JPH11225984A

JPH11225984A - Ｍｒｉ用プローブ

Info

Publication number: JPH11225984A
Application number: JP10033274A
Authority: JP
Inventors: Kazuo Mori; 一生森
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-02-16
Filing date: 1998-02-16
Publication date: 1999-08-24

Abstract

(57)【要約】【課題】ＲＦコイルの感度領域を十分遠くまで到達す
るようにし、かつ挿入方向に対して十分長い感度長を持
たせ、かつ信号雑音比は高く維持することができるＭＲ
Ｉ用プローブを提供する。【解決手段】生体内に導入可能な挿入部１１の先端近
傍に複数のＲＦコイル２ａ，２ｂとこのＲＦコイルを展
開するバルン２７とを設ける。バルン２７の膨脹に際し
て、ＲＦコイル２ａとＲＦコイル２ｂとの結合状態を制
御装置７に内蔵したコイル結合測定回路４６によりモニ
タする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体内に導入して
核磁気共鳴による画像情報を得るためのＭＲＩ用プロー
ブに係り、特に、感度分布が長く、かつ信号雑音比の高
い画像を得ることができるＭＲＩ用プローブに関する。

【０００２】

【従来の技術】従来より、ＭＲＩ用プローブの信号雑音
比と感度領域を両立させる技術として、フェーズドアレ
イ技術が知られている。この技術は、小さいＲＦコイル
を複数併設することにより、単一の小さいＲＦコイルの
高いＳ／Ｎを維持して、大きなコイルに相当する広い感
度領域を得ようとするものであり、Roemerらの論文「The
NMR Phased Array, Magnetic Resonance in Medicine 1
6,192-225(1990)」（以下、文献１と呼ぶ）に詳しく記
載されている。このフェーズドアレイ技術においては、
複数のＲＦコイル間の電磁的結合が除去されないと、一
般に妥当な画質は得にくいといわれている。

【０００３】一方、体腔内に挿入するＭＲＩ用プローブ
の従来技術として、例えば、特開平６−７３２０号公報
（以下、文献２と呼ぶ）記載のＭＲ内視鏡装置がある。
このＭＲ内視鏡装置においては、ＲＦコイル（文献２の
中では高周波アンテナまたは核磁気共鳴アンテナと記し
ている）をバルン内に装備し、バルン膨張とともにＲＦ
コイルのループを展開させて、ＲＦコイルの感度到達領
域を増大させる方法を採用している。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら文献２記
載のバルンと共にＲＦコイルを展開する方法では、挿入
方向にはＲＦコイルは十分長くないので、挿入方向のＭ
ＲＩ視野は十分長くないという問題点があった。

【０００５】また、この例では、インピーダンス整合回
路を挿入部の外側に配置し、ＲＦコイルから前置増幅器
までの伝送線はインピーダンス不整合状態で用いている
ので伝送線による信号損失が大きく、良好なＭＲＩ画像
品質が得られないという問題点があった。

【０００６】さらに、このバルン膨脹と共に展開するコ
イルに上記フェーズドアレイ技術を適用するため、二つ
以上のＲＦコイルを装備しても、ＲＦコイルはバルン伸
展縮小に伴い変形するのであるから、ＲＦコイル間の電
磁的結合は一定せず、電磁的結合の除去対策が困難であ
るという問題点がある。

【０００７】さらに体腔内に挿入するＲＦコイルの従来
技術として例えば、社内受付番号９８Ａ９４Ｘ００７号
の発明提案書（８月２１日現在明細書原稿校閲中、出願
後願番を記載予定、以下文献３と呼ぶ）によるＭＲＩ内
視鏡の同調回路がある。これは挿入部の湾曲部にＲＦコ
イルを装備し、低入力インピーダンスの前置増幅器と適
切な回路設計により、ＲＦコイルから前置増幅器までの
なるループインピーダンスを高くしている。このため、
複数のＲＦコイルを並べたときＲＦコイル間の電磁的結
合は比較的抑制され、さらにまた、ＲＦコイルの形状寸
法は著しく変わることはないので、フェーズドアレイ技
術を適用することは比較的容易である。しかしながら、
上記文献３記載のＲＦコイルにフェーズドアレイ技術を
適用しても、挿入方向の視野は長いが、ループ径が小さ
いので感度領域は遠くまで及ばないという問題点があ
る。

【０００８】また、この従来例では、前置増幅器を挿入
部内に実装しているが、この前置増幅器に伴うインダク
タなどの回路素子はある程度の大きさが必要で回路寸法
を十分小さくすることは困難であり、フェーズドアレイ
技術を適用すると、挿入部内の回路が増え、さらに挿入
部の径が増大してしまう傾向がある。

【０００９】本発明は上記の問題点に鑑みてなされたも
ので、その課題は、ＲＦコイルの感度領域を十分遠くま
で到達するようにし、かつ挿入方向に対して十分長い感
度長を持たせ、かつ信号雑音比は高く維持することであ
る。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
めに、請求項１記載の発明は、核磁気共鳴信号を受信す
るＭＲＩ用プローブにおいて、生体内に導入可能な挿入
部と、該挿入部の先端部近傍に設けられた複数のＲＦコ
イルと、を備えたことを要旨とする。

【００１１】また、請求項２記載の発明は、核磁気共鳴
信号を受信するＭＲＩ用プローブにおいて、生体内に導
入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられた
ループ寸法形状が可変である複数のＲＦコイルと、を備
えたことを要旨とする。

【００１２】また、請求項３記載の発明は、前記複数の
ＲＦコイルのうち少なくとも１つのＲＦコイルは、その
ループ部の一部が他のＲＦコイルのループ部の一部と互
いにオーバーラップしていることを要旨とする。

【００１３】また、請求項４記載の発明は、送気と排気
により膨張と収縮が可能なバルンをさらに備えてなり、
該バルンにより前記ＲＦコイルのループ寸法形状を可変
とすることを要旨とする。

【００１４】また、請求項５記載の発明は、前記複数の
ＲＦコイルから選ばれた第１のＲＦコイルに高周波電流
を印加する駆動手段と、前記複数のＲＦコイルから選ば
れた第２のＲＦコイルに誘起される高周波電流の大きさ
を観測する観測手段と、をさらに備えたことを要旨とす
る。

【００１５】また、請求項６記載の発明は、前記複数Ｒ
Ｆコイルの出力はそれぞれ個別の伝送線により前記挿入
部の外部に設けられた低入力インピーダンスの前置増幅
器に接続され、前記伝送線の長さは、前記ＲＦコイルと
該伝送線と前記前置増幅器の入力インピーダンスとのな
すループインピーダンスがラーモア周波数において高く
なるように選ばれたことを要旨とする。

【００１６】また、請求項７記載の発明は、前記ＲＦコ
イルの同調回路は、寸法形状が可変なループの内側に設
けられたことを要旨とする。

【００１７】また、請求項８記載の発明は、前記ＲＦコ
イルの同調回路は、前記バルンの内側に設けられたこと
を要旨とする。

【００１８】また、請求項９記載の発明は、核磁気共鳴
信号を受信するＭＲＩ用プローブにおいて、生体内に導
入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられた
ループ寸法形状が可変であるＲＦコイルと、該ＲＦコイ
ルのループの内側に設けられた同調回路と、を備えたこ
とを要旨とする。

【００１９】また、請求項１０記載の発明は、核磁気共
鳴信号を受信するＭＲＩ用プローブにおいて、生体内に
導入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられ
たループ寸法形状が可変であるＲＦコイルと、送気と排
気により膨張と収縮が可能なバルンと、該バルンの内側
に設けられた同調回路とを備えてなり、前記バルンの膨
脹、収縮により前記ＲＦコイルのループ寸法形状を可変
とすることを要旨とする。

【００２０】また、請求項１１記載の発明は、前記ＲＦ
コイルのループはその一部分のみを前記バルンの母材に
対して固定されており、該バルン母材が自然な状態にあ
るときには前記ループは弛緩した状態であることを要旨
とする。

【００２１】

【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。

【００２２】図１ないし図１０は、本発明に係るＭＲＩ
用プローブの第１の実施の形態を示すもので、図１はＭ
ＲＩ用プローブを内蔵した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バルン部を
膨脹させた状態を示す説明図、図３はバルン部を膨脹さ
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はバルンの製造方法を説明する展開図、図７は
バルン膨脹時のＲＦコイルの状態を示す側面図、図８は
同調回路の接続を示す回路図、図９はコイル結合測定回
路の構成を示す回路図、図１０は同軸ケーブルのケーブ
ル長算出方法を説明する図である。

【００２３】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
２ａ，２ｂ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Ｍ
ＲＩ内視鏡３に設けたＲＦコイル２ａ，２ｂの結合状態
の観測等を行う制御装置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２ａ，２ｂ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。

【００２４】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。

【００２５】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。

【００２６】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。

【００２７】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。

【００２８】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。

【００２９】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。

【００３０】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バルン２７で覆われ、このバルン
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。

【００３１】バルン２７の内部には、本発明の特徴とな
る二つのＲＦコイル２ａ，２ｂが挿入方向に並んで配置
され、それぞれリード線３４ａ，３４ｂを介して同調回
路５０ａ，５０ｂと接続されている。同調回路５０ａ，
５０ｂからは同軸ケーブル５１ａ，５１ｂが引き出さ
れ、可撓部１８、ユニバーサルコード１３、を経由して
制御装置７のコイル結合測定回路４６に接続されてい
る。

【００３２】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等が
収納されている。

【００３３】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を形成するバルン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。

【００３４】尚、ＭＲＩ内視鏡３は、ＲＦコイル２ａ，
２ｂ、先端部１６、関節駒２６等の少なくとも挿入部１
１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。

【００３５】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。

【００３６】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た後、バルン２７
を膨脹させて湾曲部１７を被検体内で固定し、湾曲部１
７に内蔵したＲＦコイル２ａ，２ｂでＭＲＩ画像を得る
場合に行われる。

【００３７】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２ａ，２ｂでＭＲＩ画
像を得た後に、バルン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。

【００３８】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。

【００３９】次に図６を参照して、ＲＦコイル２ａ，２
ｂを内蔵するバルン２７の製造方法を説明する。まず、
ゴム等でできた伸縮可能なバルン母材を図示する展開形
に裁断し、その上にＲＦコイルとなる導体を載せ、図中
矢印で示す数カ所を接着や結紮などの手段で固定する。
このとき、ＲＦコイル２ａ，２ｂは、バルン母材に対し
てやや弛んだ状態とする。ＲＦコイルは細い導線を束ね
たもので、絶縁被覆を持っている。ＲＦコイル２ａ，２
ｂからは同調回路５０ａ，５０ｂにつなぐためにリード
線３４ａ，３４ｂが出ている。

【００４０】これを、ＲＦコイルがついている側を内側
にして丸め、バルン母材のＡ−Ｂ−Ｃ−Ｄ−Ｅ−Ｆ線で
示す縁と、ａ−ｂ−ｃ−ｄ−ｅ−ｆ線で示す縁とを伸縮
性の高い接着剤でつなぐ。このとき、同じアルファベッ
トの大文字で示す頂点と小文字で示す頂点が一致するよ
うに接着する。もしこの構造の内側からガスなどで圧力
を加えると、バルン母材は図３よりもさらに広がり、図
７のようなバルンができるが、このとき、ＲＦコイルの
なすループ面積は、図３の状態よよりも広がっている
（即ち感度はより遠くまで届く）。

【００４１】二つのＲＦコイル２ａ，２ｂは、バルン膨
張時には図７のように径の広い二つのループが一部オー
バーラップするようにバルン２７内に配置されている。
バルン２７の両端部は、それぞれ内視鏡の挿入部の先端
部１６および可撓部１８に各々固着されている。

【００４２】図８は一方のＲＦコイル２ａの同調を行う
同調回路５０ａの構成とその同調出力を伝送する細径の
同軸ケーブル５１ａの接続を示す。他方のＲＦコイル２
ｂについても同様の構成で同調回路５０ｂと同軸ケーブ
ル５１ｂとが設けられている。同調回路５０ａ，５０ｂ
はごく小さなもので、固定容量を用い、それぞれ小さな
プリント基板６０ａ，６０ｂの上に実装し、バルン２７
の内側に置かれる。同調回路５０ａ，５０ｂへは、図７
の信号取り出し点からリード線３４ａ，３４ｂで接続さ
れる。コンデンサ６１、６２の容量は、典型的使用状態
において、同軸ケーブル５１から見たＲＦコイル２側の
インピーダンスが同軸ケーブルの特性インピーダンスに
ほぼ同等となるように決定されている。

【００４３】同軸ケーブル５１は，図２の固定部材３２
を貫通して可撓部１８を経由し挿入部１１の外へ延び
る。同調回路は、膨張するものの内側に置かれ、同軸ケ
ーブルもそこにつながるから、ＲＦコイルループの外側
に同調回路が突起することがなくスムーズに体内挿入が
出来、また、同調回路や同軸ケーブルはバルンによるＲ
Ｆコイルループの伸展を妨害することがない。

【００４４】図９は、制御装置７の内部に設けられたコ
イル結合測定回路４６の接続を示す回路図である。コイ
ル結合測定回路４６は、同軸ケーブル５１ａ，５１ｂ経
由でＲＦコイル２ａ，２ｂの同調回路５０ａ，５０ｂに
接続されている。ＲＦコイル２ａは切換スイッチ６５に
より高周波信号源６６または低入力インピーダンスの前
置増幅器６７ａのいずれかに接続される。ＲＦコイル２
ｂは低入力インピーダンスの前置増幅器６７ａに接続さ
れ、さらにポストアンプ６８ｂを経て検波回路６９に接
続される。検波回路６９の出力レベルはインジケータ７
０で示される。ＲＦコイル２ａ，２ｂから前置増幅器６
７ａ，６７ｂまでの系は、図１０のようになっていて、
同軸ケーブルの長さｌを適当に選択すれば、特定周波数
において、外部からの誘導起電力による電流ｉを最小に
することができる。即ち、併設された他のコイルとの電
磁的結合を最小にできるということは、文献３でも述べ
られていることであり、同軸ケーブルの長さｌはそのよ
うに前もって定められている。

【００４５】微調整をケーブル長の調整でなく行うため
には、図１０に破線で示すように、低入力インピーダン
スの前置増幅器６７と同軸ケーブル５１との間に付加的
なリアクタンス回路７１を挿入し、このリアクタンスを
調整しても良い。勿論、該特定周波数とはＭＲＩイメー
ジングに用いられるラーモア周波数となるようにし、そ
の値に対してケーブル長を最適化してある。

【００４６】次に、ケーブル長ｌの決定方法を説明す
る。同軸ケーブル５１の特性インピーダンスをＷ、位相
伝搬定数をβとすると、同軸ケーブルの負荷である前置
増幅器６７の入力インピーダンスＺは、同軸ケーブルの
入力端から見れば、次式に示すＺinとして見える。この
式においては、ケーブル減衰が充分小さいとし、無視し
てある。

【００４７】

【数１】Ｚin＝｛Ｚｃｏｓ（βｌ）＋ｊＷｓｉｎ（βｌ）｝／｛ｃｏｓ（βｌ）＋ｊ（Ｚ／Ｗ）ｓｉｎ（βｌ）｝ …（１）この式により、ケーブル長ｌの調整によりＺを任意のＺ
inに変換できる。Ｚinとして所望の値は、所望の角周波
数ωにおいて次の如くである。Ｚin＝ｊ／（ωＣｔ）＋ｊ／（ωＣｍ） …（２）即ち、Ｚinは、インダクタンスＬであり、Ｌ＝１／ω２（１／Ｃｔ＋１／Ｃｍ） …（３）このようにケーブル長ｌを設定することにより、ＲＦコ
イル側からみたインピーダンスは、角周波数ωにおいて
並列共振回路となり電流ｉを最も小さくできる。

【００４８】次に、本発明に係るＭＲＩ用プローブを用
いたＭＲＩ内視鏡の使用法を説明する。まず、バルン２
７の内部を排気しバルン２７が収縮した図７の状態にし
て、挿入部１１を体腔内に挿入する。このとき、モニタ
装置６の映像を参照しながら先端部１６を進め、ＲＦコ
イル２を内蔵するバルン２７を関心領域の近くに到達さ
せる。

【００４９】次いで、送気ポンプ３８によりバルン２７
を膨らまし、これによりＲＦコイル２ａ，２ｂを膨らま
す。ある程度バルン２７が膨張したら、高周波信号源６
６がＲＦコイル２ａにつながるよう、切換スイッチ６５
を操作する。ＲＦコイル２ａに加えられた高周波信号
は、電磁的結合を経てＲＦコイル２ｂでピックアップさ
れ、前置増幅器６７ｂ、ポストアンプ６８ｂ、検波回路
６９を経て，その信号レベルがインジケータ７０に表示
される。

【００５０】操作者はインジケータ７０の表示レベルが
過大な値となならないように、送気ポンプ３８から送出
する空気量を調整する。このような操作をする理由は、
ＲＦコイル２ａ，２ｂ間の電磁的結合を小さくするため
である。ＲＦコイル２ａと２ｂはループがオーバーラッ
プするように配置されており、このオーバーラップは電
磁結合が最小になる配置を意図されているが、ＲＦコイ
ルの膨張状態で電磁的結合量は変わるものである。ま
た、バルン２７内の体積を管理するようにしたとして
も、バルンの一部が人体と触れていれば膨張の形状も変
わり、電磁的結合が小さいという保証はない。

【００５１】このため、一方のＲＦコイルから高周波信
号を送信し、他方のＲＦコイルでこれを受信し、この受
信信号レベルが最小であれば、２つのＲＦコイル間の電
磁的結合は最小であることを利用して、２つのＲＦコイ
ルが異常な結合状態でないように確認しながらバルン２
７を膨らますのである。このステップがなければ、低入
力インピーダンスの前置増幅器と適切なケーブル長によ
る電磁的結合抑制手段のみに依存しなければならず、こ
れのみでは不十分で妥当な画質にならないことがある得
る。

【００５２】インジケータ７０のレベルが妥当であれ
ば、そこで送気・排気を止めコイルの膨張状態を保持す
る。次いで、切換スイッチ６５を切換え、ＲＦコイル２
ａが低入力インピーダンスの前置増幅器６７ａに接続
し、ＭＲＩのデータ収集に備える。

【００５３】以上のようにすれば、ＲＦコイル２ａ及び
２ｂは、ともにかなり径が膨らんでいるので、その感度
はかなり遠くまで届くことになる。

【００５４】そして、ＭＲＩ装置８でのイメージングに
おいては、ＲＦコイル２ａとＲＦコイル２ｂとに誘導さ
れたＭＲ信号は、各々独立に並行してデータ収集され、
画像再構成処理に供される。画像再構成処理は、前記文
献１に示されているように、ＲＦコイル２ａ，２ｂのデ
ータからまず各々の画像を作り、ついでしかるべき適切
な方法でこれら二つの画像を合成し、一つの最終画像を
作る。

【００５５】この最終画像の挿入方向の感度領域の長さ
は、ＲＦコイル２ａあるいはＲＦコイル２ｂの単独の感
度領域の長さよりも長く、かつそのＳ／ＮはＲＦコイル
２ａあるいはＲＦコイル２ｂ単独の場合のＳ／Ｎと同等
に維持できているので、広範囲の鮮明な画像を診断に供
することができる。

【００５６】次に、本発明の実施の形態の変形例につい
て説明する。以上は内視鏡機能を持つ挿入部にＭＲＩ用
プローブのＲＦコイルを装備する場合を述べたが、内視
鏡機能は必ずしも必要ではなく、光学系や鉗子孔を持た
ない体内挿入部にＲＦコイルや膨張手段を設けたもので
あっても、発明の主旨は同じである。

【００５７】また、以上に説明した実施の形態は、二つ
のＲＦコイルを併設する場合について述べたが、三つ以
上のＲＦコイルを併設する場合にも、本発明はそのまま
適用できる。

【００５８】また、同調回路をバルン内部に設置するこ
とや、ＲＦコイルとバルンの構造については、ＲＦコイ
ルが複数でなく単数の場合にも適用できることは明らか
である。

【００５９】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、挿
入部の先端近傍に複数のＲＦコイルとこのＲＦコイルを
展開するバルンとを設けたので、ＲＦコイルの感度領域
を十分遠くまで到達するようにし、かつ挿入方向に対し
て十分長い感度長を持たせ、かつ信号雑音比は高く維持
す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用プローブを実装したＭＲ
Ｉ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用プローブを実装したＭＲ
Ｉ内視鏡装置の挿入部の先端側の構成を示す部分断面図
である（バルン膨脹時の状態）。

【図３】同ＭＲＩ内視鏡装置の挿入部の先端側のバルン
収縮時の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】バルンの製造方法を説明する展開図である。

【図７】バルン膨脹時のＲＦコイルの状態を示す側面図
である。

【図８】同調回路の接続を示す回路説明図である。

【図９】コイル結合測定回路の構成を示す回路図であ
る。

【図１０】同軸ケーブルのケーブル長算出方法を説明す
る図である。

【符号の説明】

１…ＭＲＩ内視鏡装置、２ａ，２ｂ…ＲＦコイル、３…
ＭＲＩ内視鏡、４…光源装置、５…映像処理装置、６…
モニタ装置、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、２７…
バルン、３４ａ，３４ｂ…信号線、４６…コイル結合測
定回路、５０ａ，５０ｂ…同調回路、５１ａ，５１ｂ…
同軸ケーブル。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】核磁気共鳴信号を受信するＭＲＩ用プロ
ーブにおいて、生体内に導入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられた複数のＲＦコイル
と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ用プローブ。
【請求項２】核磁気共鳴信号を受信するＭＲＩ用プロ
ーブにおいて、生体内に導入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられたループ寸法形状が可
変である複数のＲＦコイルと、を備えたことを特徴とするＭＲＩ用プローブ。
【請求項３】前記複数のＲＦコイルのうち少なくとも
１つのＲＦコイルは、そのループ部の一部が他のＲＦコ
イルのループ部の一部と互いにオーバーラップしている
ことを特徴とする請求項１または請求項２記載のＭＲＩ
用プローブ。
【請求項４】送気と排気により膨張と収縮が可能なバ
ルンをさらに備えてなり、該バルンにより前記ＲＦコイルのループ寸法形状を可変
とすることを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ用プロー
ブ。
【請求項５】前記複数のＲＦコイルから選ばれた第１
のＲＦコイルに高周波電流を印加する駆動手段と、前記複数のＲＦコイルから選ばれた第２のＲＦコイルに
誘起される高周波電流の大きさを観測する観測手段と、をさらに備えた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用プローブ。
【請求項６】前記複数ＲＦコイルの出力はそれぞれ個
別の伝送線により前記挿入部の外部に設けられた低入力
インピーダンスの前置増幅器に接続され、前記伝送線の長さは、前記ＲＦコイルと該伝送線と前記
前置増幅器の入力インピーダンスとのなすループインピ
ーダンスがラーモア周波数において高くなるように選ば
れたことを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれ
かに記載のＭＲＩ用プローブ。
【請求項７】前記ＲＦコイルの同調回路は、寸法形状
が可変なループの内側に設けられたことを特徴とする請
求項２記載のＭＲＩ用プローブ。
【請求項８】前記ＲＦコイルの同調回路は、前記バル
ンの内側に設けられたことを特徴とする請求項４記載の
ＭＲＩ用プローブ。
【請求項９】核磁気共鳴信号を受信するＭＲＩ用プロ
ーブにおいて、生体内に導入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられたループ寸法形状が可
変であるＲＦコイルと、該ＲＦコイルのループの内側
に設けられた同調回路と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ用プローブ。
【請求項１０】核磁気共鳴信号を受信するＭＲＩ用プ
ローブにおいて、生体内に導入可能な挿入部と、該挿入部の先端部近傍に設けられたループ寸法形状が可
変であるＲＦコイルと、送気と排気により膨張と収縮
が可能なバルンと、該バルンの内側に設けられた同調回路と、を備えてなり、前記バルンの膨脹、収縮により前記ＲＦ
コイルのループ寸法形状を可変とすることを特徴とする
ＭＲＩ用プローブ。
【請求項１１】前記ＲＦコイルのループはその一部分
のみを前記バルンの母材に対して固定されており、該バ
ルン母材が自然な状態にあるときには前記ループは弛緩
した状態であることを特徴とする請求項１０記載のＭＲ
Ｉ用プローブ。