JPH11225984A - Probe for mri - Google Patents

Probe for mri

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JPH11225984A
JPH11225984A JP10033274A JP3327498A JPH11225984A JP H11225984 A JPH11225984 A JP H11225984A JP 10033274 A JP10033274 A JP 10033274A JP 3327498 A JP3327498 A JP 3327498A JP H11225984 A JPH11225984 A JP H11225984A
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JP
Japan
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mri
rf coil
rf
loop
portion
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Application number
JP10033274A
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Japanese (ja)
Inventor
Kazuo Mori
一生 森
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To make the sensitivity area of a RF coil reach sufficiently far, to obtain the sufficiently long sensitivity length in the inserting direction, and to keep the high signal-noise ratio by providing the prove with an inserting part which can be introduced into an organism, and a plurality of RF coils mounted near the point part of the inserting part.
SOLUTION: A MRI endoscope device 1 comprises a MRI endscope 3 comprising the RF coils 2a, 2b, a controller 7 for observing the binding condition of the RF coils 2a, 2b or the like, and a MRI device 8 forming a MRI image on the basis of a nuclear magnetic resonance signal received from the RF coils 2a, 2b. The MRI endoscope 3 comprises a flexible inserting part 11 which can be inserted into a body cavity of a subject. The RF coils 2a, 2b are arranged in the inserting direction inside of a balloon 27 covering a joint block connected with the point part 16 of the inserting part 11, and are connected with a tuning circuit through a lead wire.
COPYRIGHT: (C)1999,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [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。 The present invention relates is to introduce into the body relates to MRI probe for obtaining image information by nuclear magnetic resonance, in particular, that sensitivity distribution is long, and obtain a highly signal-to-noise ratio image an MRI probe that can.

【0002】 [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。 Conventionally, as a technique to achieve both the signal-noise ratio and sensitivity region of the MRI probe, phased array technique is known. 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 This technique, by multiple features a small RF coil, which maintained a high S / N of a single small RF coils, to be obtained a wide sensitivity region corresponding to large coils, the Roemer et al. paper "The
NMR Phased Array, Magnetic Resonance in Medicine 1 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。 6,192-225 (1990) "is described in detail in (hereinafter, referred to as Document 1). このフェーズドアレイ技術においては、 In this phased-array technology,
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。 If not removed the electromagnetic coupling between a plurality of RF coils, generally a reasonable picture quality is said to be difficult to obtain.

【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。 On the other hand, as a prior art MRI probe to be inserted into a body cavity, for example, JP-A-6-7320 publication (hereinafter, referred to as Document 2) it is MR endoscope according.
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 In this MR endoscope apparatus is equipped with RF coil (in the literature 2 is denoted as the high frequency antenna or nuclear magnetic resonance antenna) in the balloon, RF with balloon inflation
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。 A loop coil by deployed, adopts a method of increasing the sensitivity arrival area of ​​the RF coil.

【0004】 [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 In the method of deploying the RF coil [0006] However with balun of Document 2, since the insertion direction RF coil is not long enough, the insertion direction M
RI視野は十分長くないという問題点があった。 RI field of view there is a problem that not long enough.

【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。 [0005] In this example, to place the impedance matching circuit outside of the insertion portion, the transmission line from the RF coil to the preamplifier increases signal loss due to transmission line because of the use in an impedance mismatch condition, good an MRI image quality is a problem that can not be obtained.

【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。 Furthermore, since the application of the phased array technique the coil to expand with this balun expansion, be equipped with two or more RF coils, because RF coil is being deformed due to the balun extension reduced, RF coil electromagnetic coupling between the not constant, there is a problem that removal measures electromagnetic coupling is difficult.

【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。 [0007] For example as further prior art RF coil to be inserted into a body cavity, internal acceptance number 98A94X007 No. of invention proposals (August 21, 2010 in the specification document reviewers, will describe the gun number after application, the following Reference 3 there are tuning circuit MRI endoscope by called). 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。 It was equipped with a RF coil the curved portion of the insertion portion, by suitable circuit design and preamplifier low input impedance, and high loop impedance comprising a from the RF coil to a preamplifier. このため、 For this reason,
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。 Electromagnetic coupling between the RF coil when arranging a plurality of RF coils is relatively suppressed, and also, since the geometry of the RF coil does not change significantly, it is relatively easy to apply phased array technology . しかしながら、 However,
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。 It is applied to the RF coil to the phased array technique described above Document 3, although the field of view of the insertion direction is longer, the sensitivity region since the loop diameter is small, there is a problem that not extend far.

【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。 Further, in this conventional example, have implemented preamplifier within the insertion portion, the circuit elements such as inductors with this preamplifier to sufficiently reduce certain size necessary circuit size is it is difficult, applying phased array technology, increased circuit in the insertion portion, there is a further tendency for the diameter of the insertion portion increases.

【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。 [0009] The present invention has been made in view of the above problems, its object is a sensitive region of the RF coil so as to reach far enough, and to have a sufficiently long sensitive length to the insertion direction, and signal-to-noise ratio is to be maintained high.

【0010】 [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。 In order to solve the above problems SUMMARY OF THE INVENTION The invention of claim 1, wherein, in the MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, the insertion portion can be introduced into the body, the insert a plurality of RF coils provided in the vicinity of the distal end portion of parts, further comprising a a gist.

【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。 [0011] According to a second aspect of the invention, in an MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, and can be introduced insertion part in the body, the loop size and shape provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion a plurality of RF coils is variable, and summarized in that with a.

【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。 [0012] According to a third aspect of the invention, at least one RF coil of the plurality of RF coils overlap each other and part of the loop portion of the RF coil part of another of the loop portion the gist that you are.

【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、 [0013] The invention of claim 4, wherein is made further comprises a balun capable of contraction and expansion by exhausted air,
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。 And summarized in that the loop geometry of the RF coil and variable by the balun.

【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。 Further, an invention according to claim 5, a driving means for applying a high-frequency current to the first RF coil selected from the plurality of RF coils, a second RF selected from the plurality of RF coils and observation means for observing the magnitude of the high-frequency current induced in the coil, further comprising a a gist.

【0015】また、請求項6記載の発明は、前記複数R [0015] The invention of claim 6 wherein, the plurality 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。 The output of the F coil is respectively connected to a preamplifier of low input impedance provided outside of the insertion portion by a separate transmission line, the length of the transmission line, the RF coil and said transmission line and the pre and summarized in that the loop impedance formed by the input impedance of the amplifier is chosen to be higher in the Larmor frequency.

【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。 Further, an invention according to claim 7, wherein the tuning circuit of the RF coil is summarized in that the size and shape is provided inside the variable loops.

【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。 Further, an invention according to claim 8, the tuning circuit of the RF coil is summarized in that provided inside the balun.

【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。 Further, an invention according claim 9, in MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, and can be introduced insertion part in the body, the loop size and shape provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion a RF coil is variable, and the gist that and a tuning circuit which is provided inside the loop of the RF coil.

【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。 Further, an invention according claim 10, in MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, and can be introduced insertion part in the body, the loop size and shape provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion a RF coil is variable, air and a balun capable expansion and contraction by the exhaust, it includes a tuning circuit provided in the inside of the balloon, the loop size of the RF coil expansion, the contraction of the balun and summarized in that the shape is variable.

【0020】また、請求項11記載の発明は、前記RF [0020] The invention of claim 11 wherein, the 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。 Loop coil is fixed only a portion thereof with respect to the base material of the balun, when the balloon preform is in a natural state is summarized in that the loop is the relaxed state.

【0021】 [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。 Referring DESCRIPTION OF THE INVENTION Next drawings, an embodiment of the present invention in detail.

【0022】図1ないし図10は、本発明に係るMRI [0022] FIGS. 1 to 10, MRI according to the present invention
用プローブの第1の実施の形態を示すもので、図1はM Show a first embodiment of use the probe, 1 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。 Overall configuration diagram of an MRI endoscope apparatus with a built-in RI probe, 2 is an explanatory view showing a state in which expand the balloon portion at the distal end side of the insertion portion of the MRI endoscope, FIG. 3 does not inflate the balloon portion explanatory view showing a normal state, the block diagram Figure 4 showing the configuration of the control device, FIG 5 is a sectional view showing a setting state of the switching valve, Figure 6 is a developed view for explaining a manufacturing method of the balun, 7 balun side view showing a state of the RF coil during expansion, FIG. 8 is a circuit diagram showing the connection of the tuned circuit, FIG. 9 is a circuit diagram showing the configuration of a coil binding measuring circuit, FIG. 10 illustrating the cable length calculation method of the coaxial cable it is a diagram.

【0023】図1に示すように第1の実施の形態のMR The MR of the first embodiment as shown in FIG. 1
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 I endoscope apparatus 1 includes an MRI endoscope 3 having an RF coil 2a, 2b for obtaining an MRI image, a light source device 4 for supplying illumination light to the MRI endoscope 3, MRI endoscope 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 Video signal processing apparatus for performing signal processing for the imaging unit 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 When, a monitor 6 for displaying an output signal of the video signal processing device 5, which controls the air supply and exhaust to the curved portion 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 RF coil 2a provided RI endoscope 3, a control unit 7 for observation or the like of the bonding state of 2b, the magnetic field and the RF coil 2a to generate a high frequency, the nuclear magnetic resonance signal received from 2b for nuclear magnetic resonance MRI apparatus 8 constituting an MRI image from
とから構成される。 Composed of a.

【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 [0024] MRI endoscope 3 includes an insertion portion 11 of the flexible elongate insertable into the body cavity of the subject, the insertion portion 1
1の後端に太幅の操作部本体12が連設されている。 Operating portion body 12 of the large width is provided continuously to one of the rear end. 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。 This is from the rear of the operation portion main body 12 a flexible universal cord 13 is extended, the universal cord 13 is branched to the first code 13a, and a second code 13b, the distal end of the first cord 13a the connector 14a is connected to the control device 7, the distal end of the connector 14b of the second code 13b is connected to the light source device 4. 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。 Connector 14b is connected to the video signal processing device 5 further via the signal cable 15.

【0025】上記挿入部11は、硬質の先端部16と、 [0025] The insertion portion 11 includes a rigid distal end portion 16,
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 A bendable bending portion 17 formed adjacent to the rear end of the distal end portion 16, an operation unit main body 1 from the rear end of the bending portion 17
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。 And a long flexible portion 18 formed to 2. 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。 Curved portion 17, the bending operation wire (not shown) by rotating the bending operation knob 19 provided in the operation portion body 12 is pulled up and down, and to be able to bend in the lateral direction.

【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。 [0026] Further, the proximal end near the operating portion body 12 is provided with a forceps channel insertion port 20 for inserting the treatment tool, the forceps channel insertion port 20 is communicated with a channel (not shown) in the insertion portion 11 it can project a treatment instrument such as forceps from the channel outlet opening at the distal end portion 16.

【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 As shown in FIG. 2 in the insertion portion 11, a light guide 21 for transmitting illumination light is inserted through the universal cord 13 and second cord the light guide 21 is extended from the operation portion main body 12 the light source device 4 through the 13b
に着脱自在で接続される。 It is detachably connected to. 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。 Illumination light supplied from the light source device 4 is transmitted by the light guide 21 is emitted forward from the illumination window provided at the distal end portion 16.

【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 [0028] C The subject of the affected part or the like which is illuminated by the illumination light emitted from the illumination window, arranged fixed to the focal plane by the objective lens 22 attached to the observation window
CD23の撮像面に結像され、このCCD23によって光電変換される。 Formed on the imaging surface of the CD23, it is photoelectrically converted by the CCD 23. このCCD23に接続された信号線2 Signal line 2 connected to the CCD23
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。 4 the insertion portion 11, an operation portion body 12, the universal cord 13 is connected to the video signal processing unit 5 via the second code 13b and the signal cable 15, a drive signal from the video signal processing unit 5 inside the drive circuit image pickup signal photoelectrically converted is read by the application, the image signal processing device 5 a standard video signal is generated and displayed on the monitor 6.

【0029】上記先端部16において、対物レンズ2 [0029] In the tip portion 16, an objective lens 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、 2, the rear end of the tip body 33 as a housing, such as CCD 23, the distal end side of the first joint piece 26a is fixed to the rear end of the first joint piece 26a the distal end of the second joint piece 26b side is rotatably connected to the vertical by the connecting shaft 25,
この第2の関節駒26bの後端には第3の関節駒26a The third joint piece 26a to the rear end of the second joint piece 26b
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 Substantially cylindrical joint piece of alternately two by the condition that the tip end side is pivotally connected to the left and right by the connecting shaft 25 of 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 a, 26b, 26a, 26b, ... are (in the longitudinal direction of the insertion portion 11) rotatably to one another in cascade connected curved portion 17
の基本構造が構成されている。 The basic structure is configured.

【0030】この湾曲部17を構成する関節駒26a, The joint piece 26a which constitutes the bending portion 17,
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。 26b, 26a, 26b, ... around the covered with balloon 27 elastically with a large insulating liable rubber to and expansion and contraction has a curved likely soft characteristic, the ends of the front and rear of the balloon 27 It is fixed to the distal end portion main body 33 and the fixing member 32 by a fixing member 28 of the wound, and the like.

【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。 [0031] Inside the balun 27, the two RF coils 2a which is a feature of the present invention, 2b are arranged side by side in the insertion direction, the lead wire 34a, respectively, the tuning circuits 50a through 34b, and is connected to the 50b there. 同調回路50a, Tuning circuit 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。 Coaxial cable 51a from 50b, 51b is pulled out, the flexible portion 18 is connected to the coil coupling the measurement circuit 46 of the control unit 7 via the universal cord 13,.

【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。 The rear end of the bending portion 17 is connected to a flexible tube 29 which constitutes the flexible portion 18 through a fixing member 32, on the inside of the flexible tube 29, the signal line 24 of the CCD 23, light guide 21, such as air supply tube 31 is housed.

【0033】この湾曲部17の後端には送気チューブ3 The air supply tube 3 at the rear end of the bending portion 17
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。 1 tip is fixed to the fixing member 32, the tip of the air supply tube 31 is open inside of the curved portion 17.
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。 Therefore, when air by the air supply tube 31, the balun 27 to form the bending portion 17 are as swell. 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。 In this case, since the flexible portion 18 side are separated by a fixing member 32, a flexible tube 29 which constitutes the flexible portion 18 does not inflate.

【0034】尚、MRI内視鏡3は、RFコイル2a, [0034] Incidentally, MRI endoscope 3, RF coil 2a,
2b、先端部16、関節駒26等の少なくとも挿入部1 2b, the tip section 16, at least the insertion portion 1 of the joint pieces 26, etc.
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。 Formed insertion portion constituting member to form a 1 by using a material that is not at least a ferromagnetic material, designed to be smaller the influence of the magnetic field in a state of being placed in a strong static magnetic field in order to obtain an MRI image.

【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。 The air supply tube 31 is connected to the mouthpiece 35 in the connector 14a, the mouthpiece 35 is connected to a pipe 36 which receive the mouthpiece of the control device 7 side is provided. 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。 This is the pipe 36 through the switching valve 37 is connected to the air pump 38 and the suction pump 39. 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。 The air pump 38 and the suction pump 39 operation is controlled via respective drivers 42 and 43 by the control circuit 41. 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。 Further, the switching valve 37 is also the switching operation via the driver 44 is controlled by the control circuit 41.

【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、 [0036] The control circuit 41 in response to the manual air supply button 45a, manual operation of the suction button 45b,
送気ポンプ38、吸引ポンプ39、切換弁37の動作を制御する。 Air pump 38, suction pump 39, controls the operation of the switching valve 37. 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。 For example, if the manual air button 45a is operated, and sets the air pump 38 into operation, switch the switching valve 37 to allow air to air by the air pump 38. この場合には図4又は図5 In this case FIG. 4 or 5
(a)に示す切換弁37の状態にする。 A state of the switching valve 37 shown in (a). 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 Air by operation of the manual air button 45a is endoscope bending portion 1
7を被検体内の関心領域近傍に挿入した後、バルン27 After inserting the 7 in the vicinity region of interest in the subject, the balun 27
を膨脹させて湾曲部17を被検体内で固定し、湾曲部1 The by expanding the curved portion 17 and fixed in the object, the curved portion 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。 RF coil 2a built in the 7, are performed in the case of obtaining the MRI image 2b.

【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。 [0037] Further, when the manual suction button 45b is operated, it sets the suction pump 39 into operation, switch the switching valve 37 so as to be able to suction air by the suction pump 39. この場合には図5 Figure 5 In this case,
(b)に示す切換弁37の状態にする。 A state of the switching valve 37 shown in (b). 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。 This manual suction button 45b is, RF coils 2a, after obtaining the MRI image at 2b, is used when such pulling out the insertion portion 11 from inside of the subject to contract the balloon 27.

【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 [0038] In addition, after the manual air supply button 45a and manual suction button 45b is operated, further manual air supply button 45a and manual suction button 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。 There Once operated, a state in which the suction and air is stopped, in this case the state shown in FIG. 5 (c).

【0039】次に図6を参照して、RFコイル2a,2 [0039] Next, with reference to FIG. 6, RF coil 2a, 2
bを内蔵するバルン27の製造方法を説明する。 The method of manufacturing a balun 27 having a built-in b will be described. まず、 First of all,
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。 Cut to expansions illustrating a stretchable balloon preform made of rubber or the like, carrying the conductors to be RF coil thereon, fixed by a means such as an adhesive or ligation several places indicated by arrows in FIG.
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。 At this time, RF coils 2a, 2b is a state of being slightly loosened relative to the balun base material. 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 coil than a bundle of thin wires have an insulating coating. RFコイル2a,2 RF coil 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。 Tuning circuit 50a from b, leads 34a to connect to 50b, 34b are out.

【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。 [0040] This, rounding to the end with the RF coil on the inside, and the edge indicated by A-B-C-D-E-F line of the balun base material, a-b-c-d-e-f connecting the edge indicated by the line with elastic high adhesive. 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。 In this case, the vertex indicated by the vertex-sensitive indicated by the same capital letter is adhered to coincide. 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)。 If applying pressure such as a gas from the inside of the structure, balloon preform extends further than 3, but can balun as shown in FIG. 7, the loop area formed at this time, RF coil, the state of FIG. 3 surplus is wider than (ie sensitivity reach farther).

【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。 The two RF coils 2a, 2b is at the time of balloon inflation diameter wide two loops as shown in FIG. 7 is arranged in the balun 27 so as to overlap partially.
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。 Both end portions of the balun 27 are respectively secured to the distal end portion 16 and the flexible portion 18 of the insertion portion of the endoscope, respectively.

【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。 [0042] Figure 8 shows the connection of a small diameter coaxial cable 51a for transmitting the configuration and tuning the output of the tuning circuit 50a which performs the tuning of one of the RF coil 2a. 他方のRFコイル2 The other RF coils 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。 And a tuning circuit 50b and the coaxial cable 51b is provided at a similar structure for b. 同調回路50a,50b Tuning circuit 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 It is so small that, with a fixed capacitance, small printed circuit board 60a, respectively, mounted on the 60b, the balun 27
の内側に置かれる。 It is placed in the inside. 同調回路50a,50bへは、図7 Tuned circuit 50a, is to 50b, FIG. 7
の信号取り出し点からリード線34a,34bで接続される。 Leads 34a from the signal output point are connected by 34b. 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。 Capacitance of the capacitor 61 and 62, in typical use, the impedance of the RF coil 2 side as viewed from the coaxial cable 51 is determined to be substantially equal to the characteristic impedance of the coaxial cable.

【0043】同軸ケーブル51は,図2の固定部材32 The coaxial cable 51, the fixing member 32 in FIG. 2
を貫通して可撓部18を経由し挿入部11の外へ延びる。 Penetrating through the flexible portion 18 extending to the outside of the insertion portion 11 a. 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 Tuned circuit is placed inside the one that expands, because leading there is also a coaxial cable, the body inserted smoothly without projecting tuning circuit outside the RF coil loops can also tuning circuit and coaxial cables balun R due to the
Fコイルループの伸展を妨害することがない。 It is not to interfere with the extension of the F coil loop.

【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。 [0044] Figure 9 is a circuit diagram showing the connection of the coil binding measurement circuit 46 which is provided in the control device 7. 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。 Coil binding measurement circuit 46, a coaxial cable 51a, RF coil 2a via 51b, 2b of the tuning circuit 50a, is connected to 50b. 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 coil 2a is connected to either the change-over switch 65 of the high-frequency signal source 66 or the low input impedance of the preamplifier 67a. RFコイル2 RF coil 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。 b is connected to a preamplifier 67a of the low input impedance, is connected to the detection circuit 69 further through the post-amplifier 68b. 検波回路69の出力レベルはインジケータ7 The output level of the detection circuit 69 is indicator 7
0で示される。 Represented by 0. RFコイル2a,2bから前置増幅器6 RF coil 2a, before the 2b-amplifier 6
7a,67bまでの系は、図10のようになっていて、 7a, the system up 67b is is shown in Figure 10,
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。 If properly selecting the length l of the coaxial cable, at a specific frequency, it is possible to minimize the current i by induction electromotive force from the outside. 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。 That is, the fact that the electromagnetic coupling between the hotel has been another coil can be minimized, and that are mentioned in the literature 3, the length l of the coaxial cable are determined so beforehand.

【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。 [0045] The fine adjustment in order to perform not an adjustment of the cable length, as indicated by the broken line in FIG. 10, insert the additional reactance circuit 71 between the preamplifier 67 and the coaxial cable 51 of the low input impedance and, it may be adjusted this reactance. 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。 Of course, with the specific frequency as the Larmor frequency used MRI imaging, it is optimized cable length for the value.

【0046】次に、ケーブル長lの決定方法を説明する。 [0046] Next, a method of determining the cable length l. 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。 When the characteristic impedance of the coaxial cable 51 W, and the phase propagation constant beta, the input impedance Z of the preamplifier 67 is the load of the coaxial cable, when seen from the input end of the coaxial cable, it appears as Zin shown in the following equation. 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。 In this equation, the cable attenuation is small enough, are ignored.

【0047】 [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 The Equation 1] Zin = {Zcos (βl) + jWsin (βl)} / {cos (βl) + j (Z / W) sin (βl)} ... (1) This equation, optionally Z by adjusting the cable length l Z of
inに変換できる。 It can be converted into in. 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。 Desired value as Zin is as follows at the desired angular frequency omega. 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。 Zin = j / (ωCt) + j / (ωCm) ... (2) That is, Zin is the inductance L, L = 1 / ω2 (1 / Ct + 1 / Cm) ... (3) setting the cable length l thus by the impedance seen by the RF coil side can minimize the current i becomes the parallel resonant circuit at angular frequency omega.

【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。 Next, describing the use of MRI endoscope using MRI probe according to the present invention. まず、バルン2 First of all, the balun 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。 Balun 27 to evacuate the inside of 7 in the state of FIG. 7 contracted, the insertion portion 11 is inserted into the body cavity. 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。 At this time, advancing the distal end portion 16 with reference to the image of the monitor device 6, to reach the balun 27 having a built-in RF coil 2 near the area of ​​interest.

【0049】次いで、送気ポンプ38によりバルン27 [0049] Then, the air pump 38 balun 27
を膨らまし、これによりRFコイル2a,2bを膨らます。 The inflation, thereby inflating RF coil 2a, a 2b. ある程度バルン27が膨張したら、高周波信号源6 After some extent balloon 27 is inflated, high-frequency signal source 6
6がRFコイル2aにつながるよう、切換スイッチ65 To 6 can lead to RF coil 2a, the changeover switch 65
を操作する。 To manipulate. 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。 RF signal applied to the RF coil 2a is picked up by the RF coil 2b through an electromagnetic coupling, a preamplifier 67b, the post-amplifier 68b, through a detection circuit 69, the signal level is displayed on the indicator 70.

【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。 The operator as display level indicator 70 is not Do excessive value, it adjusts the amount of air sent from the air pump 38. このような操作をする理由は、 The reason for such an operation is,
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 coil 2a, in order to reduce the electromagnetic coupling between 2b. 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。 RF coil 2a and 2b are arranged so that the loop overlap, the overlap is intended but is intended an arrangement in which the electromagnetic coupling is minimized, electromagnetic coupling amount in the expansion state of the RF coil change is there. 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。 Further, even so as to manage the volume of balloon 27, also change the shape of the inflated if touching part of the balun is a human body, it guarantees that electromagnetic coupling is small not.

【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 [0051] Therefore, to transmit a high-frequency signal from one RF coil to receive this with the other RF coils, if this minimum reception signal level, the electromagnetic coupling between the two RF coils are at a minimum by utilizing the fact, balloon 2 with the two RF coils confirmed to be not abnormal coupling state
7を膨らますのである。 7 is a swell of. 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。 Without this step, it is necessary to rely only on the electromagnetic coupling suppressing means by a suitable cable length preamplifier low input impedance, which alone may sometimes not be insufficient a reasonable image quality.

【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。 [0052] If the level of the indicator 70 is valid, where stop the air supply and exhaust to hold the expanded state of the coil. 次いで、切換スイッチ65を切換え、RFコイル2 Then, switching the change-over switch 65, RF coils 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。 a is connected to a preamplifier 67a of the low input impedance, comprising the MRI data gathering.

【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。 [0053] If this arrangement is adopted, RF coils 2a and 2b are both because it swells considerably diameter, its sensitivity would reach quite far.

【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、 [0054] Then, in the imaging of the MRI apparatus 8, MR signal induced in the RF coil 2a and the RF coil 2b is data collection in parallel each independently
画像再構成処理に供される。 It is subjected to image reconstruction processing. 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。 Image reconstruction process, the as shown in the literature 1, RF coil 2a, make first respective images from 2b of data, then combines these two images at appropriate appropriate way, one final make the image.

【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。 [0055] The length of the insertion direction of the sensitive region of the final image is longer than the length of a single sensitive region of the RF coil 2a or RF coil 2b, and the S / N is the RF coil 2a or RF coil 2b alone since can be maintained equal to the S / N of the case, it is possible to provide a wide range of clear images for diagnosis.

【0056】次に、本発明の実施の形態の変形例について説明する。 Next, a description will be given of modifications of the embodiment of the present invention. 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。 Above has been described a case equipped with RF coil of the MRI probe to the insertion portion with the endoscope function, endoscopic function is not necessary, the RF coil in the body insertion portion having no optical system and a forceps hole be those provided or expansion means, the gist of the invention is basically the same.

【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。 [0057] Further, the embodiment described above has dealt with the case which houses the two RF coils, in the case which houses more than two RF coils, the present invention can be applied as it is.

【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。 [0058] In addition, or placing a tuning circuit inside the balun, the structure of the RF coil and the balun, it is clear that the RF coil can be applied in the case of multiple and not singular.

【0059】 [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。 According to the present invention described above, according to the present invention, since there is provided in the vicinity of the tip of the insertion portion and a plurality of RF coils and balun to deploy this RF coil, it reaches the sensitive region of the RF coil far enough to make it in, and to have a sufficiently long sensitive length to the insertion direction, and signal-to-noise ratio has the effect that it is possible to maintain high.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明に係るMRI用プローブを実装したMR MR implementing the MRI probe according to the invention, FIG
I内視鏡装置の実施の形態を示す全体構成図である。 Is an overall configuration diagram showing an embodiment of an I endoscopic device.

【図2】本発明に係るMRI用プローブを実装したMR MR implementing the MRI probe according to the present invention; FIG
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)。 It is a partial sectional view showing the construction of the distal side of the insertion portion of the I endoscope apparatus (balun state when expanded).

【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。 3 is a partial sectional view showing a state during balloon deflation of the distal end side of the insertion portion of the MRI endoscope apparatus.

【図4】制御装置の構成図である。 4 is a block diagram of a control device.

【図5】切換弁の設定状態を示す断面図である。 5 is a cross-sectional view showing a setting state of the switching valve.

【図6】バルンの製造方法を説明する展開図である。 6 is an exploded view for explaining a method for manufacturing a balun.

【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。 7 is a side view showing a state of the RF coil during the balun expansion.

【図8】同調回路の接続を示す回路説明図である。 8 is a circuit diagram showing the connection of the tuned circuit.

【図9】コイル結合測定回路の構成を示す回路図である。 9 is a circuit diagram showing the configuration of a coil binding measurement circuit.

【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。 10 is a diagram illustrating a cable length calculation method of the coaxial cable.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…MRI内視鏡装置、2a,2b…RFコイル、3… 1 ... MRI endoscope apparatus, 2a, 2b ... RF coil, 3 ...
MRI内視鏡、4…光源装置、5…映像処理装置、6… MRI endoscope, 4 ... a light source device, 5 ... image processing apparatus, 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 Monitoring device, 7 ... controller, 8 ... MRI apparatus, 11 ... insertion section, 12 ... operation unit, 13 ... universal cord, 14
…コネクタ、15…信号ケーブル、16…先端部、17 ... connector, 15 ... signal cable, 16 ... tip portion, 17
…湾曲部、18…可撓部、19…湾曲操作ノブ、27… ... curved portion, 18 ... flexible portion, 19 ... bending operation knob, 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… Balun, 34a, 34b ... signal line, 46 ... coil binding measurement circuit, 50a, 50b ... tuning circuit, 51a, 51b ...
同軸ケーブル。 coaxial cable.

Claims (11)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【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。 1. A MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, features and can be introduced insertion portion into the body, a plurality of RF coils provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion, further comprising a MRI for the probe to be.
  2. 【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。 2. A MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, and can be introduced insertion portion into the body, a plurality of RF coils is variable loop size shape provided near the tip of the insertion portion MRI probe, characterized in that, with a.
  3. 【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 Wherein at least one RF coil of the plurality of RF coils, according to claim, wherein a portion of the loop portion are overlapped with each other as part of the loop portion of another RF coil 1 or MRI according to claim 2, wherein
    用プローブ。 Use probe.
  4. 【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。 4. A becomes further comprising a balun capable of contraction and expansion by exhausted air, MRI probe according to claim 2, characterized in that the loop geometry of the RF coil and variable by the balun .
  5. 【請求項5】 前記複数のRFコイルから選ばれた第1 5. The first selected from the plurality of RF coils
    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。 Features of a driving means for applying a high-frequency current to the RF coil, and observation means for observing the magnitude of the high-frequency current induced in the second RF coils selected from said plurality of RF coils, further comprising a MRI probe according to any one of claims 1 to 4,.
  6. 【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。 Wherein said plurality output of RF coils are respectively connected to a preamplifier of low input impedance provided outside of the insertion portion by a separate transmission line, the length of the transmission line, said RF coil MRI probe according to any one of claims 1 to 5, characterized in that the loop impedance formed by the input impedance of the preamplifier and the transmission line is chosen to be higher in the Larmor frequency.
  7. 【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。 7. The tuning circuit of the RF coil, MRI probe according to claim 2, wherein the size and shape is provided inside the variable loops.
  8. 【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。 8. The tuning circuit of the RF coil, MRI probe according to claim 4, characterized in that provided inside the balun.
  9. 【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。 9. A MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signal, the RF coil and can be introduced insertion part in the body, the loop size and shape provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion is variable, the MRI probe, characterized in that it includes a tuning circuit provided inside of the RF coil loop, the.
  10. 【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 10. A MRI probe for receiving the nuclear magnetic resonance signals, and can be introduced insertion portion into the body, the RF coil is a variable loop dimensions provided in the vicinity of the distal end portion of the insertion portion, feeding and balun capable expansion and contraction by exhausted gas, will comprise a tuning circuit provided in the inside of the balloon, expansion of the balloon, the RF by contraction
    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。 MRI probe, which comprises a loop geometry of the coils is variable.
  11. 【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 11. The loop of the RF coil is fixed only a portion thereof with respect to the base material of the balun, characterized in that the loop is relaxed state when said balloon preform is in the natural state MR of claim 10 wherein
    I用プローブ。 Probe for I.
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