(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内に導入可能な挿入部と、該挿入部に設けられ、磁気共鳴信号を受信するＲＦコイルとを備えたＭＲ内視鏡において、
前記被検体内を観察する撮影機能に係る電源あるいは信号を、前記ＲＦコイルの出力伝送線に重畳して伝送することを特徴とするＭＲ内視鏡。
【請求項２】
前記挿入部は、前記ＲＦコイルとともに使用周波数に対して同調回路を構成するリアクタンス回路と、前記同調回路の出力信号を増幅する前置増幅器と、を備えたことを特徴とする請求項１記載のＭＲ内視鏡。
【請求項３】
少なくとも前記同調回路を前記挿入部に設けたプリント基板上に実装したことを特徴とする請求項２記載のＭＲ内視鏡。
【請求項４】
前記同調回路と前記前置増幅器の入力回路との為す閉ループインピーダンスが前記使用周波数において高いインピーダンスを形成することを特徴とする請求項２記載のＭＲ内視鏡。
【請求項５】
前記前置増幅器の出力を外部の信号処理回路へ伝送する信号伝送線に前記前置増幅器に供給される電源を重畳させたことを特徴とする請求項２記載のＭＲ内視鏡。
【請求項６】
前記リアクタンス回路は、制御信号により静電容量が可変である可変容量素子を含むことを特徴とする請求項１記載のＭＲ内視鏡。
【請求項７】
前記ＲＦコイルと直列に接続され、制御信号により高周波を導通または阻止するスイッチング素子を前記挿入部に備えたことを特徴とする請求項１記載のＭＲ内視鏡。
【請求項８】
前記挿入部は、前記ＲＦコイルの出力信号を増幅する前置増幅器を備えたことを特徴とする請求項７記載のＭＲ内視鏡。
【請求項９】
前記磁気共鳴信号を平衡から不平衡に変換する平衡不平衡変換回路を前記挿入部に備えたことを特徴とする請求項１記載のＭＲ内視鏡。
【請求項１０】
送信コイルによる高周波磁場印加時に前記ＲＦコイルに誘導される誘導電流を抑止するＰＩＮダイオードを前記挿入部に備えたことを特徴とする請求項１記載のＭＲ内視鏡。
【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る手段を備えたＭＲ内視鏡に関する。
【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（略してＭＲＩ装置と呼ばれる）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（以下、ＮＭＲ信号と省略する）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ＭＲＩ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ＲＦコイルに流れる誘導電流を最少にでき、かつＮＭＲ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ＮＭＲ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。
【００１７】
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。
【００１８】
本発明は上記の問題点に鑑みて成されたものであり、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を目的とする。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明は、被検体内に導入可能な挿入部と、該挿入部に設けられ、磁気共鳴信号を受信するＲＦコイルとを備えたＭＲ内視鏡において、前記被検体内を観察する撮影機能に係る電源あるいは信号を、前記ＲＦコイルの出力伝送線に重畳して伝送することを特徴とするものである。
【００２９】
【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ＭＲ内視鏡を示すもので、図１はＭＲ内視鏡装置の全体構成図、図２はＭＲ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１０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。
【００３０】
図１に示すように第１の実施の形態のＭＲ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ＭＲ内視鏡３と、このＭＲ内視鏡３に照明光を供給する光源装置４と、ＭＲ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ＭＲ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。ＭＲＩ装置８は受信コイルに相当するＲＦコイル２を含む受信系を除いて通常のＭＲＩ装置である。
【００３１】
ＭＲ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１１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。
【００３２】
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１２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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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ＣＣＤ２３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２４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。
【００３６】
上記先端部１６において、対物レンズ２２、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２６ａ，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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
この湾曲部１７の後端には送気チューブ３１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。
【００４０】
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。ＲＦ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。
【００４１】
尚、ＭＲ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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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１７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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
なお、ＭＲ信号は、ＭＲＩ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。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。
【００４９】
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１０１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。
【００５０】
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１０１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。
【００５１】
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２１〜６４ＭＨｚ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１０１の厚さは数１０ミクロンが適正である。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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，“Ｔｈｅ  ＮＭＲ  Ｐｈａｓｅｄ  Ａｒｒａｙ”，Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，Ｖｏｌ．１６，Ｎｕｍｂｅｒ２，Ｎｏｖ．，１９９０に詳述されている。Ｒｏｅｍｅｒ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ＲＦ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。
【００５８】
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。
【００５９】
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。
【００６０】
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。
【００６１】
Ｌ２とＣ２とはラーモア周波数で並列共振する値にえらばれており、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。
【００６２】
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１２の増幅器５１０の後に位置させたのでは無効である。
【００６３】
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。
【００６４】
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５１１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。
【００６５】
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Ｌ７，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。
【００６６】
コントローラ５１３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。
【００６７】
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。
【００６８】
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５１１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。
【００６９】
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。
【００７０】
一般の内視鏡装置においては、関節駒２６ａ，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。
【００７１】
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２６ａ，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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
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。
【００７５】
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。
【００７６】
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。
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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、ＲＦ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。
【００７９】
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。
【００８０】
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。
【００８１】
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。
【００８２】
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。
【００８３】
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（ｑｕａｒｄｒａｔｕｒｅ）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。
【００８４】
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。
【００８５】
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。
【００８６】
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。Ｃ９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。
【００８７】
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Ｃ１２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ＲＦ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作用する。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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ＲＦ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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
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。
【００９４】
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ＲＦ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等を削除した第２の実施の形態である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。
【００９５】
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。
【００９６】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、撮影機能に係る電源あるいは信号を出力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。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＭＲ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ＭＲ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ＭＲ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ＭＲ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ＭＲ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…ＭＲ内視鏡装置、２…ＲＦコイル、３…ＭＲ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、１８…可撓部、１９…湾曲操作ノブ、５０…回路部、５０１…前置増幅器、Ｃ１，Ｃｔ１，Ｃｔ２…コンデンサ、Ｄ１…バラクタダイオード。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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