CN109414214A - 磁共振成像装置 - Google Patents

Abstract

降低因倾斜磁场脉冲的施加造成的振动。为此，倾斜磁场线圈被静磁场产生装置支持。控制部在预定的定时使倾斜磁场线圈产生预定波形的倾斜磁场脉冲，并执行包含倾斜磁场脉冲的预定的摄像脉冲序列。控制部具备决定倾斜磁场脉冲的波形的波形决定部，波形决定部为了防止电流流过倾斜磁场线圈时在倾斜磁场线圈产生的力经由包含倾斜磁场线圈的支持部和卧台的传递路径传导到被检体而被检体的位置发生变动，而以降低传递路径中的振动传递率的方式决定倾斜磁场脉冲的波形。

Description

磁共振成像装置

技术领域

本发明涉及测定来自被检体中的氢、磷等的核磁共振信号(以下称为NMR信号)并对核的密度分布、缓和时间分布等图像化的磁共振成像装置(以下，成为MRI装置)，特别涉及抑制因倾斜磁场脉冲造成的装置的振动的技术。

背景技术

MRI装置是测量构成被检体、特别是人体的组织的原子核自旋所产生的NMR信号并将被检体的头部、腹部、四肢等的形态、功能二维或三维地图像化的装置。作为FID(自由感应衰减：Free Induction Decay)信号、回波信号而取得NMR信号，但大多作为回波信号而取得，因此以下也将NMR信号称为回波信号。在摄影中，在将被检体配置在静磁场内的基础上，为了对特定的区域进行选择性激励，而施加切片选择倾斜磁场脉冲和高频磁场脉冲，然后，施加相位编码倾斜磁场脉冲、读出倾斜磁场脉冲，由此对激励范围内进行编码，附加位置信息。通过对测量出的回波信号进行二维或三维傅里叶变换而重构为图像。

在使用了这样的MRI装置的测量中，通过与其目的对应地改变倾斜磁场脉冲和高频磁场脉冲的形状、施加和照射的定时，能够得到增强了各种组织、生物体的生理机能的图像。其中之一有扩散加权图像(DWI：Diffusion Weighted Image)。在扩散加权图像的摄像时，施加被称为MPG(运动探测梯度：Motion Probing Gradient)的高磁场强度的倾斜磁场脉冲，由此使图像的对比度反映水分子的扩散运动。

另一方面，在专利文献1中，公开了一种降低在倾斜磁场线圈产生倾斜磁场时产生的声音的技术。该技术使倾斜磁场线圈产生倾斜磁场，通过麦克风收集这时产生的声音，测量倾斜磁场波形的频带与声压水平之间的关系。然后，求出声压水平为预定值以上的频带，在从在摄像脉冲序列(pulse sequence)中产生的倾斜磁场波形中去除该频带后，对波形进行调整。由此，降低在倾斜磁场线圈产生倾斜磁场时产生的声压。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2015-231417号公报

发明内容

发明要解决的课题

根据发明人们的研究，可知存在以下的问题，即在扩散加权图像的摄像时施加的MPG脉冲的施加时间比较长(数～数十ms级别)，因此虽然声压水平不高，但会引起磁场的振动和被检体位置的振动。

在电流流过倾斜磁场线圈时，由于作用于倾斜磁场线圈的洛伦磁力而倾斜磁场线圈的形状和位置变化，磁场分布发生变化，由此产生磁场的振动。如果磁场振动，则无法以希望的强度施加倾斜磁场，使图像的成像性降低。倾斜磁场线圈的位置变动经由支持倾斜磁场线圈的构造体、例如静磁场产生装置、支持静磁场产生装置的地板、放置在地板上的卧台而传递至被检体，由此产生被检体位置的振动。

对于因倾斜磁场脉冲产生的声音，由倾斜磁场线圈产生的声音直接传输到摄像空间而传导到被检体的耳中，与此相对，如上述那样，振动的传输路径与声音不同。如果被检体振动，则因振动造成的被检体的运动被反映到图像的对比度，而混入了不必要的信息，因此引起画质的下降。除此以外，如果振动传递到被检体，则对被检体也产生不愉快感。磁场的振动和被检体的位置的振动不只取决于倾斜磁场脉冲的大小，还取决于倾斜磁场线圈的支持构造、以及将MRI装置固定到地板上的固定机构。

在专利文献1中，提示了一种降低由于倾斜磁场线圈产生的声音的技术。

但是，被检体的位置的振动如上述那样包含磁场和构造体的2种因素，画质劣化的机制和对被检体的影响也不同，因此，在专利文献1的技术中，还需要对抑制因振动造成的画质劣化和被检体的不愉快感进行进一步研究。

本发明是鉴于上述问题点提出的，其目的在于：提供一种降低因倾斜磁场脉冲的施加造成的振动的技术。

用于解决课题的手段

为了解决上述问题点，本发明的MRI装置具备：静磁场产生装置，其对配置被检体的摄像空间提供静磁场；卧台，其用于将被检体配置于摄像空间；倾斜磁场线圈，其对摄像空间施加倾斜磁场脉冲；倾斜磁场电源，其对倾斜磁场线圈供给预定波形的电流，来产生倾斜磁场脉冲；支持部，其支持倾斜磁场线圈；以及控制部，其控制倾斜磁场电源，在预定的定时对摄像空间施加预定波形的倾斜磁场脉冲，并执行包含倾斜磁场脉冲的预定的摄像脉冲序列。

控制部具备决定倾斜磁场脉冲的波形的波形决定部，波形决定部为了防止电流流过倾斜磁场线圈时在倾斜磁场线圈产生的力经由包含倾斜磁场线圈的支持部和卧台的传递路径传递至被检体而被检体的位置发生变动，以降低传递路径中的振动传递率的方式决定倾斜磁场脉冲的波形。

发明效果

根据本发明，能够降低因倾斜磁场脉冲的施加造成的振动。

附图说明

图1是表示第一实施方式的MRI装置的整体结构的框图。

图2是表示DWI的脉冲序列的一个例子的图。

图3是表示第一实施方式的波形决定部的结构的框图。

图4是表示第一实施方式的波形决定部的窗函数计算处理部的动作的流程图。

图5是表示振动源是倾斜磁场线圈的情况下的MRI装置在每个振动频率下的振动强度的分布的一个例子的图表。

图6是表示第一实施方式的从用户接受振动的抑制程度的画面例子的图。

图7是表示第一实施方式的窗函数(window function)的例子的图表。

图8是表示第一实施方式的低振动MPG脉冲计算处理部的动作的流程图。

图9的(a)～(d)是表示第一实施方式的低振动MPG脉冲计算处理部的处理中的倾斜磁场脉冲的波形变化的图表。

图10的(a)是表示第一实施方式的低振动MPG脉冲计算处理部进行处理前的倾斜磁场脉冲的频率频谱的图表，(b)是表示低振动MPG脉冲计算处理部应用窗函数后的频率频谱的图表，(c)是表示低振动MPG脉冲计算处理部进行处理后的倾斜磁场脉冲的频率频谱的图表。

图11是汇总图10的(a)～(c)的图表并放大了一部分后的图表。

图12的(a)～(c)是表示倾斜磁场线圈的X、Y、Z轴的线圈分别是振动源的情况下的MRI装置(静磁场产生装置)在每个振动频率下的振动强度的分布的一个例子的图表。

图13是表示第二实施方式的低振动MPG脉冲计算处理部的动作的流程图。

图14是表示伴随溃点(crusher)的DWI的脉冲序列的一个例子的图。

具体实施方式

以下，依照附图，详细说明本发明的实施方式的MRI装置。此外，在用于说明实施方式的全部图中，对具有相同功能的部分附加相同的符号，省略其重复的说明。

首先，根据图1说明本实施方式的MRI装置的一个例子的整体概要。

图1是表示实施方式的MRI装置的整体结构的框图。该MRI装置用于利用NMR现象得到被检体的断层图像。如图1所示，MRI装置构成为具备静磁场产生系统2、卧台100、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、序列器(sequencer)4。

序列器4是在预定定时(摄像脉冲序列)反复照射和施加高频磁场脉冲和倾斜磁场脉冲的控制单元。序列器4在配置在信号处理系统7内的数字信号处理装置(控制部)8的控制下动作，向发送系统5、倾斜磁场产生系统3以及接收系统6发送各种命令，执行摄像脉冲序列，收集被检体1的断层图像的重构所需要的数据。

静磁场产生系统2具备围绕配置被检体1的摄像空间28配置的静磁场产生装置27，在摄像空间28产生均匀的静磁场。在静磁场产生系统2是垂直磁场方式的情况下，静磁场的方向是与被检体1的体轴正交的方向，静磁场产生装置27配置有一对以便上下地夹着被检体1而相对。另一方面，在静磁场产生系统2是水平磁场方式的情况下，静磁场的方向是被检体1的体轴方向，静磁场产生装置27是围住被检体1的体轴周围的形状。静磁场产生装置27可以是永磁铁方式、常电导方式，或超导方式中的任一个。

卧台100装载被检体1，将被检体1配置到摄像空间28。在此，卧台100被配置成由设置有MRI装置的地面支持，但卧台100的一部分或全部也可以由静磁场产生装置27等其他结构支持。

倾斜磁场产生系统3构成为具备在作为MRI装置的坐标系(静止坐标系)的X、Y、Z的3轴方向上卷绕的倾斜磁场线圈9、向各个倾斜磁场线圈9供给电流而驱动的倾斜磁场电源10。各线圈的倾斜磁场电源10依照从序列器4接受到的命令，向倾斜磁场线圈9供给预定的脉冲波形的电流，由此在X、Y、Z的3轴方向上施加倾斜磁场脉冲。

例如，在摄影时，向与切片面(摄影截面)正交的方向上施加切片方向倾斜磁场脉冲Gs而设定针对被检体1的切片面，向与该切片面正交并且相互正交的剩余2个方向施加相位编码方向倾斜磁场脉冲Gp和频率编码方向倾斜磁场脉冲Gr，将各个方向的位置信息编码到回波信号中。

发送系统5用于向被检体1照射高频磁场脉冲，构成为具备高频振荡器11、调制器12、高频放大器13、发送侧的高频线圈(发送线圈)14a。通过这些结构，发送系统5向被检体1照射使构成被检体1的生物体组织的原子的原子核自旋产生核磁共振的高频磁场脉冲。即，高频振荡器11输出高频信号，调制器12在由从序列器4接受到的指令指示的定时对高频电信号进行振幅调制。在由高频放大器13对该振幅调制后的高频电信号进行放大后，供给到高频线圈14a。由此，从与被检体1接近配置的高频线圈14a向被检体1照射高频磁场脉冲。

接收系统6构成为具备接收侧的高频线圈(接收线圈)14b、信号放大器15、正交相位检波器16、A/D变换器17。通过这些结构，接收系统6检测出通过构成被检体1的生物体组织的原子核自旋的核磁共振释放的回波信号(NMR信号)。即，接受了从发送侧的高频线圈14a照射的高频磁场脉冲的被检体1被激励，作为响应信号而发射NMR信号。与被检体1接近地配置的高频线圈14b检测NMR信号。NMR信号在被信号放大器15放大后，在来自序列器4的指令的定时通过正交相位检波器16分割为正交的2个系统的信号，分别通过A/D变换器17变换为数字信号，发送到信号处理系统7。

信号处理系统7具备数字信号处理装置8、光盘19、磁盘18等的外部存储装置、由CRT等构成的显示器20、ROM21、RAM22，进行各种数据处理和处理结果的显示和保存等。数字信号处理装置8如果从接收系统6接收到数字信号，则执行信号处理、图像重构等处理，由此重构被检体1的断层图像，显示到显示器20，并且记录到外部存储装置的磁盘18等中。

操作部25用于由用户输入MRI装置的各种控制信息、通过上述信号处理系统7进行的处理的控制信息，具备轨迹球或鼠标23、以及键盘24。该操作部25与显示器20接近地配置，操作者一边看着显示器20，一边通过操作部25互动地控制MRI装置的各种处理。

此外，在图1中，发送侧的高频线圈14a和倾斜磁场线圈9的形状在静磁场产生系统2是垂直磁场方式的情况下，是夹着被检体1相对的形状，在水平磁场方式的情况下，是围住被检体1的体轴周围的形状。在此，高频线圈14a和倾斜磁场线圈9被固定支持在静磁场产生装置27的摄像空间28侧的壁面上。

另一方面，接收侧的高频线圈14b被设置成与被检体1相对、或围住被检体1。此外，倾斜磁场线圈9也可以不是被固定在静磁场产生装置27的壁面上的构造，可以是另外具备支持部而被直接支持在设置有MRI装置的地面上的构造等。

作为临床而普及的当前MRI装置的摄像对象原子核种类是被检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图像化，而二维或三维地摄像人体头部、腹部、四肢等的形态或功能。

接着，说明序列器4执行的摄像脉冲序列(以下简称为脉冲序列)的一个例子。

图2是表示DWI的脉冲序列的一个例子的图。在DWI的脉冲序列中，首先一边施加切片选择倾斜磁场脉冲(Gs)209，一边照射高频磁场脉冲201，激励特定的切片位置的自旋。然后，施加第一MPG脉冲203。在图2中，向切片选择倾斜磁场脉冲209的轴施加MPG脉冲，但也有时向其他轴或多个轴施加。

在施加了第一MPG脉冲203后，在照射了被称为180°RF脉冲的使自旋的相位反转的高频磁场脉冲202后，施加第二MPG脉冲204。第一MPG脉冲203和第二MPG脉冲204的面积(倾斜磁场强度×施加时间)相等。在施加了相位编码倾斜磁场脉冲(Gp)205后，一边施加频率编码倾斜磁场脉冲(Gf)206，一边接收回波信号210。一边使相位编码倾斜磁场脉冲205的倾斜磁场强度变化，一边以预定次数反复进行该动作(反复时间TR)，根据所得到的回波信号210的数据重构所选择的切片的截面图像。

在DWI的脉冲序列中，对于在被检体1的所选择的切片内空间位置不移动的自旋，由于第一MPG脉冲203而变化了的相位由于第二MPG脉冲204而恢复为原来的相位。另一方面，对于空间位置向MPG脉冲的施加方向移动(扩散)了的自旋，由于第一MPG脉冲203而变化了的相位不会由于第二MPG脉冲204而完全恢复为原来的相位，因此相对于周围的自旋产生相位差，回波信号在宏观上衰减。由此，在被检体1的切片内存在正在向施加第一MPG脉冲203的方向移动(扩散)的位置(自旋)的情况下，该位置在重构图像上表现为低信号区域，能够增强地显示移动(扩散)方向。

由此，通过使施加第一MPG脉冲203的方向变化而得到多个重构图像，能够对各个方向掌握移动(扩散)方向。

此外，在上述脉冲序列中，即使不使用180°RF脉冲202而使第二MPG脉冲204的极性成为与第一MPG脉冲203相反的极性，也能够得到同样的效果。

对于上述第一MPG脉冲203和第二MPG脉冲204，其倾斜磁场强度大，施加时间比较长，因此对被检体施加振动，因此本实施方式的MRI装置为了抑制振动，具备决定倾斜磁场脉冲的波形的波形决定部。以下，说明波形决定部的结构。

《第一实施方式》

如图1所示，第一实施方式的MRI装置在使序列器4执行预定的摄像脉冲序列的数字信号处理装置(控制部)8中具备决定倾斜磁场脉冲的波形的波形决定部300。波形决定部300为了防止在倾斜磁场线圈9流过电流时倾斜磁场线圈中产生的力经由包含倾斜磁场线圈9的支持部和卧台100的传递路径传导到被检体1而被检体1的位置变动，而以降低传递路径中的振动传递率的方式决定倾斜磁场脉冲的波形。具体地说，例如波形决定部300使用预先求出的向倾斜磁场线圈9供给的电流的频率与由此产生的卧台100的振动的大小(振动强度)之间的关系，选择该频率下的振动的大小成为预先确定的值以下的频率成分，根据选择出的频率成分决定倾斜磁场脉冲的波形。

使用图3的框图说明波形决定部300的结构。如图3那样，波形决定部300具备窗函数计算部301、低振动MPG脉冲计算部302。

另一方面，RAM22具有振动频率特性存储部311、低振动MPG用窗函数存储部312、MPG脉冲波形存储部313、低振动MPG脉冲波形存储部314。在振动频率特性存储部311中，预先存储有表示预先求出的向倾斜磁场线圈9供给的电流的频率与由此产生的卧台100的振动的大小之间的关系的振动频率特性。在MPG脉冲波形存储部313中，例如通过表示波形的函数等，对每个摄像条件存储有用于DWI的脉冲序列的MPG脉冲的波形。

窗函数计算部301进行以下处理：求出用于选择该频率下的振动的大小成为预先确定的值以下的频率成分的窗函数。所求出的窗函数被存储在RAM22的低振动MPG用窗函数存储部312中。可以作为制造MRI装置后的初始设定而执行一次窗函数计算部301求出函数的处理即可，特别理想的是在进行了将MRI装置安装到设置位置的建设后进行。这是因为振动频率特性会根据将MRI装置固定到设置位置的固定机构、设置位置的构造而变化。该求出窗函数的处理可以执行一次，因此也可以不在数字信号处理装置8中始终具备窗函数计算部301，也可以将通过外部的处理装置计算出的窗函数存储到低振动MPG用窗函数存储部312中。

低振动MPG脉冲计算部302进行以下处理：使用由窗函数计算部301计算出的窗函数，将根据各种测量条件制作的DWI的脉冲序列中的MPG脉冲的波形修正为低振动的波形。

此外，波形决定部300的窗函数计算部301和低振动MPG脉冲计算部302既可以通过软件来实现，也可以通过硬件来实现。在通过软件实现波形决定部300的情况下，由内置在数字信号处理装置8中的CPU等处理单元读入并执行存储在内置的存储器中的预定的程序，由此实现窗函数计算部301和低振动MPG脉冲计算部302的功能。在通过硬件实现波形决定部300的一部分或全部的情况下，通过ASIC(应用专用集成电路：application specificintegrated circuit)等定制IC、FPGA(现场可编程门阵列：field-programmable gatearray)等可编程IC那样的硬件，实现窗函数计算部301和低振动MPG脉冲计算部302的功能的一部分或全部。

首先，使用图4的流程图说明窗函数计算部301的处理的流程。窗函数计算部301在图4的处理401中，从RAM22的振动频率特性存储部311读入MRI装置的振动频率特性。

通过一边使流过作为振动源的倾斜磁场线圈9的电流波形的频率变化，一边通过安装在配置被检体1的卧台100上的振动计对各个频率记录振动的大小(在此为加速度)，而取得振动频率特性。如上述那样，振动具有磁场的振动和被检体位置的振动的2个要素，通过安装在卧台100上的振动计的测定，能够得到包含这2个要素的振动频率特性。这是因为使磁场振动的倾斜磁场线圈9的形状和位置的变化成为传导到被检体而使其位置变化的振动，因此2个要素同时产生。将所得到的振动频率特性存储到振动频率特性存储部311中。振动频率特性既可以对振动的每个方向(例如X、Y、Z方向)记录，也可以对每个振动源(例如构成倾斜磁场线圈9的X、Y、Z轴的线圈)记录，还可以对振动频率特性的每个测定位置记录。

图5是振动频率特性的一个例子。在本实施方式中，由以下式(1)表示振动频率特性VFC(f)，并存储在振动频率特性存储部311中。

[数学式1]

VFC(f)＝Max[ACC(Source，Axis，f)] (1)

在式(1)中，f是频率，Max[]是表示[]内的最大值的函数，ACC()是对每个振动源的方向/加速度的方向/频率测定的加速度的数据列，Source表示振动源的方向(X、Y、Z)，Axis是加速度的方向(X、Y、Z)。即，在每个振动源的方向和加速度的方向上对每个频率表示最大的加速度的函数是振动频率特性VFC(f)。

在本实施方式中，构成为在振动频率特性存储部311中预先存储有预先测量的振动频率特性，但也可以由窗函数计算部301进行测量振动频率特性的处理。例如，窗函数计算部301可以在处理401中，向序列器4发出指示，一边使频率变化一边向倾斜磁场线圈9供给电流，通过安装在卧台100的振动计对各个频率记录振动(在此为加速度)的大小，由此测量振动频率特性并存储到振动频率特性存储部311中。

接着，在处理402中，窗函数计算部301根据在处理401中读入的振动频率特性，设定用于使MPG脉冲成为低振动的频带。例如，如果在如图5那样表示的振动频率特性中，避开响应(振动)的水平高的频率，只使用响应水平低的频率，来构成MPG脉冲的波形，则对振动源(倾斜磁场线圈9)的响应的灵敏度降低，振动变少。

如图5那样，振动频率特性的振动水平在预定的频带(例如在图5的例子中，为120～200Hz)中高，在比它低的频带和高的频带中低。但是，一般如果由高频成分构成倾斜磁场脉冲，则噪声水平变高，因此并不理想。因此，窗函数计算部301在低频的频带中，选择响应增益(与向倾斜磁场线圈9供给的电流值对应的振动水平)低的频率成分。具体地说，窗函数计算部301决定允许的最大的响应增益Ta，将表示出超过Ta的响应增益的频率中的最低的频率Tf设定为构成MPG脉冲的最大频率。在图5的振动频率特性的例子中，最大频率Tf是105Hz。越是降低允许最大响应增益Ta，振动的降低率越高，将允许最大响应增益Ta设定得越高，振动的降低率越低。

允许最大响应增益Ta既可以根据预先确定的值唯一地定义，也可以预先准备振动的降低率的不同值，并使用用户从其中选择出的值。例如，窗函数计算部301使图6所示那样的UI(用户界面)显示于显示器20上，从操作MRI装置的用户经由操作部25接受振动的抑制程度(降低率)的选择。

在图6的例子的情况下，预先使不同的允许最大响应增益Ta与用“高”、“中”、“低”表示的抑制程度的选择项对应起来，如果用户经由操作部25从它们中选择了所希望的振动的抑制程度，则窗函数计算部301设定与选择出的抑制程度对应的允许最大响应增益Ta。例如，将“中”的情况下的Ta值设为默认值，在“高”的情况下将Ta设定得低，在“低”的情况下将Ta设定得高。

在处理403中，窗函数计算部301为了使用允许最大频率Tf以下的频带制作低振动MPG脉冲，生成穿过允许最大频率Tf以下的频带并遮断比允许最大频率Tf大的频带的窗函数。使用该窗函数，如后述那样将构成MPG脉冲的频率成分限制为低振动的频率成分，由此只通过振动水平小的频率成分生成MPG脉冲。

作为窗函数，只要是频带被限制为希望的频带的函数，则可以使用任意的函数，但理想的是在限制频带而生成的MPG脉冲中难以产生旁瓣(sidelobe)的函数。对普通的MPG脉冲使用梯形波，但如果对梯形波的频率成分应用矩形的窗函数而施加频带的限制，则MPG脉冲会产生旁瓣，MPG脉冲的施加时间变长。因此，在此，作为一个例子，使用费米(Fermi)分布函数作为难以产生旁瓣的窗函数。

由下式(2)定义费米分布函数。

[数学式2]

在式(2)中，f是频率，β是调整遮断的频带和不遮断的频带之间的边界的陡峭(Steep)的参数，μ是调整频带宽度的参数。例如，如果将β设为0.15，将在处理402中确定的允许最大频率Tf(105Hz)下的传递率(透过率)设为5％，则μ约为85.4。根据这些值绘制用式(2)表示的窗函数601即W(f)所得的结果是图7。

在图7的窗函数601中，允许最大频率Tf(105Hz)以下的低频带的透过率高，特别地频率50Hz以下的低频带的透过率几乎是100％。允许最大频率Tf的透过率是5％左右，比频率Tf高的120Hz以上的频带的透过率几乎是0。在从频率50Hz到120Hz的范围内，透过率倾斜而平滑地变化。

在处理404中，窗函数计算部301将在处理403中制作的窗函数601存储到RAM22的低振动MPG用窗函数存储部312中。

接着，使用图8的流程图说明低振动MPG脉冲计算部302进行的处理。在处理701中，低振动MPG脉冲计算部302从RAM22的MPG脉冲波形存储部313读入在DWI的脉冲序列中使用的MPG脉冲的波形。MPG脉冲的波形例如用函数表示，按每个摄像条件预先存储在MPG脉冲波形存储部313中。低振动MPG脉冲计算部302读入表示与用户设定的DWI的脉冲序列的摄像条件对应的MPG脉冲的波形的函数。

并且，在此后的处理702～706中对MPG脉冲的波形限制频带，从而其施加时间延长，因此低振动MPG脉冲计算部302在该时间点进行尽量使MPG脉冲的施加时间变短的处理。

具体地说，如图9的(a)所示，对MPG脉冲波形进行变形，使得从MPG脉冲波形存储部313读入的MPG脉冲波形801的最大倾斜磁场强度与MRI装置能够施加的最大的倾斜磁场强度一致，进而在使用变形后的MPG脉冲作为图2的DWI脉冲序列的第一MPG脉冲203和第二MPG脉冲204的情况下，缩短变形后的MPG脉冲802的施加时间，使得b-factor(＝γ²G ²δ²(Δ-δ/3))与使用了变形前的MPG脉冲801的情况相等。

其中，γ是旋磁比(gyromagnetic ratio)，G是倾斜磁场强度，δ是MPG施加时间207(参照图2)，Δ是MPG施加间隔208(参照图2)。也可以代替计算b-factor，而缩短施加时间使得MPG脉冲802的面积(＝倾斜磁场强度×施加时间)与MPG脉冲801的面积相等。由此，如图9的(a)那样，变形后的MPG脉冲802的施加时间变得比读入的MPG脉冲的施加时间变短，能够分别以最短的施加时间施加2个MPG脉冲。用p(t)表示变更后的MPG脉冲802的波形的函数。

在处理702中，低振动MPG脉冲计算部302对函数p(t)进行傅里叶变换，求出表示频谱的函数P(f)。在图10的(a)中表示作为函数P(f)的频谱901的例子。如图10的(a)的频谱901那样，频率分布在广频带中。

在处理703中，低振动MPG脉冲计算部302读入在处理404中存储到RAM22的低振动MPG用窗函数存储部312中的窗函数W(f)，与频谱的函数P(f)相乘，得到函数P’(f)。由此，如图10的(b)所示，从图10的(a)的函数P(f)的图表901中除去振动水平大的高频带，得到只包含振动水平低的低频带的函数P’(f)的图表902。

在处理704中，低振动MPG脉冲计算部302对只包含振动水平低的低频带的函数P’(f)进行逆傅里叶变换，得到表示不包含振动水平大的频率成分的MPG脉冲波形的函数P’(t)。图9的(b)的MPG脉冲803的波形图示出函数p’(t)。图9的(b)的MPG脉冲803是平滑的形状，具有2个峰值807。在MPG脉冲803的两旁出现若干个旁瓣806。

因此，在以下的处理705中，低振动MPG脉冲计算部302进行用于去除旁瓣806的、以时域对MPG脉冲803乘以窗函数v(t)的处理。此处使用的窗函数v(t)与上述的窗函数W(f)不同，是根据MPG脉冲803所允许的施加时间207定义的。MPG脉冲803所允许的施加时间207如图2所示那样，与摄像条件对应地，大多情况下由回波时间TE决定。以将MPG脉冲803所允许的最大施加时间207外侧的MPG脉冲803的函数p’(t)的值设为0来截断函数p’(t)的方式生成窗函数v(t)。例如，使用式(3)那样的sin函数作为窗函数v(t)。

[数学式3]

在式(3)中，t是从MPG脉冲803的施加开始起的时间，Width是MPG脉冲所允许的施加时间207。

图9的(c)表示低振动MPG脉冲计算部302在处理705中将MPG脉冲803的函数p’(t)乘以窗函数v(t)而得到的函数p”(t)的MPG脉冲804。如图9的(c)那样，从MPG脉冲804去除了MPG脉冲803的旁瓣806。

最后，在处理706中，低振动MPG脉冲计算部302调整MPG脉冲804的振幅(倾斜磁场强度)，使得MPG脉冲804的b-factor与在摄像条件下指定的值(即图9的(a)的MPG脉冲801的值)相同，而如图9的(d)那样得到函数p”(t)的MPG脉冲805。也可以代替计算b-factor，而调整振幅(倾斜磁场强度)使得MPG脉冲805的面积(＝倾斜磁场强度×施加时间)与MPG脉冲804的面积相等。

通过以上处理，通过低振动MPG脉冲计算部302计算出低振动的MPG脉冲805。低振动MPG脉冲计算部302将求出的低振动的MPG脉冲805存储到RAM22的低振动MPG脉冲波形存储部314中。通过将现有的MPG脉冲置换为低振动的MPG脉冲805而执行DWI序列，能够比现有技术减少因MPG脉冲造成的振动。

图10的(c)表示作为最终结果的MPG脉冲805的频谱903。另外，图11汇总地表示图10的(a)的去除高频带前的MPG脉冲802的频谱901、图10的(b)的去除高频带后的频谱902、图10的(c)的频谱903。

此外，图11的图表的纵轴是对数。在图11的频谱901中，在处理402中设定的最大频率Tf(105Hz)以上的功率频谱的总和是频谱901的全部频带的功率频谱的总和的约36.5％。另一方面，频谱902的最大频率Tf(105Hz)以上的功率频谱的总和相对于频谱901的全部频带的功率频谱的总和，仅约为0.015％。即，可知通过将在处理401～404中生成的窗函数在处理703中应用于频谱901，能够大致去除振动水平大的频率Tf(105Hz)以上的频带。

另一方面，频谱903的最大频率Tf(105Hz)以上的功率频谱的总和相对于频谱901的全部频带的功率频谱的总和，约为0.45％，相对于频谱902增加了。这是因为在处理705中使用窗函数v(t)去除了旁瓣。但是，如果与去除高频带前的MPG脉冲802的频谱901相比，则振动的响应增益高的区域即最大频率Tf(105Hz)以上的功率频谱的总和从约36.5％降低到约0.45％，大致降低为81分之一。由此，通过使用作为结果的MPG脉冲805的频谱903，能够得到较大的振动抑制效果。

如此前说明的那样，施加强度大的倾斜磁场的MPG脉冲产生磁场振动和被检体位置的振动，有时引起图像的成像性降低、对被检体的不愉快感等问题，但在本实施方式中，为了防止在倾斜磁场线圈流过电流时倾斜磁场线圈中产生的力经由包含倾斜磁场线圈的支持部和卧台的传递路径传导到被检体而被检体的位置变动，而以降低上述传递路径中的振动传递率的方式决定倾斜磁场脉冲。

即，避开MRI装置的振动频率特性中的响应水平高的频率成分，根据响应水平低的频率成分决定MPG脉冲的形状，并施加，因此能够降低由于MPG脉冲施加而产生的振动。其结果是能够抑制由于没有以希望的强度下施加倾斜磁场造成的图像的成像性降低、因振动造成的被检体的运动被反映到图像的对比度中、以及被检体的不愉快感。

另外，不延长MPG脉冲的施加时间就能够降低振动，因此能够在将回波时间(TE)的延长抑制为最低限的同时，降低振动。

<第二实施方式>

说明第二实施方式的MRI装置。

在第一实施方式中，将倾斜磁场线圈9整体作为一个振动源，构成为预先求出一个振动频率特性，但在第二实施方式中，其特征在于对作为振动源的倾斜磁场线圈9的X、Y、Z轴的每个线圈求出振动频率特性。

具体地说，对构成倾斜磁场线圈9的X、Y、Z轴的每个线圈，预先求出MRI装置(卧台100)的振动频率特性，预先存储到RAM22的MRI装置的振动频率特性存储部311中。

对于与第一实施方式的MRI装置相同的结构和处理省略说明，以下说明不同的部分。

首先，窗函数计算部301的流程与第一实施方式相同，如图4的流程图那样，但处理的内容不同。在处理401中，窗函数计算部301从RAM22的振动频率特性存储部311读入MRI装置的倾斜磁场线圈9的X、Y、Z的每个线圈(振动源)的MRI装置(卧台100)的振动频率特性。图12是第二实施方式的X、Y、Z的每个线圈(振动源)的MRI装置(卧台100)的振动频率特性的一个例子。图12的图表1201是驱动倾斜磁场线圈9的X轴的线圈时的振动频率特性，图表1202是驱动Y轴的线圈时的振动频率特性，图表1203是驱动Z轴的倾斜磁场线圈时的振动频率特性。在本实施方式中，通过式(4)表示X、Y、Z轴的振动频率特性。

[数学式4]

在公式(4)中，VFC(x，f)、VFC(y，f)、VFC(z，f)是驱动倾斜磁场线圈9的X、Y、Z轴的各个线圈时的振动频率特性，f是频率，Max[]是表示方括号[]内的最大值的函数，ACC()是对每个振动源的方向/加速度的方向/频率测定的加速度的数据列，Axis是加速度的方向(X、Y、Z)。

在处理402中，窗函数计算部301根据在处理401中读入的MRI装置的振动频率特性，对X、Y、Z轴的每个轴分别设定用于使MPG脉冲成为低振动的频带。与第一实施方式同样地，决定所允许的最大的响应增益Ta，在X、Y、Z的各轴中，对X、Y、Z轴的每个轴，设定表示超过响应增益Ta的响应原因的频率中的最低频的频率Tfx、Tfy、Tfz作为构成MPG脉冲的最大频率。

在处理403中，窗函数计算部301使用所设定的最大频率Tfx、Tfy、Tfz，对X、Y、Z轴的每个轴计算出用于制作低振动MPG脉冲的窗函数。窗函数的计算处理与第一实施方式相同。将对X、Y、Z轴的每个轴计算出的窗函数存储到RAM22的低振动MPG用窗函数存储部312中。

低振动MPG脉冲计算部302的处理的流程也与第一实施方式相同，使用图13的流程图说明不同点。首先，在处理1301中，低振动MPG脉冲计算部302从RAM22内的MPG脉冲波形存储部313读入表示在DWI的脉冲序列中使用的MPG脉冲波形的函数。一般在测量坐标系(切片方向(s)、相位方向(p)、频率编码方向(f))中定义MPG脉冲，因此在处理1301中，读入的MPG脉冲也是测量坐标系的函数。在处理1302中，依照下式将测量坐标系的MPG脉冲的函数变换为与振动源相同的装置坐标系(X轴、Y轴、Z轴)的函数。

[数学式5]

在公式(5)中，R_OM是将测量坐标系(切片方向、相位方向、频率编码方向)变换为装置坐标系(X轴、Y轴、Z轴)的斜矩阵(oblique matrix)。

接着，在处理1303中，低振动MPG脉冲计算部302分别对装置坐标系的MPG脉冲的函数p(x，t)、p(y，t)、p(z，t)进行傅里叶变换，得到表示频谱的函数P(x，f)、P(y，f)、P(z，f)。

在处理1304中，低振动MPG脉冲计算部302读入在处理404中保存的窗函数W(f)，乘以表示频谱的函数P(x，f)、P(y，f)、P(z，f)，得到去除了振动水平大的高频成分后的函数P’(x，f)、P’(y，f)、P’(z，f)。

在处理1305中，低振动MPG脉冲计算部302对去除了振动水平大的高频成分后的函数P’(x，f)、P’(y，f)、P’(z，f)进行逆傅里叶变换，得到MPG脉冲波形的函数函数p’(x，t)、p’(y，t)、p’(z，t)。

在处理1306中，低振动MPG脉冲计算部302在时域中将窗函数v(t)乘以MPG脉冲波形的函数p’(x，t)、p’(y，t)、p’(z，t)，得到去除了旁瓣的MPG脉冲波形的函数p”(x，t)、p”(y，t)、p”(z，t)。例如对窗函数v(t)使用上述的式(3)。

在处理1307中，低振动MPG脉冲计算部302依照下式将装置坐标系的MPG脉冲波形的函数p”(x，t)、p”(y，t)、p”(z，t)变换为测量坐标系的MPG脉冲波形的函数p”(s，t)、p”(p，t)、p”(f，t)。

[数学式6]

在式(6)中，如上述那样，R_OM是将测量坐标系(切片方向s、相位方向p、频率编码方向f)变换为装置坐标系(X轴、Y轴、Z轴)的斜矩阵，但为了将表示装置坐标系的MPG脉冲的函数变换为测量坐标系，将斜矩阵的逆矩阵乘以表示装置坐标系的MPG脉冲的函数。此外，斜矩阵是旋转矩阵，因此其逆矩阵与转置矩阵相等。

最后，在处理1308中，低振动MPG脉冲计算部302再次调整振幅使得测量坐标系的MPG脉冲波形的函数p”(s，t)、p”(p，t)、p”(f，t)的b-factor与在摄像条件下指定的值相同，得到测量坐标系的MPG脉冲波形的函数p”’(s，t)、p”’(p，t)、p”’(f，t)。

如上述那样，在第二实施方式的MRI装置中，能够降低因倾斜磁场脉冲的施加造成的振动。由此，因振动造成的被检体的运动不会反映到图像的对比度中，另外不必要的信息不会混入到回波信号中，因此能够防止因振动造成的画质的降低。另外，不延长MPG脉冲的施加时间就能够降低振动，因此能够在将回波时间(TE)的延长抑制为最低限的同时，降低振动。

特别地在第二实施方式中，对每个振动源(倾斜磁场线圈9的X轴、Y轴、Z轴的线圈)准备振动频率特性，并应用于MPG脉冲，因此不会在难以产生振动的轴中过度地限制MPG脉冲的频带。例如，在图12所示的例子中，Y轴(图表1202)的响应增益高，必须限制比它更宽的范围的频率，但Z轴(图表1203)的响应增益低，因此限制频率的频带变窄。

其结果是在处理1306中，在时域中将窗函数v(t)与MPG脉冲波形的函数p’(x，t)、p’(y，t)、p’(z，t)相乘，去除旁瓣，由此具有能够针对限制频率的频带窄的Z轴避免振动水平高的最大频率Tf以上的功率频谱的总和增加的效果。

另外，在第一实施方式和第二实施方式中，以作为倾斜磁场脉冲而施加MPG脉冲的情况为例子进行了说明，但在本实施方式中，不限于MPG脉冲，也可以应用于其他倾斜磁场脉冲。例如，也可以应用于用于削减被称为溃点的自旋的横磁化的倾斜磁场脉冲。图14是表示伴随着溃点的DWI的脉冲序列的一个例子。图14中的倾斜磁场脉冲1401是溃点。虽然依存于脉冲序列的设计，但溃点的倾斜磁场强度也有时很高，与MPG脉冲同样地能够成为振动的原因。

本发明并不限于上述第一实施方式和第二实施方式，能够进行各种变更。例如，为了降低噪声，可以还具备静音化部。在该情况下，预先向倾斜磁场线圈供给各种频率的电流，通过麦克风对每个频率测定噪声水平，得到噪声水平的频率特性。静音化部根据噪声水平的频率特性，求出噪声水平大的频带，从对倾斜磁场脉冲进行傅里叶变换得到的频谱中，去除噪声水平大的频带。

在该情况下，噪声水平大的频带与上述实施方式的振动水平大的频带不同，因此在从倾斜磁场脉冲的频谱中去除噪声水平大的频带后，进而如上述那样根据第一和第二实施方式的窗函数对振动水平大的频带进行限制即可。或者，也可以在限制了振动水平大的频带后，去除噪声水平大的频带。然后，对进行了去除和限制后的频带的频谱进行逆傅里叶变换，由此决定倾斜磁场脉冲的波形。

另外，除了上述的函数以外，式(1)、式(2)所示的窗函数也可以使用高斯窗口、布莱克曼窗口。

另外，在从MRI装置的振动频率特性中选择响应增益低的频率成分时，不只可以包含低频率成分，也可以包含响应增益低的高频率成分。

附图标记

1：被检体；2静磁场产生系统；3：倾斜磁场产生系统；4：序列器；5：发送系统；6：接收系统；7：信号处理系统；8：数字信号处理装置；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；25：操作部；27：静磁场产生装置；28：摄像空间；100：卧台；201：高频磁场脉冲；202：高频磁场脉冲；203：第一MPG脉冲；204：第二MPG脉冲；205：相位编码倾斜磁场脉冲(Gp)；206：频率编码倾斜磁场脉冲(Gf)；209：切片选择倾斜磁场脉冲(Gs)；210：回波信号；301：窗函数计算部；302：低振动MPG脉冲计算部；311：振动频率特性存储部；312：低振动MPG用窗函数存储部；313：MPG脉冲波形存储部；314：低振动MPG脉冲波形存储部。

Claims (12)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：

静磁场产生装置，其对配置被检体的摄像空间提供静磁场；

卧台，其用于将被检体配置于上述摄像空间；

倾斜磁场线圈，其对上述摄像空间施加倾斜磁场脉冲；

倾斜磁场电源，其对上述倾斜磁场线圈供给预定波形的电流，来产生上述倾斜磁场脉冲；

支持部，其支持上述倾斜磁场线圈；以及

控制部，其控制上述倾斜磁场电源，在预定的定时对上述摄像空间施加预定波形的上述倾斜磁场脉冲，并执行包含上述倾斜磁场脉冲的预定的摄像脉冲序列，

上述控制部具备决定上述倾斜磁场脉冲的波形的波形决定部，

上述波形决定部为了防止电流流过上述倾斜磁场线圈时在上述倾斜磁场线圈产生的力经由包含上述倾斜磁场线圈的上述支持部和上述卧台的传递路径传递至上述被检体而上述被检体的位置发生变动，以降低上述传递路径中的振动传递率的方式决定上述倾斜磁场脉冲的波形。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述波形决定部使用预先求出的向上述倾斜磁场线圈供给的电流的频率与由此产生的上述卧台的振动强度之间的关系，选择该频率中的上述振动强度为预先确定的值以下的频率成分，并根据选择出的频率成分确定倾斜磁场脉冲的波形。

3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述波形决定部对上述波形进行调整使得上述倾斜磁场脉冲的波形的最大强度与上述倾斜磁场脉冲能够产生的最大强度大致一致。

4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述振动强度是上述振动的加速度。

5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述波形决定部将用于上述摄像脉冲序列的预先确定的波形的倾斜磁场脉冲变换为其强度与上述倾斜磁场线圈能够照射的最大的强度相等、且其强度和施加时间的积与上述预先确定的波形的倾斜磁场脉冲一致的波形，并针对变换后的波形的倾斜磁场脉冲波形进行上述频率成分的选择。

6.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述波形决定部通过对用于上述摄像脉冲序列的预先确定的波形的倾斜磁场脉冲进行频率分析而得到频谱，从上述频谱中选择上述振动强度为预先确定的值以下的频带，将选择出的频带内的频谱变换为时间轴方向的施加强度分布，来决定上述倾斜磁场脉冲的波形。

7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述波形决定部具备窗函数计算部、低振动倾斜磁场脉冲计算部，

上述窗函数计算部生成用于从上述频谱中选择上述振动强度为预先确定的值以下的频带的窗函数，

上述低振动倾斜磁场脉冲计算部通过将上述预先确定的波形的倾斜磁场脉冲的最大强度调整为上述倾斜磁场线圈能够施加的最大强度后，进行傅里叶变换而得到上述频谱，将上述窗函数应用于所得到的上述频谱来选择上述频带，对选择后的频带的频谱进行逆傅里叶变换，来决定上述倾斜磁场脉冲的波形。

8.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述倾斜磁场脉冲是用于扩散加权图像的摄像的MPG脉冲，

上述低振动倾斜磁场脉冲计算部对波形进行调整使得所决定的波形的上述倾斜磁场脉冲的b-factor与上述预先确定的波形的倾斜磁场脉冲一致。

9.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述低振动倾斜磁场脉冲计算部进行去除所决定的波形的上述倾斜磁场脉冲的旁瓣的处理。

10.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述磁共振成像装置还具备从用户接受振动抑制的程度的选择的接受部，

上述窗函数计算部根据上述接受部接受的振动抑制程度，生成不同的上述频带的上述窗函数。

11.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述倾斜磁场线圈包含施加的倾斜磁场的方向不同的多个线圈，对上述多个线圈的每一个准备向上述倾斜磁场线圈供给的电流的频率与由此产生的上述静磁场产生装置的振动强度之间的关系，

上述波形决定部根据上述倾斜磁场线圈施加的倾斜磁场脉冲的方向，使用对应的上述关系，来决定上述倾斜磁场脉冲的波形。

12.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述控制部还具备：静音化部，其从用于上述摄像脉冲序列的预先确定的倾斜磁场脉冲去除人的可听度为预定值以上的频率成分，

上述波形决定部从上述静音化部进行处理后的上述倾斜磁场脉冲的频率成分中，选择上述振动强度为预先确定的值以下的频率成分。