JP2015231417A - 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形調整方法 - Google Patents

Abstract

【課題】位相補償型ＧＥシーケンスなどの傾斜磁場パルスの印加間隔に時間的余裕がない高速撮影法で静音化を実現する磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】音の発生源である傾斜磁場波形の、音圧レベルの高い周波数帯域の成分を、バンドストップフィルタを用いて抑制することにより静音化を行うＳ１１０３。一般に、傾斜磁場波形の帯域を抑制すると、波形が大きくひずみ、撮像条件を満たさなくなる。このため、帯域抑制後、撮像条件を満たすよう、歪んだ波形を整形するＳ１１０５。傾斜磁場波形の音圧レベルは、装置固有の応答関数を用いて算出する。【選択図】図５

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ；ＭＲＩ）技術に関する。特に、傾斜磁場による騒音を低減する技術に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその平面内における断層像を撮影する医用画像取得装置である。一般的には、撮影面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。また、磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場と周波数エンコード傾斜磁場を印加する。

エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場とは、予め設定されたパルスシーケンスに基づいて印加される。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られ、例えば、励起パルスを比較的短時間で繰り返し印加する間に傾斜磁場を印加してエコーを取得するグラディエントエコー（ＧＥ）タイプの高速撮影法がある。

このような高速撮影法では、最大強度に近い台形波の傾斜磁場が高速にオン、オフされるため、被検体が配置されるボア内では１００ｄＢ以上の非常に大きな音が発生する。この音は、ボア内に置かれた被検体がヘッドホンや耳栓などを装着してもかなり不快に感じる大きさである。また、こうした音は高磁場化とともに大きくなるため、３Ｔ（テスラ）以上の高磁場機では対策が必要になる。

対策の一つに、傾斜磁場の台形波をローパスフィルタに通して立ち上がりと立ち下がりの強度変化をなめらかにすることにより、静音化する手法がある（例えば、非特許文献１参照）。また、傾斜磁場によって発生する音は、傾斜磁場波形の周波数分布と装置固有の周波数応答関数（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｆｕｎｃｔｉｏｎ、 ＦＲＦ）との積で表される。これを利用し、ローパスフィルタを用いて、傾斜磁場の、ＦＲＦが微小な範囲以上の周波数成分を抑えることにより、静音化する手法がある（例えば、非特許文献２参照）。

Ｈｅｄｅｅｎ ＲＡ、 Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ ＷＡ． "Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ ｏｆ Ｇｒａｄｉｅｎｔ ＡｃｏｕｓｔｉｃＮｏｉｓｅ ｉｎ ＭＲ Ｉｍａｇｅｒｓ．" Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ １９９７；３７：ｐ７−１０． Ｈｅｎｎｅｌ Ｆ、 Ｇｉｒａｒｄ Ｆ、 Ｌｏｅｎｎｅｋｅｒ Ｔ．""Ｓｉｌｅｎｔ" ＭＲＩ Ｗｉｔｈ Ｓｏｆｔ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｐｕｌｓｅｓ．" Ｍａｇｎ Ｒｅｓｏｎ Ｍｅｄ １９９９；４２：ｐ６−１０．

例えば、上記特許文献２に開示の手法を頭部の撮影でよく利用されるＦＳＥ（ｆａｓｔ ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）シーケンスに適用した場合、音圧レベルが６から１７ｄＢ静音化されるとの報告がある。ただし、ＭＲＩでは、傾斜磁場の時間積分値や一部の区間における強度によって空間分解能や視野などの撮像条件が決定される。このため、静音化後もこの時間積分値や強度が変化しないようにしなければならず、この手法による静音化後の傾斜磁場は、印加時間が長くなる。従って、傾斜磁場パルス間に時間的な余裕のないパルスシーケンスには適用できない。

例えば、上に述べたＧＥタイプの高速撮影法では、撮影時間の短縮と画質向上のために傾斜磁場パルスの印加時間を可能な限り短くしている場合が多い。そのため、静音化によりパルスの印加時間を延長させることは許されず、上記手法の適用は難しい。ＧＥタイプのシーケンスの中でも、特に、各軸の傾斜磁場の時間積分をゼロにする傾斜磁場パルスが追加された位相補償型のパルスシーケンス（位相補償型ＧＥシーケンス）では、傾斜磁場を印加していない時間がほとんどないため、波形の変更による静音化そのものが困難である。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、傾斜磁場パルスの印加間隔に時間的余裕がない高速撮影法で静音化する技術を提供することを目的とする。

本発明は、音の発生源である傾斜磁場波形の音圧レベルの高い周波数帯域の成分を、バンドストップフィルタを用いて抑制することにより静音化を行う。一般に、傾斜磁場波形の帯域を抑制すると、波形が大きくひずみ、撮像条件を満たさなくなる。このため、帯域抑制後、撮像条件を満たすよう、歪んだ波形を整形する。傾斜磁場波形の音圧レベルは、装置固有の応答関数を用いて算出する。

具体的には、パルスシーケンスに予め設定された傾斜磁場の波形である初期波形を調整し、調整後波形を得る傾斜磁場波形調整部、を備え、前記パルスシーケンスは、予め定めた撮像条件に従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場を照射するとともに傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測する際に用いられ、前記傾斜磁場波形調整部は、前記初期波形の周波数帯域の一部を除去し、除去後波形を生成する帯域除去部と、前記除去後波形を、前記撮像条件を満たすよう整形し、前記調整後波形を得る波形整形部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

また、撮像に用いるパルスシーケンスに設定された傾斜磁場の波形である初期波形の周波数帯域の一部を除去し、除去後波形を生成する帯域除去ステップと、前記除去後波形を、予め定めた撮像条件を満たすよう整形する波形整形ステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場波形調整方法を提供する。

本発明によれば、傾斜磁場パルスの印加間隔に時間的余裕がない高速撮影法で静音化できる。

本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の計算機の機能ブロック図であり、（ｂ）は、本発明の実施形態の変形例の計算機の機能ブロック図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の位相補償型ＧＥシーケンスのシーケンス図であり、（ｂ）は、同ｋ空間配置を説明するための説明図である。 （ａ）〜（ｃ）は、本発明の実施形態の位相補償型ＧＥシーケンスの傾斜磁場波形を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の傾斜磁場波形調整処理のフローチャートである。 （ａ）は、本発明の実施形態で波形調整対象とする傾斜磁場波形を、（ｂ）および（ｃ）は、同波形調整対象とする傾斜磁場の周波数分布を、それぞれ説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の初期波形を説明するための説明図であり、（ｄ）−（ｆ）は、同除去後波形を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の初期波形の周波数分布を説明するための説明図であり、（ｄ）−（ｆ）は、同除去後波形の周波数分布を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の応答関数例を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の初期波形の各軸方向の音圧レベルを説明するための説明図である。 本発明の実施形態バンドストップフィルタ例を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態のバンドストップフィルタ適用前後の周波数分布の差分を説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の波形整形処理のフローチャートであり、（ｂ）は、本発明の変形例その１の波形整形処理のフローチャートである。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の調整後波形を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の調整後波形の周波数分布を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の初期波形と調整後波形との周波数分布の差分を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の調整後波形の各軸方向の音圧レベルを説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施形態の初期波形の各軸方向の音圧レベルの総和、（ｂ）は、同調整後波形の各軸方向の音圧レベルの総和、（ｃ）は、（ａ）と（ｂ）との差分、（ｄ）は、（ａ）と本発明の変形例その１による波形整形後の調整後波形の各軸方向の音圧レベルの総和との差分、（ｅ）は、（ａ）と本発明の変形例その２のバンドストップフィルタを用いた場合の調整後波形の各軸方向の音圧レベルの総和との差分を、それぞれ説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、本発明の実施形態の除去後波形、（ｄ）−（ｆ）は、同調整後波形、（ｇ）−（ｉ）は、本発明の変形例その１の調整後波形を、それぞれ説明するための説明図である。 （ａ）は従来のローパスフィルタを、（ｂ）は、（ａ）のローパスフィルタを用いた調整後の傾斜磁場波形、（ｃ）は、図１８（ａ）と、図２０（ｂ）との音圧レベルの総和の差分を、それぞれ説明するための説明図である。

以下、本発明を適用する実施形態の一例を説明する。本発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

［ＭＲＩ装置構成］
まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出する送受信コイル１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶装置１１１とを備える。送受信コイル１０７は、図では単一のものを示しているが送信コイルと受信コイルとを別個に備えていてもよい。

傾斜磁場コイル１０２は、ＭＲＩ装置１００の装置座標系の、ｘ、ｙ、ｚ各軸方向にそれぞれ傾斜磁場を印加する、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各コイルを備える。傾斜磁場電源１０５からの指示に従って、それぞれのコイルから傾斜磁場が印加される。

また、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、当該ＭＲＩ装置１００固有の応答関数の算出時に用いるマイク１１２と周波数解析装置１１３と、をさらに備える。マイク１１２は、被検体１０３近傍に配置され、傾斜磁場を印加することにより発生する音を収集し、電気信号に変換する。周波数解析装置１１３は、マイク１１２で収集した音からスペクトルを得る。

被検体（例えば、生体）１０３は、マグネット１０１の発生する静磁場空間内の寝台（テーブル）に載置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、送受信コイル１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号は送受信コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数ｆ０）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶装置１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。

シーケンサ１０４は、計算機１０９からの指示に従って、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンス（撮影シーケンス）と呼ばれる。本実施形態のＭＲＩ装置１００では、任意のパルスシーケンスが使用可能である。

マイク１１２は、周波数解析装置１１３を通して計算機１０９に接続される。傾斜磁場の印加によって発生する音がマイク１１２によって収集されて電気信号に変換された後、周波数解析装置１１３によってスペクトルに変換されて計算機１０９に入力される。計算機１０９は、印加した傾斜磁場の波形と周波数解析装置１１３から入力されたスペクトルから、応答関数を計算する。

［計算機の機能ブロック］
本実施形態の計算機１０９は、上述のように、ＭＲＩ装置１００の各部を制御して、撮像を実行する。このとき、本実施形態では、傾斜磁場の印加による騒音を低減するよう、傾斜磁場波形を調整する。

これを実現するため、本実施形態の計算機１０９は、図２に示すように、予め定めた撮像条件およびパルスシーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体１０３に、高周波磁場を照射するとともに傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測し、ｋ空間に配置するエコー計測部１２０と、前記エコー信号から画像を再構成する画像再構成部１３０と、前記パルスシーケンスに設定された傾斜磁場の波形である初期波形を調整し、調整後波形を得る傾斜磁場波形調整部１４０と、応答関数を取得する応答関数算出部１５０と、を備える。そして、エコー計測部１２０は、初期波形の代わりに調整後波形をパルスシーケンスに適用してエコー信号を計測する。

これらの各機能は、記憶装置１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。なお、上記の各機能の全てをソフトウェアで実現する必要はなく、一部または全部をＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）回路などのハードウェアによって実現するようにしてもよい。

［パルスシーケンス］
本実施形態では、エコー計測部１２０が従うパルスシーケンスとして、ＧＥタイプの位相補償型のパルスシーケンス（位相補償型ＧＥシーケンス）を用いる場合を例にあげて説明する。まず、この位相補償型ＧＥシーケンスについて説明する。

図３は、位相補償型ＧＥシーケンス２００のシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場を表す。

位相補償型ＧＥシーケンス２００では、通常のＧＥタイプのシーケンスに対し、各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルスが追加される。また、フリップ角の大きさはＧｒＥ法よりも一般に大きく、その位相は交互に反転される。また、繰り返し時間ＴＲは、より短く５ｍｓ前後である。

位相補償型ＧＥシーケンス２００では、まず、スライス傾斜磁場２０１の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を照射し、対象物体内のあるスライスの磁化を励起する。次いでスライスリフェーズ傾斜磁場２０３と磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場２０４、ディフェーズ用周波数エンコード傾斜磁場２０５を印加した後、リードアウト方向の位置情報を付加するための周波数エンコード傾斜磁場２０６を印加しながら磁気共鳴信号（エコー）２０７を計測する。そして、最後に各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場２０８、２０９、２１０を印加する。以下、エコー計測期間を、Ａ／Ｄ期間と呼ぶ。

以上の手順を位相エンコード傾斜磁場２０４と２０９の強度（位相エンコード量ｋｐ）を変化させるとともにＲＦパルスの位相を１８０度ずつ変化させながら繰り返し時間ＴＲで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコー２０７は図３（ｂ）に示すようにｋ空間上に配置され、逆フーリエ変換によって画像が再構成される。

この位相補償型ＧＥシーケンス２００によれば、Ｔ１（縦緩和時間）を強調した画像が得られる。得られる画像は、Ｔ２（横緩和時間）／Ｔ１を反映したコントラストを示し、組織と血液のコントラストが良く、心臓の形態・機能診断や腹部の形態診断に広く用いられている。

なお、本実施形態では、上記シーケンスの構成要素のうち、傾斜磁場群を調整し、静音化を図る。傾斜磁場群は、その機能に応じて、スライス傾斜磁場２０１、位相エンコード傾斜磁場２０４、周波数エンコード傾斜磁場２０６の３種がある。以下、スライス傾斜磁場２０１印加軸方向に印加される傾斜磁場群（上記位相補償型ＧＥシーケンス２００では、スライス傾斜磁場２０１、スライスリフェーズ傾斜磁場２０３、および、傾斜磁場２０８）を総称してスライス傾斜磁場ｓと呼ぶ。同様に、位相エンコード傾斜磁場２０４印加軸方向に印加される傾斜磁場群を、位相エンコード傾斜磁場ｐ、周波数エンコード傾斜磁場２０６印加軸方向に印加される傾斜磁場群を周波数エンコード傾斜磁場ｆと呼ぶ。

［傾斜磁場波形］
上記３種の傾斜磁場（スライス傾斜磁場ｓ、位相エンコード傾斜磁場ｐ、周波数エンコード傾斜磁場ｆ；ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場とも呼ぶ。）、それぞれの、傾斜磁場波形４００ｓ、４００ｐ、４００ｆを、図４（ａ）〜図４（ｃ）に示す。これらの図に示す傾斜磁場波形は、最初に位相補償型ＧＥシーケンス２００に設定される初期波形である。

なお、エコー計測時は、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場を、ｘ、ｙ、ｚ軸の各傾斜磁場コイル（Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ）に分配することにより撮影面の角度が決まる。例えば、図３のように（ｓ、ｐ、ｆ）＝（ｚ、ｙ、ｘ）とすればアキシャル面の画像が撮影され、（ｓ、ｐ、ｆ）＝（ｘ、ｙ、ｚ）とするとサジタル面の画像が撮影される。

ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場波形（初期波形）４００ｓ、４００ｐ、４００ｆは、各々、これらの図に示すように、４つの区間Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄでそれぞれオン・オフする台形波により構成される。区間Ａは、ＲＦパルス２０２の照射が含まれる区間である。また、区間Ｃは、エコー信号計測（Ａ／Ｄ）期間２０７が含まれる区間である。区間Ｂは、両者の間の期間であり、区間Ｄは、区間Ｃから、次の繰り返し時間の区間Ａまでの間の期間である。

各区間に印加される傾斜磁場（台形波）を、それぞれ、Ａｓ、Ｂｓ、Ｂｐ、Ｂｆ、Ｃｆ、Ｄｓ、Ｄｐ、Ｄｆと呼び、特に、初期波形の各台形波を、図４（ａ）〜図４（ｃ）に示すように、それぞれ、Ａｓ０、Ｂｓ０、Ｂｐ０、Ｂｆ０、Ｃｆ０、Ｄｓ０、Ｄｐ０、Ｄｆ０と呼ぶ。なお、区間Ａにおいて実際にＲＦが照射される期間（ＲＦ期間と呼ぶ）はＡｓ０の強度が一定の期間だけである。また、同様に区間Ｃにおいて実際にエコー信号が計測（Ａ／Ｄ）される期間（Ａ／Ｄ期間）はＣｆ０の強度が一定の期間だけである。

例えば、図３に示す位相補償型ＧＥシーケンス２００では、Ａｓ０は、スライス傾斜磁場２０１、Ｂｓ０は、スライスリフェーズ傾斜磁場２０３、Ｄｓ０は、傾斜磁場２０８である。また、Ｂｐ０は、位相エンコード傾斜磁場２０４、Ｄｐ０は、傾斜磁場２０９である。そして、Ｂｆ０は、ディフェーズ用周波数エンコード傾斜磁場２０５、Ｃｆ０は、周波数エンコード傾斜磁場２０６、Ｄｆ０は、傾斜磁場２１０である。

［傾斜磁場波形調整］
傾斜磁場波形調整部１４０は、予めパルスシーケンス（位相補償型ＧＥシーケンス２００）に設定された傾斜磁場波形（初期波形）を変形し、静音化を実現する傾斜磁場波形調整処理を行う。

位相補償型ＧＥシーケンス２００では、時間の制約からローパスフィルタの適用が難しい。そこで、本実施形態では、所望の周波数帯域を抑制できるバンドストップフィルタを用い、音圧レベルの大きい周波数帯域を抑制（除去）し、音圧レベルを低下させることにより静音化する。なお、位相補償型ＧＥシーケンス２００で印加される傾斜磁場により発生する音の音圧レベルは、装置固有の応答関数（ＦＲＦ）を用いて算出される。

このとき、バンドストップフィルタを適用するだけでは撮像条件を満たさない波形が得られる。このため、本実施形態では、バンドストップフィルタ適用後の波形（除去後波形）を、傾斜磁場の印加時間を延長せずに、撮像条件を満たすよう整形する。

これを実現するため、本実施形態の傾斜磁場波形調整部１４０は、図２に示すように、初期波形の周波数帯域の一部を除去し、除去後波形を生成する帯域除去部１４１と、前記除去後波形を、前記撮像条件を満たすよう整形し、調整後波形を得る波形整形部１４２と、を備える。

［帯域除去部］
帯域除去部１４１は、初期波形の周波数帯域のうち、音圧レベルが所定以上となる周波数帯域を除去し、除去後波形を得る。初期波形の音圧レベルは、ＭＲＩ装置１００固有の応答関数を用いて算出する。周波数帯域の除去は、所望の周波数帯域を抑制するバンドストップフィルタ（帯域除去フィルタ）を用いて行う。

バンドストップフィルタは、ローパスフィルタやハイパスフィルタと異なり、波形を構成する周波数帯域のうち、低域、高域はそのまま通過させ、中域の特定の帯域のみを抑制可能なフィルタである。抑制する周波数帯域を限定的に設定できる。

なお、周波数帯域を抑制する（除去する）音圧レベルは、装置毎、使用するパルスシーケンス毎に予め定めておいてもよい。また、初期波形の周波数帯域の音圧レベルを算出後、その結果をユーザに提示し、ユーザが決定するよう構成してもよい。

［波形整形部］
上述のように、図４（ａ）のＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄの４つの区間に印加される各台形波Ａｓ、Ｂｓ、Ｂｐ、Ｂｆ、Ｃｆ、Ｄｓ、Ｄｐ、Ｄｆの面積、ＲＦパルス２０２照射中に印加されるＡｓの強度、信号受信中（Ａ／Ｄ中）に印加されるＣｆの強度は、撮像条件によって決定される。これらの値が変化すると、所望の画像が得られないため、波形整形部１４２は、これらの条件を満たすよう、除去後波形を整形する。

本実施形態の波形整形部１４２は、ＲＦ期間およびＡ／Ｄ期間それぞれの除去後波形を、当該期間の初期波形に戻すよう整形し、調整後波形を得る。具体的には、ＲＦパルス２０２照射中のＲＦ期間の、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の、除去後波形を、初期波形の台形波（強度が一定の波形）に戻す。また、Ａ／Ｄ期間、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の除去後波形を、初期波形の台形波（強度が一定の波形）に戻す。

さらに、本実施形態の波形整形部１４２は、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向それぞれについて、除去後波形の面積（符号あり）の合計（時間積分値）が、初期波形の面積（符号あり）の合計（時間積分値）と略等しくなるよう除去後波形の強度を変更することにより、除去後波形を整形する。これは、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の、傾斜磁場印加量を維持するためである。これにより初期波形の撮像条件が満たされるようなる。このとき、上記４つの区間全体の傾斜磁場印加時間が延長されないよう、変更する。すなわち、波形整形は、除去後波形の強度のみの調整で行う。

［応答関数取得部］
応答関数算出部１５０は、既知の傾斜磁場波形を印加し、それにより発生する音のスペクトルから、当該ＭＲＩ装置１００の応答関数を算出する。すなわち、既知の傾斜磁場を印加しながら測定した音から得たスペクトルを、印加した既知の傾斜磁場をフーリエ変換して得たスペクトルで除算して、応答関数を算出する。既知の傾斜磁場波形として、例えば、ホワイトノイズを用いてもよい。ホワイトノイズ状の傾斜磁場のスペクトルは一定であるため、ホワイトノイズ状の傾斜磁場を印加して測定したスペクトルがそのまま応答関数となる。

なお、上述のように、既知の傾斜磁場波形を印加して発生した音は、マイク１１２が収集して電気信号に変換し、周波数解析装置１１３によりスペクトルに変換されて、応答関数算出部１５０に入力される。

［傾斜磁場波形調整処理の流れ］
本実施形態の傾斜磁場波形調整部１４０による傾斜磁場波形調整処理の流れを説明する。図５は、本実施形態の傾斜磁場波形調整処理の処理フローである。なお、帯域除去処理に用いるＭＲＩ装置１００固有の応答関数は予め算出しておく。

まず、帯域除去部１４１は、位相補償型ＧＥシーケンス２００に予め設定されている傾斜磁場波形（初期波形）に対してフーリエ変換を施し、周波数分布に変換する（ステップＳ１１０１）。次に、帯域除去部１４１は、得られた周波数分布に、ＭＲＩ装置１００固有の応答関数３１０を乗算して音圧レベルを得る（ステップＳ１１０２）。

帯域除去部１４１は、帯域除去処理を行う（ステップＳ１１０３）。帯域除去部１４１は、ステップＳ１１０１で得られた周波数分布に、音圧レベルが予め定めた閾値以上の周波数帯域を抑制するバンドストップフィルタを適用することにより、帯域除去処理を行う。

帯域除去部１４１は、逆フーリエ変換により、帯域除去後の周波数分布を傾斜磁場波形に戻す（ステップＳ１１０４）。このとき得られた傾斜磁場波形を除去後波形と呼ぶ。

波形整形部１４２は、撮像条件を満たすように傾斜磁場波形を整形する波形整形処理を行う（ステップＳ１１０５）。

［傾斜磁場波形調整処理］
次に、上記帯域除去処理および波形整形処理からなる傾斜磁場波形調整処理の各ステップを、具体例を示しながら説明する。

なお、実際の撮像時は、図３の位相補償型ＧＥシーケンス２００に示す一連のパルス群を、繰り返し印加する。すなわち、図４（ａ）〜図４（ｃ）に示す、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場が繰り返し印加される。

以下においては、波形調整の対象とする傾斜磁場波形（初期波形）４１０を、図６（ａ）に示すように、図４（ａ）〜図４（ｃ）に示す初期波形４００ｓ、４００ｐ、４００ｆを５回印加するものとする場合を例にあげて説明する。なお、図６（ａ）において、横軸は時間［ｍｓ］、縦軸は強度［ｍＴ／ｍ］を示す。

［ステップＳ１１０１］
帯域除去部１４１が、図６（ａ）に示す初期波形４１０を、６５ｋＨｚでサンプリングしてフーリエ変換して得た周波数分布（スペクトル）５１０を、図６（ｂ）に示す。なお、図６（ｃ）は、図６（ｂ）の、横軸の範囲±３ｋＨｚを抽出したもの（スペクトル）５１０ａである。図６（ｂ）および図６（ｃ）では、横軸は周波数［ｋＨｚ］、縦軸は強度［ｍＴ／ｍ］を示す。

これらの図から、初期波形４１０をフーリエ変換して得た周波数分布（スペクトル）５１０は、１ｋＨｚ以下に集中していることがわかる。

なお、図６（ａ）に示す初期波形４１０を、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向に分離したもの（初期波形４１０ｓ、４１０ｐ、４１０ｆ）を、図７（ａ）〜図７（ｃ）に、それぞれ示す。また、図６（ｃ）に示すスペクトル５１０を、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向に分離したもの（スペクトル５１０ｓ、５１０ｐ、５１０ｆ）を、図８（ａ）〜図８（ｃ）に、それぞれ示す。

［ステップＳ１１０２］
まず、予め算出しておく応答関数について説明する。本実施形態では、ｘ、ｙ、ｚ各軸について、上記手法で応答関数を算出する。算出された応答関数３１０の一例を図９に示す。本図において、３１０ｘは、ｘ方向の応答関数の、３１０ｙは、ｙ方向の応答関数の、３１０ｚは、ｚ方向の応答関数のグラフである。

本図に示すように、ＭＲＩ装置１００固有の応答関数３１０ｘ、３１０ｙ、３１０ｚは、１．５ｋＨｚ付近が最も大きく、２００Ｈｚ以下の成分が非常に小さい。従って、ローパスフィルタを用いて傾斜磁場波形のそれ以上の周波数成分を抑制すると音を小さくすることができる。

帯域除去部１４１は、図９に示すｘ、ｙ、ｚ各軸方向の応答関数３１０ｘ、３１０ｙ、３１０ｚを、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場の周波数分布５１０ｓ、５１０ｐ、５１０ｆに乗算し、それぞれ、音圧レベルを得る。なお、予め撮像面が定まっている場合は、当該撮像面により定まる印加方向についてのみ、音圧レベルを算出してもよい。

図１０には、全軸について算出した音圧レベルを示す。各グラフの、横軸は周波数［ｋＨｚ］、縦軸は、音圧レベル［ｄＢ（Ａ）］である。

グラフ６１０ｓは、スライス傾斜磁場ｓをｘ軸（Ｇｘ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｓと応答関数３１０ｘとの積）である。
グラフ６１０ｐは、位相エンコード傾斜磁場ｐをｘ軸（Ｇｘ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｐと応答関数３１０ｘとの積）である。
グラフ６１０ｆは、周波数エンコード傾斜磁場ｆをｘ軸（Ｇｘ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｆと応答関数３１０ｘとの積）である。
グラフ６２０ｓは、スライス傾斜磁場ｓをｙ軸（Ｇｙ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｓと応答関数３１０ｙとの積）である。
グラフ６２０ｐは、位相エンコード傾斜磁場ｐをｙ軸（Ｇｙ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｐと応答関数３１０ｙとの積）である。
グラフ６２０ｆは、周波数エンコード傾斜磁場ｆをｙ軸（Ｇｙ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｆと応答関数３１０ｙとの積）である。
グラフ６３０ｓは、スライス傾斜磁場ｓをｚ軸（Ｇｚ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｓと応答関数３１０ｚとの積）である。
グラフ６３０ｐは、位相エンコード傾斜磁場ｐをｚ軸（Ｇｚ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｐと応答関数３１０ｚとの積）である。
グラフ６３０ｆは、周波数エンコード傾斜磁場ｆをｚ軸（Ｇｚ）に印加した場合の音圧レベル（スペクトル５１０ｆと応答関数３１０ｚとの積）である。

図１０から、ｓ、ｐ、ｆいずれの種類の傾斜磁場を、ｘ、ｙ、ｚいずれの軸方向に印加した場合であっても、音圧レベルが高い周波数は０．５ｋＨｚから１．０ｋＨｚ付近と、２ｋＨｚ付近と、であることがわかる。従って、このＭＲＩ装置１００で、この位相補償型ＧＥシーケンス２００を実行する場合、静音化にはこの周波数帯域を抑制するようなバンドパスフィルタを適用するのが効果的であると考えられる。

ただし、０．５ｋＨｚから１．０ｋＨｚの帯域は、図６（ｃ）に示すようにスペクトル５１０の大部分を占める領域である。従って、この帯域を強く抑制すると傾斜磁場波形の変化が大きくなる。そこで、２ｋＨｚ付近を抑制し、他は抑制しないバンドストップフィルタを用いる。

すなわち、応答関数３１０を用いて算出した、撮像に用いるパルスシーケンスの傾斜磁場の、音圧レベルの高い周波数帯域は、０から３ｋＨｚの範囲に含まれ、特に、パルスシーケンスが位相補償型ＧＥシーケンス２００である場合、２ｋＨｚ付近の帯域である。また、その半値幅は、２ｋＨｚ前後である。従って、帯域除去部１４１は、０から３ｋＨｚの帯域、特に２ｋＨｚ付近の帯域であって、半値幅が、２ｋＨｚ前後のバンドストップフィルタを用い、傾斜磁場の周波数帯域を除去することが望ましい。

２ｋＨｚ付近を抑制するバンドストップフィルタ７１０の一例を図１１に示す。このバンドストップフィルタ７１０の関数は、中心±２ｋＨｚ、半値幅１．７ｋＨｚのＴｕｋｅｙ窓関数（最大値は１）を1から引いた関数である。

このバンドストップフィルタ７１０を、図８（ａ）〜図８（ｃ）に示すスペクトル５１０ｓ、５１０ｐ、５１０ｆに、それぞれ乗算して得た周波数分布５２０ｓ、５２０ｐ、５２０ｆを、図８(ｄ)〜図８（ｆ）に示す。

［ステップＳ１１０４］
各周波数分布５２０ｓ、５２０ｐ、５２０ｆを、逆フーリエ変換して波形に戻すことにより得られた除去後波形４２０ｓ、４２０ｐ、４２０ｆを、それぞれ図７（ｄ）〜図７（ｆ）に示す。

さらに、図１２（ａ）〜図１２（ｃ）に、バンドストップフィルタ７１０適用前（初期波形）のスペクトル５２０ｓ、５２０ｐ、５２０ｆと、適用後（除去後波形）のスペクトル５２０ｓ、５２０ｐ、５２０ｆの差分５５０ｓ、５５０ｐ、５５０ｆを、それぞれ示す。

図７（ａ）〜図７（ｆ）から、バンドストップフィルタ７１０の適用により、各傾斜磁場は、多少の変化はあるものの、略元の形を保っていることがわかる。

また、図８（ａ）〜図８（ｃ）に示すスペクトル５１０ｓ、５１０ｐ、５１０ｆと、図８（ｄ）〜図８（ｆ）に示すスペクトル５２０ｓ、５２０ｐ、５２０ｆとの比較から、バンドストップフィルタ７１０の適用による周波数分布の変化は、２ｋＨｚ付近の強度低下が大きいことがわかる。また、図１２（ａ）〜図１２（ｃ）の差分５５０ｓ、５５０ｐ、５５０ｆを見ると、初期波形で音圧レベルの高い１．０ｋＨｚ付近も少なからず低下していることがわかる。

［ステップＳ１１０５］
図７（ｄ）〜図７（ｆ）に示す除去後波形４２０ｓ、４２０ｐ、４２０ｆは、そのままでは撮像条件を満たさない。そこで、波形整形部１４２は、これらを、上述のように撮像条件を満たすよう、波形を整形する。

波形整形部１４２による波形整形処理の流れを図１３（ａ）に示す。なお、以下において、図４（ａ）のＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄの４つの区間に印加される各台形波Ａｓ０、Ａｐ０、Ａｆ０、Ｂｓ０、Ｂｐ０、Ｂｆ０、Ｃｓ０、Ｃｆ０、Ｃｐ０、Ｄｓ０、Ｄｐ０、Ｄｆ０の、除去後波形を、それぞれ、Ａｓｄ、Ａｐｄ、Ａｆｄ、Ｂｓｄ、Ｂｐｄ、Ｂｆｄ、Ｃｓｄ、Ｃｐｄ、Ｃｆｄ、Ｄｓｄ、Ｄｐｄ、Ｄｆｄと呼ぶ。

波形整形部１４２は、まず、撮像条件を満たすよう、除去後波形を整形する（ステップＳ１２０１）。すなわち、ＲＦ期間およびＡ／Ｄ期間の除去後波形を、同期間の初期波形に戻す。

具体的には、以下の３つの処理を行う。
１−１）スライス傾斜磁場パルスＡｓｄのＲＦ期間の強度及び形状を、同期間の初期波形Ａｓ０のそれらと等しくし、スライス傾斜磁場パルスＣｓｄのＡ／Ｄ期間の強度をゼロとし、それぞれＡｓｅとＣｓｅとする。
１−２）位相エンコード傾斜磁場パルスＡｐｄ、ＣｐｄのＲＦ期間およびＡ／Ｄ期間の強度をゼロとする。
１−３）周波数エンコード傾斜磁場パルスＡｆｄのＲＦ期間の強度をゼロとする。また、周波数エンコード傾斜磁場パルスＣｆｄのＡ／Ｄ期間の強度及び形状を同期間の初期波形Ｃｆ０のそれらと等しくし、Ｃｆｅとする。

次に、波形整形部１４２は、各軸方向の除去後波形の面積（符号あり）の合計を初期波形の同軸の面積（符号あり）の合計と等しくする（ステップＳ１２０２）。このとき、調整は、パルス単位で、強度の調整のみで行い、印加時間は変更しない。また、ＲＦ期間とＡ／Ｄ期間のパルス（ＡｓｅとＣｆｅ）の強度は変更しない。これは、スライスプロファイルとリードアウト条件を初期波形と同じにするためである。リードアウト条件が変化するとリードアウト方向の視野や空間分解能が変化してしまうためである。

なお、位相補償型ＧＥシーケンス２００は、各軸の傾斜磁場の時間積分値がゼロとなるよう設計されている。従って、ここでは、具体的には、以下の３つの処理を行う。
２−１）スライス傾斜磁場ｓのパルスＡｓｅ、Ｂｓｄ、Ｄｓｄの、時間積分値がゼロになるよう、Ｂｓｄ、Ｄｓｄの強度を調整し、Ｂｓｅ，Ｄｓｅとする。
２−２）位相エンコード傾斜磁場ｐのパルスＢｐｄ、Ｄｐｄの面積を、それぞれ、初期波形のＢｐ０、Ｄｐ０の面積に戻し、Ｂｐｅ、Ｄｐｅとする。
２−３）周波数エンコード傾斜磁場ｆのパルスＢｆｄ、Ｃｆｅ、Ｄｆｄの、時間積分値がゼロになるようＢｆｄとＤｆｄの強度を調整し、Ｂｆｅ、Ｄｆｅとする。

図１４（ａ）〜図１４（ｃ）に、図７（ｄ）〜図７（ｆ）に示す除去後波形４２０ｓ、４２０ｐ、４２０ｆそれぞれの、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の波形整形後の傾斜磁場波形（調整後波形）４３０ｓ、４３０ｐ、４３０ｆを示す。また、図１５（ａ）〜図１５（ｃ）に、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の調整後波形４３０ｓ、４３０ｐ、４３０ｆの周波数分布５３０ｓ、５３０ｐ、５３０ｆを示す。さらに、図１６（ａ）〜図１６（ｃ）に、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の、初期波形の周波数分布５１０ｓ、５１０ｐ、５１０ｆと、調整後波形の周波数分布５３０ｓ、５３０ｐ、５３０ｆとの差分５６０ｓ、５６０ｐ、５６０ｆを示す。

図１６（ａ）〜図１６（ｃ）に示す差分５６０ｓ、５６０ｐ、５６０ｆを、図１２（ａ）〜図１２（ｃ）に示すフィルタ適用前後の差分５５０ｓ、５５０ｐ、５５０ｆと比較すると、強度の低下の度合いは小さくなっているものの、２ｋＨｚ付近および１ｋＨｚ付近の多くの成分が依然として低下していることが確認できる。

［音圧レベルの変化］
最後に、本実施形態の傾斜磁場波形調整処理による、音圧レベルの変化の様子を示す。

バンドストップフィルタ７１０を適用して帯域除去を行い、その後、波形整形を行って得た、調整後波形の音圧レベルを図１７に示す。各音圧レベルは、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の調整後波形の周波数分布５３０ｓ、５３０ｐ、５３０ｆに、それぞれ、ｘ、ｙ、ｚ各軸方向の応答関数３１０ｘ、３１０ｙ、３１０ｚを乗算することにより得た。以下、それぞれ、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚと表す。

ここでは、調整後波形の音圧レベル６６０ｓ、６６０ｐ、６６０ｆ、６７０ｓ、６７０ｐ、６７０ｆ、６８０ｓ、６８０ｐ、６８０ｆを、それぞれ、実線で示す。また、比較のため、バンドストップフィルタ７１０適用前、すなわち、図１０に示す初期波形の、同軸方向の音圧レベル６１０ｓ、６１０ｐ、６１０ｆ、６２０ｓ、６２０ｐ、６２０ｆ、６３０ｓ、６３０ｐ、６３０ｆを、それぞれ、点線で示す。

本実施形態の、バンドストップフィルタ７１０による帯域除去処理を含む傾斜磁場波形調整処理により、いずれの軸においても、図１６（ａ）〜図１６（ｃ）と同様に、２ｋＨｚ付近と１ｋＨｚ付近の音圧レベルが低下していることが確認できる。

上記結果を数値で示す。

図１８（ａ）のテーブル８１０には、バンドストップフィルタ７１０適用前（初期波形）の上記音圧レベル６１０ｓ、６１０ｐ、６１０ｆ、６２０ｓ、６２０ｐ、６２０ｆ、６３０ｓ、６３０ｐ、６３０ｆそれぞれの総和（Ｏｖｅｒａｌｌ）を示す。各値の単位は［ｄＢ］である。

また、図１８（ｂ）のテーブル８２０には、バンドストップフィルタ７１０を適用し、整形後の、調整後波形の上記音圧レベル６６０ｓ、６６０ｐ、６６０ｆ、６７０ｓ、６７０ｐ、６７０ｆ、６８０ｓ、６８０ｐ、６８０ｆそれぞれの総和（Ｏｖｅｒａｌｌ）を示す。

また、図１８（ｃ）のテーブル８３０には、図１８（ａ）と図１８（ｂ）との差分を示す。

図１８（ｃ）のテーブル８３０より、ｓ、ｐ、ｆ各軸の傾斜磁場を、ｘ、ｙ、ｚいずれの軸に印加する場合であっても、音圧レベルは、３ｄＢから７ｄＢ低下したことがわかる。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、パルスシーケンスに予め設定された傾斜磁場の波形である初期波形を調整し、調整後波形を得る傾斜磁場波形調整部１４０、を備え、前記パルスシーケンスは、予め定めた撮像条件に従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場を照射するとともに傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測する際に用いられ、前記傾斜磁場波形調整部１４０は、前記初期波形の周波数帯域の一部を除去し、除去後波形を生成する帯域除去部１４１と、前記除去後波形を、前記撮像条件を満たすよう整形し、前記調整後波形を得る波形整形部１４２と、を備える。
前記撮像条件と前記パルスシーケンスとに従って、前記エコー信号を計測するエコー計測部１２０をさらに備え、前記エコー計測部１２０は、前記調整後波形を前記パルスシーケンスに適用し、前記エコー信号を計測する。

本実施形態によれば、傾斜磁場に対してバンドストップフィルタ７１０を適用後、波形を整形する。バンドストップフィルタ７１０は、実測結果から得た音圧レベルに応じて、音圧レベルが予め定めた閾値以上の周波数帯域を抑制するよう設計される。さらに、バンドストップフィルタ７１０により帯域抑制された後の傾斜磁場波形を、撮像条件を満たすよう整形する。

上記処理により得られた調整後波形は、上記図１７に示すように、初期波形に比べ、音圧レベルが低下する。また、撮像条件を満たす。さらに、波形整形が強度のみで行われるため、傾斜磁場印加時間が延長することがない。従って、本実施形態によれば、傾斜磁場の印加時間を延長させることなく、また、画質を低下させることなく、音圧レベルの低下を実現でき、静音化することができる。

よって、本実施形態によれば、パルスの時間間隔に余裕のない撮影シーケンスにおいても、効果的に音圧レベルを低減させることができる。

＜変形例その１＞
なお、上記実施形態では、波形整形処理において、ＲＦ期間およびＡ／Ｄ期間の傾斜磁場波形を、初期波形に戻している。しかしながら、波形整形処理は、この手法に限定されない。例えば、整形の自由度をより高め、これらの期間中の傾斜磁場波形の整形を、強度の平均値のみを等しくするよう構成してもよい。

すなわち、波形整形部１４２は、高周波磁場照射中およびＡ／Ｄ中それぞれの期間の、除去後波形の平均強度が、同期間の初期波形の平均強度と略等しくなるよう、除去後波形を整形し、調整後波形を得てもよい。

この場合、ＲＦ期間の傾斜磁場強度が一定でなくなる。従って、ＲＦパルス２０２についても、スライス厚やスライスプロファイルが、初期状態から変化しないよう、整形後のスライス傾斜磁場波形に合わせて、ＲＦパルスの波形形状を修正する。すなわち、波形整形部１４２は、調整後波形によるスライスプロファイルの変化を抑制するように、ＲＦパルスの波形を整形する。

また、Ａ／Ｄ期間の傾斜磁場強度が一定でなくなる。このため、エコー信号をサンプリングした結果がｋ空間上に等間隔で配置されなくなる。そこで、この場合、グリッディングによってｋ空間上の配置を等間隔にしてからフーリエ変換して、画像を再構成する。すなわち、画像再構成部１３０は、エコー信号計測中の調整後波形に従って、エコー信号をグリッディング後、画像の再構成を行う。

以下、本変形例の、波形整形手順を図１３（ｂ）に示す。波形整形対象の傾斜磁場は、図４（ａ）〜図４（ｃ）に示す初期波形にバンドストップフィルタ７１０を適用し、帯域除去処理を行った各傾斜磁場、Ａｓｄ、Ｂｓｄ、Ｂｐｄ、Ｂｆｄ、Ｃｆｄ、Ｄｓｄ、Ｄｐｄ、Ｄｆｄとする。

波形整形部１４２は、撮像条件を満たすよう、除去後波形およびＲＦ波形を整形する（ステップＳ１３０１）。このとき、調整は、強度の調整のみで行い、印加時間は変更しない。

具体的には、以下の処理を行う。
３−１）スライス傾斜磁場パルスＡｓｄのＲＦ期間の強度平均値を、同期間の初期波形Ａｓ０の強度平均値と等しくし、スライス傾斜磁場パルスＣｓｄのＡ／Ｄ期間の強度をゼロとする。処理後の区間Ａの波形を、Ａｓｇとする。
３−２）位相エンコード傾斜磁場パルスＡｐｄ、ＣｐｄのＲＦ期間およびＡ／Ｄ期間の強度をゼロとする。
３−３）周波数エンコード傾斜磁場パルスＡｓｄのＲＦ期間の強度をゼロとし、周波数エンコード傾斜磁場パルスＣｆｄのＡ／Ｄ期間の強度平均値を、同期間の初期波形Ｃｆ０の強度平均値と等しくする。処理後の区間Ｃの波形を、Ｃｆｇとする。

そして、波形整形部１４２は、各軸方向の除去後波形の面積（符号あり）の合計を初期波形の同軸の面積（符号あり）の合計と等しくする（ステップＳ１３０２）。このとき、調整は、パルス毎の強度の調整のみで行い、印加時間は変更しない。

具体的には、以下の処理を行う。
４−１）スライス傾斜磁場パルスＡｓｇ、Ｂｓｄ、Ｄｓｄの面積（符号あり）の和が、Ａｓ０、Ｂｓ０、Ｃｓ０の面積（符号あり）の和と同じになるよう、Ｂｓｄ、Ｄｓｄの強度を調整し、Ｂｓｇ，Ｄｓｇとする。
４−２）位相エンコード傾斜磁場パルスＢｐｄ、Ｄｐｄの面積が、初期波形のＢｐ０、Ｄｐ０の面積とそれぞれ等しくなるように、Ｂｐｄ、Ｄｐｄの強度を調整し、Ｂｐｇ、Ｄｐｇとする。
４−３）周波数エンコード傾斜磁場パルスＢｆｄ、Ｃｆｇ、Ｄｆｄの面積（符号あり）の和が、Ｂｆ０、Ｃｆ０、Ｄｆ０の面積（符号あり）の和と等しくなるよう、Ｂｆｄ、Ｄｆｄの強度を調整し、Ｂｆｇ、Ｄｆｇとする。

最後に、スライス傾斜磁場Ａｓｇの形状に合わせて、ＲＦパルス２０２の形状を修正する（ステップＳ１３０３）。ここでは、ＲＦパルス２０２の形状は、上述のように、スライス厚やスライスプロファイルが、初期状態から変化しないよう修正する。

これは、例えば、ｓｍａｌｌ ｔｉｐ ａｎｇｌｅ ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ（ＳＴＡＡ）法によって可能である。具体的には、上記条件を満たすＲＦパルスｂ_As3は、傾斜磁場強度を整形する前の、すなわち、位相補償型ＧＥシーケンス２００に設定された初期のＲＦパルスｂ_As0を元に、以下の式（１）に従って求める。

ここで、ｆ_As0とｆ_As3はそれぞれ初期波形の傾斜磁場強度と、整形後の傾斜磁場強度であり、τは時間拡張関数である。

図４（ａ）〜図４（ｃ）に示す初期波形４００ｓ、４００ｐ、４００ｆを、本変形例の手法で整形した調整後波形と、上記実施形態の手法で整形した調整後波形との比較を図１９（ａ）〜図１９（ｉ）に示す。

これらの図において、図１９（ａ）〜図１９（ｃ）は、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の、波形整形前、すなわち、除去後波形４２０ｓ、４２０ｐ、４２０ｆの一部である。また、図１９（ｄ）〜図１９（ｆ）は、上記実施形態の手法で波形整形を行った後の、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の調整後波形４３０ｓ、４３０ｐ、４３０ｆの一部である。そして、図１９（ｇ）〜図１９（ｉ）は、本変形例の手法で波形整形を行った後の、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の調整後波形４４０ｓ、４４０ｐ、４４０ｆである。なお、各図において、点線は、図４（ａ）〜図４（ｃ）初期波形４００ｓ、４００ｐ、４００ｆである。

図１９(ｄ)〜図１９（ｆ）の調整後波形４３０ｓ、４３０ｐ、４３０ｆと、図１９（ｇ）〜図１９（ｉ）の調整後波形４４０ｓ、４４０ｐ、４４０ｆとを比較する。

後者においては、上述のように、ＲＦ照射中とＡ／Ｄ中の傾斜磁場パルスを一定にする制約をなくしたため、区間Ａのスライス傾斜磁場（Ａｓｇ）と、区間Ｃの周波数エンコード傾斜磁場（Ｃｆｇ）の強度変化が一定でない点が大きく異なる。

初期波形の音圧レベルと本変形例の手法で得た調整後波形の音圧レベルとの差分を図１８（ｄ）のテーブル８４０に示す。図１８（ｃ）のテーブル８３０に示す、上記実施形態の調整後波形との差分と比較すると、スライス傾斜磁場ｓをｘ軸方向（Ｇｘ）に印加する場合と、周波数エンコード傾斜磁場ｆを各軸方向に印加する場合について、音圧レベルがさらに低減することが示された。

すなわち、これらの場合において、ＲＦ照射中とＡ／Ｄ中の傾斜磁場の強度を一定する制約をなくすことにより、２ｄＢ以上の音圧レベル低減効果が得られることがわかる。特に、周波数エンコード傾斜磁場ｆをＧｘ軸方向に印加する場合、８ｄＢもの高い低減効果が得られた。

＜変形例その２＞
また、上記実施形態では、どの軸に対しても、図１１に示す、同一のバンドストップフィルタ７１０（中心周波数２ｋＨｚ、全値幅３．４ｋＨｚ）を適用し、帯域除去処理を行う。しかし、図９に示すように、応答関数３１０は、軸ごとに異なる。従って、軸ごとに帯域の異なるバンドストップフィルタを用いてもよい。

すなわち、帯域除去部１４１は、傾斜磁場の印加軸毎に、異なるバンドストップフィルタを用いて、異なる周波数帯域を除去するよう構成してもよい。

上記のバンドストップフィルタ７１０とは異なる仕様のバンドストップフィルタ（中心周波数２ｋＨｚ、全値幅４．２ｋＨｚ）を用いて帯域除去処理を行った場合の調整後波形の音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）の、初期波形の音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）との差分を、図１８（ｅ）のテーブル８５０に示す。なお、ここでは、波形整形処理は、上記実施形態の手法を用いた。

図１８（ｅ）のテーブル８５０と、図１８（ｃ）のテーブル８３０との、各音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）を比較すると、周波数エンコード傾斜磁場ｆを、Ｇｘ軸に印加する場合、バンドストップフィルタ（中心周波数２ｋＨｚ、全値幅４．２ｋＨｚ）を適用した方が、音圧レベルの低下が大きい。

従って、周波数エンコード傾斜磁場ｆをＧｘ方向に印加する場合は、バンドストップフィルタの中心周波数を２ｋＨｚ、全値幅を４．２ｋＨｚとし、それ以外の場合は、バンドストップフィルタの中心周波数を２ｋＨｚ、全値幅を３．４ｋＨｚとする。これにより、より高い音圧レベル低下効果が得られる。

このように、軸ごとに適したバンドストップフィルタを用いることにより、音圧レベルをさらに低下させることが可能になる。

＜変形例その３＞
上記実施形態では、全ての軸に対して、バンドストップフィルタ７１０を用いた、ステップＳ１１０３の帯域除去処理を行っている。しかしながら、帯域除去処理は、全ての軸に対して行う必要はない。

音の大きさは、音圧レベルの最も高い音に左右される。よって、帯域除去処理を音圧レベルの高い軸だけに適用してもほぼ同じ効果が得られる。すなわち、帯域除去部１４１は、音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）が所定以上となる軸方向に印加される傾斜磁場の、所定の周波数帯域を除去してもよい。

例えば、図６に示す初期波形４１０の場合、図１８（ａ）のテーブル８１０の結果から、スライス傾斜磁場ｓをｘ、ｙ、ｚ軸方向に印加する場合と、周波数エンコード傾斜磁場ｆをｙ、ｚ軸方向に印加する場合との音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）の値が、１１０ｄＢを超える。従って、例えば、これらの場合だけ帯域除去処理を実施する。

このように構成することで、全軸に帯域除去処理を行うより、処理が簡素化される。また、このとき、帯域除去処理を行う軸について、上記変形例その２のように、それぞれ、異なる周波数帯域を除去するよう構成してもよい。

＜変形例その４＞
傾斜磁場波形の周波数特性は、撮像条件の視野、ＴＲ、ＴＥなどによって変化する。従って、上記実施形態では、撮像条件を変更した場合には、その都度帯域除去処理を行う必要がある。

しかしながら、よく利用するパルスシーケンスおよび撮像条件に対して、予め上記手法で帯域除去処理および波形整形処理を行って調整後波形を作成し、当該撮像条件に対応づけて記憶装置１１１等に保存しておくよう構成してもよい。

すなわち、ＭＲＩ装置１００は、図２（ｂ）に示すように、上記手法で得た調整後波形（静音化調整後の傾斜磁場波形）を、当該波形を得る際に用いた撮像条件とパルスシーケンスとに対応づけて保存するデータベースをさらに備えてもよい。この静音化調整後の傾斜磁場波形は、前記パルスシーケンスに設定された傾斜磁場波形である初期波形の周波数帯域の一部を除去し、前記撮像条件を満たすよう整形したものである。

この場合、傾斜磁場波形調整部１４０および応答関数算出部１５０は、備えなくてもよい。

この場合、撮像時には、エコー計測部１２０は、ユーザが指定した撮像条件およびパルスシーケンスに対応づけて上記データベースに記憶されている調整後波形（静音化調整後の傾斜磁場波形）を、当該パルスシーケンスに適用し、エコー信号の計測を行う。

なお、このとき、上記実施形態の手法で波形整形したものと、上記変形例の手法で波形整形したものとをそれぞれ保存し、ユーザが選択可能なように構成してもよい。

＜比較例＞
ここで、比較例として、帯域除去処理に本実施形態のバンドストップフィルタ７１０の代わりに、従来のローパスフィルタを用いた場合の例を図２０（ａ）〜図２０（ｃ）に示す。

図２０（ａ）に、この帯域除去処理に用いたローパルフィルタ９１０を示す。図１１に示すバンドストップフィルタ７１０が２ｋＨｚ付近のみを抑制するのに対し、このローパスフィルタ９１０は、２ｋＨｚ以上の高周波成分を抑制（カット）する。

図２０（ｂ）は、このローパスフィルタ９１０を用いて帯域除去した波形に対し、上記変形例の波形整形を行った後の、ｓ、ｐ、ｆ各軸方向の傾斜磁場波形９２０ｓ、９２０ｐ、９２０ｆである。ローパスフィルタを適用することにより高周波成分がカットされる。このため、図１９(ｇ)-図１９（ｉ）に示す調整後波形４４０ｓ、４４０ｐ、４４０ｆと比較して非常になめらかな波形となる。

図２０（ｃ）は、整形前後の音圧レベル（Ｏｖｅｒａｌｌ）の変化を示すテーブル９３０である。図１８（ｄ）のテーブル８４０の結果と比較すると、音圧レベルの低下は等しいか小さくなっている。例えば、周波数エンコード傾斜磁場ｆをＧｘ軸方向に印加した場合は、バンドストップフィルタ７１０を用いた場合、−１４ｄＢ変化しているのに対し、ローパスフィルタ９１０を用いると、変化量は−１１ｄＢであり、３ｄＢだけ効果が小さくなった。

このように、本実施形態のバンドストップフィルタを用いて帯域除去を行う方が、従来のローパスフィルタ９１０を用いた手法よりも静音化の効果がより大きいことがわかる。

なお、上記実施形態および変形例では、パルスシーケンスとして、位相補償型ＧＥシーケンス２００を用いる場合を例にあげて説明したが、これに限定されない。

また、本発明の実施形態は、上述した各実施形態および変形例に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の追加・変更等が可能である。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：送受信コイル、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶装置、１１２：マイク、１１３：周波数解析装置、１２０：エコー計測部、１３０：画像再構成部、１４０：傾斜磁場波形調整部、１４１：帯域除去部、１４２：波形整形部、１５０：応答関数算出部、１６０：データベース、２００：位相補償型ＧＥシーケンス、２０１：スライス傾斜磁場、２０２：ＲＦパルス、２０３：スライスリフェーズ傾斜磁場、２０４：位相エンコード傾斜磁場、２０５：ディフェーズ用周波数エンコード傾斜磁場、２０６：周波数エンコード傾斜磁場、２０７：エコー信号、２０８：傾斜磁場、２０９：傾斜磁場、２１０：傾斜磁場、３１０：応答関数、３１０ｘ：応答関数、３１０ｙ：応答関数、３１０ｚ：応答関数、４００ｓ：初期波形、４００ｐ：初期波形、４００ｆ：初期波形、４１０：初期波形、４１０ｓ：初期波形、４１０ｐ：初期波形、４１０ｆ：初期波形、４２０ｓ：除去後波形、４２０ｐ：除去後波形、４２０ｆ：除去後波形、４３０ｓ：調整後波形、４３０ｐ：調整後波形、４３０ｆ：調整後波形、４４０ｓ：調整後波形、４４０ｐ：調整後波形、４４０ｆ：調整後波形、５１０：初期波形の周波数分布、５１０ａ：初期波形の周波数分布、５１０ｓ：初期波形の周波数分布、５１０ｐ：初期波形の周波数分布、５１０ｆ：初期波形の周波数分布、５２０ｓ：除去後波形の周波数分布、５２０ｐ：除去後波形の周波数分布、５３０ｆ：除去後波形の周波数分布、５５０ｓ：初期波形と除去後波形との周波数分布の差分、５５０ｐ：初期波形と除去後波形との周波数分布の差分、５５０ｆ：初期波形と除去後波形との周波数分布の差分、５６０ｓ：初期波形と調整後波形との周波数分布の差分、５６０ｐ：初期波形と調整後波形との周波数分布の差分、５６０ｆ：初期波形と調整後波形との周波数分布の差分、６１０ｓ：初期波形の音圧レベル、６１０ｐ：初期波形の音圧レベル、６１０ｆ：初期波形の音圧レベル、６２０ｓ：初期波形の音圧レベル、６２０ｐ：初期波形の音圧レベル、６２０ｆ：初期波形の音圧レベル、６３０ｓ：初期波形の音圧レベル、６３０ｐ：初期波形の音圧レベル、６３０ｆ：初期波形の音圧レベル、６６０ｓ：調整後波形の音圧レベル、６６０ｐ：調整後波形の音圧レベル、６６０ｆ：調整後波形の音圧レベル、６７０ｓ：調整後波形の音圧レベル、６７０ｐ：調整後波形の音圧レベル、６７０ｆ：調整後波形の音圧レベル、６８０ｓ：調整後波形の音圧レベル、６８０ｐ：調整後波形の音圧レベル、６８０ｆ：調整後波形の音圧レベル、７１０：バンドストップフィルタ、８１０：テーブル、８２０：テーブル、８３０：テーブル、８４０：テーブル、８５０：テーブル、９１０：ローパスフィルタ、９２０ｓ：傾斜磁場波形、９２０ｐ：傾斜磁場波形、９２０ｆ：傾斜磁場波形、９３０：テーブル

Claims (19)

1. 予め定めた撮像条件およびパルスシーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場を照射するとともに傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測するエコー計測部と、
   前記パルスシーケンスに設定された傾斜磁場の波形である初期波形を調整し、調整後波形を得る傾斜磁場波形調整部と、を備え、
   前記傾斜磁場波形調整部は、
   前記初期波形の周波数帯域の特定の帯域を除去し、除去後波形を生成する帯域除去部と、
   前記除去後波形を、前記撮像条件を満たすよう整形し、前記調整後波形を得る波形整形部と、を備え、
   前記エコー計測部は、前記調整後波形を前記パルスシーケンスに適用して前記エコー信号を計測すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記除去する帯域は、前記初期波形の周波数帯域のうち、音圧レベルが所定以上となる周波数帯域であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記帯域除去部は、当該磁気共鳴イメージング装置固有の応答関数を用いて、前記初期波形の前記音圧レベルを算出すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記波形整形部は、前記高周波磁場照射中および前記エコー信号計測中それぞれの期間の前記除去後波形を、当該期間の前記初期波形に戻すよう整形し、前記調整後波形を得ること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記波形整形部は、前記高周波磁場照射中および前記エコー信号計測中それぞれの期間の前記除去後波形の平均強度が、当該期間の前記初期波形の平均強度と略等しくなるよう、前記除去後波形の強度を変更し、前記調整後波形を得ること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記波形整形部は、前記調整後波形によるスライスプロファイルの変化を抑制するように、前記高周波磁場の波形を整形すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記傾斜磁場は、１以上の異なる軸方向にそれぞれ印加され、
   前記帯域除去部は、前記傾斜磁場の印加軸毎に、異なる周波数帯域を除去すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記傾斜磁場は、１以上の異なる軸方向にそれぞれ印加され、
   前記帯域除去部は、前記音圧レベルの総和が所定以上となる軸方向に印加される前記傾斜磁場の前記周波数帯域を除去すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記エコー信号から画像を再構成する画像再構成部をさらに備え、
   前記画像再構成部は、前記エコー信号受信中の前記調整後波形に従って、前記エコー信号をグリッディング後、再構成すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記帯域除去部は、所望の範囲の周波数帯域を抑制するバンドストップフィルタを用い、前記特定の周波数帯域を除去すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記帯域除去部が除去する周波数帯域は、０から３ｋＨｚの帯域に含まれること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記帯域除去部が除去する周波数帯域は、２ｋＨｚ付近の帯域であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記帯域除去部が除去する周波数帯域の半値幅は、２ｋＨｚ前後の値であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    所定の傾斜磁場を印加し、前記応答関数を算出する応答関数算出部をさらに備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
15. 請求項１４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記被検体近傍に配置され、前記発生する音を収集するマイクと、
    前記マイクで収集した音からスペクトルを得る周波数解析部と、を備え、
    前記応答関数算出部は、前記印加した傾斜磁場と前記スペクトルとから、前記応答関数を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記傾斜磁場は、１以上の異なる軸方向にそれぞれ印加され、
    前記波形整形部は、印加される軸毎の、前記調整後波形の時間積分値が、前記初期波形の同軸方向の時間積分値と等しくなるよう、前記調整後波形の強度をさらに変更すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
17. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記パルスシーケンスは、位相補償型ＧＥシーケンスであること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
18. ユーザが指定した撮像条件およびパルスシーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場を照射するとともに傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を受信するエコー計測部と、
    撮像条件およびパルスシーケンスに対応づけて、当該パルスシーケンスの静音化調整後の傾斜磁場波形を保存するデータベースと、を備え、
    前記エコー計測部は、前記ユーザが指定した撮像条件およびパルスシーケンスに対応づけて前記データベースに保持されている前記静音化調整後の傾斜磁場波形を、当該パルスシーケンスに適用して前記エコー信号を計測し、
    前記静音化調整後の傾斜磁場波形は、前記パルスシーケンスに設定された傾斜磁場波形である初期波形の周波数帯域のうち、音圧レベルが所定以上の帯域を除去し、前記撮像条件を満たすよう整形したものであること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
19. 撮像に用いるパルスシーケンスに設定された傾斜磁場の波形である初期波形の周波数帯域の一部を除去し、除去後波形を生成する帯域除去ステップと、
    前記除去後波形を、予め定めた撮像条件を満たすよう整形する波形整形ステップと、を含むこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場波形調整方法。

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