JP4825557B2

JP4825557B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and coil unit used in magnetic resonance imaging apparatus

Info

Publication number: JP4825557B2
Application number: JP2006082833A
Authority: JP
Inventors: 智幸吉田; 和人中林
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2006-03-24
Filing date: 2006-03-24
Publication date: 2011-11-30
Anticipated expiration: 2026-03-24
Also published as: JP2007252741A

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置に用いられるコイルユニットに関し、特にコイルユニットにおける防音技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a coil unit used in the magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a soundproofing technique in the coil unit.

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）による検査は、静磁場中で被検体に高周波磁場を加えた後に、人体から放射される微弱な磁気共鳴信号を検出し、磁気共鳴信号を利用し画像化するなどして行われる。このとき、均一な静磁場では被検体内の位置を識別できないため、傾斜をつけた傾斜磁場を加える必要がある。ところが、傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイルにはローレンツ力が発生し、さらにこの傾斜磁場を所定の周波数で切り換えて発生させるため、周波数に応じて発生するローレンツ力により振動を発生し振動による騒音が発生する。 Examination with a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus) detects a weak magnetic resonance signal emitted from a human body after applying a high-frequency magnetic field to a subject in a static magnetic field, and uses the magnetic resonance signal as an image. It is done by becoming. At this time, since a position in the subject cannot be identified with a uniform static magnetic field, it is necessary to apply a gradient magnetic field with a gradient. However, a Lorentz force is generated in the gradient magnetic field coil for generating the gradient magnetic field, and further, this gradient magnetic field is generated by switching at a predetermined frequency, so that the vibration is generated by the Lorentz force generated according to the frequency. Noise is generated.

そこで、例えば防振ゴムを用いるなどの様々な静音化設計がなされてきたが、撮影時間の短縮や高画質化など性能の向上の要求に応えるために、静磁場、傾斜磁場が強くなり、傾斜磁場を発生させるときの立ち上がりを急峻にするなどがなされ、そのために騒音がより大きくなる傾向にある。 For this reason, various noise reduction designs have been made, such as using anti-vibration rubber, but in order to meet the demand for improved performance, such as shortening the shooting time and improving image quality, The rise of the magnetic field when it is generated is made steep and the noise tends to increase.

一方、磁気共鳴信号を受信するためのアンテナの機能を有する高周波コイル（以下、ＲＦコイル）がある。このＲＦコイルが受信する磁気共鳴信号は非常に弱いので、ＲＦコイルには高いＳ／Ｎ比が要求され、従来、可能な限り診断部位に密着させるＲＦコイルが診断部位ごとに用意され各部位の検査に用いられていた（例えば、特許文献１、参照。）。 On the other hand, there is a high frequency coil (hereinafter referred to as an RF coil) having an antenna function for receiving a magnetic resonance signal. Since the magnetic resonance signal received by this RF coil is very weak, a high S / N ratio is required for the RF coil. Conventionally, an RF coil to be brought into close contact with the diagnostic site as much as possible has been prepared for each diagnostic site. It was used for inspection (for example, refer to Patent Document 1).

ところで、乳幼児に対しＭＲＩ装置を用いて検査を行う場合には、撮影中の乳幼児の動きを止めるために眠剤等を用いて寝かしつけてからＲＦコイルごとガントリ内に入れて行う場合が多い。しかしながら、眠剤による睡眠状態であっても、騒音により睡眠が妨げられ目を覚まし、その結果、乳幼児が動いてしまい所望の画像が得られないということが問題となっていた。 By the way, when inspecting an infant using an MRI apparatus, in order to stop the movement of the infant being photographed, it is often performed by putting the RF coil together with the RF coil in the gantry after using a sleeping agent or the like. However, even in the sleep state due to the sleeping agent, sleep is disturbed by noise and the user is awakened. As a result, the infant moves and a desired image cannot be obtained.

また、眠剤による乳幼児へのダメージが懸念されるためできれば眠剤の使用を抑えることが望まれる。したがって、乳児の睡眠を維持するために眠剤の量を増加することは考えにくい。したがって、さらなる騒音対策が求められている。 Moreover, since there is a concern about the damage to infants and infants caused by the sleeping agent, it is desirable to suppress the use of the sleeping agent if possible. Therefore, it is unlikely to increase the amount of sleeping agent to maintain infant sleep. Therefore, further noise countermeasures are required.

特開２００３−１５３８７８号公報JP 2003-153878 A

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、ＭＲＩ装置による撮影中に、静磁場に傾斜磁場を加えることにより発生する騒音を被検体に対し伝わりにくくすることが可能な磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング装置に用いられるコイルユニットを提供することにある。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to make it difficult to transmit noise generated by applying a gradient magnetic field to a static magnetic field to a subject during imaging by an MRI apparatus. An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and a coil unit used in the magnetic resonance imaging apparatus.

上記課題を解決するために請求項１に記載の発明は、傾斜磁場が加えられる静磁場中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置で用いられるコイルユニットであって、被検体が横臥するための上部天板と、前記上部天板の下側に前記上部天板に沿って配置され、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する下部コイルエレメントとを有する寝台と、前記寝台の上側に、前記被検体を覆い密閉可能な蓋を設け、前記蓋の上側には、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する上部コイルエレメントが、前記被検体の体軸方向に移動自在に設けられ、前記下部コイルエレメント及び前記上部コイルエレメントは、それぞれ複数のコイルを含んで構成され、前記上部コイルエレメントのコイル数は前記下部コイルエレメントより少ないことを特徴としている。
また、上記課題を解決するために請求項２に記載の発明は、傾斜磁場が加えられる静磁場中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置で用いられるコイルユニットであって、被検体が横臥するための上部天板と、前記上部天板の下側に前記上部天板に沿って配置され、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する下部コイルエレメントとを有する寝台と、前記寝台の上側に、前記被検体を覆い密閉可能な蓋を設け、前記蓋の上側には、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する上部コイルエレメントが、前記被検体の体軸方向に移動自在に設けられ、前記寝台には、前記下部コイルエレメントを前記上部天板に沿って上部天板の下側に保持する基台と、前記基台を上下に移動させ、前記被検体と前記上部コイルエレメントとの距離を調整するための昇降機構とが設けられたことを特徴としている。 In order to solve the above problems, the invention according to claim 1 is a coil used in a magnetic resonance imaging apparatus that reconstructs an image based on a magnetic resonance signal emitted from a subject in a static magnetic field to which a gradient magnetic field is applied. An upper top plate for the subject to lie down, and a lower coil that is disposed along the upper top plate below the upper top plate and receives a magnetic resonance signal radiated from the subject An upper coil element for receiving a magnetic resonance signal radiated from the subject is provided on the upper side of the bed, and a lid capable of covering and sealing the subject is provided on the upper side of the bed . The lower coil element and the upper coil element each include a plurality of coils, and are provided so as to be movable in the body axis direction of the subject. Number of coils is characterized in that less than the lower coil element.
In order to solve the above problem, the invention described in claim 2 is used in a magnetic resonance imaging apparatus that reconstructs an image based on a magnetic resonance signal emitted from a subject in a static magnetic field to which a gradient magnetic field is applied. A coil unit that is disposed along the upper table below the upper table and receives a magnetic resonance signal radiated from the sample. A bed having a lower coil element; and an upper coil element for receiving a magnetic resonance signal radiated from the subject on the upper side of the bed. Is provided movably in the body axis direction of the subject, and the bed includes a base for holding the lower coil element below the upper top plate along the upper top plate, and the base. Move up and down Allowed, and wherein a lifting mechanism for adjusting the distance between the object and the upper coil element is provided.

また、請求項３に記載の発明は、円筒状の開口部を有し、前記開口部に対し出し入れ可能な第１の寝台を備え、前記開口部内の傾斜磁場が加えられる静磁場中の被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、被検体が横臥するための上部天板と、前記上部天板の下側に前記上部天板に沿って配置され、前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する下部コイルエレメントとを有する寝台と、前記寝台の上側に、前記被検体を覆い密閉可能に設けられた蓋と、前記蓋の上側に沿って前記被検体の体軸方向に移動自在に設けられ、前記下部コイルエレメントより少ないコイル数のコイルを含んで構成される前記被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する上部コイルエレメントと、を含んで構成され、前記第１の寝台に載置されるコイルユニットと、前記上部コイルエレメント及び前記下部コイルエレメントが受信する磁気共鳴信号の強度の分布を測定し、前記強度の分布に基づいて前記下部コイルエレメントに対する前記上部コイルエレメントの位置を示す情報を提供する情報提供手段とを備えることを特徴としている。 The invention described in claim 3 is a subject in a static magnetic field having a cylindrical opening, including a first bed that can be inserted into and removed from the opening, and to which a gradient magnetic field in the opening is applied. A magnetic resonance imaging apparatus for reconstructing an image based on a magnetic resonance signal radiated from an upper top plate for a subject to lie down, along the upper top plate below the upper top plate A couch disposed and having a lower coil element that receives a magnetic resonance signal radiated from the subject; a lid provided on the upper side of the couch so as to cover and seal the subject; and an upper side of the lid An upper coil element that is provided so as to be movable in the body axis direction of the subject along, and that receives a magnetic resonance signal radiated from the subject including a coil having a smaller number of coils than the lower coil element; The And measuring the distribution of the intensity of the magnetic resonance signal received by the upper coil element and the lower coil element, and measuring the lower part based on the intensity distribution. And an information providing means for providing information indicating the position of the upper coil element with respect to the coil element.

本発明によれば、寝台の上側に被検体を覆い密閉可能な蓋を設けたので、その密閉された内部に被検体を収容するので、傾斜磁場を加えることにより発生する騒音などが被検体へ伝わりにくい。 According to the present invention, since the lid that covers the subject and can be sealed is provided on the upper side of the bed, the subject is accommodated in the sealed interior, so that noise generated by applying a gradient magnetic field is applied to the subject. Difficult to communicate.

［第１の実施の形態］
（機械構成）
第１の実施の形態のＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）について図面を参照しつつ説明する。 [First Embodiment]
(Machine configuration)
An MRI apparatus (magnetic resonance imaging apparatus) according to a first embodiment will be described with reference to the drawings.

図１は、本実施の形態のＭＲＩ装置の外観図である。図１に示すように本ＭＲＩ装置は、被検体Ｐ（図示せず）を載せる寝台部１（第１の寝台）と、磁場を発生させて被検体Ｐから放射される微弱な磁気共鳴信号を検出する磁場発生装置２と、システム全体の制御及び画像再構成を行うコンソール３（図示せず）とで構成される。 FIG. 1 is an external view of the MRI apparatus of the present embodiment. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus has a bed part 1 (first bed) on which a subject P (not shown) is placed, and a weak magnetic resonance signal emitted from the subject P by generating a magnetic field. It comprises a magnetic field generator 2 to be detected and a console 3 (not shown) that controls the entire system and performs image reconstruction.

寝台部１（第１の寝台）は、被検体Ｐが横臥するための天板部１１と、天板部１１を磁場発生装置２の開口部２１方向に移動可能に収容し、図示しない天板部移動機構により移動させられる天板部１１を開口部２１に対し出し入れするように案内するレール部１２と、レール部１２を保持し図示しない天板部昇降機構によって上下させる昇降部１３とで構成される。 The couch unit 1 (first couch) accommodates the top plate unit 11 for the subject P to lie down and the top plate unit 11 so as to be movable in the direction of the opening 21 of the magnetic field generator 2. The rail part 12 which guides the top plate part 11 moved by the part moving mechanism so as to be put in and out of the opening part 21, and the elevating part 13 which holds the rail part 12 and moves up and down by a not-shown top plate elevating mechanism. Is done.

また、本実施の形態は、天板部１１に、内部に被検体Ｐを収容する本発明のコイルユニットであるカプセル型コイルユニット４を載せて用いる。また、図１には、乳幼児を収容する大きさのカプセル型コイルユニット４を示したが、これに限るものではなく、一般の大人を収容する大きさであってもよい。 Further, in the present embodiment, a capsule-type coil unit 4 that is a coil unit of the present invention that accommodates the subject P inside is mounted on the top plate 11 and used. Moreover, although the capsule type coil unit 4 of the size which accommodates the infant is shown in FIG. 1, it is not restricted to this, The magnitude | size which accommodates a general adult may be sufficient.

図２は、寝台部１及び磁場発生装置２の構成を説明するための概略断面図である。 FIG. 2 is a schematic cross-sectional view for explaining the configuration of the bed unit 1 and the magnetic field generator 2.

磁場発生装置２は、円筒状の開口部２１の軸方向に静磁場を発生させる静磁場用磁石１０２、静磁場を均一化するシムコイル１０３、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸方向にそれぞれ傾斜磁場を発生させる傾斜磁場用コイル１０１、及び、被検体Ｐに高周波磁場を加える送信コイル１０４を備えている。本実施の形態では、開口部２１の軸方向（静磁場方向）をＺ軸とし、Ｚ軸に直交し水平方向の軸をＸ軸、鉛直方向の軸をＹ軸とする。本例では、静磁場用磁石１０２は、永久磁石とするが、超伝導磁石などでもよい。 The magnetic field generator 2 includes a static magnetic field magnet 102 that generates a static magnetic field in the axial direction of the cylindrical opening 21, a shim coil 103 that equalizes the static magnetic field, and gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions, respectively. A gradient magnetic field coil 101 to be generated and a transmission coil 104 for applying a high-frequency magnetic field to the subject P are provided. In the present embodiment, the axial direction (static magnetic field direction) of the opening 21 is the Z axis, the horizontal axis orthogonal to the Z axis is the X axis, and the vertical axis is the Y axis. In this example, the static magnetic field magnet 102 is a permanent magnet, but may be a superconducting magnet or the like.

また、図２に示すようにカプセル型コイルユニット４は、天板部１１に載置された状態で、天板部１１とともに磁場発生装置２の開口部２１方向に移動する。そして、検査時には、図２に示すように開口部２１内に置かれた状態で検査が行われる。このとき、被検体Ｐは体軸が静磁場方向すなわちＺ軸に向くようにカプセル型コイルユニット４に収容されている。 As shown in FIG. 2, the capsule coil unit 4 moves in the direction of the opening 21 of the magnetic field generator 2 together with the top plate 11 while being placed on the top plate 11. At the time of inspection, the inspection is performed in a state where it is placed in the opening 21 as shown in FIG. At this time, the subject P is accommodated in the capsule coil unit 4 so that the body axis is in the static magnetic field direction, that is, the Z axis.

エアコントロールユニット１２０は、開口部２１の外側に配置され、カプセル型コイルユニット４の吸気用チューブ及び排気用チューブからなるエアチューブ１２１と接続されるエアポンプなどを含み、エアポンプなど動作させて、カプセル型コイルユニット４内部の空気の給排気を行うためのものである。また、ＲＦコイルコネクタボード１１０は、カプセル型コイルユニット４が受信した磁気共鳴信号を磁場発生装置２に送るためのものである。 The air control unit 120 is disposed outside the opening 21 and includes an air pump connected to an air tube 121 including an intake tube and an exhaust tube of the capsule coil unit 4. This is for supplying and exhausting air inside the coil unit 4. The RF coil connector board 110 is for sending the magnetic resonance signal received by the capsule coil unit 4 to the magnetic field generator 2.

図３は、カプセル型コイルユニット４の閉じた状態を示す斜視図である。カプセル型コイルユニット４は、主に本発明の寝台（第２の寝台）としてのカプセル寝台部５０と本発明の蓋であるカプセル蓋４０とで構成される。 FIG. 3 is a perspective view showing the capsule coil unit 4 in a closed state. The capsule coil unit 4 is mainly composed of a capsule bed portion 50 as a bed (second bed) of the present invention and a capsule lid 40 which is a lid of the present invention.

カプセル蓋４０は、カプセル寝台部５０上に配置され、例えば図３の手前側から奥側に向かう短手方向が弧状の凸形状に形成され、被検体Ｐ（図示せず）を覆うようになっている。また、カプセル蓋４０の奥側は、蝶番などからなるヒンジ機構４４によりカプセル寝台部５０に固定されている。図４に、カプセル型コイルユニット４のカプセル蓋４０の手前側から奥側の断面図を示す。カプセル蓋４０は、ヒンジ機構４４によって決められた回転中心を支点にして図４に示した矢印の開閉方向に開閉する。また、手前側は、カプセル蓋４０を閉じた状態のときに、カプセル寝台部５０に備えられたロック部４５によりロックされる。また、カプセル蓋４０は、閉じたときにカプセル寝台部５０とは、ゴム等の柔軟性を有するパッキン５７を押し付けるように挟んで接触するようにする。これにより、内部が密閉された状態となり、内部が遮音される。例えば、パッキン５７は、カプセル寝台部５０に備えておけばよい。ここで、密閉とは外部から遮断するという意味で使用した言葉であり、密閉により防音の効果をねらったものである。 The capsule lid 40 is disposed on the capsule bed portion 50, and for example, the short side direction from the front side to the back side in FIG. 3 is formed in an arc-shaped convex shape so as to cover the subject P (not shown). ing. Further, the back side of the capsule lid 40 is fixed to the capsule bed portion 50 by a hinge mechanism 44 made of a hinge or the like. FIG. 4 shows a cross-sectional view from the front side to the back side of the capsule lid 40 of the capsule coil unit 4. The capsule lid 40 opens and closes in the opening and closing direction of the arrow shown in FIG. 4 with the rotation center determined by the hinge mechanism 44 as a fulcrum. Further, the front side is locked by a lock portion 45 provided in the capsule bed portion 50 when the capsule lid 40 is closed. Further, when the capsule lid 40 is closed, the capsule lid 40 is brought into contact with the capsule bed portion 50 so as to press the packing 57 having flexibility such as rubber. Thereby, the inside is sealed and the inside is sound-insulated. For example, the packing 57 may be provided in the capsule bed part 50. Here, the term “sealing” is a term used to mean that it is cut off from the outside, and aims at a soundproofing effect by sealing.

また、カプセル蓋４０は、例えばアクリル板等のプラスチックまたはガラスなどの透明材料で形成され、内部の被検体Ｐの様子が視認可能になされている。また、カプセル蓋４０に、透明材料に限らず不透明材料または半透明材料を用いてもよい。また、カプセル蓋４０に、防音材などを貼付してもよい。また、このように不透明・半透明材料を用いる場合や防音材などを貼付する場合には、例えばＣＣＤカメラなどを設置し内部を確認できるようにすることや、生態モニタ（例えば脈拍センサ）を内蔵してその生態モニタからの出力に基づいて経時的変化を示すことで、患者の状態を確認できるようにする。また、カプセル蓋４０の一部に透明材料は用いて内部を確認できるようにしてもよい。しかしながら、透明材料を用いた場合のほうが低コストである。 The capsule lid 40 is formed of a transparent material such as plastic such as an acrylic plate or glass, and the state of the subject P inside can be visually confirmed. Further, the capsule lid 40 is not limited to a transparent material but may be an opaque material or a translucent material. In addition, a soundproof material or the like may be attached to the capsule lid 40. In addition, when using opaque / translucent materials or attaching soundproofing materials, it is possible to check the inside by installing a CCD camera, etc., or to incorporate an ecological monitor (for example, a pulse sensor). Then, the patient's condition can be confirmed by showing the change over time based on the output from the ecology monitor. Further, a transparent material may be used for a part of the capsule lid 40 so that the inside can be confirmed. However, the cost is lower when a transparent material is used.

また、図３及び図４に示すように、カプセル蓋４０の上側には、上部コイル部４１が、移動方向として図３に矢印で示した方向、言い換えれば被検体Ｐの体軸方向であるカプセル型コイルユニット４の長手方向にカプセル蓋４０に沿って移動可能に備えられている。
具体的には、カプセル蓋４０の手前側及び奥側には長手方向の一端側から他端側に亘ってレール部４２が形成され、レール部４２に上部コイル部端部４３が挿入されて、上部コイル部４１は、レール部４２に案内されつつ移動する。図５に、レール部４２の拡大図を示すが、レール部４２は、鉤状の曲げにより形成された狭窄部により構成され、上部コイル部端部４３は、その狭窄部に挿入されて案内される。 3 and 4, on the upper side of the capsule lid 40, the upper coil portion 41 is a capsule which is the direction indicated by the arrow in FIG. 3 as the movement direction, in other words, the body axis direction of the subject P. The mold coil unit 4 is provided so as to be movable along the capsule lid 40 in the longitudinal direction.
Specifically, the rail portion 42 is formed from one end side to the other end side in the longitudinal direction on the near side and the back side of the capsule lid 40, and the upper coil portion end portion 43 is inserted into the rail portion 42, The upper coil portion 41 moves while being guided by the rail portion 42. FIG. 5 shows an enlarged view of the rail portion 42. The rail portion 42 is constituted by a narrowed portion formed by a bowl-shaped bend, and the upper coil portion end portion 43 is inserted into the narrowed portion and guided. The

図６（ａ）は、上部コイル部４１上側から見た図で、上部コイルエレメント１０５を示す図である。上部コイルエレメント１０５は、上部コイル部４１に備えられ、被検体Ｐから放射される微弱な磁気共鳴信号を受信するアンテナの機能を有するＲＦコイルである。本実施の形態の上部コイルエレメント１０５は、例えばループ状の複数のコイルで構成されている。例えば１つのコイルは、図６（ｂ）に示すように矩形のループ状に形成され、そのコイルをカプセル型コイルユニット４の短手方向に所定の重なりを持たせて並べて一列のコイル列を構成し、さらにそのコイル列をカプセル型コイルユニット４の長手方向に配列したものを用いる。例えば、図６（ｂ）に示すようにコイル列が２列配列されている。また、コイルのループの形状は円形であってもよい。 FIG. 6A shows the upper coil element 105 as viewed from above the upper coil portion 41. The upper coil element 105 is an RF coil provided in the upper coil unit 41 and having an antenna function for receiving a weak magnetic resonance signal radiated from the subject P. The upper coil element 105 of the present embodiment is composed of, for example, a plurality of looped coils. For example, one coil is formed in a rectangular loop shape as shown in FIG. 6 (b), and the coil is arranged with a predetermined overlap in the short direction of the capsule coil unit 4 to form one coil row. Further, a coil array in which the coil rows are arranged in the longitudinal direction of the capsule coil unit 4 is used. For example, as shown in FIG. 6B, two coil rows are arranged. The shape of the coil loop may be circular.

また、上部コイルエレメント１０５のそれぞれのコイルは図示しない信号線を介して接続ボード（蓋）１２４に接続され、さらに接続ボード（蓋）１２４は、蓋ケーブル１２６を介して、後述するカプセル寝台部５０に備えられる接続ボード（本体）１２５に接続される。 Each coil of the upper coil element 105 is connected to a connection board (lid) 124 via a signal line (not shown), and the connection board (lid) 124 is further connected to a capsule bed portion 50 described later via a lid cable 126. Connected to a connection board (main body) 125.

また、上部コイルエレメント１０５は、カプセル蓋４０に対し部分的に設けられたものであるが、上部コイル部４１を移動させることにより、被検体Ｐの所望の位置の検査を行うことができる。また、上部コイルエレメント１０５が無い部分から透明部材を介して内部の被検体Ｐの様子が視認可能となる。 Further, although the upper coil element 105 is partially provided with respect to the capsule lid 40, the desired position of the subject P can be inspected by moving the upper coil portion 41. Further, the state of the internal subject P can be visually recognized through a transparent member from a portion where the upper coil element 105 is not present.

図７はカプセル型コイルユニット４の開いた状態を示す斜視図である。図７に示すように、カプセル寝台部５０の内側には、マット５１（上部天板）が載置されている。マット５１は、所定の厚みを有するシート状のもので、例えば、スポンジなどの発泡材を塩化ビニールなどのシートでカバーして構成される。また、マット５１には、被検体Ｐを体軸をカプセル型コイルユニット４の長手方向にして収容するための凹形状部５２が形成されている。また、マット５１には、凹形状部５２に沿ってベルトＡ５３及びベルトＢ５４がそれぞれ体軸方向に３つ備えられている。ベルトＡ５３及びベルトＢ５４は図示しないがマジックテープ（登録商標）などが固着されていて、凹形状部５２に収容された被検体ＰをベルトＡ５３とベルトＢ５４とをマジックテープ（登録商標）で固着することにより固定することができる。ちなみに、カプセル型コイルユニット４の長手方向が磁場発生装置２の静磁場方向となるように寝台部１に載置される。 FIG. 7 is a perspective view showing the capsule coil unit 4 in an open state. As shown in FIG. 7, a mat 51 (upper top plate) is placed inside the capsule bed portion 50. The mat 51 is in the form of a sheet having a predetermined thickness. For example, the mat 51 is configured by covering a foam material such as sponge with a sheet of vinyl chloride or the like. The mat 51 is formed with a concave portion 52 for accommodating the subject P with the body axis as the longitudinal direction of the capsule coil unit 4. Further, the mat 51 is provided with three belts A53 and B54 along the concave portion 52 in the body axis direction. The belt A53 and the belt B54 are not shown, but a Velcro tape (registered trademark) or the like is fixed thereto, and the subject P accommodated in the concave portion 52 is fixed to the belt A53 and the belt B54 with the Velcro tape (registered trademark). Can be fixed. Incidentally, the capsule-type coil unit 4 is placed on the bed unit 1 so that the longitudinal direction of the capsule-type coil unit 4 is the direction of the static magnetic field of the magnetic field generator 2.

また、手前側端部近傍及び奥側端部近傍にはそれぞれエアダクトＡ５５及びエアダクトＢ５６を備えている。また、図示しないがエアダクトＡ５５及びエアダクトＢ５６は一方がエアチューブ１２１の排気用チューブが接続され、他方にはエアチューブ１２１の吸気用チューブが接続されて、カプセル型コイルユニット４内部の空気の給排気に用いられる。また、エアチューブ１２１は、磁場発生装置２の開口部２１の外側に配置されたエアコントロールユニット１２０に接続する長さを有する。したがって密閉が保たれるので、開口部２１内の傾斜磁場用コイル１０１から発生する音の侵入を避けることができる。 Further, an air duct A55 and an air duct B56 are provided in the vicinity of the front side end portion and the back side end portion, respectively. Although not shown, one of the air duct A55 and the air duct B56 is connected to the exhaust tube of the air tube 121, and the other is connected to the intake tube of the air tube 121 to supply and exhaust air inside the capsule coil unit 4. Used for. Further, the air tube 121 has a length to be connected to the air control unit 120 disposed outside the opening 21 of the magnetic field generator 2. Therefore, since sealing is maintained, intrusion of sound generated from the gradient magnetic field coil 101 in the opening 21 can be avoided.

図８は、カプセル寝台部５０内部の構成を示す図である。図８（ｃ）は、カプセル寝台部５０の構成を示す概略断面図である。図８（ｃ）に示すように、カプセル寝台部５０は上述のマット５１等が載置され、下部コイルエレメント１０６を備える下部コイル部５８と、下部コイル部５８の下側に配置され、下部コイル部５８を上下に移動させる昇降機構部８０を含む。 FIG. 8 is a diagram illustrating the internal configuration of the capsule couch unit 50. FIG. 8C is a schematic cross-sectional view showing the configuration of the capsule bed portion 50. As shown in FIG. 8 (c), the capsule bed portion 50 is provided with the above-described mat 51 and the like, and is disposed below the lower coil portion 58 including the lower coil element 106 and the lower coil portion 58. An elevating mechanism unit 80 that moves the unit 58 up and down is included.

図８（ａ）は、下部コイル部５８の構成を示す上面図である。図８（ａ）、（ｃ）に示すように、下部コイル部５８は、矩形の板状体である基台５９と、基台５９の４隅近傍に固着されたナット８５と、上面に下部コイルエレメント１０６とを備えている。 FIG. 8A is a top view showing the configuration of the lower coil portion 58. As shown in FIGS. 8A and 8C, the lower coil portion 58 includes a base 59 that is a rectangular plate-like body, nuts 85 that are fixed in the vicinity of the four corners of the base 59, and a lower portion on the upper surface. And a coil element 106.

下部コイルエレメント１０６は、被検体Ｐの下側に配置されて被検体Ｐから放射される微弱な磁気共鳴信号を受信するアンテナの機能を有するＲＦコイルであり、上部コイルエレメント１０５と同様に例えばループ状の複数のコイルで構成されている。例えば１つのコイルは、矩形のループ状に形成されたコイルをカプセル型コイルユニット４の短手方向に所定の重なりを持たせて並べて一列のコイル列を構成し、さらにそのコイル列をカプセル型コイルユニット４の長手方向に配列したものである。下部コイルエレメント１０６は、被検体Ｐの全身に亘って配置される必要があるため、コイル列は上部コイルエレメント１０５より多く配列されている。 The lower coil element 106 is an RF coil that is arranged below the subject P and has an antenna function for receiving a weak magnetic resonance signal radiated from the subject P. It comprises a plurality of coils. For example, one coil is formed by arranging coils formed in a rectangular loop shape with a predetermined overlap in the short direction of the capsule-type coil unit 4 to form a single coil row, and the coil row is further formed as a capsule-type coil. The units 4 are arranged in the longitudinal direction. Since the lower coil element 106 needs to be arranged over the whole body of the subject P, more coil rows are arranged than the upper coil element 105.

また、下部コイルエレメント１０６のそれぞれのコイルは図示しない信号線を介して接続ボード（本体）１２５に接続される。また、上述したが、接続ボード（本体）１２５には蓋ケーブル１２６が接続され、さらに接続ボード（本体）１２５は、本体ケーブル１２２を介して、ＲＦコイルコネクタボード１１０に接続される。 Each coil of the lower coil element 106 is connected to a connection board (main body) 125 via a signal line (not shown). As described above, the lid cable 126 is connected to the connection board (main body) 125, and the connection board (main body) 125 is connected to the RF coil connector board 110 via the main body cable 122.

また、ナット８５中央のネジ穴が形成され、基台５９はネジ穴の位置にネジ穴とほぼ同じ貫通孔が形成され、基台５９の下側から表面にネジが形成された支柱８１がそれぞれのナット８５にねじ込まれ、下部コイル部５８は、４つの支柱８１によって支持されている。また、初期状態において、各支柱８１は下部コイル部５８を水平に保つようにねじ込まれ、各支柱８１が連動して回転すると、ナット８５は基台５９に固着されているので回転せずに支柱８１の軸方向に上下移動する。したがって、下部コイル部５８は、回転方向に応じて上下に移動する。 Further, a screw hole at the center of the nut 85 is formed, and the base 59 has a through hole substantially the same as the screw hole at the position of the screw hole. The lower coil portion 58 is supported by four support columns 81. Further, in the initial state, each support column 81 is screwed so as to keep the lower coil portion 58 horizontal, and when each support column 81 rotates in conjunction with each other, the nut 85 is fixed to the base 59 so that it does not rotate. It moves up and down in the axial direction of 81. Therefore, the lower coil part 58 moves up and down according to the rotation direction.

ここで、下部コイル部５８を上下に移動させるための支柱８１を含む昇降機構部８０の構成について図８（ｂ）を参照しつつ説明する。図８（ｂ）は、昇降機構部８０の構成を示す概略上面図である。 Here, the configuration of the elevating mechanism unit 80 including the support column 81 for moving the lower coil unit 58 up and down will be described with reference to FIG. FIG. 8B is a schematic top view showing the configuration of the lifting mechanism unit 80.

昇降機構部８０は、カプセル寝台部５０の外側に一部が突出するダイヤル８６を備える。ダイヤル８６は図示しない支持手段により回動可能に軸支され、突出した部分を操作者が指等で回動できるようになっている。また、ダイヤル８６には、ギヤが形成されていて、ダイヤル８６に形成されたギヤとアイドルギヤＢ８４が係合している。さらに、アイドルギヤＢ８４は、２つの支柱８１に備えられたギヤＢ８３及びアイドルギヤＡ８２と係合している。また、アイドルギヤＡ８２は、ダイヤル８６に形成されたギヤと係合するアイドルギヤＢ８４とは、自己を挟んで反対側に位置するもう１つのアイドルギヤＢ８４と係合し、このアイドルギヤＢ８４には残り２つの支柱８１に備えられたギヤＢ８３が係合している。また、図示しないが、各ギヤは図示しない支持手段により回動可能に軸支されている。したがって、操作者が、ダイヤル８６を回動すると各ギヤにより４つのギヤＢ８３が同じ方向に回転し、そして４つの支柱８１が回転して下部コイル部５８を上下に移動させることができる。 The elevating mechanism 80 includes a dial 86 that partially protrudes outside the capsule couch 50. The dial 86 is pivotally supported by a support means (not shown) so that an operator can turn the protruding portion with a finger or the like. Further, a gear is formed on the dial 86, and the gear formed on the dial 86 and the idle gear B84 are engaged. Further, the idle gear B84 is engaged with a gear B83 and an idle gear A82 provided on the two columns 81. The idle gear A82 engages with another idle gear B84 located on the opposite side of the idle gear B84 that engages with the gear formed on the dial 86, and the idle gear B84 includes The gear B83 provided on the remaining two support columns 81 is engaged. Although not shown, each gear is pivotally supported by a support means (not shown) so as to be rotatable. Therefore, when the operator rotates the dial 86, the four gears B83 are rotated in the same direction by the respective gears, and the four support columns 81 are rotated to move the lower coil portion 58 up and down.

上述のように、マット５１等が載置された下部コイル部５８を上下させるための昇降機構部８０を備えることにより、上部コイルエレメント１０５と被検体Ｐとの距離を調整することが可能となる。したがって、被検体Ｐの大きさによって上部コイルエレメント１０５と被検体Ｐとの距離が変化しても適正にすることが可能となる。一方、下部コイルエレメント１０６と被検体Ｐとはマット５１を挟んで一定の位置関係を保っている。 As described above, the distance between the upper coil element 105 and the subject P can be adjusted by providing the elevating mechanism 80 for moving the lower coil 58 on which the mat 51 or the like is placed up and down. . Therefore, even if the distance between the upper coil element 105 and the subject P changes depending on the size of the subject P, it can be made appropriate. On the other hand, the lower coil element 106 and the subject P maintain a certain positional relationship with the mat 51 interposed therebetween.

また、本実施の形態では、被検体の上側と下側にコイルエレメントを備えているが、下側だけに備えた構成であってもよい。 In the present embodiment, the coil elements are provided on the upper side and the lower side of the subject, but a configuration provided only on the lower side may be employed.

（制御構成）
次に、本実施の形態のＭＲＩ装置の制御構成を図９を用いて説明する。図９は、本実施の形態のＭＲＩ装置の制御構成を示すブロック図である。 (Control configuration)
Next, the control configuration of the MRI apparatus of the present embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a block diagram showing a control configuration of the MRI apparatus of the present embodiment.

寝台部１は、上述の天板部移動機構を駆動する天板部移動機構駆動手段１３１、天板部昇降機構を駆動する天板部昇降機構駆動手段１３２を有する。 The bed unit 1 includes a top plate moving mechanism driving unit 131 that drives the above-described top plate moving mechanism and a top plate lifting mechanism driving unit 132 that drives the top plate lifting mechanism.

磁場発生装置２は、シムコイル電源２０３、傾斜磁場電源２０１、送信器２０４及び受信器２０５を有する。 The magnetic field generator 2 includes a shim coil power supply 203, a gradient magnetic field power supply 201, a transmitter 204, and a receiver 205.

シムコイル電源２０３は、静磁場均一化のためにシムコイルに電流を供給する。また、傾斜磁場電源２０１は、傾斜磁場コイルユニットのＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸方向にそれぞれ傾斜磁場を発生させるｘ、ｙ、ｚコイルのそれぞれにパルス電流供給し傾斜磁場を発生させる。 The shim coil power supply 203 supplies current to the shim coil in order to make the static magnetic field uniform. In addition, the gradient magnetic field power supply 201 generates a gradient magnetic field by supplying a pulse current to each of the x, y, and z coils that generate gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions of the gradient magnetic field coil unit, respectively.

また、送信器２０４は、送信コイル１０４に、被検体Ｐに高周波磁場を加え核磁気共鳴を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを供給する。受信器２０５は、ＲＦコイルコネクタボード１１０を介してカプセル型コイルユニット４から送られる磁気共鳴信号を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位置検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換して磁気共鳴信号のデジタルデータを生成する。 Further, the transmitter 204 supplies an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting a nuclear magnetic resonance by applying a high frequency magnetic field to the subject P to the transmission coil 104. The receiver 205 takes in a magnetic resonance signal sent from the capsule coil unit 4 via the RF coil connector board 110 and performs various signal processing such as preamplification, intermediate frequency conversion, position detection, low frequency amplification, and filtering. Then, A / D conversion is performed to generate digital data of the magnetic resonance signal.

また、図１０にカプセル型コイルユニット４の接続構成を示すブロック図を示すが、上部コイルエレメント１０５が受信した磁気共鳴信号は、信号線（図示せず）を介して接続ボード（蓋）１２４に、さらに蓋ケーブル１２６を介して接続ボード（本体）１２５に送られ、下部コイルエレメント１０６が受信した磁気共鳴信号は、各信号線（図示せず）を介して接続ボード（本体）１２５に送られ、これらの磁気共鳴信号は、本体ケーブル１２２を介して、ＲＦコイルコネクタボード１１０に送られる。 FIG. 10 is a block diagram showing the connection configuration of the capsule coil unit 4. The magnetic resonance signal received by the upper coil element 105 is transmitted to the connection board (lid) 124 via a signal line (not shown). Further, the magnetic resonance signal sent to the connection board (main body) 125 via the lid cable 126 and received by the lower coil element 106 is sent to the connection board (main body) 125 via each signal line (not shown). These magnetic resonance signals are sent to the RF coil connector board 110 via the main body cable 122.

エアコントロールユニット１２０は、エアポンプなど動作させて、カプセル型コイルユニット４内部の空気の給排気を行うためのものである。また、図示しないが、エアポンプなどへのエアチューブ１２１の接続の有無を検知する手段を備え、エアチューブ１２１が接続されたことが検知された場合に、エアポンプを動作させる制御手段としての機能を有する。 The air control unit 120 is used to supply and exhaust air inside the capsule coil unit 4 by operating an air pump or the like. In addition, although not shown, a means for detecting whether or not the air tube 121 is connected to an air pump or the like is provided, and it has a function as a control means for operating the air pump when it is detected that the air tube 121 is connected. .

コンソール３は、制御・演算部３１、操作部３２、表示部３３及び記憶手段３４を備える。 The console 3 includes a control / calculation unit 31, an operation unit 32, a display unit 33, and a storage unit 34.

制御・演算部３１は、図示しないＣＰＵ及び内部メモリを備え、予め記憶手段３４に記憶された制御プログラムや操作部３２からの入力に従って装置全体の各部を制御する制御手段としての機能と、磁気共鳴信号のデジタルデータから画像データを再構成する演算手段としての機能を有する。例えば、傾斜磁場電源２０１、送信器２０４、受信器２０５などを制御し、受信器２０５からの磁気共鳴信号のデジタルデータを受け、内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデジタルデータを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また、例えば操作部３２からの昇降の指示の入力を受けて、天板部昇降機構駆動手段１３１を制御して天板部昇降機構を動作させ、また、操作部３２からの天板部１１を移動させる指示の入力を受けて、天板部移動機構駆動手段１３２を制御して天板部移動機構を動作させる。 The control / arithmetic unit 31 includes a CPU and an internal memory (not shown), functions as a control unit that controls each unit of the entire apparatus in accordance with a control program stored in the storage unit 34 and an input from the operation unit 32, and magnetic resonance. It has a function as a computing means for reconstructing image data from digital signal data. For example, the gradient magnetic field power supply 201, the transmitter 204, the receiver 205, etc. are controlled, the digital data of the magnetic resonance signal from the receiver 205 is received, and the digital data is stored in the k space (also called Fourier space or frequency space) by the internal memory. Data is arranged, and this digital data is subjected to two-dimensional or three-dimensional Fourier transform for each set to reconstruct the image data in real space. In addition, for example, upon receiving an elevation instruction from the operation unit 32, the top unit elevating mechanism driving unit 131 is controlled to operate the top unit elevating mechanism, and the top unit 11 from the operation unit 32 is operated. In response to the input of the instruction to move, the top plate moving mechanism driving unit 132 is controlled to operate the top plate moving mechanism.

記憶手段３４は、制御プログラムや再構成された画像データなどを保管する。 The storage unit 34 stores a control program, reconstructed image data, and the like.

表示手段３３は、ＬＣＤ（ｌｉｑｕｉｄｃｒｙｓｔａｌｄｉｓｐｌａｙ）またはＣＲＴ（ｃａｔｈｏｄｅｒａｙｔｕｂｅ）などで構成されるいわゆるモニタで、制御・演算部３１により制御されて画像データなどを表示する。従って、制御・演算部３１は表示制御手段としての機能を有する。 The display means 33 is a so-called monitor constituted by a liquid crystal display (LCD) or a cathode ray tube (CRT), and is controlled by the control / calculation unit 31 to display image data and the like. Therefore, the control / calculation unit 31 has a function as display control means.

操作部３２は、操作者からの各種指示情報やパスワードなどの各種情報などを入力するためのもので、図示しないが各種キー（アルファベットキーやテンキー等）、マウスやトラックボールなどが接続あるいは設置されている。 The operation unit 32 is used to input various instruction information from the operator, various information such as a password, etc., and although not shown, various keys (alphabetic keys, numeric keys, etc.), a mouse, a trackball, etc. are connected or installed. ing.

上述のような構成のカプセル型コイルユニット４内に、例えば眠剤により睡眠状態にある乳幼児の被検体Ｐを載置し、ベルトＡ５３及びベルトＢ５４を用いて固定する。そして、カプセル蓋４０を閉めてロック部４５によりロックする。このように被検体Ｐを収容したカプセル型コイルユニット４を長手方向が静磁場方向となるように天板部１１に載置して、操作部３２を操作して、磁場発生装置２の開口部２１内に移動させ、検査を実施する。カプセル型コイルユニット４は、密閉されているため、傾斜磁場を発生させるときの騒音を遮蔽することが可能であり、睡眠を妨げにくい。 In the capsule-type coil unit 4 configured as described above, for example, a subject P of an infant who is in a sleeping state with a sleeping agent is placed and fixed using a belt A53 and a belt B54. Then, the capsule lid 40 is closed and locked by the lock unit 45. Thus, the capsule-type coil unit 4 containing the subject P is placed on the top plate 11 so that the longitudinal direction is the static magnetic field direction, and the operation unit 32 is operated to open the opening of the magnetic field generator 2. Move to 21 and perform inspection. Since the capsule coil unit 4 is hermetically sealed, it is possible to shield noise when generating a gradient magnetic field, and hardly disturb sleep.

また、本実施の形態は、カプセル寝台部に横臥された被検体を上側から蓋で覆うようにしたが、筒状の蓋で前後または左右から密閉するような構成も考えられる。 In the present embodiment, the subject lying on the capsule bed is covered with the lid from the upper side. However, a configuration in which the cylindrical lid is sealed from the front and rear or from the left and right is also conceivable.

［第２の実施の形態］
次に、図面を参照して本発明の第２の実施の形態を説明する。なお、以下には第１の実施の形態と実質的に同様の構成については、詳細な説明を省略し、主に異なる点について述べる。 [Second Embodiment]
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following, detailed description of configurations substantially similar to those of the first embodiment will be omitted, and different points will be mainly described.

第１の実施の形態で説明したように、上部コイル部４１は移動可能に備えられている。しかしながら、上部コイル部４１の上部コイルエレメント１０５と下部コイル部５８の下部コイルエレメント１０６とがズレていると、具体的には、それぞれのコイル列が上部コイル部４１の移動方向にズレていると最適な画像が収集できない。そこで、本実施の形態は、ズレを補正するために、下部コイルエレメント１０６に対する上部コイルエレメント１０５の位置を示す情報として、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６が受信する磁気共鳴信号の強度の分布（以下、感度分布ということがある。）から上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のズレ量を求め提供するものである。 As described in the first embodiment, the upper coil portion 41 is movably provided. However, if the upper coil element 105 of the upper coil portion 41 and the lower coil element 106 of the lower coil portion 58 are misaligned, specifically, each coil row is misaligned in the moving direction of the upper coil portion 41. Optimal image cannot be collected. Accordingly, in the present embodiment, in order to correct the deviation, the distribution of the intensity of the magnetic resonance signal received by the upper coil element 105 and the lower coil element 106 is used as information indicating the position of the upper coil element 105 with respect to the lower coil element 106. The amount of deviation between the upper coil element 105 and the lower coil element 106 is obtained and provided from (hereinafter, sometimes referred to as sensitivity distribution).

（制御構成）
本実施の形態において、制御・演算部３１は、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のそれぞれについて得られた磁気共鳴信号のデジタルデータから、それぞれを画像データに再構成し、それぞれについて例えば画像データが示す画像の中心線における信号強度から、移動方向における感度分布を求める感度分布取得手段としての機能、感度分布からズレ量を求める機能を有する。また、表示部３３に、ズレ量を表示を上部コイルエレメント１０５の位置と下部コイルエレメント１０６の位置のズレを補正するための情報として表示させる表示制御手段としての機能を有する。したがって、制御・演算部３１は、本発明の情報提供手段としての機能を有する。 (Control configuration)
In the present embodiment, the control / calculation unit 31 reconstructs each of the magnetic resonance signal digital data obtained for each of the upper coil element 105 and the lower coil element 106 into image data, for example, image data. Has a function as a sensitivity distribution acquisition means for obtaining a sensitivity distribution in the moving direction from the signal intensity at the center line of the image indicated by, and a function for obtaining a deviation amount from the sensitivity distribution. In addition, the display unit 33 has a function as display control means for displaying the shift amount as information for correcting the shift between the position of the upper coil element 105 and the position of the lower coil element 106. Therefore, the control / calculation unit 31 has a function as information providing means of the present invention.

以下、制御・演算部３１が行う上述の情報提供について具体的に説明する。 Hereinafter, the above-described information provision performed by the control / calculation unit 31 will be specifically described.

制御・演算部３１は、まず、スキャンを行って、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６で受信された磁気共鳴信号のデジタルデータを、ＲＦコイルコネクタボード１１０及び受信器２０５を介して取得する。次に、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のそれぞれについて、サジタル断面の画像データを再構成する。 The controller / arithmetic unit 31 first scans and acquires digital data of magnetic resonance signals received by the upper coil element 105 and the lower coil element 106 via the RF coil connector board 110 and the receiver 205. Next, sagittal cross-sectional image data is reconstructed for each of the upper coil element 105 and the lower coil element 106.

図１１は、サジタル断面を説明するための模式図である。図１１（ａ）は、カプセル型コイルユニット４を上から見た上面図で、図１１（ｂ）は、カプセル型コイルユニット４を図３の手前側から見た正面図である。図１１に示すカプセル型コイルユニット４は、カプセル型コイルユニット４の長手方向に被検体Ｐが図７で示したベルトＡ５３及びベルトＢ５４によって固定され、カプセル型コイルユニット４を被検体Ｐの体軸がＺ軸方向（静磁場方向）と一致するようにして磁場発生装置２の開口部２１内に置かれた状態にあるものである。この状態で、制御・演算部３１は、スキャンを実行させ、Ｙ軸方向及びＺ軸方向に平行な面で、カプセル型コイルユニット４のＸ軸方向中央の断面の断層画像データを上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のそれぞれについて再構成する。また、断層画像データが示す断面画像範囲は図１１（ｂ）に示すように、少なくともＺ軸方向には上部コイルエレメント１０５を含む範囲とする。また、この処理は画像データの解像度は粗いものにすることにより時間短縮を図ることができる。 FIG. 11 is a schematic diagram for explaining a sagittal section. FIG. 11A is a top view of the capsule coil unit 4 viewed from above, and FIG. 11B is a front view of the capsule coil unit 4 viewed from the front side of FIG. In the capsule coil unit 4 shown in FIG. 11, the subject P is fixed in the longitudinal direction of the capsule coil unit 4 by the belt A53 and the belt B54 shown in FIG. 7, and the capsule coil unit 4 is attached to the body axis of the subject P. Is placed in the opening 21 of the magnetic field generator 2 so as to coincide with the Z-axis direction (static magnetic field direction). In this state, the control / arithmetic unit 31 executes a scan, and obtains tomographic image data of a cross section at the center in the X-axis direction of the capsule coil unit 4 on a plane parallel to the Y-axis direction and the Z-axis direction. Each of the lower coil elements 106 is reconfigured. Further, the cross-sectional image range indicated by the tomographic image data is a range including the upper coil element 105 at least in the Z-axis direction, as shown in FIG. Further, this processing can shorten the time by making the resolution of the image data coarse.

例えば、再構成された画像データが示す画像の一例を図１２に示す。例えば図１２（ａ）に上部コイルエレメント１０５によって得られた磁気共鳴信号により得られた画像データが示す画像、図１２（ｂ）に下部コイルエレメント１０６によって得られた磁気共鳴信号により得られた画像データが示す画像を示す。再構成された画像データの画像はこのように同じ様な画像になる。 For example, an example of the image indicated by the reconstructed image data is shown in FIG. For example, FIG. 12A shows an image represented by image data obtained by the magnetic resonance signal obtained by the upper coil element 105, and FIG. 12B shows an image obtained by the magnetic resonance signal obtained by the lower coil element 106. The image which data shows is shown. The image of the reconstructed image data becomes a similar image in this way.

次に、制御・演算部３１は、それぞれの画像データの例えば中心付近図１２（ａ）、（ｂ）それぞれのＡ、Ｂで示す線における上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６が受信する磁気共鳴信号の強度（以下、信号強度ということがある）を測定する。測定結果を図１３に示す。図１３は、縦軸を測定した信号強度、横軸それぞれＺ軸上の位置として感度分布を示すグラフである。このようなコイルエレメントでは、コイル（図６（ｂ）参照）の中心の信号強度が高くなるので、コイル列の配列方向における感度分布は、コイル列の中心位置に高い信号強度が表れる。 Next, the control / calculation unit 31 receives the magnetic resonance received by the upper coil element 105 and the lower coil element 106 in the lines indicated by A and B in FIGS. 12A and 12B, for example, near the center of each image data. The intensity of the signal (hereinafter sometimes referred to as signal intensity) is measured. The measurement results are shown in FIG. FIG. 13 is a graph showing the sensitivity distribution as the signal intensity measured on the vertical axis and the position on the Z axis along the horizontal axis. In such a coil element, since the signal intensity at the center of the coil (see FIG. 6B) is high, a high signal intensity appears in the center position of the coil array in the sensitivity distribution in the coil array arrangement direction.

例えば、上部コイルエレメント１０５と下部コイルエレメント１０６は図１１（ｂ）に示すようなズレ量でずれているものとすると、Ａ及びＢの感度分布のピークのズレ量として、上部コイルエレメント１０５と下部コイルエレメント１０６のズレ量が表れる。したがって、制御・演算部３１は、感度分布を比較することにより、Ａ及びＢのピークのズレ量及びＡ及びＢいずれかのピークのピッチを求め、ピークのズレ量とピークのピッチとの比及びコイル列のピッチの長さから上部コイルエレメント１０５と下部コイルエレメント１０６のズレ量を長さとして求めることができる。また、コイル列のピッチの長さは、例えば記憶手段３４等に予め記憶しておけばよい。 For example, if the upper coil element 105 and the lower coil element 106 are shifted by a shift amount as shown in FIG. 11 (b), the upper coil element 105 and the lower coil element 105 may be shifted as the peak shift amount of the sensitivity distributions A and B. The amount of deviation of the coil element 106 appears. Accordingly, the control / calculation unit 31 compares the sensitivity distributions to obtain the amount of deviation of the peak of A and B and the pitch of the peak of either A or B, and the ratio between the amount of deviation of the peak and the pitch of the peak and The amount of deviation between the upper coil element 105 and the lower coil element 106 can be obtained as the length from the length of the coil array pitch. The pitch length of the coil array may be stored in advance in the storage means 34, for example.

そして、制御・演算部３１は、求めたズレ量の長さを例えば表示部３３に表示させる。ただし、表示部３３への表示による操作者への提供に限るものではない。 Then, the control / calculation unit 31 displays the length of the obtained shift amount on the display unit 33, for example. However, it is not limited to the provision to the operator by display on the display unit 33.

（動作態様）
次に、第２の実施形態に係る情報提供について、図１４を参照しつつ説明する。図１４は、第２の実施形態に係る情報提供の手順を示すフローチャートである。 (Mode of operation)
Next, information provision according to the second embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 14 is a flowchart illustrating a procedure for providing information according to the second embodiment.

上述のような情報提供は、プレスキャンにおいて行うものとして説明する。プレスキャンとは、実際にＭＲＩ画像を得るためのデータ収集を行う本スキャンを最適な条件で行うために、各パラメータの最適化を行うためのプロセスである。代表的な例としては、共鳴周波数の検出、ＲＦ送信パワーの最適化、受信ゲインの最適化などである。また、上部コイルエレメント１０５のコイル列のピッチの長さを予め記憶しておくものとする。 The information provision as described above will be described as being performed in the pre-scan. The pre-scan is a process for optimizing each parameter in order to perform a main scan for collecting data for actually obtaining an MRI image under an optimal condition. Typical examples include resonance frequency detection, RF transmission power optimization, and reception gain optimization. In addition, the pitch length of the coil row of the upper coil element 105 is stored in advance.

操作部３２からプレスキャン実行の指示が入力されると（ステップＳ１０１。以下、ステップＳ１００を省略してＳ１００と表示する。他のステップも同様に省略して表示する。）、制御・演算部３１は、各部を制御して、プレスキャンを行う（Ｓ１０２）。 When a pre-scan execution instruction is input from the operation unit 32 (step S101; hereinafter, step S100 is omitted and displayed as S100. Other steps are similarly omitted and displayed), the control / calculation unit 31. Controls each unit and performs pre-scanning (S102).

そして、制御・演算部３１は、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６で受信された磁気共鳴信号のデジタルデータを、ＲＦコイルコネクタボード１１０及び受信器２０５を介して取得し、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のそれぞれについて、サジタル断面の画像データを再構成する（Ｓ１０３）。 Then, the control / calculation unit 31 acquires the digital data of the magnetic resonance signals received by the upper coil element 105 and the lower coil element 106 via the RF coil connector board 110 and the receiver 205, For each of the lower coil elements 106, image data of the sagittal section is reconstructed (S103).

次に、制御・演算部３１は、それぞれの画像データの例えば中心付近（図１２（ａ）、（ｂ）参照）における信号強度を測定し感度分布を取得する（Ｓ１０４）。そして、制御・演算部３１は、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６のそれぞれについての感度分布を比較して、ピークのズレ量とピークのピッチとの比及び予め記憶した上部コイルエレメント１０５のコイル列のピッチの長さからズレ量を長さとして求め、表示部３３に表示させる（Ｓ１０５）。 Next, the control / calculation unit 31 measures the signal intensity, for example, near the center (see FIGS. 12A and 12B) of each image data, and acquires the sensitivity distribution (S104). Then, the control / calculation unit 31 compares the sensitivity distribution for each of the upper coil element 105 and the lower coil element 106, and compares the ratio between the peak shift amount and the peak pitch and the coil of the upper coil element 105 stored in advance. The shift amount is obtained as a length from the length of the pitch of the row, and is displayed on the display unit 33 (S105).

上述のようにして、上部コイルエレメント１０５及び下部コイルエレメント１０６の各感度分布を比較することにより、上部コイルエレメント１０５と下部コイルエレメント１０６とのズレ量が求められ、例えば、表示手段に表示することにより求めたズレ量を提供することができる。したがって、上部コイルエレメント１０５をそのズレ量に基づいて移動させて位置を補正することにより最適な画像の収集が可能となる。 As described above, by comparing the sensitivity distributions of the upper coil element 105 and the lower coil element 106, the amount of deviation between the upper coil element 105 and the lower coil element 106 is obtained, and displayed on the display means, for example. It is possible to provide the amount of deviation obtained by the above. Therefore, it is possible to collect an optimal image by moving the upper coil element 105 based on the amount of deviation and correcting the position.

本実施の形態に係るＭＲＩ装置の外観図である。It is an external view of the MRI apparatus which concerns on this Embodiment. 寝台部及び磁場発生装置の構成を説明するための概略断面図である。It is a schematic sectional drawing for demonstrating the structure of a bed part and a magnetic field generator. 本発明にかかるカプセル型コイルユニットの閉じた状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the closed state of the capsule type coil unit concerning this invention. カプセル型コイルユニットのカプセル蓋の断面図である。It is sectional drawing of the capsule cover of a capsule type coil unit. レール部の拡大図である。It is an enlarged view of a rail part. 上部コイル部の構成を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the structure of an upper coil part. 本発明にかかるカプセル型コイルユニットの開いた状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the open state of the capsule type coil unit concerning this invention. カプセル寝台部内部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure inside a capsule bed part. 本実施の形態のＭＲＩ装置の制御構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the control structure of the MRI apparatus of this Embodiment. カプセル型コイルユニットの接続構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the connection structure of a capsule type coil unit. 制御・演算部で再構成する画像の断面を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the cross section of the image reconfigure | reconstructed by a control and calculating part. 再構成された画像データが示す画像の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of the image which the reconfigure | reconstructed image data shows. 縦軸を測定した信号強度、横軸それぞれＺ軸上の位置として感度分布を示すグラフである。It is a graph which shows a sensitivity distribution as a signal intensity | strength which measured the vertical axis | shaft and the position on the Z-axis each horizontal axis. 第２の実施形態に係る情報提供の手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the procedure of the information provision which concerns on 2nd Embodiment.

Explanation of symbols

１寝台部
２磁場発生装置
３コンソール
４カプセル型コイルユニット
１１天板部
１２レール部
１３昇降部
２１開口部
３１制御・演算部
３２操作部
３３表示部
３４記憶手段
４０カプセル蓋
４１上部コイル部
４２レール部
４３上部コイル部端部
４４ヒンジ機構
４５ロック部
５０カプセル寝台部
５１マット
５２凹形状部
５３ベルトＡ
５４ベルトＢ
５５エアダクトＡ
５６エアダクトＢ
５７パッキン
５８下部コイル部
５９基台
８０昇降機構部
８１支柱
８２アイドルギヤＡ
８３ギヤＢ
８４アイドルギヤＢ
８５ナット
８６ダイヤル
１０１傾斜磁場用コイル
１０２静磁場用磁石
１０３シムコイル
１０４送信コイル
１０５上部コイルエレメント
１０６下部コイルエレメント
１１０ＲＦコイルコネクタボード
１２０エアコントロールユニット
１２１エアチューブ
１２２本体ケーブル
１２４接続ボード（蓋）
１２５接続ボード（本体）
１２６蓋ケーブル
１３１天板部昇降機構駆動手段
１３２天板部移動機構駆動手段
２０１傾斜磁場電源
２０３シムコイル電源
２０４送信器
２０５受信器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Bed part 2 Magnetic field generator 3 Console 4 Capsule-type coil unit 11 Top plate part 12 Rail part 13 Lifting part 21 Opening part 31 Control / calculation part 32 Operation part 33 Display part 34 Storage means 40 Capsule lid 41 Upper coil part 42 Rail Part 43 Upper coil part end part 44 Hinge mechanism 45 Lock part 50 Capsule bed part 51 Mat 52 Concave part 53 Belt A
54 Belt B
55 Air Duct A
56 Air duct B
57 Packing 58 Lower coil part 59 Base 80 Lifting mechanism part 81 Post 82 Idle gear A
83 Gear B
84 Idle Gear B
85 Nut 86 Dial 101 Gradient magnetic field coil 102 Static magnetic field magnet 103 Shim coil 104 Transmitting coil 105 Upper coil element 106 Lower coil element 110 RF coil connector board 120 Air control unit 121 Air tube 122 Body cable 124 Connection board (lid)
125 Connection board (main unit)
126 Lid cable 131 Top plate part raising / lowering mechanism driving means 132 Top plate part moving mechanism driving means 201 Gradient magnetic field power supply 203 Shim coil power supply 204 Transmitter 205 Receiver

Claims

A coil unit used in a magnetic resonance imaging apparatus for reconstructing an image based on a magnetic resonance signal emitted from a subject in a static magnetic field to which a gradient magnetic field is applied,
A bed having an upper table for lying down on the subject, and a lower coil element disposed along the upper table on the lower side of the upper table and receiving a magnetic resonance signal emitted from the subject When,
On the upper side of the bed, a lid capable of covering and sealing the subject is provided ,
On the upper side of the lid, an upper coil element that receives a magnetic resonance signal radiated from the subject is provided movably in the body axis direction of the subject,
The lower coil element and the upper coil element each include a plurality of coils, and the number of coils of the upper coil element is smaller than that of the lower coil element .

A coil unit used in a magnetic resonance imaging apparatus for reconstructing an image based on a magnetic resonance signal emitted from a subject in a static magnetic field to which a gradient magnetic field is applied,
A bed having an upper table for lying down on the subject, and a lower coil element disposed along the upper table on the lower side of the upper table and receiving a magnetic resonance signal emitted from the subject When,
On the upper side of the bed, a lid capable of covering and sealing the subject is provided ,
On the upper side of the lid, an upper coil element that receives a magnetic resonance signal radiated from the subject is provided movably in the body axis direction of the subject,
In the bed, a base that holds the lower coil element below the upper top plate along the upper top plate, and a distance between the subject and the upper coil element by moving the base up and down And a lifting mechanism for adjusting the coil unit.

An image based on a magnetic resonance signal radiated from a subject in a static magnetic field having a cylindrical opening and having a first bed that can be inserted into and removed from the opening and to which a gradient magnetic field in the opening is applied. A magnetic resonance imaging apparatus for reconstructing
A bed having an upper table for lying down on the subject, and a lower coil element disposed along the upper table on the lower side of the upper table and receiving a magnetic resonance signal emitted from the subject A lid that covers and covers the subject on the upper side of the bed, and is movable in the body axis direction of the subject along the upper side of the lid, and has fewer coils than the lower coil element. An upper coil element that receives a magnetic resonance signal radiated from the subject that includes a plurality of coils, and a coil unit that is placed on the first bed,
Information providing means for measuring the distribution of the intensity of magnetic resonance signals received by the upper coil element and the lower coil element and providing information indicating the position of the upper coil element with respect to the lower coil element based on the distribution of the intensity A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

The lid, the coil unit according to claim 1 or claim 2 with respect to the bed in contact across the packing.

The upper top plate, the coil unit according to any of the claims 1 having a concave portion for accommodating the object in the plane to be lying a subject, according to claim 2 or claim 4.

The coil unit according to any one of claims 1, 2, 4, and 5 , wherein the upper top plate is formed of a mat.

The coil unit according to any one of claims 1, 2, and 4 to 6 , further comprising means for fixing the subject to the upper top plate.

The coil unit according to any one of claims 1, 2, and 4 to 7 , wherein the lid is detachably attached to the bed or can be opened and closed.

The coil unit according to any one of claims 1, 2, and 4 to 8 , wherein the lid is formed of a member that is entirely or partially transparent.

An air duct for intake and exhaust of the air inside the bed;
The coil unit according to any one of claims 1, 2, and 4 to 9 , further comprising an air tube connected to the air duct and extending to at least the outside of the static magnetic field.

The coil unit according to claim 1, wherein a soundproof material is provided on the lid.

The coil unit according to claim 1 or 2, further comprising a camera for confirming the inside of the lid.

The coil unit according to claim 1 or 2, further comprising an ecology monitor for confirming a condition of a patient inside the lid, and showing a change with time based on an output from the ecology monitor.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein a soundproof material is provided on the lid.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, further comprising a camera for confirming the inside of the lid.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, further comprising an ecology monitor for confirming a condition of a patient inside the lid, and showing a change with time based on an output from the ecology monitor.