲ信号は、チューニング回路４６を経由してＭＲＩ装
置８に送られ、画像再構成に供される。

【００５９】図６は、ＲＦコイル２の形状を示す斜視図
である。図６に示すように、ＲＦコイル２の形状は、フ
レキシブルプリント基板１００上に薄い導体パターン１
０１が形成された２つの分離された鞍型コイルからなっ
ている。そして、２つの鞍型コイルを図６の上下に分離
する平面が、図２の紙面に垂直な平面となるような向き
で、湾曲部１７の内部に実装されている。ＲＦコイル２
の前縁部と後縁部の各々二つの円弧状構造は、前縁部の
二つの円弧状構造のみ、図２のように、固定部材３３に
固定されており、後縁部の二つの円弧状構造は、固定部
材３２には固定されず、湾曲部１７の湾曲に応じて湾曲
チューブ２７の内部を滑動できるようになっている。

【００６０】ＲＦコイル２の薄い導体パターン１０１を
形成する導体の材質は、抵抗率が小さい必要があり、一
般に銅が適当である。挿入部１１を被検体導入時に湾曲
部１７とともに湾曲しても、導体が疲労破断しないよう
に、フレキシブルプリント基板１００の導体パターン１
０１は薄くしてある。過度に薄くては抵抗損失が増大
し、ＭＲＩ画像の信号雑音比が低下する。高周波抵抗
は、導体厚さがスキンデプス（表皮厚さ）の３倍程度で
あれば、それ以上厚くても殆ど低減しない。

【００６１】一般にＭＲＩ画像撮影の対象にするのは水
素原子核であり、ＭＲＩ装置８の典型的な磁場強度０．
５〜１．５テスラでの水素原子核のラーモア周波数は２
１〜６４ＭＨｚである。この周波数では、銅のスキンデ
プスは１０ミクロン前後である。従って導体パターン１
０１の厚さは数１０ミクロンが適正である。

【００６２】また挿入部１１の挿入方向に沿って、導体
パターン１０１、フレキシブル基板１００ともに、その
幅を細くしてある。幅が広いと、被検体導入時に湾曲さ
せられたときに、自然に湾曲せずに挫屈状態で不自然に
曲がり、疲労破断の可能性が増すためである。なお、挿
入方向全長にわたり細くするのではなく、数カ所部分的
に細くすることでも、疲労破断の可能性は低減できる。

【００６３】図１４は、挿入部１１の先端部１６および
湾曲部１７近傍の、湾曲させた状態を示すものである。
互いに連結された関節駒２６ａ，２６ｂは、連結軸２５
を軸にして上下または左右に相互に傾くことにより、湾
曲部１７を断面形状がつぶれることなく上下左右に湾曲
させることができる。湾曲部１７を湾曲させるに当た
り、湾曲操作ノブ１９に連設されたプーリーによりワイ
ヤ牽引するなどの手段が必要だが、周知の手段であるの
で図示しない。湾曲部１７の湾曲に伴い、ＲＦコイル２
の片端は固定部材３２に固定していないので、多少の変
形を伴いつつ関節駒２６に沿って摺動し、もって湾曲を
容易としている。

【００６４】なお、この状態で湾曲チューブ２７を膨脹
させることも可能であり、さらにその状態でＭＲＩ画像
を得ることも可能である。この場合、ＲＦコイル２の形
状寸法は、通常時（湾曲部を湾曲させない状態）とくら
べて殆ど変化していないので、ＲＦコイル２のインダク
タンスも殆ど変化しておらず、チューニングが著しくず
れることは生じないのでチューニングの再調整は不要で
ある。

【００６５】図１０は、回路部５０の構成を示す回路説
明図である。同図において、信号線３４、および伝送線
５１、コントロール線５２との接続関係も示されてい
る。回路部５０は、ある程度の可撓性があるようにフレ
キシブルプリント基板に実装する。これにより、回路部
５０を内蔵する可撓性チューブ２９の撓みやねじれを可
能とする。Ｃｔ１の容量と、Ｃｔ２の容量とバラクタダ
イオードＤ１の静電容量の並列容量と、Ｃｔ２と、の合
成容量が、ＲＦコイル２と信号線３４との合成インダク
タンスと、ラーモア周波数で共振するように、Ｃｔ１、
Ｃｔ２、Ｄ１、の回路定数が選ばれている。バラクタダ
イオードＤ１の両端に接続された抵抗Ｒ１，Ｒ２は、例
えば１Ｍオームの高抵抗であり、コントロール線５２を
経由して、チューニング回路４６からバラクタダイオー
ドバイアス電圧を供給するラインに挿入され、ＭＲ信号
がコントロールラインに漏れることを防いでいる。

【００６６】前置増幅器（ＰＡ）５０１は、ＦＥＴと少
数の受動素子で構成された入力インピーダンスの低い増
幅器である。前置増幅器５０１は、信号源インピーダン
スが特定の値付近であれば雑音指数を低くできる。従っ
て前置増幅器５０１から、ＲＦコイル２側を見込んだ信
号源インピーダンスが、該特定インピーダンス近傍とな
るような制約をＣｔ１，Ｃｔ２，Ｃ１，Ｌ１の定数選択
にあたっては考慮する必要がある。そのようにしても、
使用の都度バラクタダイオードＤ１のバイアス電圧の変
化あるいは被検体とＲＦコイル２との位置関係の変化に
より、該信号源インピーダンスは変動する。しかし、適
正なＦＥＴを選べば、該特定インピーダンスから多少は
ずれても妥当な雑音指数を維持できるので、インピーダ
ンスマッチングを使用の都度調整するようなことは不要
である。

【００６７】さらに、Ｃ１とインダクタンスＬ１とはラ
ーモア周波数付近で共振するような定数に選ばれてい
る。このような構成は、Ｐ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ，“Ｔｈ
ｅ ＮＭＲ Ｐｈａｓｅｄ Ａｒｒａｙ”，Ｊｏｕｒｎ
ａｌ ｏｆ ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ ｉ
ｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．１６，Ｎｕｍｂｅｒ
２，Ｎｏｖ．，１９９０に詳述されている。Ｒｏｅｍｅ
ｒらはこの回路をプリダンプ回路と呼んでいる。この回
路の特徴は、ＲＦコイル２側から見て共振周波数におい
て、Ｃ１とＬ１と前置増幅器５０１とのなす合成インピ
ーダンスが高くなることである。この技術は、複数のＲ
Ｆコイルを併設したときにＲＦコイル間の電磁誘導結合
を減殺することに用いられている公知技術である。

【００６８】一般の場合、外部ＲＦコイルによって送信
される高周波磁場がＲＦコイルに誘起する誘導起電力
は、大きいので、これによりＲＦコイル２に流れる誘導
電流を十分抑圧するには、特開平２−２００２４４号公
報で開示されている送信信号抑圧手段に相当する回路、
あるいは特開平２−２００２４４号公報で開示されてい
る送信信号抑圧手段の逆接続されたダイオードの代わり
にＰＩＮダイオードを用いた回路、あるいはその他の、
送信信号抑圧効果の高い手段が必要となる。しかし、本
発明におけるＲＦコイル２は小型であり、外部ＲＦコイ
ルによって送信される高周波磁場がＲＦコイル２に誘起
する誘導起電力は比較的小さい。したがって、プリダン
プ回路でも、ＲＦコイル２に流れる誘導電流を妥当なレ
ベルに抑圧できる。

【００６９】なお、前置増幅器５０１の入力インピーダ
ンスが純抵抗でない場合、あるいはＣｔ１，Ｃｔ２のリ
アクタンスが十分小さくない場合は、ＲＦコイル２に誘
起する誘導起電力を最少にするためにはＣ１とＬ１との
定数は、Ｃ１とＬ１とがラーモア周波数で共振する条件
から少しずれたところに最適値があることを、発明者は
見いだしたことを付記しておく。

【００７０】伝送線５１には同軸ケーブルを用いてお
り、その中心導体には前置増幅器５０１用の直流電源電
圧、例えば＋１２Ｖが印加されている。その外部導体に
は制御装置７の基準電位０Ｖが接続されている。これら
直流電位はＬ３，Ｌ４を経由して前置増幅器５０１に接
続されており、もって、前置増幅器５０１の電源となっ
ている。

【００７１】Ｌ２とＣ２とはラーモア周波数で並列共振
する値に選ばれており、さらにＬ２／Ｃ２の平方根は伝
送線５１の特性インピーダンスの値と等しい値にしてあ
る。また前置増幅器５０１の出力インピーダンスも伝送
線５１の特性インピーダンスの値と等しい値にしてあ
る。このように回路定数が選ばれたＬ２とＣ２のブリッ
ジ型回路は平衡不平衡変換回路の一例であり、ＲＦコイ
ル２と制御装置７との間に挿入することにより、制御装
置７の基準電位からＲＦコイル２を高周波的に隔離で
き、ＲＦコイル２の平衡動作を確保している。ＲＦコイ
ル２の平衡動作を確保するということは、不要な電界に
よる被検体の誘電損失を最少にするということであり、
従って得られるＭＲ信号の信号雑音比を向上させられ
る。さらに、外来雑音に対する感受性を低減できる。

【００７２】Ｃ３とＬ３と、およびＣ４はＬ４と、ラー
モア周波数付近での並列共振回路を構成しており、従っ
てラーモア周波数では高いインピーダンスを形成してお
り、平衡不平衡変換回路により高周波的に制御装置７か
ら隔離されたＲＦコイル２が、再び高周波的に電源線を
通じて高周波的に制御装置７につながることはない。か
かる平衡不平衡変換回路は、なるべくＲＦコイル２に近
いところに位置させたほうが効果的であり、例えば図１
２の増幅器５１０の後に位置させたのでは無効である。

【００７３】Ｃｂは、前置増幅器５０１の電源インピー
ダンスが低くなるようにするためのバイパスコンデンサ
である。Ｃｃ１とＣｃ２とは、直流電位を有する伝送線
５１に前置増幅器５０１の出力を接続するための結合コ
ンデンサである。

【００７４】図１２はチューニング回路４６の構成を示
す回路図である。伝送線５１の出力は直流カットのコン
デンサＣ６を経由して増幅器５１０に接続されており、
増幅器５１０の出力はＭＲ信号を検波する検波回路５１
１に接続しており、検波回路５１１の出力はＡ／Ｄ変換
器５１２によりディジタル信号に変換されてコントロー
ラ５１３に取り込まれる。コントローラ５１３はＭＲＩ
装置８の制御を受けながら、Ａ／Ｄ変換器５１２の出力
をサンプリングする。

【００７５】そしてサンプリングした検波器５１１出力
のピークレベルをチェックし、Ｄ／Ａ変換器５１４へバ
ラクタダイオードＤ１へのバイアス電圧コントロール信
号を変更し、それに応じて、Ｄ／Ａ変換器５１４はＬ
７，Ｃ７の並列共振回路を経由してバラクタダイオード
Ｄ１へ変更された直流バイアス電圧を送り、バラクタダ
イオードＤ１の静電容量を変更する。コントローラ５１
３はこれを繰り返し、検波器５１１出力のピークレベル
が最大となったときのバラクタダイオード電圧を判定
し、以後その電圧に固定し、チューニング過程を終了す
る。Ｌ７とＣ７とはラーモア周波数付近で共振するよう
に回路定数が選ばれており、高周波的に高いインピーダ
ンスとなっている。Ｌ８とＣ８も同様である。

【００７６】Ｌ５とＣ５とはラーモア周波数付近で共振
するように回路定数が選ばれており、高周波的に高いイ
ンピーダンスとなっている。これを経由して、同軸ケー
ブルである伝送線５１の中心導体へ電源電圧１２Ｖを供
給している。伝送線５１の外部導体はチューニング回路
の基準電位即ち制御装置７の基準電位へ接続されてい
る。

【００７７】検波器５１１はＭＲ信号のピークレベルを
検出できる程度の簡易なものでよい。チューニング終了
後のＭＲＩ撮影時のＭＲ信号は、この簡易な検波器５１
１でなく、ＭＲＩ装置８内の高度な検波回路へ、増幅器
５１０より出力される。

【００７８】図１５（ａ）は、関節駒２６ａ，２６ｂの
連結状態を示す側面図であり、図３と同じ角度（図３の
紙面と垂直な方向）から見たものである。図１５（ｂ）
は、同平面図であり、図３の紙面内の上方から見たもの
である。

【００７９】一般の内視鏡装置においては、関節駒２６
ａ，２６ｂは、金属でつくられている。この場合、ＲＦ
コイル２に仮に電流を流したとしてその電流が作る磁束
は、連結された関節駒が作る閉ループと鎖交する。即
ち、関節駒のつくる閉ループとＲＦコイル２との間に相
互インダクタンスが存在することを意味する。

【００８０】これにより二つの問題が発生する。第１
に、湾曲部の湾曲状態によって、回路部５０からＲＦコ
イル２を見たインダクタンスが変化し、従ってチューニ
ング状態が不安定になる。特に連結軸２５と関節駒２６
ａ，２６ｂとの電気的接続状態が不安定な場合は、この
問題が著しい。第２に、関節駒２６ａ，２６ｂの作る閉
ループの電気抵抗がＲＦコイル２の負荷となり、ＲＦコ
イル２の出力信号の信号雑音比を低下せしめることであ
る。これらは、例えばプリダンプ回路の採用により、即
ち、ＲＦコイル２と回路部５０との形成するループイン
ピーダンスを高めることにより、相当程度その影響が緩
和されることが期待されるが、それでも不十分の可能性
がある。

【００８１】よって本発明においては、図１５の関節駒
２６ａ，２６ｂを電気的絶縁体で形成している。関節駒
の全体でなくても、その一部、例えば図１６に示すよう
な関節駒の長手方向を弧状に湾曲させた板２００と、Ｉ
型連結肢２０１と、Ｙ型連結肢２０２とのいずれかを絶
縁体にするだけでも問題の殆どは解消される。この場
合、板２００を絶縁体にするのが効果的である。なぜな
らある程度の大きさを持った導体面はその面内にＲＦコ
イル２と誘導結合する閉ループを形成するからである。

【００８２】なお、ＲＦコイル２の近傍に十分小さくな
い閉ループが存在することによる障害は、前記チューニ
ング状態の不安定と信号雑音比の低下との他に、図示し
ない傾斜磁場の変動による誘導電流の問題がある。即ち
ＭＲＩ画像撮影においては、ＭＲ信号に位置情報を付与
するために、ＭＲ信号観測中およびその前に、静磁場分
布を空間的に変調することを目的として傾斜磁場を印加
する。この傾斜磁場のスイッチングに伴い、被検体近傍
に存在する閉ループに低周波の誘導電流が発生し、これ
は静磁場分布を暫時歪ませる。この結果ＭＲ信号の位相
が変調され、ＭＲ信号の位置情報は乱される。この結
果、画像の歪みやアーチファクトをもたらす。この点に
おいても、閉ループを極力無くすことは重要である。

【００８３】以上説明した第１の実施の形態によれば、
次のことが可能になる。モニタ６に投影された内視鏡画
像を観察しながら挿入部を被検体内部へ前進させ、屈曲
部通過の際は、湾曲し得ない先端部１６は十分に短いの
で、湾曲部１７を湾曲することで通過容易となり、もっ
てＭＲＩ画像を得るべき場所まで、ＲＦコイル２を安全
に送り込める。

【００８４】ＲＦコイル２は、先端部からさほど遠くな
いところに位置するので、内視鏡画像で確認したＭＲＩ
画像化対象部付近からＲＦコイル２が遠く行きすぎた
り、行き足りなかったりすることが起きにくく、ＭＲＩ
画像化対象部付近にＲＦコイル２を位置させることが容
易である。

【００８５】ＲＦコイル２は挿入方向に十分長いので、
感度領域が広い。即ち、一回のＭＲＩ撮影で撮れる範囲
が広いのでＲＦコイル２を数カ所に前後させてＭＲＩ撮
影を繰り返す必要性が減る。ＲＦコイル２の近傍にチュ
ーニング回路と前置増幅器（ＰＡ）を配置してあるの
で、伝送線による信号損失がなく、高品質のＭＲＩ画像
が得られる。

【００８６】外部のＲＦコイルから送信する高周波磁場
を、ＲＦコイル２に誘導される電流が発生する高周波磁
場が乱すことがないので、高品質のＭＲＩ画像が得られ
る。

【００８７】湾曲部支持構造がＲＦコイル２と電気的に
干渉することが無いので、高品質のＭＲＩ画像が得られ
る。前置増幅器ＰＡへの電源供給を伝送線５１に重畳し
て行っており、その分挿入部に挿通する電線が減るので
挿入部が太くならない。ＲＦコイル２が外部の電位と高
周波的に隔離されているので、高品質のＭＲＩ画像が安
定に得られる。

【００８８】次に、本発明の第１の実施の形態の変形例
を詳細に説明する。図７ないし図９は、それぞれＲＦコ
イル２の変形例の構造を示す斜視図である。図７は、Ｒ
Ｆコイル２を平板のフレキシブルプリント基板で形成し
た第１の変形例を示すものである。このＲＦコイルは撓
み方向に軸がＲＦコイルのなす平面内に位置する限り、
挫屈の危険無く撓み得る。したがって、このＲＦコイル
を、ＲＦコイルのなす平面が図２の紙面に直交するよう
に、湾曲部内に実装すれば、湾曲部湾曲方向と、ＲＦコ
イルが自由に撓める方向が一致するので、この場合挿入
部長手方向に送部材は細くする必要は無い。よって、幅
広の導体を使えるので、導体抵抗による損失が減らせ
る。

【００８９】図８は、ＲＦコイル２を、フレキシブルな
母材４００に印刷された導体パターン４０１と、該フレ
キシブル母材に結紮糸４０３で固定された、細径の銅線
を束ねた細径銅線束４０２とで構成したものである。導
体パターン４０１と細径銅線束４０３とは、半田付けな
どの手段で電気的接続されている。長手方向導体が細い
銅線で構成されているので、銅線の疲労破断の心配なく
湾曲可能である。

【００９０】図９は、細径銅線束４０２の代わりに、細
径の銅線からなる撚線５０２に置き換えたものであり、
他は図８と同様である。これも銅線の疲労破断の心配な
く湾曲可能である。さらに、図示しないが、細径銅線束
４０２や、撚り線５０２のかわりに、細径の素線を編組
線に加工したものを用いても良い。さらに、編組線の中
でも、各素線が編組の外周部と内周部と交番に通るよう
に編組したリッツ線とよばれるものを使用すれば、各素
線に高周波電流が均等に分布するので、抵抗損失が減
り、信号雑音比が多少向上する。

【００９１】以上の実施の形態及びその変形例の説明に
おいて、ＲＦコイル２は、湾曲部１７とほぼ同じ長さで
あることを想定したが、不要に感度領域が長すぎる場合
は、湾曲部の途中までの長さとしても良い。

【００９２】また、これまでＲＦコイル２の実装位置
は、湾曲部にほぼ一致するものとしてきたが、ＲＦコイ
ル２の前端部の位置は、極力先端部１６の先端に近づけ
るほうが、内視鏡画像で被検部の位置を確認した後、被
検部へＲＦコイル２を近づけるときに位置誤差が少なく
なり得るので、好ましい。

【００９３】これまで、ＲＦコイル２は、いわゆるリニ
アコイルを想定して説明したきた。これらリニアコイル
を直交方向に二つ配置していわゆるＱＤ（ｑｕａｒｄｒ
ａｔｕｒｅ）コイルとすれば、さらに信号雑音比の優れ
たものとなること、およびその実施手段詳細は、当業者
には周知のことであるから詳述しないが、これも本発明
の変形例となる。

【００９４】これまで、ＲＦコイル２は、長手方向の複
数の導体パターンは平行に走行するものとしてきたが、
斜めに走行する例えばクロス楕円と呼ばれるようなコイ
ルパターンを採用してもよい。

【００９５】図１１及び図１３は、それぞれ回路部５０
とチューニング回路４６の変形例の構成を示す回路図で
ある。この変形例は、固定チューニングとし、いわゆる
アクティブトラップを設け、アクティブトラップを駆動
する電流を伝送線５１に重畳して供給するものである。

【００９６】図１１の変形例と図１０と実施の形態との
相違を説明する。図１１の回路部５０は、チューニング
微調整用のバラクタダイオードＤ１を有しない。前置増
幅器（ＰＡ）５０１は、特に入力インピーダンスの低く
ない普通の前置増幅器である。Ｃｔ１，Ｃｔ２，Ｃ１
は、合計容量が、典型的使用状態において、信号線３４
とＲＦコイル２との合計リアクタンスとラーモア周波数
付近で共振するような値であり、かつ前置増幅器５０１
にとって雑音指数が低くなるような信号源インピーダン
ス付近となるように選ばれる。平衡不平衡変換回路は、
回路スペース低減のため省略したが、あっても良い。Ｃ
９は、低周波分をカットするためのコンデンサである。
前置増幅器５０１の電源は、コントロール線５２で供給
される。Ｌ１０とＣｔ２とはラーモア周波数付近で共振
するような値に選ぶことができる。

【００９７】Ｄ２はＰＩＮダイオードであり、順方向に
直流バイアス電流が流れているとき、高周波的に短絡状
態となる。ＰＩＮダイオードのバイアスは伝送線５１に
重畳されており、並列共振回路Ｃ１１とＬ１１およびＣ
１２とＬ１２とを経由して供給されている。並列共振回
路でなくとも高周波的に十分インピーダンスの高いイン
ダクタンスであってもよい。このようにすると、外部Ｒ
Ｆコイルによる送信時にＰＩＮダイオードＤ２に順電流
が供給されると、ＲＦコイル２にとって、高いインピー
ダンスが挿入されたことになり、ＲＦコイル２に誘導電
流が流れず、送信高周波磁場を乱さない。ＰＩＮダイオ
ードＤ２とＣｔ２とＬ１０とで構成された回路はいわゆ
るアクティブトラップとして公知である。

【００９８】図１３の変形例と図１２のと実施の形態と
の相違を説明する。図１３において、チューニングは使
用毎に調整しないので、「チューニング回路」と本回路
は名付けられているけれどもチューニング機能はこの場
合存在しない。検波器、Ａ／Ｄ，Ｄ／Ａ、コントローラ
は無く、増幅器５１０の出力はそのままＭＲＩ装置８に
供給される。ＰＩＮ順電源はＰＩＮダイオードＤ２に順
電流を供給するための直流電源である。ＰＩＮ逆電源
は、ＰＩＮダイオードＤ２に逆バイアスを供給するため
の直流電源である。Ｒ３は、ＰＩＮダイオードＤ２の順
方向電流を所定値にするための電流リミッター抵抗であ
る。ＭＲＩ装置８は、外部ＲＦコイルにより送信してい
る期間中、本回路のドライバ５２１に信号（ゲーティン
グ信号と称する）を送る。ドライバ５２１はゲーティン
グ信号を受けて、その間、Ｒ３がＰＩＮ順電源につなが
るようにスイッチ５２０を駆動する。ゲーティング信号
が来ていないときは、Ｒ３はＰＩＮ逆電源につながる。

【００９９】このようにして、送信高周波磁場による誘
導電流を効果的に抑制する回路を実装し、そのバイアス
供給用の導線を増やさないで済む。なお、アクティブト
ラップを用いるのではなく、ＰＩＮダイオードＤ２をＲ
Ｆコイル２やＣｔ１，Ｃｔ２と直列に入れることによっ
ても、送信高周波磁場による誘導電流を効果的に抑制し
得、この方法も公知であり、この場合にもＰＩＮダイオ
ードバイアス電流は、本発明におけるように伝送線に重
畳できる。この場合、外部ＲＦコイルによる送信時は、
スイッチは、ＰＩＮ逆電源につなぎ、非送信時はＰＩＮ
順電源につながるよう制御する。

【０１００】さらに、回路部５０及びチューニング回路
４６の変形例を説明する。これまで、伝送線５１に前置
増幅器５０１の電源を重畳させる方法と、ＰＩＮダイオ
ードＤ２のバイアス電流を重畳させる方法とを説明し
た。もはや図示の必要は無いと思うが、チューニング用
のバラクタダイオードＤ１のバイアス電圧を伝送線５１
に重畳させることも可能である。その他、取り扱うＭＲ
信号と周波数が著しく異なるかぎり、電源でも電気的信
号でも伝送線に重畳して供給することが可能であり、こ
れにより、コントロール線を増やして細い挿入部に実装
する困難を回避できる。

【０１０１】さらに、これまでは、伝送線に重畳する信
号あるいは電源として、ＲＦコイル２の機能に直接関わ
るものについて述べたが、内視鏡機能に関わるもの、例
えば、ＣＣＤ２３の制御信号あるいは出力信号である信
号線２４の一部を伝送線に重畳してもよい。あるいは、
先端部にマイクロモータやアクチュエータなどの機械的
力の発生源を実装することもあり得るが、その電源ある
いは制御信号を伝送線に重畳させても良い。

【０１０２】さらなる変形例としては、被検部を挿入部
に対して固定する必要がない場合は、湾曲チューブ２７
を膨脹させることなくＭＲＩ画像を得ることも当然可能
である。特開平６−７３２０号公報記載の従来例とは異
なり、ＲＦコイル２の寸法形状およびインダクタンスは
湾曲チューブ２７の膨脹状態には依存しないからであ
る。従って、膨脹可能な湾曲チューブ２７の存在や、送
気チューブ３１の存在は、本発明にとって必須ではな
い。

【０１０３】次に、本発明の第２の実施の形態として、
内視鏡の観察機構を備えないＭＲＩ用コイルを説明す
る。これまで第１の実施の形態として、内視鏡装置でＲ
Ｆコイル２を被検部近傍まで誘導するものとしたが、安
全に挿入できる部位においては、内視鏡装置の存在は必
須ではなく、これまでの説明から内視鏡での観察機能に
かかわるものを全て、例えば、光源装置４、映像処理装
置５、モニタ６、ライトガイド２１、対物レンズ２２、
ＣＣＤ２３等を削除したＭＲＩ用ＲＦコイルでも本発明
の目的を達成できることは明らかである。

【０１０４】なお、第１の実施の形態において説明した
全ての変形例は、第２の実施の形態においても同様に適
用できる。

【０１０５】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
十分感度領域の長いＲＦコイルを湾曲可能な状態で挿入
部に実装でき、ＭＲ信号以外の信号あるいは電源を伝送
線に重畳することにより挿入部の径の増大を避けること
ができるので、屈曲部を伴う被検体内部へ安全に挿入す
ることができるという効果がある。

【０１０６】また被検体の関心領域近傍へ容易にＲＦコ
イルを位置させることができ、著しいインピーダンス変
化が使用の都度起きることが無く、また前置増幅器を挿
入部に設置しているので、被検体内部の高品質なＭＲ画
像を安定に得ることができるという効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係るＭＲＩ内視鏡装置の実施の形態を
示す全体構成図である。

【図２】本発明に係るＭＲＩ内視鏡の挿入部の先端側の
構成を示す部分断面図である。

【図３】湾曲チューブを膨脹させない状態を示す部分断
面図である。

【図４】制御装置の構成図である。

【図５】切換弁の設定状態を示す断面図である。

【図６】本発明に係るＭＲＩ内視鏡の湾曲部に内蔵され
るＲＦコイルの形状を示す斜視図である。

【図７】ＲＦコイルの変形例を示す斜視図である。

【図８】ＲＦコイルの変形例を示す斜視図である。

【図９】ＲＦコイルの変形例を示す斜視図である。

【図１０】本発明に係るＭＲＩ内視鏡の湾曲部の近傍に
配設される回路部の構成を示す回路説明図である。

【図１１】回路部の変形例の構成を示す回路説明図であ
る。

【図１２】本発明に係るＭＲＩ内視鏡の操作部に内蔵さ
れるチューニング回路の構成を示す回路説明図である。

【図１３】チューニング回路の変形例の構成を示す回路
説明図である。

【図１４】湾曲部の湾曲状態を説明する部分断面図であ
る。

【図１５】湾曲部を構成する関節駒の連結を説明する
（ａ）側面図及び（ｂ）平面図である。

【図１６】関節駒の変形例を説明する（ａ）側面図及び
（ｂ）平面図である。

【符号の説明】

１…ＭＲＩ内視鏡装置、２…ＲＦコイル、３…ＭＲＩ内
視鏡、４…光源装置、５…映像処理装置、６…モニタ、
７…制御装置、８…ＭＲＩ装置、１１…挿入部、１２…
操作部、１３…ユニバーサルコード、１４…コネクタ、
１５…信号ケーブル、１６…先端部、１７…湾曲部、１
８…可撓部、１９…湾曲操作ノブ。

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 先端部と順次これに連なる湾曲部及び可
   撓部よりなり被検体内に導入可能な挿入部を有する内視
   鏡本体と、 前記湾曲部の少なくとも一部に内設されたＭＲＩ画像を
   得るための可撓性ＲＦコイルと、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ内視鏡。
2. 【請求項２】 先端部と順次これに連なる湾曲部及び可
   撓部よりなり被検体内に導入可能な挿入部を有する内視
   鏡本体と、 前記湾曲部の内部または近傍に設けられたＭＲＩ画像を
   得るための可撓性ＲＦコイルと、 前記湾曲部の断面形状を保持するように互いに連結され
   て該湾曲部に内設され、少なくとも一部分は絶縁体から
   構成された複数の関節駒と、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ内視鏡。
3. 【請求項３】 前記湾曲部の最外部に膨脹可能手段を備
   え、該膨脹可能手段の内側に前記可撓性ＲＦコイルが設
   けられたことを特徴とする請求項１または請求項２記載
   のＭＲＩ内視鏡。
4. 【請求項４】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一部
   は、フレキシブルプリント基板により形成されたことを
   特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の
   ＭＲＩ内視鏡。
5. 【請求項５】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一部
   の部材の厚さは、使用周波数における表皮厚さの１０倍
   程度以下であることを特徴とする請求項１ないし請求項
   ４のいずれかに記載のＭＲＩ内視鏡。
6. 【請求項６】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一部
   は、結束または編組された良導体の細径の素線により形
   成されたことを特徴とする請求項１ないし請求項３のい
   ずれかに記載のＭＲＩ内視鏡。
7. 【請求項７】 前記可撓性ＲＦコイルの長手方向に用い
   られる少なくとも一部の部材の幅は、前記湾曲部の直径
   の３分の１程度以下であることを特徴とする請求項１な
   いし請求項６のいずれかに記載のＭＲＩ内視鏡。
8. 【請求項８】 前記可撓性ＲＦコイルは、略平板状に形
   成され、前記湾曲部の湾曲の軸が該可撓性ＲＦコイルと
   略平行であることを特徴とする請求項１ないし請求項７
   のいずれかに記載のＭＲＩ内視鏡。
9. 【請求項９】 前記可撓性ＲＦコイルは、被検体内への
   導入方向に位置する一端が湾曲部に固着され、他端が固
   着されず滑動可能であることを特徴とする請求項１ない
   し請求項８のいずれかに記載のＭＲＩ内視鏡。
10. 【請求項１０】 被検体内に導入可能な挿入部と、 該挿入部の前部に設けられた上下及びまたは左右に湾曲
    可能な湾曲部と、 該湾曲部の内部または近傍に設けられたＭＲＩ画像を得
    るための可撓性ＲＦコイルと、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
11. 【請求項１１】 被検体内に導入可能な挿入部と、 該挿入部の前部に設けられた上下及びまたは左右に湾曲
    可能な湾曲部と、 該湾曲部の内部または近傍に設けられたＭＲＩ画像を得
    るための可撓性ＲＦコイルと、 前記湾曲部の断面形状を保持するように互いに連結され
    て該湾曲部に内設され、少なくとも一部分は絶縁体から
    構成された複数の関節駒と、 を備えたことを特徴とするＭＲＩ用ＲＦコイル。
12. 【請求項１２】 前記湾曲部の最外部に膨脹可能手段を
    備え、該膨脹可能手段の内側に前記可撓性ＲＦコイルが
    設けられたことを特徴とする請求項１０または請求項１
    １記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。
13. 【請求項１３】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一
    部は、フレキシブルプリント基板により形成されたこと
    を特徴とする請求項１０ないし請求項１２のいずれかに
    記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。
14. 【請求項１４】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一
    部の部材の厚さは、使用周波数における表皮厚さの１０
    倍程度以下であることを特徴とする請求項１０ないし請
    求項１３のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。
15. 【請求項１５】 前記可撓性ＲＦコイルの少なくとも一
    部は、結束または編組された良導体の細径の素線により
    形成されたことを特徴とする請求項１０ないし請求項１
    ３のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。
16. 【請求項１６】 前記可撓性ＲＦコイルの長手方向に用
    いられる少なくとも一部の部材の幅は、前記湾曲部の直
    径の３分の１程度以下であることを特徴とする請求項１
    ０ないし請求項１５のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコ
    イル。
17. 【請求項１７】 前記可撓性ＲＦコイルは、略平板状に
    形成され、前記湾曲部の湾曲の軸が該可撓性ＲＦコイル
    と略平行であることを特徴とする請求項１０ないし請求
    項１６のいずれかに記載のＭＲＩ用ＲＦコイル。