JPH0588502U - Ｍｒ内視鏡 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 体内外をつなぐ管の管径を細くして、被検体
内に容易に挿入できるＭＲ内視鏡を提供することであ
る。 【構成】 ＲＦコイルＡ２３とコンデンサ２４により共
振回路を構成する受信コイル２１と、コンデンサ２４に
並列にＲＦコイルＡ２３と等しいインダクタンスのＲＦ
コイルＢ２５とクロスオーバダイオード２６の直列回路
が接続されるデカップリング回路２２とで構成される内
視鏡コイル１１を具備し、送電電力に対してはデカップ
リング回路２２によりオープン回路とされ、受信時には
原子核の励起信号を受けて全身用コイルに誘導して信号
を伝達することにより、同軸ケーブルを体外への信号伝
達手段としない。

Description

【考案の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】

本考案はＭＲＩ（核磁気共鳴画像撮影装置）内視鏡の改良に関する。

【０００２】

【従来の技術】

核磁気共鳴現象を用いて特定原子核に注目した被検体の断層像を得る装置にＭ ＲＩがある。

【０００３】 Ｈ，Ｆ，Ｎａ，Ｃ，Ｐ等の原子核は個別の磁気モーメントμを持っており、こ れを静磁場Ｈ₀ 中に置くと歳差運動を行う。この歳差運動の角周波数ω₀ は次式 で与えられる。

【０００４】 ω₀ ＝γＨ₀ γは核磁気回転比と呼ばれ、原子に固有の定数である。磁気モーメントμは種々 の方向を向いているが、μの平均をＭ′とすると、Ｍ′はｚ軸方向を向く。この 状態でｘ軸方向からω₀ と同じ角周波数を持つ電磁波を印加すると、Ｍ′はｙ軸 方向に倒れ始める。この状態でｙ軸方向に受信コイルを配置すると、コイルには Ｍ′に比例した高周波電流が誘起される。

【０００５】 このようにＭＲＩでは、静磁場中の被検体に角周波数ω₀ の電磁波を印加する と、受信コイルに高周波電流が流れ、断層像を得ることができる。 このＭＲＩにおいて、体表からでは捉えにくい部分の映像を得るために、体内 に受信コイルを挿入して高周波信号を受信するＭＲ内視鏡が用いられる。

【０００６】 従来の内視鏡の概略の構造図を図６に示す。（イ）図はＭＲ内視鏡の外観図、 （ロ）図はＭＲ内視鏡内部に収容されている部分の説明図である。図において、 １は体内に挿入されるＭＲ内視鏡で、コイルカバー２、蛇管部３及び内視鏡操作 部４で構成されている。コイルカバー２の中には内視鏡コイル５が収められてい る。６は内視鏡コイル５と同軸ケーブル７とのインピーダンスマッチングをする ための整合部である。整合部６と同軸ケーブル７は蛇管部３の中に収容されてい て、同軸ケーブル７は内視鏡操作部４から外部に出されてプリアンプ８に接続さ れる。

【０００７】 内視鏡操作部４によって内視鏡コイル５を操作するとコイルカバー２と蛇管部 ３の接続部でコイルカバー２の角度が変わって断層面の方向を変化させる。

【０００８】

【考案が解決しようとする課題】

このＭＲ内視鏡１の内視鏡コイル５で受信された信号は、整合部６でインピー ダンスマッチングされた後、同軸ケーブル７を経て電気的に体外に取り出されて プリアンプ８に入力されていた。

【０００９】 このような従来のＭＲ内視鏡１の構造では、内視鏡コイル５と整合部６とを小 さく設計したとしても、受信信号をプリアンプ８に伝送するための同軸ケーブル ７が必要なため、この同軸ケーブル７の径により、コイルカバー２や蛇管部３の 径が決定されてしまって太くなり、被検体の体内への挿入が困難であった。

【００１０】 同軸ケーブル７の径を細くすることも考えられるが、伝送損失等の問題がある ため無闇に細くすることは実用的ではなかった。 又、内視鏡コイル５と同軸ケーブル７とのインピーダンスをマッチングさせる ための整合部６を収容するスペースも必要であって、蛇管部３の径を細くするた めの障害となっている。

【００１１】 本考案は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は、体内外をつなぐ管の 管径を細くして、被検体内に容易に挿入できるＭＲ内視鏡を提供することである 。

【００１２】

【課題を解決するための手段】 前記の課題を解決する本考案は、ＭＲ画像を作るため被検体の体内に挿入して 用いるＭＲ内視鏡において、第１のＲＦコイルとコンデンサにより共振回路を構 成する受信用コイルと、前記コンデンサに並列に前記第１のＲＦコイルと等しい インダクタンスを有する第２のＲＦコイルと、前記コンデンサと前記第２のＲＦ コイルとの間に挿入されて大電力の励起用高周波に対して動作するダイオードと から成るデカップリング回路とで構成される内視鏡コイルと、該内視鏡コイルの 位置や向きを制御するための内視鏡操作部と、該内視鏡操作部と前記内視鏡コイ ルとを接続して、前記内視鏡操作部の機械的操作を前記内視鏡コイルに伝達する ための蛇管部とを具備し、前記被検体内の原子核を励起するための励起用コイル に受信信号を誘導により取り出させることを特徴とするものである。

【００１３】

【作用】

励起用コイルに励起された原子核からの信号は受信用コイルで受信される。こ の受信信号は励起用コイルに対する相互誘導により励起用コイルに誘導されて出 力されることにより経口的にケーブルを通して出力されることはない。

【００１４】

【実施例】

以下、図面を参照して本考案の実施例を詳細に説明する。 図１は本考案の一実施例のＭＲ内視鏡の使用状態を示す図である。図において 、図６と同等の部分には同一の符号を用いてある。図中、１１は体内に挿入して 受信専用に用いる内視鏡コイル、１２は被検体１３を中央に収めて被検体１３の 勾配磁場により特定された原子核を励起するための全身用コイルである。

【００１５】 同軸ケーブル７は全身用コイル１２からの受信信号をプリアンプ８に入力する ため、全身用コイル１２に接続されている。従って、ＭＲ内視鏡１には内視鏡コ イル１１から信号を体外に接続する同軸ケーブルはなく、蛇管部３は内視鏡コイ ル１１の位置や向き等を変えるための機械的操作のためにのみ用いられている。

【００１６】 プリアンプ８は全身用コイル１２に同軸ケーブル７を介して直接接続されてい る。 内視鏡コイル１１の回路構成を図２に示す。図において、２１はデカップリン グ回路２２と共に内視鏡コイル１１を構成する受信コイルである。

【００１７】 ２３はキャパシタンスＣ₁ のコンデンサ２４とで共振回路を作って受信コイル ２１を構成するインダクタンスＬ₁ のＲＦコイルＡである。この回路の共振角周 波数は次式の通りである。

【００１８】 ω＝２πｆ＝１／√（Ｌ₁ Ｃ₁ ） ・・・（１） デカップリング回路２２はインダクタンスＬ₁ のＲＦコイルＢ２５とクロスダ イオード２６とで構成されており、ＲＦコイルＢ２５はコンデンサ２４と（１） 式の角周波数の共振回路を作っている。

【００１９】 次に、上記のように構成されたＭＲ内視鏡を含むＭＲ装置の高周波部の動作を 図３のフローチャートを参照して説明する。 ステップ１ 内視鏡コイル１１を被検体１３の体内に挿入する。

【００２０】 ステップ２ 全身用コイル１２に高周波電流を流して所定の位置の原子核を励起する。この 時、内視鏡コイル１１はデカップリング回路２２のためにオープン回路となって いる。図２の（イ）図の内視鏡コイル１１において、全身用コイル１２から励起 用の角周波数ωの高周波が送波されると、受信コイル２１のＲＦコイルＡ２３と コンデンサ２４とはωに共振する。又、デカップリング回路２２においては、高 出力の送信高周波によりクロスダイオード２６は導通して、ＲＦコイルＢ２５と コンデンサ２４によって作られる共振回路はωに共振する。

【００２１】 ところで、（ロ）図に示すように受信コイル２１の回路中に被検体１３との結 合により実効的に抵抗値Ｒの抵抗が挿入されることになって、実効的にデカップ リング回路２２に直列に接続される受信コイル２１は有限の抵抗値を示すが、受 信コイル２１に実効的に直列に接続されるデカップリング回路２２のインピーダ ンスは∞となって内視鏡コイル１１はオープン回路となり、全身用コイル１２と の磁気結合は失われる。

【００２２】 ステップ３ 全身用コイル１２の高周波電流により励起された ¹Ｈ原子核のスピンによる信 号を内視鏡コイル１１で受信する。この信号は小さいため、デカップリング回路 ２２のクロスダイオード２６は動作せずオープン回路となっており、受信コイル ２１はデカップリング回路２２とは無関係になって受信電流が流れる。

【００２３】 ステップ４ 受信コイル２１と全身用コイル１２との間の磁気結合に基づき、受信コイル２ １に生ずる受信電流の相互誘導により全身用コイル１２に誘導電流が流れる。図 ４は内視鏡コイル１１のＲＦコイルＡ２３と全身用コイル１２との結合状態を示 す図である。図において、図１，図２と同等の部分には同一の符号を付してある 。インダクタンスＬ₁ のＲＦコイルＡ２３に流れる電流をｉ₁ 、ＲＦコイルＡ２ ３に発生する電圧をｖ₁ とし、インダクタンスＬ₂ の全身用コイル１２に流れる 電流をｉ₂ 、全身用コイル１２に発生する電圧をｖ₂ とすれば、電圧ｖ₁ ，ｖ₂ は次式のようになる。

【００２４】

【数１】

【００２５】 （２）式に示すように、全身用コイル１２にはｖ₂ が受信信号として誘導され、 出力される。 ステップ５ 全身用コイル１２に誘導された受信信号は、同軸ケーブル７を経由してプリア ンプ８に入力され、増幅されて後段に出力される。

【００２６】 ステップ６ 以上の測定を繰り返して行うかチェックする。繰り返して行う場合はステップ １に戻る。繰り返して行わない場合は終了する。

【００２７】 以上説明したように本実施例によれば、ＭＲ内視鏡からの信号取り出しケーブ ルが不要になるためＭＲ内視鏡の管径を細くすることができる。又、電気配線が 蛇管内にないのでケーブル内での発熱など安全上の心配がない。更に、全身用コ イルのような外部コイルによる撮像により高感度部位が出てくるので、内視鏡の 位置も容易に分り、内視鏡のガイドに便利である。又、伝送線に対するインピー ダンス整合が不要となり、コイルの構造を簡単にすることができる。

【００２８】 尚、本考案は上記実施例に限定されるものではない。上記実施例において内視 鏡コイル１１のデカップリング回路２２はパッシブ型であったが、図５に示すよ うなアクティブ型のデカップリング回路でもよい。図において、図２と同等の部 分には同一の符号を付してある。図中、３１はダイオード３２と直列に接続され たインダクタンスＬ₁ のＲＦコイルＣで、その直列回路はコンデンサ２４に並列 に接続されている。

【００２９】 ３３はデカップリング回路２２に直流電圧を供給する直流電源で、この直流電 圧によりダイオード３２の動作電圧を規定しており、直流電源用ケーブル３４を 経てデカップリング回路２２に接続されている。３５はデカップリング回路２２ から直流電源３３へ交流電流が流れ込むことを阻止する交流遮断用コイルである 。このデカップリング回路の共振角周波数ωは ω＝２πｆ＝１／√（Ｌ₁ Ｃ₁ ） である。

【００３０】 この場合、使用ケーブルが直流バイアス供給のみに使用されるため、ケーブル を細くしても損失を気にしないで十分実用に耐えることができる。 図１の実施例では受信コイル２１の受信信号に対する誘導先のコイルを全身用 コイル１２としたが、サーフェスコイルやラップラウンドコイルを用いて誘導先 としてもよい。

【００３１】 又、実施例では ¹Ｈのイメージイグについて説明したが、他の原子核の例えば ³¹ Ｐ，¹³Ｃ等を用いたスペクトロスコピーにも応用できる。

【００３２】

【考案の効果】

以上詳細に説明したように本考案によれば、体内外をつなぐ管の管径を細くす ることができるようになって、被検体内に容易に挿入できて、実用上の効果は大 きい。

【図面の簡単な説明】

【図１】本考案の一実施例のＭＲ内視鏡の使用状態を示
す図である。

【図２】実施例のＭＲ内視鏡の内視鏡コイルの回路図で
ある。

【図３】実施例の動作のフローチャートである。

【図４】内視鏡コイルと全身用コイルの統合状態の説明
図である。

【図５】本考案の他の実施例の内視鏡コイルの回路図で
ある。

【図６】従来のＭＲ内視鏡の構造図である。

【符号の説明】

１ ＭＲ内視鏡 ３ 蛇管部 ４ 内視鏡操作部 １１ 内視鏡コイル １２ 全身用コイル ２１ 受信用コイル ２２ デカップリング回路 ２３ ＲＦコイルＡ ２４ コンデンサ ２５ ＲＦコイルＢ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｒ 33/36 8932−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３５５ 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/04 Ｚ 9118−2Ｊ Ｍ

Claims (1)

【実用新案登録請求の範囲】
1. 【請求項１】 ＭＲ画像を作るため被検体の体内に挿入
   して用いるＭＲ内視鏡において、 第１のＲＦコイル（２３）とコンデンサ（２４）により
   共振回路を構成する受信用コイル（２１）と、 前記コンデンサ（２４）に並列に前記第１のＲＦコイル
   （２３）と等しいインダクタンスを有する第２のＲＦコ
   イル（２５）と、前記コンデンサ（２４）と前記第２の
   ＲＦコイル（２５）との間に挿入されて大電力の励起用
   高周波に対して動作するダイオード（２６、３２）とか
   ら成るデカップリング回路（２２）とで構成される内視
   鏡コイル（１１）と、 該内視鏡コイル（１１）の位置や向きを制御するための
   内視鏡操作部（４）と、 該内視鏡操作部（４）と前記内視鏡コイル（１１）とを
   接続して、前記内視鏡操作部（４）の機械的操作を前記
   内視鏡コイル（１１）に伝達するための蛇管部（３）と
   を具備し、 前記被検体内の原子核を励起するための励起用コイル
   （１２）に受信信号を誘導により取り出させることを特
   徴とするＭＲ内視鏡。