CN105939661A - 磁共振成像装置以及降噪方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及降噪方法 Download PDF

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Abstract

为了提供能够使测量中的高频的噪声低频化的MRI装置，磁共振成像装置具备：倾斜磁场装置(9、10)，其对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的倾斜磁场；以及测量控制部(4)，其通过倾斜磁场脉冲来驱动倾斜磁场装置从而测量磁共振图像数据，测量控制部在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中改变倾斜磁场脉冲的波形，来进行使倾斜磁场装置产生的噪声的频率转移到低频侧的噪声抑制控制。

Description

磁共振成像装置以及降噪方法
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像装置，具体地说涉及一种用于减缓倾斜磁场装置产生的噪声的技术，该倾斜磁场装置对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的倾斜磁场。
背景技术
磁共振成像装置(以下，称为MRI装置)使用具备倾斜磁场线圈的倾斜磁场装置，对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的局部倾斜磁场来获取MR图像。在产生倾斜磁场时，在倾斜磁场线圈中产生电磁力，该电磁力使具备倾斜磁场线圈的倾斜磁场装置产生机械性的应变，从而从倾斜磁场装置产生噪声。特别是在倾斜磁场线圈中流通的倾斜磁场脉冲的电流的重复时间(周期)极短的情况下，成为高频率的声音。该声音在拍摄时对检测者带来较大的精神负担，因此降噪在MRI装置中成为重要的课题。
例如在专利文献1中应对以下的问题：由于按照脉冲序列的倾斜磁场线圈的驱动而产生电磁力，倾斜磁场线圈产生机械性的应变(振动)从而产生噪声。
现有技术文献
专利文献1：美国专利第6567685号说明书
发明内容
发明要解决的课题
但是，在专利文献1中，在倾斜磁场脉冲的重复间隔(周期)短的情况下，倾斜磁场在短时间内重复上升和下降，因此成为高频的噪声，未充分考虑抑制使检测者感到很不舒适的噪声。
鉴于上述情况，本发明要解决的课题在于，提供一种能够使测量中的高频噪声低频化的MRI装置。
用于解决课题的手段
为了解决上述课题，本发明是一种磁共振成像装置，其具备：倾斜磁场装置，其对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的倾斜磁场；以及测量控制部，其通过倾斜磁场脉冲来驱动上述倾斜磁场装置从而测量磁共振图像数据，上述磁共振成像装置的特征在于，上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中改变至少一个上述倾斜磁场脉冲的波形，来进行使上述倾斜磁场装置产生的噪声的频率转移到低频侧的噪声抑制控制。
即，本发明基于以下见解：当在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中改变了倾斜磁场脉冲的波形时，能够使与波形发生变化后的倾斜磁场脉冲相连的多个倾斜磁场脉冲的施加间隔(周期)成为长周期。通常，频率越高人越感到不舒适，因此通过将噪声的频率转移到低频侧，能够减轻检测者即人的不适感。
发明的效果
根据本发明，能够使测量中的高频噪声降低至低频。
附图说明
图1是表示本发明的MRI装置的一个实施方式的整体结构的框图。
图2A的(a)表示现有的倾斜磁场脉冲的时间变化，(b)是表示实施例1的倾斜磁场脉冲的时间变化。
图2B的(a)是对图2A的(a)的现有的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图，(b)是对图2A的(b)的实施例1的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图。
图3A的(a)表示现有的倾斜磁场脉冲的时间变化，(b)表示实施例2的倾斜磁场脉冲的时间变化。
图3B的(a)表示将图3A的(a)的现有的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布，(b)表示将图3A的(b)的实施例2的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图。
图4A的(a)表示现有的倾斜磁场脉冲的时间变化，(b)表示实施例3的倾斜磁场脉冲的时间变化。
图4B的(a)是对图4A的(a)的现有的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图，(b)是对图4A的(b)的实施例3的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图。
图5A的(a)表示现有的倾斜磁场脉冲的时间变化，(b)表示实施例4的倾斜磁场脉冲的时间变化。
图5B的(a)是对图5A的(a)的现有的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图，(b)是对图5A的(b)的实施例4的倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换后的频率分布图。
图6表示倾斜磁场装置的噪声的频率特性、使倾斜磁场脉冲的周期发生了变化时的噪声等级与频率之间的关系。
图7表示操作画面的一例，该操作画面表示MRI装置的噪声抑制控制的各实施例中的静音参数等。
图8说明倾斜磁场脉冲的极性反转时的该切片位置的激励频率的计算方法。
具体实施方式
以下，参照附图根据实施方式和实施例来说明本发明。
参照图1说明本发明的MRI装置的一实施方式。此外，在说明发明的实施方式的全部附图中，对具有相同功能的部分附加相同的附图标记，并省略其重复的说明。如图1所示，本实施方式的MRI装置是利用核磁共振(NMR)现象来拍摄检测体的断层图像的装置。如图1所示，MRI装置构成为具备：静磁场产生系统2、倾斜磁场产生系统3、发送系统5、接收系统6、信号处理系统7、测量控制部4以及运算处理部(CPU)8。
关于静磁场产生系统2，如果是垂直磁场方式，则在检测体1周围的空间在与其体轴正交的方向上产生均匀的静磁场。另外，如果是水平磁场方式，则在体轴方向上产生均匀的静磁场。而且，在检测体1周围配置有永磁体方式、常导方式或超导方式的静磁场产生源。
倾斜磁场产生系统3由在MRI装置的坐标系(静止坐标系)即X、Y、Z的3个轴方向上卷绕的倾斜磁场线圈9和驱动各倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源10构成。由这些倾斜磁场线圈9和倾斜磁场电源10构成倾斜磁场装置。倾斜磁场电源10与X、Y、Z轴的各个倾斜磁场线圈9对应地设置，按着从后述的测量控制部4输出的倾斜磁场脉冲，驱动各个倾斜磁场电源10。由此，在X、Y、Z的3个轴方向上施加倾斜磁场Gx、Gy、Gz。在拍摄时，在与切片面(拍摄截面)正交的方向上施加用于选择切片的倾斜磁场脉冲(Gs)来设定针对检测体1的切片面，在与该切片面正交并且相互正交的剩余的两个方向上施加相位编码的倾斜磁场脉冲(Gp)和频率编码的倾斜磁场脉冲(Gf)，在回波信号中对各方向的位置信息进行编码。
测量控制部4是以设定的预定的脉冲序列来重复施加激励频率的高频磁场脉冲(以下，称为“RF脉冲”)和倾斜磁场脉冲的控制单元。测量控制部4在运算处理部8的控制下进行动作，将检测体1的断层图像的数据收集所需的各种命令发送到发送系统5、倾斜磁场产生系统3以及接收系统6。
发送系统5是为了使构成检测体1的生物组织的原子的原子核自旋产生核磁共振而对检测体1照射RF脉冲的系统，由高频振荡器11、调制器12、高频放大器13以及发送侧的高频线圈(发送线圈)14a构成。
通过调制器12在来自测量控制部4的指令所指示的定时，对从高频振荡器11输出的高频脉冲进行振幅调制，在通过高频放大器13对进行振幅调制后的该高频脉冲进行放大后，将其提供给靠近检测体1配置的高频线圈14a，由此对检测体1照射RF脉冲。
接收系统6检测回波信号(NMR信号)，该回波信号是通过构成检测体1的生物组织的原子核自旋的核磁共振而释放出的，接收系统6由接收侧的高频线圈(接收线圈)14b、信号放大器15、正交相位检波器16以及A/D变换器17构成。通过靠近检测体1配置的高频线圈14b检测通过从发送侧的高频线圈14a照射的电磁波而感应出的检测体1的响应的NMR信号，在通过信号放大器15对其进行放大后，在来自测量控制部4的指令所指示的定时通过正交相位检波器16将其分割为正交的两个系统的信号，分别通过A/D变换器17变换为数字量后发送到信号处理系统7。
信号处理系统7进行各种数据处理和处理结果的显示和保存等，将信号处理系统7形成为具有光盘19、磁盘18等外部存储装置以及由CRT等构成的显示器20。当向运算处理部8输入了来自接收系统6的数据时，运算处理部8执行信号处理、图像重建等处理，将作为其结果的检测体1的断层图像显示在显示器20中，并且记录在外部存储装置的磁盘18等中。
操作部25输入MRI装置的各种控制信息、由信号处理系统7进行的处理的控制信息，操作部25由轨迹球或鼠标23以及键盘24等构成。靠近显示器20来配置操作部25，操作人员一边观察显示器20一边通过操作部25交互式地控制MRI装置的各种处理。
此外，在图1中，在插入了检测体1的静磁场产生系统2的静磁场空间内，如果是垂直磁场方式，则与检测体1相对地设置了发送侧的高频线圈14a和倾斜磁场线圈9，如果是水平磁场方式则以包围检测体1的方式设置了发送侧的高频线圈14a和倾斜磁场线圈9。另外，与检测体1相对或者包围检测体1地设置了接收侧的高频线圈14b。
MRI装置的摄像对象核素作为临床普及的核素，为检测体的主要构成物质即氢原子核(质子)。通过对与质子密度的空间分布、激励状态的缓和时间的空间分布有关的信息进行成像，二维或三维地拍摄人体头部、腹部、四肢等的形态或功能。
以下，将测量控制部4所执行的作为本发明的特征部分的噪声抑制控制分为实施例来进行说明。基本上，为了进行将倾斜磁场装置产生的噪声的频率转移到低频侧的噪声抑制控制，作为在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中改变倾斜磁场脉冲的波形的具体方法，能够应用以下说明的各实施例的方法或将这些各个实施例适当地进行组合后的方法。
[实施例1]
本实施例1是在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中使至少一个倾斜磁场脉冲的极性反转，从而改变设定重复数的倾斜磁场脉冲串的波形的示例。在图2A的(a)中表示了在梯度回波系统中使用的以固定周期施加的用于选择切片的倾斜磁场脉冲201。在图2A的(b)中表示了本实施例的用于选择切片的倾斜磁场脉冲202。如该图所示，本实施例的倾斜磁场脉冲202是在以固定周期施加的倾斜磁场脉冲的重复数的每三次使极性反转一次从而改变波形的脉冲串图案。
图2B的(a)的图形203是对图2A的(a)的倾斜磁场脉冲201进行傅里叶变换后的频率分布图，附图标记204是成为噪声的基音的频率，附图标记205是成为基音的倍音的频率。图2B的(b)的图形206是对图2A的(b)的倾斜磁场脉冲202进行傅里叶变换后的频率分布图，横轴表示频率，纵轴表示与噪声的强度相关的值。另外，在该图中，附图标记207是成为噪声的基音的频率，附图标记208是成为基音的倍音的频率。
根据这些图形可知，在以固定周期施加的倾斜磁场脉冲202的所设定的设定重复数n(其中，n为自然数，在图示例子中为n＝3)中，使设定数m(其中，m为自然数，m<n/2。在图示例子中m＝1)的倾斜磁场脉冲202的极性反转。换言之，使由设定重复数n的倾斜磁场脉冲202构成的脉冲串的开头的倾斜磁场脉冲的极性相对于其它倾斜磁场脉冲进行反转。由此，成为以长周期的间隔施加倾斜磁场脉冲，如图2B的(b)的傅里叶变换后的频率分布图所示那样，基音的频率转移到低频侧。这意味着从倾斜磁场装置发出的噪声从高频转移到低频。
例如，在图2A的(a)的倾斜磁场脉冲201的重复间隔(周期)为Ts时，发出基音为1/Ts(Hz)的频率的声音。与此相对，如图2A的(b)所示，当使倾斜磁场脉冲202每三次反转一次时，基音变为1/3Ts(Hz)的频率的声音。此时，声音的能量被分散至各频率，包含基音和倍音在内的各频率的声音等级降低。
在此，在使选择切片的倾斜磁场脉冲反转时，切片位置与反转前相比没有变化，因此计算RF脉冲的激励频率来进行变更。具体地说，如图8所示，为了使倾斜磁场脉冲反转来对相同的切片位置进行激励，照射根据该位置的静磁场强度B0和倾斜磁场强度(正转时G+、反转时G－)以及拉莫尔频率γ求出的激励频率(正转时ω+,反转时ω－)的RF脉冲。
在图2A、图2B的例子中表示了n＝3、m＝1的例子，表示了根据所需要的切片个数重复脉冲串的例子，该脉冲串是使设定重复数3的倾斜磁场脉冲的开头的倾斜磁场脉冲的极性反转后的脉冲串。但是，使极性反转的倾斜磁场脉冲并不限于开头，使任意的位置、任意的设定数m的倾斜磁场脉冲的极性反转，进行傅里叶变换来确认并采用降频效果。
例如，在将基音的频率(1/Ts)设为1/n倍时，关于n次的重复也能够进行m次以下的反转。另外，在即使不进行噪声抑制控制，噪声的基音为对人没有影响的20Hz以下的频率时，也可不进行噪声抑制控制。
在本实施例1中，在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中，使至少一个倾斜磁场脉冲的极性反转，来改变倾斜磁场脉冲的波形。由此，根据本实施例，能够使与极性反转后的倾斜磁场脉冲相连的多个倾斜磁场脉冲的施加间隔(周期)成为长周期。也就是说，在固定周期Ts的倾斜磁场脉冲的设定重复数n的重复过程中，例如使设定数m的倾斜磁场脉冲的极性反转，由此通过n倍的周期nTs的脉冲串来驱动通过固定周期Ts的倾斜磁场脉冲进行重复而驱动的倾斜磁场装置。结果，倾斜磁场装置的噪声的基音频率成为1/nTs，能够低频率化。通常，频率越高人越感到不适，因此通过将噪声的频率转移到低频侧，能够减轻检测体即人的不适感。
另外，能够在本实施例1的噪声抑制控制中附加各种辅助功能。例如，能够将图7所示的用户界面(UI)701在图1的操作部25或显示器20的画面上显示。图7的UI 701为噪声抑制控制标志702、抑制前的噪声频率703、抑制后的噪声频率704、1/nTs(Hz)的参数n705。另外，附图标记706显示了噪声抑制控制的类型，具体地说显示噪声抑制控制的实施例的类型。用户使用UI701对噪声抑制控制标志702进行开/关从而能够选择是否进行噪声抑制控制。
可以显示抑制前和抑制后的噪声频率703、704或者可以由用户选择这些频率。此时，可以显示根据选择切片的倾斜磁场脉冲的周期Ts计算出的1/Ts(Hz)，通过选择作为参数的设定重复数n705能够选择任意的周期和频率(1/nTs)。
另外，在加入使每个切片的倾斜磁场方向一致的限制的情况下，在为设定重复数n的切片选择时，n相当于切片个数，因此能够限制为1/Ts、1/2Ts、……、1/(n－1)Ts、1/nTs(Hz)来进行选择，此时希望通过对于n能整除的数来进行限制。另外，关于噪声抑制控制的类型706，还能够选择与噪声抑制控制有关的各实施例的组合。
本实施例1并不限于不同切片之间的反转，还能够用于自旋回波系统的90°RF脉冲与180°RF脉冲之间的同一切片之间、快速自旋回波系统的180°RF脉冲之间的同一切片之间。
本实施例1的通过倾斜磁场的极性反转进行的噪声抑制控制并不限于选择切片的倾斜磁场脉冲，还能够用于频率编码的倾斜磁场脉冲、相位编码的倾斜磁场脉冲的噪声抑制。在该情况下，还同时使测量的磁共振图像数据的k空间的配置进行反转即可。另外，能够用于破碎脉冲(crusher pulse)的噪声抑制，该破碎脉冲是为了使通过RF脉冲而选择激励的质子的横向磁化进行相位分散而施加的脉冲。
[实施例2]
本实施例2是在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中将至少一个倾斜磁场脉冲的施加时间(脉冲宽度)增大，来改变设定重复数的倾斜磁场脉冲串的波形的例子。在图3A的(a)中表示在回波平面成像等中使用的以固定周期施加的频率编码的倾斜磁场脉冲301。在图3A的(b)中表示本实施例的频率编码的倾斜磁场脉冲302。
如该图所示，关于本实施例的倾斜磁场脉冲302，当把以固定周期Ts施加的频率编码的倾斜磁场脉冲302的上下反转计数为重复数“1”时，使倾斜磁场脉冲302为在设定重复数n(在图示例子中，n＝4)中，将设定数m(在图示例子中，m＝1)的倾斜磁场脉冲的施加时间(脉冲宽度)增大后的脉冲串。图3B的(a)的图形303是对倾斜磁场脉冲301进行傅里叶变换后的图形，附图标记304是成为基音的频率，附图标记305是成为倍音的频率。图3B的(b)的图形306是对图3A的(b)的倾斜磁场脉冲302进行傅里叶变换后的图形，横轴表示频率，纵轴表示与噪声的强度相关的值。
另外，附图标记307是成为基音的频率，附图标记308是成为倍音的频率。
通过增大以固定周期施加的倾斜磁场脉冲的施加时间(脉冲宽度)，成为以长周期的间隔来施加倾斜磁场，发出的声音也从高频转移到低频。即，当设为图3A的(a)的倾斜磁场的上下反转的间隔(周期)为Ts时，产生了基音为1/Ts(Hz)频率的声音，但是由于在设定重复数n(在图示例子中，n＝4)中设定数m在图示例子中，m＝1)的倾斜磁场脉冲的施加时间增大，因此当把该增加量的时间设为Ta时，基音变化为1/(4Ts+Ta)(Hz)频率的声音。此时，声音的能量被分散至各频率，包含基音和倍音的各频率的声音等级降低。
在本实施例2中，在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个倾斜磁场脉冲的施加时间(脉冲宽度)增大，由此改变倾斜磁场脉冲的波形。由此，根据本实施例2，能够使与脉冲宽度增大后的倾斜磁场脉冲相连的多个倾斜磁场脉冲的施加间隔(周期)成为长周期。
即，通过增大以固定周期施加的多个倾斜磁场脉冲串的施加时间，通过周期(nTs+Ta)的脉冲串驱动通过固定周期Ts的倾斜磁场脉冲进行重复而驱动的倾斜磁场装置。结果，倾斜磁场装置的噪声的基音的频率成为1/(nTs+Ta)，能够使其成为低频，发出的声音也从高频转移到低频，因此与实施例1同样地能够减轻检测体即人的不适感。
此外，如本实施例2所示，在对频率编码的倾斜磁场脉冲的施加时间(脉冲宽度)进行变更时，自不必说为了保持图像对比度使回波取得时间TE不变。
另外，与实施例1同样地，能够附加图7所示的用户界面(UI)701等各种辅助功能。另外，与实施例1同样地，使倾斜磁场的施加时间变化的对象并不限于频率编码的倾斜磁场脉冲，可以是切片选择倾斜磁场脉冲，也可以是相位编码脉冲。另外，也可以是为了使通过RF脉冲而选择激励的质子的横向磁化进行相位分散而施加的破碎脉冲。并且，也可以与实施例1进行组合来实施，能够根据在各测量中使用的脉冲形状来决定组合。
[实施例3]
实施例3是在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个倾斜磁场脉冲的施加定时在时间轴方向上进行移动，从而改变设定重复数的倾斜磁场脉冲串的波形的例子。换言之，改变倾斜磁场脉冲的施加间隔，从而改变倾斜磁场脉冲的脉冲串的波形。由此，根据本实施例3，成为以长周期的间隔来施加倾斜磁场，发出的声音也从高频转移到低频。
也就是说，在图4A的(a)中表示以固定周期施加的选择切片的倾斜磁场脉冲401。在图4A的(b)中表示将本实施例的以固定周期施加的选择切片的倾斜磁场脉冲的施加间隔在设定重复数2的脉冲串中，改变设定数1的倾斜磁场脉冲的施加间隔，从而具有改变波形后的脉冲串图案的倾斜磁场脉冲402。另外，图4B的(a)的图形403是对图4A的(a)的倾斜磁场脉冲401进行傅里叶变换后的频率分布图，附图标记404是成为噪声的基音的频率，附图标记405是成为基音的倍音的频率。图4B的(b)的图形406是对图4A的(b)的倾斜磁场脉冲402进行傅里叶变换后的频率分布图，横轴表示频率，纵轴是与噪声的强度相关的值。另外，在该图中，附图标记407是成为噪声的基音的频率，附图标记408是成为基音的倍音的频率。
当将图4A的(a)的倾斜磁场脉冲401的间隔(周期)设为Ts时，发出基音为1/Ts(Hz)频率的声音。与此相对，如图4A的(b)的倾斜磁场脉冲402那样改变波形，在设定重复数n(在图示例子中，n＝2)中改变设定数m(在图示例子中，m＝1)的倾斜磁场脉冲的施加间隔。也就是说，将设定重复数2的倾斜磁场脉冲串的第一次和第二次的倾斜磁场脉冲的施加间隔缩短。
换言之，将第二次的倾斜磁场脉冲的施加定时向第一次的倾斜磁场脉冲的方向进行移动，从而将与第一次的倾斜磁场脉冲之间的间隔缩短。由此，图4A的(b)所示的设定重复数n的倾斜磁场脉冲串的周期成为nTs，结果，如图4B的(b)所示，从倾斜磁场装置发出的声音的基音变化为1/(2Ts)(Hz)频率。由此，与第一和实施例2同样地，能够减轻检测体即人的不适感。此时，声音的能量被分散至各频率，包含基音和倍音在内的各频率的声音等级等级。
另外，与实施例1同样地，能够附加图7表示的用户界面(UI)701等各种辅助功能。另外，与实施例1同样地，使倾斜磁场的施加时间变化的对象并不限于选择切片的倾斜磁场脉冲，可以是频率编码倾斜磁场脉冲，也可以是相位编码脉冲，正确地进行k空间的配置即可。另外，也可以是为了使通过RF脉冲而选择激励的质子的横向磁化进行相位分散而施加的破碎脉冲。并且，也可以与其它实施例进行组合来实施。
[实施例4]
说明本发明的实施例4。本实施例4是在固定周期的倾斜磁场脉冲的重复过程中，改变倾斜磁场脉冲的强度从而改变设定重复数的倾斜磁场脉冲串的波形的例子。在图5A的(a)中表示以固定周期施加的选择切片的倾斜磁场脉冲501。图5A的(b)是图5A的(a)表示的倾斜磁场脉冲501的破碎脉冲的施加强度为设定重复数n(在图示例子中，n＝4)。图5A的(b)表示使设定数m(在图示例子中，m＝4)的破碎脉冲的强度变化从而以固定周期施加的倾斜磁场脉冲502。
图5B的(a)的图形503是对图5A的(a)表示的倾斜磁场脉冲501进行傅里叶变换后的频率分布图，附图标记504是成为基音的频率，附图标记505是成为倍音的频率。图5B的(b)的图形506是对图5A的(b)的倾斜磁场脉冲502进行傅里叶变换后的频率分布图，横轴表示频率，纵轴是与噪声的强度相关的值。另外，附图标记507是成为基音的频率，附图标记508是成为倍音的频率。此时，声音的能量被分散至各频率，包含基音和倍音在内的各频率的声音等级降低。
根据本实施例4，使以固定周期且以固定强度施加的重复数n＝4的倾斜磁场脉冲的设定数m＝4的倾斜磁场脉冲的破碎脉冲的施加强度变化，由此以长周期的间隔来施加倾斜磁场脉冲，发出的声音也从高频转移到低频。例如当将图5A的(a)的倾斜磁场脉冲的间隔(周期)设为Ts时，发出基音为1/Ts(Hz)的频率的声音，但是通过逐渐改变倾斜磁场脉冲的破碎脉冲的施加强度，如图5B的(b)所示，基音变化为1/(4Ts)(Hz)频率的声音。由此，与实施例1至实施例3同样地，能够减轻检测体即人的不适感。此时，声音的能量被分散至各频率，包含基音和倍音在内的各频率的声音等级降低。
另外，与实施例1同样地，能够附加图7表示的用户界面(UI)701等各种辅助功能。另外，与实施例1同样地，使倾斜磁场脉冲的强度变化的对象并不限于破碎脉冲，即使是选择切片的倾斜磁场脉冲，只要切片轮廓(slice profile)相同即可。另外，即使是相位编码脉冲，只要在变更k空间的配置后不进行变化即可。另外，也可以与实施例1、实施例2、实施例3进行组合来实施。
[实施例5]
参照图6说明本发明的实施例5。在本实施例中，预先准备通过倾斜磁场脉冲而产生的倾斜磁场装置的噪声的频率特性，由此通过更有效地变更频率来进行噪声抑制。
在图6的(a)中，横轴表示频率，纵轴表示倾斜磁场装置的每个倾斜磁场脉冲强度的噪声等级[dBA]，附图标记601是倾斜磁场装置的噪声等级的频率特性。该图的(b)是倾斜磁场脉冲的周期为Ts时的基音为1/Ts的频率的声音等级的图形，表示倾斜磁场装置具有频率特性601时的噪声等级。该图的(c)是表示倾斜磁场脉冲的周期为2Ts时的基音为1/2Ts的频率的声音等级的图形，表示与倾斜磁场装置的频率特性601对应的噪声等级。该图的(d)是表示倾斜磁场脉冲的周期为3Ts时的基音为1/3Ts的频率的声音等级的图形，表示与倾斜磁场装置的频率特性601对应的噪声等级。
与该图的(a)的倾斜磁场装置的频率特性对应地，预先预测了该图的(b)～(d)的与噪声抑制的频率相对的噪声等级。在图6的示例中，噪声等级最小的是(d)，因此能够在噪声抑制控制中自动地选择成为1/3Ts的设定重复数n和改变波形的设定数m来进行变更。另外，能够使用户知晓噪声抑制效果，例如变更前后的噪声[dBA]。
如上所述，根据本发明，通过单独或适当地组合应用实施例1～4的噪声抑制控制，能够使倾斜磁场装置的噪声的基音的频率成为低频。并且，如果组合实施例5，则能够恰当地进行噪声抑制控制。此时，测量控制部4可以使用户选择上述实施例1～5中记载的噪声抑制控制的组合。
并且，测量控制部4在倾斜磁场脉冲的固定周期Ts比预定的设定周期短的情况下，也可以改变倾斜磁场脉冲的波形。另外，测量控制部4也可以使用户知晓正在进行包含上述实施例1～5的某个噪声抑制控制。
此外，在改变了倾斜磁场脉冲的波形的情况下，与此相伴理所当然要求对高频磁场脉冲(RF脉冲)的照射频率和照射相位进行控制。
此外，本发明并不限于上述实施例1～4或它们的组合，对于本领域的技术人员来说可知能够通过在本发明的宗旨的范围内变形或变更后的方式来实施本发明，这样变形或变更后的方式当然属于本申请的权利要求的范围。
即，在本发明中，将固定周期Ts的倾斜磁场脉冲的设定重复数设为n(其中，n为自然数)，使设定重复数n的倾斜磁场脉冲串的脉冲串图案变化，从而使脉冲串图案成为长周期。本发明的宗旨在于，通过成为长周期的设定重复数n的倾斜磁场脉冲串对倾斜磁场装置进行重复驱动，由此使从倾斜磁场装置产生的噪声的基音频率成为低频。也就是说，特征在于，以低频化的脉冲串图案为单位，对倾斜磁场装置进行重复驱动。
进一步附带说，当脉冲串图案发生了变化时，通过以脉冲串图案为单位的重复周期nTs来驱动通过固定周期Ts的倾斜磁场脉冲进行重复驱动的倾斜磁场装置。当对重复周期nTs的脉冲串图案进行了傅里叶变换时，倾斜磁场装置的噪声的频率成为1/nTs而成为低频。
附图标记说明
1：检测体；2：静磁场产生系统；3：倾斜磁场产生系统；4：测量控制部；5：发送系统；6：接收系统；7：信号处理系统；8：运算处理部；9：倾斜磁场线圈；10：倾斜磁场电源；11：高频振荡器；12：调制器；13：高频放大器；14a：高频线圈(发送线圈)；14b：高频线圈(接收线圈)；15：信号放大器；16：正交相位检波器；17：A/D变换器；18：磁盘；19：光盘；20：显示器；21：ROM；22：RAM；23：轨迹球或鼠标；24：键盘。

Claims (15)

1.一种磁共振成像装置，其具备：倾斜磁场装置，其对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的倾斜磁场；以及测量控制部，其通过倾斜磁场脉冲来驱动上述倾斜磁场装置从而测量磁共振图像数据，
上述磁共振成像装置的特征在于，
上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中改变至少一个上述倾斜磁场脉冲的波形，来进行使上述倾斜磁场装置产生的噪声的频率转移到低频侧的噪声抑制控制。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部以固定周期的上述倾斜磁场脉冲的每个设定重复数，改变上述倾斜磁场脉冲的波形来进行噪声抑制控制。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，使至少一个上述倾斜磁场脉冲的极性反转来进行上述噪声抑制控制。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个上述倾斜磁场脉冲的施加时间增大来进行上述噪声抑制控制。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个上述倾斜磁场脉冲的施加定时在时间轴方向上进行移动来进行上述噪声抑制控制。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，改变上述倾斜磁场脉冲的强度来进行上述噪声抑制控制。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部逐渐改变对上述倾斜磁场脉冲附加的破碎脉冲的强度来进行上述噪声抑制控制。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部根据SSFP系统、GRE系统、FSE系统、EPI系统的脉冲序列来测量上述磁共振图像数据。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在上述倾斜磁场脉冲的上述固定周期比设定周期短的情况下，改变上述倾斜磁场脉冲的波形。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部使用户知晓正在进行上述噪声抑制控制。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部使用户选择上述噪声抑制控制的噪声频率。
12.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
作为噪声抑制控制，上述测量控制部进行以下处理中的两个以上处理的组合：
以固定周期的上述倾斜磁场脉冲的每个设定重复数，改变上述倾斜磁场脉冲的波形；
在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，使至少一个上述倾斜磁场脉冲的极性反转；
在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个上述倾斜磁场脉冲的施加时间增大；以及
在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中，将至少一个上述倾斜磁场脉冲的施加定时在时间轴方向上进行移动。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部使用户选择上述噪声抑制控制的组合。
14.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部根据上述倾斜磁场装置的噪声特性，选择噪声的基音为最小的上述倾斜磁场脉冲的重复的设定重复数。
15.一种降噪方法，其是磁共振成像装置中的降噪方法，该磁共振成像装置具备：倾斜磁场装置，其对放置于静磁场中的检测体施加脉冲状的倾斜磁场；以及测量控制部，其通过倾斜磁场脉冲来驱动上述倾斜磁场装置从而测量磁共振图像数据，
上述降噪方法的特征在于，具有：
在固定周期的上述倾斜磁场脉冲的重复过程中改变至少一个上述倾斜磁场脉冲的波形，来使上述倾斜磁场装置产生的噪声的频率转移到低频侧的步骤；以及
使用改变了上述波形后的倾斜磁场脉冲，从上述检测体测量磁共振图像数据的步骤。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112826494A (zh) * 2020-12-30 2021-05-25 上海联影医疗科技股份有限公司 Mr设备振动和声学噪声消减方法、系统、装置及存储介质

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102014221950B3 (de) * 2014-10-28 2016-04-21 Siemens Aktiengesellschaft Geräuschreduzierung bei selektiver MR-Anregung
JP2018015304A (ja) * 2016-07-28 2018-02-01 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置
US11353527B2 (en) 2019-07-19 2022-06-07 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Systems and methods for waveform determination in magnetic resonance imaging
WO2022181716A1 (ja) 2021-02-26 2022-09-01 ビークルエナジージャパン株式会社 組電池

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1589410A (zh) * 2001-11-26 2005-03-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 能降低声学噪声的磁共振成像方法
JP2011530371A (ja) * 2008-08-14 2011-12-22 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉノイズ美化
WO2013165571A1 (en) * 2012-04-30 2013-11-07 The General Hospital Corporation System and method for quiet magnetic resonance imaging
CN105473067A (zh) * 2013-05-22 2016-04-06 通用电气公司 用于降低mr成像中声音噪声水平的系统和方法

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4035410C2 (de) * 1989-11-20 2000-03-16 Siemens Ag Pulssequenz nach dem Echoplanarverfahren
EP0554584A1 (en) * 1991-11-29 1993-08-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance device and signal combination device
DE19910018C1 (de) * 1999-03-08 2000-10-19 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanztomographiegeräts
WO2003098390A2 (en) * 2002-05-15 2003-11-27 University Of Virginia Patent Foundation Method and system for rapid magnetic resonance imaging of gases with reduced diffusion-induced signal loss
JP4497973B2 (ja) * 2004-03-24 2010-07-07 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7683614B2 (en) * 2006-04-27 2010-03-23 Stefan Posse Magnetic resonance spectroscopy with sparse spectral sampling and interleaved dynamic shimming
CN102077108B (zh) * 2008-04-28 2015-02-25 康奈尔大学 分子mri中的磁敏度精确量化
WO2012170119A1 (en) * 2011-06-06 2012-12-13 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Noise tolerant localization systems and methods
DE102011083619B4 (de) * 2011-09-28 2023-01-26 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erzeugung einer Serie von MR-Bildern zur Überwachung einer Position eines in einem Untersuchungsgebiet befindlichen Interventionsgeräts, Magnetresonanzanlage und elektronisch lesbarer Datenträger
US9588207B2 (en) * 2011-10-06 2017-03-07 National Institutes of Health (NIH), U.S. Dept. of Health and Human Services (DHHS), The United States of America NIH Division of Extramural Inventions and Technology Resources (DEITR) System for reconstructing MRI images acquired in parallel
DE102012203512B4 (de) * 2012-02-03 2014-02-13 Siemens Aktiengesellschaft Ermittlung einer MR-Messsequenz mittels eines Gradienten-Optimierungsverfahrens
DE102012219010B4 (de) * 2012-10-18 2014-04-30 Siemens Aktiengesellschaft Optimierung einer Pulssequenz für eine Magnetresonanzanlage
JP6013137B2 (ja) * 2012-10-26 2016-10-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
US10955509B2 (en) * 2013-01-15 2021-03-23 Koninklijke Philips N.V. Arterial spin labeling with reduced acoustic noise emissions and method of operation thereof
DE102013202559B3 (de) * 2013-02-18 2014-08-21 Siemens Aktiengesellschaft Optimierung einer MR-Pulssequenz durch automatisches Optimieren von Gradientenpulsen in veränderbaren Intervallen
US9778333B2 (en) 2013-05-23 2017-10-03 General Electric Company Magnetic resonance (MR) imaging generating perfusion images with arterial spin labeling (ASL) and 3D radial pulse sequences
DE102013213255B4 (de) * 2013-07-05 2017-06-08 Siemens Healthcare Gmbh Beschleunigte Bestimmung von Gradientenverläufen auf der Grundlage von vorherigen Gradientenverläufen
DE102013218475B4 (de) * 2013-09-16 2015-10-22 Siemens Aktiengesellschaft Geräuschsoptimierung einer Magnetresonanz-Sequenz durch Anhebung einer Pulsbandweite
US9612300B2 (en) * 2013-11-25 2017-04-04 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method for object-based initialization of magnetic field inhomogeneity in magnetic resonance imaging

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1589410A (zh) * 2001-11-26 2005-03-02 皇家飞利浦电子股份有限公司 能降低声学噪声的磁共振成像方法
JP2011530371A (ja) * 2008-08-14 2011-12-22 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｍｒｉノイズ美化
WO2013165571A1 (en) * 2012-04-30 2013-11-07 The General Hospital Corporation System and method for quiet magnetic resonance imaging
CN105473067A (zh) * 2013-05-22 2016-04-06 通用电气公司 用于降低mr成像中声音噪声水平的系统和方法

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112826494A (zh) * 2020-12-30 2021-05-25 上海联影医疗科技股份有限公司 Mr设备振动和声学噪声消减方法、系统、装置及存储介质
CN112826494B (zh) * 2020-12-30 2023-05-23 上海联影医疗科技股份有限公司 Mr设备振动和声学噪声消减方法、系统、装置及存储介质

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