JP6431464B2 - Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus Download PDF

Info

Publication number
JP6431464B2
JP6431464B2 JP2015199399A JP2015199399A JP6431464B2 JP 6431464 B2 JP6431464 B2 JP 6431464B2 JP 2015199399 A JP2015199399 A JP 2015199399A JP 2015199399 A JP2015199399 A JP 2015199399A JP 6431464 B2 JP6431464 B2 JP 6431464B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic field
gradient magnetic
pulse
waveform
resonance imaging
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2015199399A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2017070508A (en
Inventor
由香里 山本
由香里 山本
眞次 黒川
眞次 黒川
陽 谷口
陽 谷口
久晃 越智
久晃 越智
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to JP2015199399A priority Critical patent/JP6431464B2/en
Priority to PCT/JP2016/077864 priority patent/WO2017061277A1/en
Publication of JP2017070508A publication Critical patent/JP2017070508A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP6431464B2 publication Critical patent/JP6431464B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に関し、傾斜磁場によって発生する音を抑制する技術に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and relates to a technique for suppressing sound generated by a gradient magnetic field.

磁気共鳴イメージング装置（MRI, Magnetic Resonance Imaging）は、磁気共鳴現象を利用した医用断層像撮影装置である。撮像を行うには、スライス傾斜磁場と同時に高周波パルス（励起パルス）を印加して特定の撮影面の磁化を励起し、撮影面と直交する方向にリードアウト傾斜磁場を印加しながら、磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を取得する。さらに、励起から信号取得までの間に、スライス傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場と直交する方向に位相エンコード傾斜磁場を印加することにより、互いに直交する３方向の位置情報を核磁気共鳴信号に与えることができる。   A magnetic resonance imaging apparatus (MRI, Magnetic Resonance Imaging) is a medical tomographic imaging apparatus using a magnetic resonance phenomenon. For imaging, a high-frequency pulse (excitation pulse) is applied simultaneously with the slice gradient magnetic field to excite the magnetization of a specific imaging surface, and the magnetization converges while applying a readout gradient magnetic field in a direction perpendicular to the imaging surface. A nuclear magnetic resonance signal (echo) generated in the step is acquired. Further, by applying a phase encoding gradient magnetic field in a direction orthogonal to the slice gradient magnetic field and the readout gradient magnetic field between excitation and signal acquisition, position information in three orthogonal directions is given to the nuclear magnetic resonance signal. Can do.

高周波パルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいたタイミングで印加され、撮像条件によって強度や印加時間が異なる。一般的には傾斜磁場のパルス波形は、台形波形である。また、パルスシーケンスには、さらに別の高周波パルスや傾斜磁場の印加が追加されることもある。撮像時に印加される傾斜磁場の方向は、パルスシーケンスに従って磁場方向が高速にスイッチングされるため、傾斜磁場コイルが振動することが知られている。すなわち、傾斜磁場コイルは、強い静磁場中に配置されているため、傾斜磁場コイルに電流が流れると、フレミングの左手の法則に従って傾斜磁場コイルの線材がローレンツ力を受ける。そのため、傾斜磁場の方向を高速にスイッチングするために電流を高速でスイッチングすると、線材が受けるローレンツ力の向きが反転するため、線材が機械的に振動する。傾斜磁場コイルの振動によって生じるノイズは、MRI装置自体が巨大なスピーカの作用をするために増幅され、大きな音響ノイズを発生する。   The high-frequency pulse and each gradient magnetic field are applied at a timing based on a preset pulse sequence, and the intensity and application time differ depending on the imaging conditions. In general, the pulse waveform of the gradient magnetic field is a trapezoidal waveform. Further, another high-frequency pulse or application of a gradient magnetic field may be added to the pulse sequence. As for the direction of the gradient magnetic field applied at the time of imaging, it is known that the gradient magnetic field coil vibrates because the magnetic field direction is switched at high speed according to the pulse sequence. That is, since the gradient coil is arranged in a strong static magnetic field, when a current flows through the gradient coil, the wire of the gradient coil receives Lorentz force according to Fleming's left-hand rule. Therefore, when the current is switched at a high speed in order to switch the direction of the gradient magnetic field at a high speed, the direction of the Lorentz force received by the wire is reversed, so that the wire is mechanically vibrated. Noise generated by the vibration of the gradient magnetic field coil is amplified because the MRI apparatus itself acts as a huge speaker, and generates large acoustic noise.

大きな音響ノイズは、患者に不快感や恐怖心を与えることがある。また、小児MRI検査等、睡眠下で行われる撮像の妨げにもなる。特に静磁場の高磁場化に伴い、音響ノイズが顕著となることが知られており、静磁場が3T（テスラ）以上の高磁場機では、騒音対策が必要になるレベルになる。例えば、音響ノイズの音圧レベルは、磁場強度や撮影条件によるが、サブミリ秒の時間間隔で傾斜磁場のスイッチングを行う高速撮像法では、115 dB以上に達する場合がある。この音圧レベルは、ヘリコプターのプロペラ音をその近くで聞いた場合や自動車のクラクションをすぐ前方で聞いた場合の音圧レベルに匹敵し、聴覚に異常をきたす可能性のある音圧レベルである。そのため、MRI装置の音響ノイズに関する安全規定は、IEC(International Electrotechnical Commission、国際電気標準会議)や、日本工業規格JISにより規定されており、時間平均で99dB(A)を超える音圧レベルでの撮像する場合、耳栓等の聴覚保護手段が必要であるとされている。   Large acoustic noise can cause patient discomfort and fear. It also interferes with imaging performed during sleep, such as pediatric MRI. In particular, it is known that acoustic noise becomes conspicuous as the static magnetic field increases, and high magnetic field machines with a static magnetic field of 3T (Tesla) or higher are at a level that requires noise countermeasures. For example, the sound pressure level of acoustic noise depends on the magnetic field strength and imaging conditions, but may reach 115 dB or higher in high-speed imaging methods that switch gradient magnetic fields at sub-millisecond time intervals. This sound pressure level is comparable to the sound pressure level of hearing a helicopter propeller sound nearby or listening to a car horn in front of it, and may cause abnormal hearing. . Therefore, safety regulations regarding acoustic noise of MRI equipment are stipulated by IEC (International Electrotechnical Commission) and Japanese Industrial Standards JIS, and imaging at sound pressure levels exceeding 99 dB (A) on a time average. It is said that hearing protection means such as earplugs are necessary.

MRI装置の静音化の技術として、傾斜磁場の波形を変化させる技術が提案されている。傾斜磁場によって発生する音は、装置固有の周波数応答関数（FRF：Frequency Response Function）と傾斜磁場波形の周波数分布との積で表わされ、FRFの値が小さい周波数では音が小さくなることが知られている（非特許文献１）。特許文献１では、FRFに基づいて音圧レベルを算定し、最も音圧レベルが小さくなる励起特性を用いてMRIスキャンを実行することが提案されている。また非特許文献１では、FRFの200Hz以下の成分が非常に小さくなることを利用して、ローパスフィルタを用いて傾斜磁場波形の高周波成分を抑制することが提案されている。特許文献２においても、傾斜磁場波形の周波数成分にアナログもしくはデジタル的にフィルタをかけることを提案している。非特許文献２、および、非特許文献３では、リードアウト用と位相エンコード用の傾斜磁場パルスをサイン波形にすることを提案している。   As a technique for silencing the MRI apparatus, a technique for changing the waveform of the gradient magnetic field has been proposed. The sound generated by the gradient magnetic field is represented by the product of the frequency response function (FRF: Frequency Response Function) unique to the device and the frequency distribution of the gradient magnetic field waveform. (Non-Patent Document 1). In Patent Document 1, it is proposed that the sound pressure level is calculated based on the FRF, and that the MRI scan is executed using the excitation characteristic with the smallest sound pressure level. In Non-Patent Document 1, it is proposed that a high-frequency component of a gradient magnetic field waveform is suppressed using a low-pass filter by utilizing the fact that a component of FRF of 200 Hz or less becomes very small. Patent Document 2 also proposes to apply a filter in an analog or digital manner to the frequency component of the gradient magnetic field waveform. Non-Patent Document 2 and Non-Patent Document 3 propose that gradient magnetic field pulses for readout and phase encoding have a sine waveform.

MRI装置では、傾斜磁場の時間積分値や一部区間の強度によって、空間分解能や視野等の撮影条件が決定されることから、静音化のために傾斜磁場波形を変化させた場合であっても、傾斜磁場の時間積分値や一部区間の強度が変化しないようにしなければならない。非特許文献４および特許文献３では、撮影シーケンス内を2種類の区間に分類し、高周波励起や信号読み出し用の区間では傾斜磁場波形を変更せず、それ以外の区間において一定の条件下で傾斜磁場のスプライン補間を行っている。   In the MRI system, the imaging conditions such as spatial resolution and field of view are determined by the time integral value of the gradient magnetic field and the intensity of some sections, so even if the gradient magnetic field waveform is changed for noise reduction. The time integral value of the gradient magnetic field and the intensity of a part of the section must be kept from changing. In Non-Patent Document 4 and Patent Document 3, the imaging sequence is classified into two types of sections, and the gradient magnetic field waveform is not changed in the sections for high-frequency excitation and signal readout, and the other sections are tilted under certain conditions. Magnetic field spline interpolation is performed.

一方、MRアンギオグラフィーや磁化率強調イメージング(SWI, Susceptibility Weighted Imaging)では、フローコンペンセーションパルスが用いられる。例えば、MRアンギオグラフィーの一手法であるTOF(Time of Flight)法は、組織の緩和時間よりも早いタイミングで繰り返しスキャンすることによって、静止部では核磁化の飽和による信号減少が起こるのに対し、血管内等の流動部位では新たなスピンの流入により信号低下が抑えられるということを利用し、流動部位のコントラストを強調する撮像手法である。しかし、計測対象となるスピンが動いている流動部位においては、傾斜磁場印加時の位相変化がスピンの動きに影響を受けるため、正しく位置情報が付与されずにアーティファクトが発生したり、流動部位の信号低下が生じるといった弊害が生じる。このため、主にスライス方向およびリードアウト方向に、位相変化（0次モーメント、1次モーメント）を相殺する付加的な傾斜磁場パルスを追加したフローコンペンセーションパルスが用いられている（非特許文献５）。また、スライス方向のフローコンペンセーションパルスに対して、５次のスプライン曲線で傾斜磁場波形を変形することにより、静音化と画質の両立を図る技術も提案されている（非特許文献６）。   On the other hand, in MR angiography and susceptibility weighted imaging (SWI), flow compensation pulses are used. For example, the TOF (Time of Flight) method, which is a method of MR angiography, causes a signal decrease due to saturation of nuclear magnetization in the stationary part by repeatedly scanning at a timing earlier than the relaxation time of the tissue, This is an imaging technique that emphasizes the contrast of the flow site by utilizing the fact that a signal drop is suppressed by the flow of new spin in the flow site such as in a blood vessel. However, in the flow region where the spin to be measured is moving, the phase change when the gradient magnetic field is applied is affected by the movement of the spin. There is a negative effect such as signal degradation. For this reason, a flow compensation pulse in which an additional gradient magnetic field pulse that cancels a phase change (0th-order moment, first-order moment) is added mainly in the slice direction and the readout direction (Non-Patent Document 5). ). In addition, a technique has been proposed that achieves both noise reduction and image quality by transforming the gradient magnetic field waveform with a fifth-order spline curve with respect to the flow compensation pulse in the slice direction (Non-Patent Document 6).

国際公開第２００９／０７４９１８号International Publication No. 2009/074918 国際公開第１９９８／０１３７０３号International Publication No. 1998/013703 特開2014-１５５５８４３号公報JP 2014-155583 A

Hedeen RA. Edelstein WA. Characterization and Prediction of Gradient Acoustic Noise in MR Imagers. Magn Reson Med 1997;37:7 -10.Hedeen RA. Edelstein WA. Characterization and Prediction of Gradient Acoustic Noise in MR Imagers. Magn Reson Med 1997; 37: 7 -10. Hennel F. Girard F. Loenneker T. “Silent” MRI With Soft Gradient Pulses. Magn Reson Med 1999;42:6-10.Hennel F. Girard F. Loenneker T. “Silent” MRI With Soft Gradient Pulses. Magn Reson Med 1999; 42: 6-10. Hennel F. Fast Spin Echo and Fast Gradient Echo MRI With Low Acoustic Noise. J Magn Reson imaging 2001;13:960-966.Hennel F. Fast Spin Echo and Fast Gradient Echo MRI With Low Acoustic Noise. J Magn Reson imaging 2001; 13: 960-966. Heismann B. Ott M. Grodzki D. Sequnce-Based Acoustic Noise Reduction of Clinical MRI Scans. Magn Reson Med 2015;73:1104-1109.Heismann B. Ott M. Grodzki D. Sequnce-Based Acoustic Noise Reduction of Clinical MRI Scans. Magn Reson Med 2015; 73: 1104-1109. Lee JN, Riederer SJ, Pelc NJ. Flow-Compensated Limited Flip Angle MR Angiography. Magn Reson Med 1989;12:1-13Lee JN, Riederer SJ, Pelc NJ.Flow-Compensated Limited Flip Angle MR Angiography. Magn Reson Med 1989; 12: 1-13 Grodzki DM, et al. Optimization of Flow-Compensation Gradients in SWI and TOF scans for Acoustic Noise Reduction in MRI. Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.23 (2015) :2544Grodzki DM, et al. Optimization of Flow-Compensation Gradients in SWI and TOF scans for Acoustic Noise Reduction in MRI. Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 23 (2015): 2544

フローコンペンセーションパルスの波形は、下式（１）に示す0次モーメント、１次モーメントがそれぞれゼロになるように印加タイミングや強度が調整されている。式（１）は、計測対象のスピンの傾斜磁場印加による1次までの位相変化を示す。

Figure 0006431464
ここで、γは磁気回転比、S0は定数、G(τ)は傾斜磁場波形、vは1次の速度である。第1項の0次モーメントM0は、傾斜磁場の面積であり、静止スピンに与える位相変化に相当する。静止スピンのみを撮影対象とする場合は、極性を反転した２つのパルスから成る傾斜磁場波形を用い、0次モーメント、すなわち両者の面積の和がゼロになるように調節すればよい。一方、第２項の1次モーメントM1は、計測対象の速度に応じた位相変化を与える。血管内部のように動きのあるスピンを撮影対象とする場合には、0次、1次モーメントともにゼロにする必要がある。なお、2次モーメント以上の項を補正することにより、等速以外のスピンの動きにも対応することができる。ただし、パルス数の増大にともなって撮影時間が延びるため、一般的には1次までの補正が良く用いられる。 The application timing and intensity of the waveform of the flow compensation pulse are adjusted so that the zeroth-order moment and the first-order moment shown in the following formula (1) become zero, respectively. Equation (1) shows the phase change up to the first order by applying the gradient magnetic field of the spin to be measured.
Figure 0006431464
 Here, γ is a magnetic rotation ratio, S 0 is a constant, G (τ) is a gradient magnetic field waveform, and v is a first-order velocity. The 0th-order moment M 0 of the first term is the area of the gradient magnetic field and corresponds to the phase change given to the stationary spin. When only stationary spins are to be imaged, a gradient magnetic field waveform composed of two pulses with reversed polarities is used, and the zero-order moment, that is, the sum of the areas of both may be adjusted to zero. On the other hand, the first moment M 1 of the second term gives a phase change according to the velocity of the measurement target. When a moving spin such as the inside of a blood vessel is to be imaged, both the 0th order and the 1st moment need to be zero. It is possible to deal with spin movements other than constant velocity by correcting the term of the second moment or higher. However, since the imaging time increases as the number of pulses increases, in general, correction up to the first order is often used.

このように、フローコンペンセーションパルスの波形は、式（１）に示す0次モーメント、１次モーメントがゼロになるように印加タイミングや強度が調整されるが、この調整が不十分であると、TOFシーケンスで撮像した画像にアーティファクトが発生したり、動体部分の信号が低下して末梢血管が抽出されにくい等の弊害が生じる。   As described above, the waveform of the flow compensation pulse is adjusted in application timing and intensity so that the zero-order moment and the first-order moment shown in Expression (1) become zero, but if this adjustment is insufficient, Artifacts occur in the image captured by the TOF sequence, and the adverse effects such as the difficulty in extracting peripheral blood vessels due to a decrease in the signal of the moving body part.

このとき、フローコンペンセーションパルスも傾斜磁場パルスであるため、TOFシーケンス実行時の音響ノイズを低減するためには、傾斜磁場パルスの波形を調整する必要がある。そこで、例えば非特許文献４に記載された技術のように、撮影シーケンス内の高周波励起や信号読み出し用の区間では傾斜磁場波形を変更せず、それ以外の区間において傾斜磁場のスプライン補間を行って音響ノイズを低減しようとした場合、フローコンペンセーションパルスは0次モーメント、１次モーメントをゼロにする必要があるため、高周波励起や信号読み出し用の区間で印加される傾斜磁場と同様に、その波形を変更することはできず、静音化の効果に限界がある。   At this time, since the flow compensation pulse is also a gradient magnetic field pulse, it is necessary to adjust the waveform of the gradient magnetic field pulse in order to reduce acoustic noise during execution of the TOF sequence. Therefore, for example, as in the technique described in Non-Patent Document 4, the gradient magnetic field waveform is not changed in the section for high-frequency excitation or signal readout in the imaging sequence, and the spline interpolation of the gradient magnetic field is performed in the other sections. When trying to reduce acoustic noise, the flow compensation pulse needs to have zero-order moment and zero-order moment, so the waveform is similar to the gradient magnetic field applied in the section for high-frequency excitation and signal readout. Cannot be changed, and there is a limit to the effect of noise reduction.

ところで、非特許文献１等に記載されているように、傾斜磁場によって発生する音は、装置固有のFRFと傾斜磁場波形の周波数分布との積で表わされ、FRFの値が小さい周波数では音が小さくなる。しかしながら、装置固有のFRFは、MRI装置の構造（機種）のみならず、装置周辺の環境（MRI装置の床への設置構造や、MRI装置が配置されている部屋の構造や床の構造）によって異なる。そのため、特許文献１，２や非特許文献１〜４のように、傾斜磁場の波形の周波数成分を制御しても、MRI装置の周辺の環境によって、同じ機種であっても、MRI装置ごとにFRFが異なるため、音響ノイズを低減する効果が十分に得られないし、逆効果になる場合もあり得る。   By the way, as described in Non-Patent Document 1 and the like, the sound generated by the gradient magnetic field is represented by the product of the device-specific FRF and the frequency distribution of the gradient magnetic field waveform. Becomes smaller. However, the device-specific FRF depends not only on the structure (model) of the MRI device but also on the environment around the device (installation structure of the MRI device on the floor, structure of the room where the MRI device is located, and the structure of the floor). Different. Therefore, as in Patent Documents 1 and 2 and Non-Patent Documents 1 to 4, even if the frequency component of the waveform of the gradient magnetic field is controlled or the same model depending on the surrounding environment of the MRI apparatus, each MRI apparatus Since the FRF is different, the effect of reducing the acoustic noise cannot be obtained sufficiently, and there may be an adverse effect.

同様に、非特許文献６の技術のようにフローコンペンセーションパルスをスプライン曲線で変形して設定しても、MRI装置ごとにFRFが異なるため、静音化の効果が異なり、常に静音化の効果が得られるとは限らず、逆効果になる場合もありうる。   Similarly, even if the flow compensation pulse is deformed and set with a spline curve as in the technique of Non-Patent Document 6, since the FRF is different for each MRI apparatus, the silencing effect is different and the silencing effect is always effective. It is not always possible to obtain it, and it may be counterproductive.

本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたもので、MRI装置ごとに、装置固有の周波数応答関数FRFが異なる場合であっても、傾斜磁場による音響ノイズを低減できる技術を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above-described conventional problems, and provides a technique capable of reducing acoustic noise due to a gradient magnetic field even when the MRI apparatus has a frequency response function FRF unique to the apparatus. With the goal.

上記課題を解決するため、本発明の第１の態様は、磁気共鳴イメージング装置に搭載される、フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスの傾斜磁場波形調整方法を提供する。この傾斜磁場波形調整方法は、フローコンペンセーションのための所定の条件を満たす、複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップと、傾斜磁場波形を、当該磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音響ノイズの音圧を、複数の傾斜磁場波形ごとに求めるステップと、複数の傾斜磁場波形のうち、音響ノイズの音圧が予め定めた閾値以下の傾斜磁場波形を選択するステップと、選択した傾斜磁場波形を、傾斜磁場パルスとして使用可能な代表波形として記憶媒体に格納するステップと、を含む。   In order to solve the above problems, a first aspect of the present invention provides a gradient magnetic field waveform adjustment method for a pulse sequence including a gradient magnetic field pulse for flow compensation, which is mounted on a magnetic resonance imaging apparatus. In this gradient magnetic field waveform adjustment method, a step of generating a plurality of types of gradient magnetic field waveforms satisfying a predetermined condition for flow compensation and a gradient magnetic field waveform are applied to a gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus. Obtaining a sound pressure of acoustic noise generated in each case for each of a plurality of gradient magnetic field waveforms; and selecting a gradient magnetic field waveform having a sound pressure of acoustic noise equal to or less than a predetermined threshold among the plurality of gradient magnetic field waveforms; Storing the selected gradient magnetic field waveform in a storage medium as a representative waveform that can be used as a gradient magnetic field pulse.

また、本発明の第２の態様は、傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、記憶部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、記憶部には、フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスと、傾斜磁場パルスの代表波形とが格納される。代表波形は、フローコンペンセーションのための所定の条件を満たす、複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップと、傾斜磁場波形を、当該磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音響ノイズの音圧を、複数の傾斜磁場波形ごとに求めるステップと、複数の傾斜磁場波形のうち、音響ノイズの音圧が予め定めた閾値以下の傾斜磁場波形を選択するステップと、によって、選択された傾斜磁場波形である。   According to a second aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus having a gradient coil for generating a gradient magnetic field pulse and a storage unit, wherein the storage unit receives a gradient magnetic field pulse for flow compensation. The included pulse sequence and the representative waveform of the gradient magnetic field pulse are stored. The representative waveform is generated when a plurality of types of gradient magnetic field waveforms that satisfy a predetermined condition for flow compensation are generated, and when the gradient magnetic field waveform is applied to the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus. The step of obtaining the sound pressure of the acoustic noise for each of the plurality of gradient magnetic field waveforms and the step of selecting a gradient magnetic field waveform having a sound pressure of the acoustic noise equal to or lower than a predetermined threshold among the plurality of gradient magnetic field waveforms. Is a gradient magnetic field waveform.

また、本発明の第３の態様は、傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、記憶部と、波形変換部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、記憶部には、単一の傾斜磁場パルスの１以上のパラメータの複数の値ごとに、その単一の傾斜磁場パルスを磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音圧レベルを示す指標を格納したデータベースが格納されている。波形変換部は、撮像条件に応じて、その撮像条件に対応するパラメータの複数の値の中から、音圧レベルを示す指標が最も小さくなるパラメータの値を選択し、予め定められたパルスシーケンスに従って傾斜磁場コイルに印加される傾斜磁場パルスの波形を、選択したパラメータの値によって変換する。   According to a third aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus having a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field pulse, a storage unit, and a waveform conversion unit, wherein the storage unit has a single gradient magnetic field. A database storing an index indicating a sound pressure level generated when the single gradient magnetic field pulse is applied to the gradient coil of the magnetic resonance imaging apparatus is stored for each of a plurality of values of one or more parameters of the pulse. Yes. The waveform conversion unit selects a parameter value that minimizes the index indicating the sound pressure level from a plurality of parameter values corresponding to the imaging condition according to the imaging condition, and follows a predetermined pulse sequence. The waveform of the gradient magnetic field pulse applied to the gradient coil is converted according to the value of the selected parameter.

また、本発明の第４の態様は、傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場パルスの波形を変換する波形変換部と、記憶部と、操作部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、記憶部には、予め定めた撮像条件に対応したパルスシーケンスと、パルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを静音化するための代表波形とが格納されている。操作部が、パルスシーケンスの撮像条件の変更を受け付けた場合、波形変換部は、記憶部に格納されたパルスシーケンスの予め定めた撮像条件と、操作部が受け付けた撮像条件とに基づいて、傾斜磁場パルスの代表波形を変更する。   According to a fourth aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging apparatus having a gradient coil that generates a gradient magnetic field pulse, a waveform conversion unit that converts a waveform of the gradient magnetic field pulse, a storage unit, and an operation unit. The storage unit stores a pulse sequence corresponding to a predetermined imaging condition and a representative waveform for silencing the gradient magnetic field pulse included in the pulse sequence. When the operation unit receives a change in the imaging condition of the pulse sequence, the waveform conversion unit tilts based on the predetermined imaging condition of the pulse sequence stored in the storage unit and the imaging condition received by the operation unit. Change the representative waveform of the magnetic field pulse.

本発明によれば、MRI装置ごとに、装置固有の周波数応答関数FRFが異なる場合であっても、傾斜磁場による音響ノイズを低減できる技術を提供することができる。   According to the present invention, it is possible to provide a technique capable of reducing acoustic noise due to a gradient magnetic field even when the frequency response function FRF unique to each apparatus is different for each MRI apparatus.

本発明の実施形態１のMRI装置の全体概要を示すブロック図1 is a block diagram showing an overall outline of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention. 実施形態１の計算機の機能ブロック図Functional block diagram of the computer of the first embodiment 実施形態１のパルスシーケンスの一例を示す図The figure which shows an example of the pulse sequence of Embodiment 1. 実施形態１のスライス方向のフローコンペンセーションパルスの一例を示す図The figure which shows an example of the flow compensation pulse of the slice direction of Embodiment 1. 実施形態１の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 1. 実施形態１の複数の傾斜磁場波形の例を示す図The figure which shows the example of the some gradient magnetic field waveform of Embodiment 1. 図６の傾斜磁場波形のうち、印加時間が1msおよび2msの場合の周波数分布を示す図Of the gradient magnetic field waveforms in FIG. 6, the frequency distribution when the application time is 1 ms and 2 ms 図６の傾斜磁場波形のうち、印加時間が3msおよび4msの場合の周波数分布を示す図Of the gradient magnetic field waveforms in FIG. 6, the frequency distribution when the application time is 3 ms and 4 ms 実施形態１の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 1. 実施形態１の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 1. (ａ)および（ｂ）は、実施形態１の波形変更前後におけるスライス方向のフローコンペンセーションパルスの一例をそれぞれ示す図(a) And (b) is a figure which respectively shows an example of the flow compensation pulse of the slice direction before and behind the waveform change of Embodiment 1. 実施形態１のフローコンペンセーション調整後のスライス方向の音圧シミュレーション結果の例を示す図The figure which shows the example of the sound pressure simulation result of the slice direction after the flow compensation adjustment of Embodiment 1. 実施形態２のリードアウト方向のフローコンペンセーションパルスの一例を示す図The figure which shows an example of the flow compensation pulse of the readout direction of Embodiment 2. 実施形態２の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 2. 実施形態２の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 2. 実施形態２の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 2. (ａ)および（ｂ）は、実施形態２の波形変更前後におけるスライス方向のフローコンペンセーションパルスの一例をそれぞれ示す図(a) And (b) is a figure which respectively shows an example of the flow compensation pulse of the slice direction before and behind the waveform change of Embodiment 2. 実施形態２のフローコンペンセーション調整後のスライス方向の音圧シミュレーション結果の例を示す図The figure which shows the example of the sound pressure simulation result of the slice direction after the flow compensation adjustment of Embodiment 2. 実施形態３の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 3. 実施形態３のデータベースを示す図The figure which shows the database of Embodiment 3. 実施形態３のＦＲＦと、傾斜磁場波形の周波数分布の対応を示すグラフGraph showing the correspondence between the FRF of Embodiment 3 and the frequency distribution of the gradient magnetic field waveform （ａ）および（ｂ）は、実施形態３においてあるMRI装置（Ａ）について、傾斜磁場パルスの印加時間を変えて算出したNLの例を示す図、（ｃ）は、別のMRI装置（Ｂ）について算出したNLの例を示す図(A) And (b) is a figure which shows the example of NL calculated by changing the application time of a gradient magnetic field pulse about the MRI apparatus (A) in Embodiment 3, (c) is another MRI apparatus (B Figure showing an example of NL calculated for 実施形態４の波形変換部の動作を示すフローチャートThe flowchart which shows operation | movement of the waveform conversion part of Embodiment 4.

以下、図面を参照して、本実施形態のMRI装置とその動作を説明する。   Hereinafter, the MRI apparatus of this embodiment and its operation will be described with reference to the drawings.

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、静磁場発生する静磁場磁石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、RF発生部１０６と、高周波磁場を照射しNMR信号を検出する送受信コイル（高周波コイル）１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、ディスプレイ１１０と、記憶媒体１１１とを備える。送受信コイル１０７は、送信コイルと受信コイルとを別個に備えてもよい。   FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment. The MRI apparatus 100 irradiates a static magnetic field magnet 101 that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field coil 102 that generates a gradient magnetic field, a sequencer 104, a gradient magnetic field power source 105, an RF generator 106, and a high-frequency magnetic field to emit NMR signals. A transmission / reception coil (high-frequency coil) 107 to be detected, a receiver 108, a calculator 109, a display 110, and a storage medium 111 are provided. The transmission / reception coil 107 may include a transmission coil and a reception coil separately.

被検体１０３は、たとえば生体であり、静磁場磁石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RF発生部１０６に命令を送り、それぞれ所定の傾斜磁場を発生させるための信号と、所定の高周波磁場を発生させるための高周波信号を発生させる。所定の傾斜磁場を発生させるための信号は、傾斜磁場コイル１０２に供給され、傾斜磁場コイル１０２は所定の傾斜磁場を発生し、被検体１０３に印加する。高周波信号は、高周波コイル１０７に供給され、高周波コイル１０７が高周波磁場を発生して被検体１０３に印加する。   The subject 103 is a living body, for example, and is placed on a bed (table) in a static magnetic field space generated by the static magnetic field magnet 101. The sequencer 104 also sends a command to the gradient magnetic field power supply 105 and the RF generator 106 to generate a signal for generating a predetermined gradient magnetic field and a high-frequency signal for generating a predetermined high-frequency magnetic field, respectively. A signal for generating a predetermined gradient magnetic field is supplied to the gradient magnetic field coil 102, and the gradient magnetic field coil 102 generates a predetermined gradient magnetic field and applies it to the subject 103. The high frequency signal is supplied to the high frequency coil 107, and the high frequency coil 107 generates a high frequency magnetic field and applies it to the subject 103.

高周波磁場を印加された被検体１０３はNMR信号を発生する。NMR信号は、高周波コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波される。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。計算機１０９で信号処理を行った演算結果（例えば生成された再構成画像）は、ディスプレイ１１０に表示される。計算機１０９は、必要に応じて，記憶媒体１１１に信号や演算結果、測定条件などを記憶させることもできる。   The subject 103 to which the high frequency magnetic field is applied generates an NMR signal. The NMR signal is received by the high frequency coil 107 and detected by the receiver 108. The detected signal is sent to the computer 109, where signal processing such as image reconstruction is performed. An operation result (for example, a generated reconstructed image) obtained by performing signal processing with the computer 109 is displayed on the display 110. The computer 109 can store signals, calculation results, measurement conditions, and the like in the storage medium 111 as necessary.

シーケンサ１０４は、あらかじめプログラムされたタイミングおよび強度で各装置１０２，１０７等が動作するように各装置１０５，１０６，１０８等の制御を行う制御部として機能する。プログラムのうち、特に、高周波磁場および傾斜磁場の印加や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（撮像シーケンス）と呼ばれる。本実施形態のMRI装置では任意のパルスシーケンスが使用可能になるように、シーケンサ１０４内には、予め複数のパルスシーケンスのプログラムが格納されている。計算機１０９に接続された操作部１１２を介して、操作者が撮像目的に応じて所定のパルスシーケンスを選択することにより、計算機１０９は、操作者が選択したパルスシーケンスを実行するようにシーケンサ１０４に指示する。これにより、操作者の所望のパルスシーケンスによって撮像が行われる。   The sequencer 104 functions as a control unit that controls the devices 105, 106, 108, etc. so that the devices 102, 107, etc. operate at preprogrammed timing and intensity. Among the programs, a program that describes the timing and intensity of application of a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field and signal reception is called a pulse sequence (imaging sequence). In the MRI apparatus of the present embodiment, a plurality of pulse sequence programs are stored in advance in the sequencer 104 so that arbitrary pulse sequences can be used. When the operator selects a predetermined pulse sequence according to the imaging purpose via the operation unit 112 connected to the computer 109, the computer 109 causes the sequencer 104 to execute the pulse sequence selected by the operator. Instruct. Thereby, imaging is performed by a pulse sequence desired by the operator.

計算機１０９は、図２に示すようにエコー計測部２０１と、画像再構成部２０２と、波形変換部２０３とを備えている。エコー計測部２０１は、シーケンサ１０４にパルスシーケンスの実行を指示し、パルスシーケンスの実行により受信器１０８が検波したNMR信号（エコー）をk空間に配置する。画像再構成部２０２は、k空間に配置されたエコーから画像を再構成する。エコー計測部２０１および画像再構成部２０２の機能は、従来のMRI装置と同様である。一方、波形変換部（パルスシーケンス算出部）２０３は、パルスシーケンスで印加する傾斜磁場パルスの波形を変換する。   As shown in FIG. 2, the computer 109 includes an echo measurement unit 201, an image reconstruction unit 202, and a waveform conversion unit 203. The echo measurement unit 201 instructs the sequencer 104 to execute a pulse sequence, and arranges the NMR signal (echo) detected by the receiver 108 by the execution of the pulse sequence in the k space. The image reconstruction unit 202 reconstructs an image from echoes arranged in the k space. The functions of the echo measurement unit 201 and the image reconstruction unit 202 are the same as those of the conventional MRI apparatus. On the other hand, the waveform conversion unit (pulse sequence calculation unit) 203 converts the waveform of the gradient magnetic field pulse applied in the pulse sequence.

波形変換部２０３は、シーケンサ１０４にデフォルトとして設定されているパルスシーケンスの傾斜磁場パルスを、静音化の効果の高い波形に変換する。静音化パルスシーケンスに用いられる波形の元になる傾斜磁場パルスの代表波形は、あらかじめ定められた撮像パラメータに基づき、工場出荷時あるいは装置の据え付け時に以下の各実施形態で説明される方法で算出され、対応する撮像パラメータとともに記憶媒体１１１に格納される。撮像時には、この代表波形の他、撮像パラメータが記憶媒体１１１またはシーケンサ１０４から読み出され、波形変換部２０３において比例計算により波形が変換される。   The waveform converting unit 203 converts the gradient magnetic field pulse of the pulse sequence set as a default in the sequencer 104 into a waveform having a high noise reduction effect. The representative waveform of the gradient magnetic field pulse that is the basis of the waveform used in the silencing pulse sequence is calculated by the method described in each of the following embodiments at the time of factory shipment or installation of the apparatus based on a predetermined imaging parameter. And the corresponding imaging parameters are stored in the storage medium 111. At the time of imaging, in addition to this representative waveform, imaging parameters are read from the storage medium 111 or the sequencer 104, and the waveform conversion unit 203 converts the waveform by proportional calculation.

計算機１０９のエコー計測部２０１、画像再構成部２０２、および、波形変換部２０３の機能は、記憶媒体１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のCPUがメモリロードして実行することにより実現される。また、計算機１０９の一部または全部を、ASIC等のカスタムICやFPGA等のプログラマブルICにより構成し、機能の一部または全部をハードウエアにより実現することも可能である。なお、波形変換部２０３のプログラムは、計算機１０９以外の計算機で実行され、得られた変換波形を含むパルスシーケンスを記憶媒体１１１に格納してもよい。同様に、波形変換部２０３の機能を実現するASIC等のハードウエアは、計算機１０９とは別の演算装置として配置することも可能である。   The functions of the echo measurement unit 201, the image reconstruction unit 202, and the waveform conversion unit 203 of the computer 109 are realized by the CPU of the computer 109 loading and executing the program stored in the storage medium 111. . Further, a part or all of the computer 109 may be configured by a custom IC such as an ASIC or a programmable IC such as an FPGA, and a part or all of the functions may be realized by hardware. Note that the program of the waveform conversion unit 203 may be executed by a computer other than the computer 109, and a pulse sequence including the obtained converted waveform may be stored in the storage medium 111. Similarly, hardware such as an ASIC that realizes the function of the waveform conversion unit 203 can be arranged as a calculation device different from the computer 109.

以下、波形変換部２０３の処理を中心に、実施形態を説明する。   Hereinafter, the embodiment will be described focusing on the processing of the waveform conversion unit 203.

＜実施形態１＞
実施形態１では、磁気共鳴イメージング装置に搭載される、フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスの傾斜磁場波形調整方法について説明する。この調整方法は、フローコンペンセーションのための所定の条件を満たす、複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップと、傾斜磁場波形を、当該磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音響ノイズの音圧を、複数の前記傾斜磁場波形ごとに求めるステップと、複数の前記傾斜磁場波形のうち、音響ノイズの音圧が予め定めた閾値以下の傾斜磁場波形を選択するステップと、選択した前記傾斜磁場波形を、傾斜磁場パルスとして使用可能な代表波形として記憶媒体に格納するステップと、を含む。以下、具体的に説明する。 <Embodiment 1>
In Embodiment 1, a gradient magnetic field waveform adjustment method of a pulse sequence including a gradient magnetic field pulse for flow compensation, which is mounted on a magnetic resonance imaging apparatus, will be described. This adjustment method is generated when a plurality of types of gradient magnetic field waveforms satisfying predetermined conditions for flow compensation are generated, and when the gradient magnetic field waveform is applied to the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus. Obtaining a sound pressure of acoustic noise for each of the plurality of gradient magnetic field waveforms; selecting a gradient magnetic field waveform having a sound pressure of acoustic noise equal to or less than a predetermined threshold among the plurality of gradient magnetic field waveforms; Storing the selected gradient magnetic field waveform in a storage medium as a representative waveform that can be used as a gradient magnetic field pulse. This will be specifically described below.

本実施形態は、3D-TOF(Time of Flight)法により流動部位のコントラストを強調して３次元画像を撮像するパルスシーケンスのスライス方向の傾斜磁場パルスに、静音化のための波形変換を適用する。具体的には、パルスシーケンスに含まれるスライス方向のフローコンペンセーションに関わる複数の傾斜磁場パルスを、フローコンペンセーションの作用と、静音化の作用とを兼ね備える波形に波形変換部２０３が変換する。   In the present embodiment, waveform conversion for noise reduction is applied to gradient magnetic field pulses in the slice direction of a pulse sequence that captures a three-dimensional image by emphasizing contrast of a flow region by 3D-TOF (Time of Flight) method. . Specifically, the waveform conversion unit 203 converts a plurality of gradient magnetic field pulses related to flow compensation in the slice direction included in the pulse sequence into a waveform that has both a flow compensation action and a silencing action.

図３に、通常の3D-TOFシーケンスの例を示す。図３において、RF、Gs、Gp、Gf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、リードアウト傾斜磁場であり、A/Dはエコー信号のサンプリング期間を表わす。横軸は時間である（以下、パルスシーケンス図において同様）。   FIG. 3 shows an example of a normal 3D-TOF sequence. In FIG. 3, RF, Gs, Gp, and Gf are a high-frequency magnetic field, a slice gradient magnetic field, a phase encoding gradient magnetic field, and a readout gradient magnetic field, respectively, and A / D represents an echo signal sampling period. The horizontal axis represents time (hereinafter the same in the pulse sequence diagram).

図３のパルスシーケンスでは、スライス選択傾斜磁場３０１の印加とともに高周波磁場（RF）パルス３０２を照射し、被検体１０３内の任意の断面の磁化を励起する。続いて、フローコンペンセーション調整に用いられる、スライス方向のスライスリフェーズ傾斜磁場３０３、および、リードアウト方向のフローコンペンセーションパルス３０４を印加する。続いて、磁化の位相にスライス方向の位置情報を付加するスライスエンコード傾斜磁場３０５、位相エンコード方向の位置情報を付加する位相エンコード傾斜磁場３０６、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場３０７を印加する。続いて、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場３０８を印加しながら、サンプリング期間３０９内の磁気共鳴信号（エコー）を取得する。最後に、スライスエンコード傾斜磁場３０５による位相を戻すスライスリワインダ傾斜磁場３１０、位相エンコード傾斜磁場３０６による位相を戻す位相リワインダ傾斜磁場３１１、リードアウト方向の横磁化の位相を崩すクラッシャーパルス３１２を印加する。   In the pulse sequence of FIG. 3, the slice selective gradient magnetic field 301 is applied and a high frequency magnetic field (RF) pulse 302 is irradiated to excite magnetization of an arbitrary cross section in the subject 103. Subsequently, a slice rephasing gradient magnetic field 303 in the slice direction and a flow compensation pulse 304 in the readout direction, which are used for flow compensation adjustment, are applied. Subsequently, a slice encode gradient magnetic field 305 that adds position information in the slice direction to the magnetization phase, a phase encode gradient magnetic field 306 that adds position information in the phase encode direction, and a dephase readout gradient magnetic field 307 are applied. Subsequently, a magnetic resonance signal (echo) within the sampling period 309 is acquired while applying a readout gradient magnetic field 308 for adding position information in the readout direction. Finally, a slice rewinder gradient magnetic field 310 for returning the phase by the slice encode gradient magnetic field 305, a phase rewinder gradient magnetic field 311 for returning the phase by the phase encode gradient magnetic field 306, and a crusher pulse 312 for breaking the phase of the transverse magnetization in the readout direction are applied. .

以上のパルスシーケンスを、スライスエンコード傾斜磁場３０５およびスライスリワインダ傾斜磁場３１０の強度を両者の極性が逆向きになるように順次変化させ、さらに位相エンコード傾斜磁場３０６および位相リワインダ傾斜磁場３１１の強度を両者の極性が逆向きになるように順次変化させながら、繰り返し時間TRで繰り返す。これにより、3D画像再構成に必要なエコーを取得する。   The above pulse sequence is sequentially changed so that the intensities of the slice encode gradient magnetic field 305 and the slice rewinder gradient magnetic field 310 are opposite to each other, and the intensities of the phase encode gradient magnetic field 306 and the phase rewinder gradient magnetic field 311 are further changed. It repeats by repetition time TR, changing sequentially so that both polarity may become reverse direction. Thereby, an echo necessary for 3D image reconstruction is acquired.

上記パルスシーケンスにおいて、フローコンペンセーションを調整するパルスは、スライス方向の３つの傾斜磁場パルス（スライス選択傾斜磁場３０１の一部、スライスリフェーズ傾斜磁場３０３、スライスエンコード傾斜磁場３０５）と、リードアウト方向の３つの傾斜磁場パルス（フローコンペンセーションパルス３０４、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場３０７、リードアウト傾斜磁場３０８の一部）である。予め定めた3D-TOF法のパルスシーケンスの傾斜磁場パルスの波形は、三角形または台形（矩形）であるが、本実施形態では、波形変換部２０３は、上記スライス方向の３つの傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５の波形を調整（変換）することにより、スライス方向のフローコンペンセーション作用を発揮させつつ、静音化に優れた波形に変換する。   In the above pulse sequence, pulses for adjusting the flow compensation include three gradient magnetic field pulses in the slice direction (a part of the slice selection gradient magnetic field 301, the slice rephase gradient magnetic field 303, and the slice encode gradient magnetic field 305), and the readout direction. These are three gradient magnetic field pulses (flow compensation pulse 304, dephase readout gradient magnetic field 307, and part of readout gradient magnetic field 308). The waveform of the gradient magnetic field pulse in the pulse sequence of the predetermined 3D-TOF method is a triangle or a trapezoid (rectangle). In this embodiment, the waveform conversion unit 203 includes three gradient magnetic field pulses 301, By adjusting (converting) the waveforms 303 and 305, the waveform is converted into a waveform excellent in silence while exhibiting the flow compensation action in the slice direction.

そのため、波形変換部２０３は、上記３つの傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５の波形（図４）を、図５のフローのように、複数のパラメータごとに予め定めておいた複数の初期値を用いて、異なる複数種類の傾斜磁場波形（図６参照）に変換し（ステップ５０１、５０３）、複数種類の傾斜磁場波形ごとに、３つの傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５がフローコンペンセーション作用を生じるようにさらに波形を調整する（ステップ５０４）。これにより、フローコンペンセーション作用を生じる複数種類の傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５を生成する。生成した複数種類の傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５ごとに、それを用いて図３のパルスシーケンスを実行した場合に発生する音響ノイズの音圧レベルを、実測またはシミュレーションにより求める（ステップ５０５）。複数種類の傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５ごとの音圧レベルの中から、閾値以下、もしくは、最小の音圧レベルとなる傾斜磁場パルス３０１，３０３，３０５を選択し、図３のパルスシーケンスに適用する（ステップ５０６、５０７）。   Therefore, the waveform conversion unit 203 converts the waveforms (FIG. 4) of the three gradient magnetic field pulses 301, 303, and 305 into a plurality of initial values that are determined in advance for each of a plurality of parameters as in the flow of FIG. Are used to convert different types of gradient magnetic field waveforms (see FIG. 6) (steps 501 and 503), and for each of the multiple types of gradient magnetic field waveforms, three gradient magnetic field pulses 301, 303, and 305 perform a flow compensation action. The waveform is further adjusted to occur (step 504). As a result, a plurality of types of gradient magnetic field pulses 301, 303, and 305 that generate a flow compensation action are generated. For each of the generated plural types of gradient magnetic field pulses 301, 303, 305, the sound pressure level of the acoustic noise generated when the pulse sequence of FIG. 3 is executed is obtained by actual measurement or simulation (step 505). The gradient magnetic field pulses 301, 303, and 305 having a sound pressure level equal to or lower than the threshold value or the minimum sound pressure level are selected from the sound pressure levels of the plurality of types of gradient magnetic field pulses 301, 303, and 305, and the pulse sequence shown in FIG. Apply (steps 506, 507).

以下、波形変換部２０３の動作について、図５のフローに沿って詳しく説明する。   Hereinafter, the operation of the waveform converting unit 203 will be described in detail along the flow of FIG.

波形変換部２０３は、波形変換の対象となるスライス方向３つの傾斜磁場パルス（スライス選択傾斜磁場３０１の一部（以下、パルスA）、スライスリフェーズ傾斜磁場３０３（以下、パルスB）、スライスエンコード傾斜磁場３０５（以下、パルスC））（図４参照）の波形について１以上のパラメータについて、複数の初期値の組合せを、記憶媒体１１１から読み込む（ステップ５０１）。例えば、１以上のパラメータとして、
（１）パルスB、パルスCの波形形状、
（２）パルスB、パルスCの時間配分、
（３）パルスAの立下り時間、
を用いる。 The waveform conversion unit 203 includes three gradient magnetic field pulses (a part of the slice selection gradient magnetic field 301 (hereinafter referred to as pulse A), a slice rephase gradient magnetic field 303 (hereinafter referred to as pulse B), slice encode, which are waveform conversion targets. Regarding the waveform of the gradient magnetic field 305 (hereinafter, pulse C)) (see FIG. 4), a combination of a plurality of initial values is read from the storage medium 111 for one or more parameters (step 501). For example, as one or more parameters,
(1) Pulse B and C waveform shapes,
(2) Time distribution of pulse B and pulse C,
(3) Fall time of pulse A,
Is used.

（１）のパルスB、パルスCの波形形状としては、図６のように、初期値である傾きが異なる、複数の台形およびハニング波形が記憶媒体１１１に予め格納されている。初期値である波形６０１〜６０８の立上がりと立下りの傾きは、ここでは立上り(立下り）時間比率、すなわち、立上り（立下り）時間を波形全体の時間で除した値、によって設定される。本実施形態では、パルスBの立上り(立下り）時間比率（初期値）として、0.2,0.3,0.4,0.5の４種類、パルスCの立上り(立下り）時間比率（初期値）として、0.3,0.4,0.5の３種類が予め用意されている。   As the waveform shapes of pulses B and C in (1), a plurality of trapezoids and Hanning waveforms having different initial slopes are stored in the storage medium 111 in advance as shown in FIG. The rising and falling slopes of the waveforms 601 to 608 which are initial values are set here by a rising (falling) time ratio, that is, a value obtained by dividing the rising (falling) time by the time of the entire waveform. In the present embodiment, the rising (falling) time ratio (initial value) of the pulse B is four types of 0.2, 0.3, 0.4, and 0.5, and the rising (falling) time ratio (initial value) of the pulse C is 0.3, Three types of 0.4 and 0.5 are prepared in advance.

図６中、波形６０１〜６０４は、立上りと立下り部分をハニングとした波形であり、波形６０５〜６０８は、台形である。立上り（立下り）時間比率（初期値）は、図６中において、波形６０１および６０５は、0.5、波形６０２および６０６は、0.4、波形６０３および６０７は、0.3、波形６０４および６０８は、0.2である。なお、立上り（立下り）時間比率が、0.5のハニング波形６０１は、サイン２乗波形である。同様に立上り（立下り）時間比率が0.5の台形６０５は、三角波である。   In FIG. 6, waveforms 601 to 604 are waveforms in which rising and falling portions are Hanning, and waveforms 605 to 608 are trapezoids. The rise (fall) time ratio (initial value) is 0.5 for waveforms 601 and 605, 0.4 for waveforms 602 and 606, 0.3 for waveforms 603 and 607, and 0.2 for waveforms 604 and 608 in FIG. is there. A Hanning waveform 601 with a rise (fall) time ratio of 0.5 is a sine-square waveform. Similarly, a trapezoid 605 having a rise (fall) time ratio of 0.5 is a triangular wave.

また、図４のように、RFパルス３０２の終了時刻（ｔ１）からサンプリング期間３０９の開始時刻までの間の時間（図４のTfc）は、パルスAの立下り時間、および、パルスB、パルスCの印加時間の合計となる。したがって、上記（２）のパルスBおよびパルスCの時間配分とは、Tfcから、パルスAの立下り時間を差し引いた時間の配分となる。ここでは、パルスBおよびパルスCの印加時間は、初期値としてたとえば時間配分を0.5：0.5とするほか、閾値を記憶部に設定している。また、パルスAの立下がり時間の初期値して一つの値のみを記憶部に設定している。   Also, as shown in FIG. 4, the time from the end time (t1) of the RF pulse 302 to the start time of the sampling period 309 (Tfc in FIG. 4) is the fall time of pulse A, pulse B, and pulse This is the total time for applying C. Therefore, the time distribution of pulse B and pulse C in (2) above is a time distribution obtained by subtracting the fall time of pulse A from Tfc. Here, the application time of pulse B and pulse C is set to an initial value, for example, the time distribution is 0.5: 0.5, and a threshold is set in the storage unit. Further, only one value as the initial value of the fall time of the pulse A is set in the storage unit.

ステップ５０１において、波形変換部２０３は、初期値として、パルスBおよびパルスCの波形の種類（台形およびハニング）ごとの立上り（立下り）時間比率の複数の値と、パルスBおよびパルスCの印加時間の時間配分および閾値と、パルスAの立下がり時間とを読み込む。そして、波形変換部２０３は、パルスBおよびパルスCの波形の種類（台形およびハニング）ごとに、立上り（立下り）時間比率の組み合わせを生成する。具体的には、例えば、パルスBおよびパルスCが台形波形である場合の、パルスBの４種類の立上り（立下り）時間比率（0.2,0.3,0.4,0.5）と、パルスCの３種類の立上り（立下り）時間比率（0.3,0.4,0.5）との組み合わせと、パルスBおよびパルスCがハニング波形である場合の、パルスBの４種類の立上り（立下り）時間比率と、パルスCの３種類の立上り（立下り）時間比率との組み合わせとを用意する。   In step 501, the waveform converter 203 applies, as initial values, a plurality of values of the rising (falling) time ratio for each type of pulse B and pulse C waveforms (trapezoid and Hanning), and application of the pulses B and C. Read time distribution and threshold of time and fall time of pulse A. Then, the waveform converter 203 generates a combination of rising (falling) time ratios for each type of pulse B and pulse C waveforms (trapezoid and Hanning). Specifically, for example, when pulse B and pulse C are trapezoidal waveforms, four types of rising (falling) time ratios (0.2, 0.3, 0.4, 0.5) of pulse B and three types of pulse C Combination of rising (falling) time ratios (0.3, 0.4, 0.5) and four rising (falling) time ratios of pulse B when pulse B and pulse C are Hanning waveforms and pulse C A combination with three types of rise (fall) time ratios is prepared.

そして、波形変換部２０３は、パルスBおよびパルスCの波形の初期値の組合せのうち一つを選択し、選択した初期値の波形に図４のパルスB、Cを変換する（ステップ５０３）。具体的には、例えば、波形変換部２０３は、パルスBおよびパルスCとして、台形波形で、立上り（立下り）時間比率がパルスBは0.2、パルスCは0.3を選択し、選択した初期値の波形に図４のパルスB、Cの波形変換する。また、波形変換部２０３のパルスAの立下り波形を、記憶媒体１１１からステップ５０１で読み出した、パルスAの立下り時間の形状に変換する。   Then, the waveform converter 203 selects one of the combinations of the initial values of the waveforms of the pulse B and the pulse C, and converts the pulses B and C in FIG. 4 into the selected initial value waveform (step 503). Specifically, for example, the waveform converter 203 selects a trapezoidal waveform as the pulse B and the pulse C, the rising (falling) time ratio is 0.2 for the pulse B and 0.3 for the pulse C, and the initial value of the selected initial value is selected. The waveform of pulses B and C in FIG. 4 is converted into a waveform. Further, the falling waveform of the pulse A of the waveform converting unit 203 is converted into the shape of the falling time of the pulse A read from the storage medium 111 in step 501.

続いて、波形変換部２０３は、ステップ５０３で変換したパルスA,B,Cの波形を、フローコンペンセーションの条件を満たす傾斜磁場波形にさらに変換する（ステップ５０４）。フローコンペンセーションの条件とは、パルスA〜Cの0次モーメントおよび1次モーメントが略ゼロになることである。すなわち、図４において斜線で示すように、スライス方向のフローコンペンセーション調整に関わるのは、3D-TOFシーケンスのうち、RFパルス３０２のピークとサンプリング期間３０９におけるサンプリング中心３１０の間にある傾斜磁場パルスA,B,Cが対象である。パルスCは、所定のタイミングで強度が変化する変調パルスであるが、本実施形態のフローコンペンセーション調整では、強度の絶対値が最小となる値を用いる。   Subsequently, the waveform conversion unit 203 further converts the waveforms of the pulses A, B, and C converted in step 503 into gradient magnetic field waveforms that satisfy the conditions of flow compensation (step 504). The condition of flow compensation is that the 0th-order moment and the first-order moment of pulses A to C are substantially zero. That is, as indicated by the hatched lines in FIG. 4, the flow compensation adjustment in the slice direction is related to the gradient magnetic field pulse between the peak of the RF pulse 302 and the sampling center 310 in the sampling period 309 in the 3D-TOF sequence. A, B, and C are targets. The pulse C is a modulation pulse whose intensity changes at a predetermined timing, but in the flow compensation adjustment of the present embodiment, a value that minimizes the absolute value of the intensity is used.

パルスA、パルスB、パルスCの強度をそれぞれ、G1、G2、G3、RFパルス３０２のピーク時刻を０、RFパルス３０２の終了時刻をｔ１、パルスBの終了時刻をｔ２、パルスCの終了時刻をｔ３で表わすと、0次モーメントM0および1次モーメントM1はそれぞれ、式（２）および式（３）で与えられる。

Figure 0006431464
Figure 0006431464
 The intensity of pulse A, pulse B, and pulse C is G 1 , G 2 , G 3 , the peak time of RF pulse 302 is 0, the end time of RF pulse 302 is t1, the end time of pulse B is t2, and pulse C When representing the end time at t3, 0-order moment M 0 and first moment M 1, respectively, given by equation (2) and (3).
Figure 0006431464
Figure 0006431464

ステップ５０４の波形変換部２０３の動作を、図９および図１０を用いて詳しく説明する。   The operation of the waveform converting unit 203 in step 504 will be described in detail with reference to FIGS.

まず、波形変換部２０３は、ステップ５０３で波形変換したパルスA、B,Cのパラメータ（符号、印加量、印加時間、印加開始時間、印加終了時間）を読み出す（ステップ９０１）。次に、波形変換部２０３は、上記式（２）を用いて、パルスA(３０１)、パルスB(３０３)、パルスC(３０５)の面積の合計である0次モーメントM0を算出し、0次モーメントM0が略ゼロになるように、パルスB（３０３）の面積を変更する（ステップ９０２）。具体的には、パルスBの強度もしくは印加時間を変更することにより、面積を変更することができるが、ここでは強度を変更することにより、パルスBの強度を変更する。 First, the waveform conversion unit 203 reads the parameters (sign, application amount, application time, application start time, application end time) of the pulses A, B, and C subjected to waveform conversion in step 503 (step 901). Next, the waveform conversion unit 203 calculates a zero-order moment M 0 that is the sum of the areas of the pulse A (301), the pulse B (303), and the pulse C (305) using the above equation (2). zero-order moment M 0 is such that substantially zero, changing the area of the pulse B (303) (step 902). Specifically, the area can be changed by changing the intensity or application time of the pulse B, but here the intensity of the pulse B is changed by changing the intensity.

次に、波形変換部２０３は、式（３）を用いて、パルスA(３０１)、パルスB(３０３)、パルスC(３０５)の１次モーメントM1を算出し、１次モーメントM1の絶対値が予め設定した閾値１よりも大きい場合、M1を略ゼロにする調整ステップ９０４に進む（ステップ９０３）。閾値１については、あらかじめ画質評価などにより設定しておく。 Next, the waveform converter 203 calculates the primary moment M 1 of the pulse A (301), the pulse B (303), and the pulse C (305) using the equation (3), and calculates the primary moment M 1 . When the absolute value is larger than the preset threshold value 1, the process proceeds to an adjustment step 904 for making M 1 substantially zero (step 903). The threshold 1 is set in advance by image quality evaluation or the like.

ステップ９０４では、波形変換部２０３は、ステップ９０１で読み込んだパルスBの印加時間と、ステップ５０１で読み込んだパルスBの印加時間の初期値である閾値２（例えば、1.5ms）とを比較し（ステップ９０４）、パルスBの印加時間が閾値２よりも大きい場合は、ステップ１００１に進んで、パルスBの印加タイミングを変更する。ステップ１００１を、図１０を用いて具体的に説明すると、波形変換部２０３は、パルスBの印加時間が閾値２よりも大きい場合（ステップ９０４）、１次モーメントM1の正負を比較し（ステップ１００３）、M1が正であればパルスBの開始時刻を予め定めた時間Δｔだけ後ろにずらし（ステップ１００４）、０または負であればパルスBの終了時刻ｔ２を予め定めた時間Δｔだけ前にずらす（ステップ１００５）。これにより、パルスBの印加時間を予め設定した時間Δtだけ短縮する。ただし、ステップ１００４，１００５において、パルスBの面積を変化させないように、時間Δｔの短縮すると同時に、パルスBの強度を変更する。このようにパルスBの印加タイミング変更後、図９のステップ９０３に戻る。 In step 904, the waveform converter 203 compares the pulse B application time read in step 901 with a threshold 2 (for example, 1.5 ms) that is the initial value of the pulse B application time read in step 501 ( Step 904) If the pulse B application time is greater than the threshold 2, the process proceeds to step 1001 to change the pulse B application timing. Step 1001 will be specifically described with reference to FIG. 10. When the pulse B application time is larger than the threshold 2 (step 904), the waveform converter 203 compares the positive and negative of the first moment M 1 (step 904). 1003) If M 1 is positive, the start time of pulse B is shifted backward by a predetermined time Δt (step 1004), and if it is 0 or negative, the end time t2 of pulse B is advanced by a predetermined time Δt. (Step 1005). This shortens the pulse B application time by a preset time Δt. However, in steps 1004 and 1005, the intensity of the pulse B is changed at the same time as the time Δt is shortened so as not to change the area of the pulse B. After changing the pulse B application timing in this way, the process returns to step 903 in FIG.

一方、ステップ９０４において、パルスBの印加時間が閾値２以下の場合は、波形変換部２０３は、パルスBの印加タイミングを変更せず、ステップ１００２に進んでパルスCの印加タイミングを変更する。これは、パルスBの印加時間が短くなりすぎることにより、音響ノイズの音圧レベルが高くなることを防止するためである。ステップ１００２を、図１０を用いて具体的に説明すると、波形変換部２０３は、パルスBの印加時間が閾値２以下の場合（ステップ９０４）、１次モーメントM1の正負を比較し（ステップ１００６）、M1が正であればパルスCの終了時刻ｔ３を予め定めた時間Δｔだけ前にずらし（ステップ１００７）、０または負であればパルスCの開始時刻を予め定めた時間Δｔだけ後ろにずらす（ステップ１００８）。これにより、パルスCの印加時間を予め設定した時間Δtだけ短縮する。ただし、ステップ１００７，１００８において、パルスCの面積を変化させないように、時間Δｔの短縮すると同時に、パルスCの強度を変更する。このように、パルスCの印加タイミング変更後、図９のステップ９０３に戻る。 On the other hand, if the pulse B application time is equal to or less than the threshold 2 in step 904, the waveform converter 203 proceeds to step 1002 and changes the pulse C application timing without changing the pulse B application timing. This is to prevent the sound pressure level of the acoustic noise from increasing due to the pulse B application time becoming too short. Step 1002 will be specifically described with reference to FIG. 10. When the pulse B application time is equal to or less than the threshold 2 (step 904), the waveform conversion unit 203 compares the positive and negative of the first moment M 1 (step 1006). ) If M 1 is positive, the end time t3 of the pulse C is shifted forward by a predetermined time Δt (step 1007), and if it is 0 or negative, the start time of the pulse C is shifted backward by a predetermined time Δt. Shift (step 1008). Thereby, the application time of the pulse C is shortened by a preset time Δt. However, in steps 1007 and 1008, the intensity of the pulse C is changed at the same time as the time Δt is shortened so as not to change the area of the pulse C. In this way, after changing the application timing of the pulse C, the process returns to step 903 in FIG.

波形変換部２０３は、ステップ９０３〜１００２を繰り返し、ステップ９０３で1次モーメントM1の絶対値があらかじめ設定した閾値１よりも小さくなったら、ステップ９０５に進み、１次モーメントM1を略ゼロにする調整を終了する。ステップ９０５では、波形変換部２０３は、パルスB,パルスCの印加時間および強度を、ステップ１００１、１００２で変更した後の値に設定し、パルスBおよびパルスCの波形を変換する（ステップ９０５）。これにより、パルスA,B,Cの０次モーメントM0、および、１次モーメントM1を略０または閾値１より小さくすることができるため、フローコンペンセーション作用のあるパルスに変換することができる。 The waveform conversion unit 203 repeats steps 903 to 1002, and when the absolute value of the primary moment M 1 becomes smaller than the preset threshold value 1 in step 903, the process proceeds to step 905, and the primary moment M 1 is made substantially zero. To finish the adjustment. In step 905, the waveform converter 203 sets the application time and intensity of the pulse B and pulse C to the values changed in steps 1001 and 1002, and converts the waveforms of the pulse B and pulse C (step 905). . As a result, the zero-order moment M 0 and the first-order moment M 1 of the pulses A, B, and C can be made substantially 0 or smaller than the threshold value 1, and can be converted into a pulse having a flow compensation action. .

図１１は、ステップ５０３および５０４において、波形が変更される前後のパルスA,B,Cの例である。図１１（ａ）のパルス１１０１は、ステップ５０３，５０４において波形変更する前のパルスA(３０１）、B（３０３）、C（３０５）をRFパルス３０２、サンプリング期間３０９とともに図示したものである。これに対し、図１１（ｂ）のパルス１１０２は、ステップ５０３，５０４において波形変更した後のフローコンペンセーション条件を満たすパルスＡ（３０１’）、Ｂ（３０３’）、Ｃ（３０５’）を図示したものである。パルス１１０１に対しパルス１１０２では、パルスA（３０１’）の立下り時間、パルスB（３０３’）およびパルスC（３０５’）の波形形状や印加時間に変更されていることがわかる。   FIG. 11 is an example of pulses A, B, and C before and after the waveform is changed in steps 503 and 504. A pulse 1101 in FIG. 11A illustrates the pulses A (301), B (303), and C (305) before the waveform change in steps 503 and 504, together with the RF pulse 302 and the sampling period 309. On the other hand, the pulse 1102 in FIG. 11B shows pulses A (301 ′), B (303 ′), and C (305 ′) that satisfy the flow compensation condition after the waveform is changed in steps 503 and 504. It is a thing. It can be seen that the pulse 1102 is changed to the fall time of the pulse A (301 '), the waveform shape of the pulse B (303') and the pulse C (305 '), and the application time in the pulse 1102 with respect to the pulse 1101.

つぎに、波形変換部２０３は、ステップ５０３および５０４によって変換した後のフローコンペンセーション条件を満たすパルスＡ（３０１’）、Ｂ（３０３’）、Ｃ（３０５’）を組み込んだ図３のパルスシーケンスを実行した場合の、音響ノイズの音圧レベルを、実測またはシミュレーションにより求める（ステップ５０５）。実測する場合には、実際にパルスシーケンスを実行し、発生する音響ノイズを騒音計で集音し、図１の音圧レベル評価部１１３で音圧レベルを測定する。一方、シミュレーションにより音圧レベルを求める場合には、パルスシーケンスをフーリエ変換して周波数分布を求め、求めた周波数分布と、予め測定しておいた当該ＭＲＩ装置固有の周波数応答関数(FRF)との積を求めることによって算出する。なお、シミュレーションを行う場合には、パルスシーケンス全体の音圧レベルを算出することも可能であるし、スライス方向のパルスＡ（３０１’）、Ｂ（３０３’）、Ｃ（３０５’）の音圧レベルのみを算出しても良い。実測またはシミュレーションにより算出した音圧レベルは、記憶媒体１１１に格納する。   Next, the waveform conversion unit 203 incorporates pulses A (301 ′), B (303 ′), and C (305 ′) satisfying the flow compensation condition after the conversion in steps 503 and 504, and the pulse sequence of FIG. Is obtained by actual measurement or simulation (step 505). When actually measuring, a pulse sequence is actually executed, the generated acoustic noise is collected by a sound level meter, and the sound pressure level evaluation unit 113 in FIG. 1 measures the sound pressure level. On the other hand, when obtaining the sound pressure level by simulation, the pulse sequence is Fourier transformed to obtain the frequency distribution, and the obtained frequency distribution and the frequency response function (FRF) specific to the MRI apparatus measured in advance are calculated. Calculate by finding the product. In the simulation, the sound pressure level of the entire pulse sequence can be calculated, and the sound pressures of the pulses A (301 ′), B (303 ′), and C (305 ′) in the slice direction are calculated. Only the level may be calculated. The sound pressure level calculated by actual measurement or simulation is stored in the storage medium 111.

上記ステップ５０２〜５０５を、波形変換部２０３は、パルスBおよびパルスCの波形の種類（台形およびハニング）ごとの、立上り（立下り）時間比率の組み合わせごとに繰り返す。すべての組合せが終了したら（ステップ５０２）、波形変換部２０３は、ステップ５０６に進み、全組合せについての音圧レベルを記憶媒体１１１から読み出して比較し、音圧レベルが予め定めた閾値以下、または、最小値となる組み合わせを選択する（ステップ５０６）。図１２は、ステップ５０５でシミュレーションにより求めた音圧レベルを、立上り（立下り）時間比率の組み合わせごとに表形式に示す。ただし、音圧レベルの数値は、最小値からの差分で示している。図１２の表１２０１は、パルスBおよびパルスCの波形形状がいずれもハニングの場合であり、図１２の表１２０２はパルスBおよびパルスCの波形形状が、いずれも台形の場合である。波形の種類と、立上り（立下り）時間比率の組み合わせ以外のパラメータは、表１２０１、１２０２において共通であり、パルスBとパルスCの時間配分の初期値を0.5：0.5、パルスAの立下り時間を0.6msとしている。   The steps 502 to 505 are repeated for each combination of rising (falling) time ratios for each type of pulse B and pulse C waveforms (trapezoid and Hanning). When all the combinations are completed (step 502), the waveform converting unit 203 proceeds to step 506, reads out the sound pressure levels for all the combinations from the storage medium 111 and compares them, and the sound pressure level is equal to or lower than a predetermined threshold value, or Then, the combination that becomes the minimum value is selected (step 506). FIG. 12 shows the sound pressure levels obtained by simulation in step 505 in a tabular form for each combination of rise (fall) time ratios. However, the numerical value of the sound pressure level is shown as a difference from the minimum value. Table 1201 in FIG. 12 shows the case where the waveform shapes of pulse B and pulse C are both hanning, and Table 1202 in FIG. 12 shows the case where the waveform shapes of pulse B and pulse C are both trapezoidal. Parameters other than the combination of the type of waveform and the rise (fall) time ratio are common in Tables 1201 and 1202, the initial value of the time distribution of pulse B and pulse C is 0.5: 0.5, and the fall time of pulse A Is set to 0.6 ms.

図１２から明らかなように、パルスBおよびパルスCの波形形状がともにハニングで、パルスBとパルスCの立上り（立下り）時間比率がともに0.5の波形（サイン2乗波形）の時に、音圧レベルが最小値を取ることがわかる。また、立上り（立下り）時間比率が増大するとともに、音圧レベルが増大していることもわかる。さらに、ハニング波形の場合、台形波形に比べて、立上り（立下り）時間比率の減少とともに急激に音圧レベルが増大することがわかる。このように、フローコンペンセーション調整前の初期波形の違いにより、調整後の音圧レベルに差異が生じるが、本実施形態によれば、音圧レベルが最小または閾値以下となる最適な波形を、波形変換部２０３がステップ５０６において選択することができる。なお、図１２のシミュレーション結果は、特定のMRI装置の例である。   As apparent from FIG. 12, when the waveform shapes of pulse B and pulse C are both Hanning, and the rise (fall) time ratio of both pulse B and pulse C is 0.5 (sine-square waveform), the sound pressure It can be seen that the level takes the minimum value. It can also be seen that the rising (falling) time ratio increases and the sound pressure level increases. Furthermore, in the case of the Hanning waveform, it can be seen that the sound pressure level increases abruptly as the rise (fall) time ratio decreases compared to the trapezoidal waveform. As described above, the difference in the initial pressure waveform before the flow compensation adjustment causes a difference in the sound pressure level after the adjustment.According to the present embodiment, the optimum waveform in which the sound pressure level is the minimum or less than the threshold value is obtained. The waveform converter 203 can select in step 506. Note that the simulation result of FIG. 12 is an example of a specific MRI apparatus.

最後に、波形変換部２０３は、ステップ５０６で選択したパルスA、パルスB、パルスCの傾斜磁場波形を、図３のパルスシーケンスにセットする。これら傾斜磁場波形またはパルスシーケンスは、代表波形（代表パルスシーケンス）として、記憶媒体に格納される（ステップ５０７）。これにより、波形変換部２０３は、フローコンペンセーション作用と、音響ノイズの静音化作用とを併せ持つ、3D-TOFパルスシーケンスを提供することができる。   Finally, the waveform converter 203 sets the gradient magnetic field waveforms of the pulses A, B, and C selected in step 506 in the pulse sequence of FIG. These gradient magnetic field waveforms or pulse sequences are stored in the storage medium as representative waveforms (representative pulse sequences) (step 507). As a result, the waveform conversion unit 203 can provide a 3D-TOF pulse sequence having both a flow compensation action and a sound noise reduction action.

このように、実施形態１では、波形の種類やパラメータ値が異なる複数の傾斜磁場パルスであって、フローコンペンセーション条件を満たす傾斜磁場パルスについて、それぞれ、シーケンスを実行した場合の音圧レベルを求めるため、静音化の作用の高い傾斜磁場波形を選択することができる。よって、MRI装置ごとに装置固有の周波数応答特性（FRF）が異なる場合であっても、装置ごとにフローコンペンセーションと静音化の効果を両立するパルスシーケンスを提供することができる。よって、その装置でパルスシーケンスを実行した場合に、確実にフローコンペンセーション作用と静音化の効果を同時に得ることができる。   As described above, in the first embodiment, the sound pressure level when the sequence is executed is obtained for each of the gradient magnetic field pulses having different waveform types and parameter values and satisfying the flow compensation condition. Therefore, it is possible to select a gradient magnetic field waveform having a high noise reduction effect. Therefore, even when the frequency response characteristic (FRF) unique to each MRI apparatus is different, it is possible to provide a pulse sequence that achieves both the effects of flow compensation and noise reduction for each apparatus. Therefore, when the pulse sequence is executed by the apparatus, the effect of the flow compensation action and the noise reduction can be obtained at the same time.

＜比較例＞
比較例として、FRFに応じて、傾斜磁場の周波数分布を選択することによって静音化を図る場合について説明する。 <Comparative example>
As a comparative example, a description will be given of a case where noise reduction is achieved by selecting a frequency distribution of a gradient magnetic field according to FRF.

まず、種々の傾斜磁場波形の周波数分布を考える。図６に示した８種類の傾斜磁場波形の印加時間を１〜４ｍｓにそれぞれ設定した傾斜磁場波形を、フーリエ変換して求めた周波数分布を図７、図８に示す。図７は、印加時間が1msおよび2msの周波数分布、図８は印加時間が3msおよび4msの周波数分布を示している。図７および図８中で、実線は６０１〜６０４ハニング波形、点線は６０５〜６０８台形に対応している。印加時間が3ms以上の場合、立上り（立下り）時間比率が０．２〜０．５のいずれであっても、ハニング波形の周波数成分はほぼ0.5kHz以下に収まっている。このため、FRFの0.5kHz以下の低周波成分が無視できるMRI装置では、印加時間が3ms以上のハニング波形を用いることで高い静音効果が得られると期待できる。   First, consider the frequency distribution of various gradient magnetic field waveforms. FIG. 7 and FIG. 8 show frequency distributions obtained by Fourier transform of gradient magnetic field waveforms in which application times of the eight types of gradient magnetic field waveforms shown in FIG. 6 are set to 1 to 4 ms, respectively. FIG. 7 shows frequency distributions with application times of 1 ms and 2 ms, and FIG. 8 shows frequency distributions with application times of 3 ms and 4 ms. 7 and 8, solid lines correspond to 601 to 604 Hanning waveforms, and dotted lines correspond to 605 to 608 trapezoids. When the application time is 3 ms or more, the frequency component of the Hanning waveform is approximately 0.5 kHz or less regardless of the rise (fall) time ratio of 0.2 to 0.5. For this reason, in an MRI apparatus in which low frequency components of FRF of 0.5 kHz or less can be ignored, it can be expected that a high silent effect can be obtained by using a Hanning waveform with an application time of 3 ms or more.

しかしながら、印加時間が短くなるとともに傾斜磁場波形の周波数分布の高周波成分が増加しており、この傾向は立上り時間比率が大きいほど、また台形よりもハニング波形の方が高周波成分増大の作用が顕著であることが図7、図８よりわかる。例えば、印加時間2msのハニング波形６０１２では1kHz付近まで、印加時間1msのサイン2乗波形６０１１では2kHz付近まで、周波数分布のメインローブが広がっている。この傾向は立上り時間比率が大きいほど、また台形よりもハニング波形の方が顕著である。このため、MRI装置の構造や周辺環境によってFRFの低周波成分の多い装置の場合には、FRFの低周波成分がほとんど無視できる装置と同じハニング波形を用いることで、むしろ静音化効果が悪化する場合がある。   However, as the application time becomes shorter, the high-frequency component of the frequency distribution of the gradient magnetic field waveform increases, and this tendency is more pronounced when the rise time ratio is larger and when the Hanning waveform is higher than the trapezoid. It can be seen from FIG. 7 and FIG. For example, the main lobe of the frequency distribution extends to around 1 kHz in the Hanning waveform 6012 with an application time of 2 ms, and to around 2 kHz in the sine square waveform 6011 with an application time of 1 ms. This tendency is more remarkable in the Hanning waveform than in the trapezoid as the rise time ratio is larger. For this reason, in the case of a device with many low-frequency components of FRF depending on the structure of the MRI device and the surrounding environment, using the same Hanning waveform as the device that can almost ignore the low-frequency components of FRF will worsen the silencing effect. There is a case.

このように、傾斜磁場の印加時間や装置構造の違いによって、同じ傾斜磁場波形でも静音化の効果が変わるため、常に静音化の効果が得られるとは限らず、逆効果になる場合もありうる。また、非特許文献６の技術のようにフローコンペンセーションパルスをスプライン曲線で変形した場合でも、同様である。   As described above, the effect of silencing changes with the same gradient magnetic field waveform depending on the application time of the gradient magnetic field and the device structure. Therefore, the silencing effect is not always obtained, and may be counterproductive. . The same applies to the case where the flow compensation pulse is deformed by a spline curve as in the technique of Non-Patent Document 6.

一方、FRFの0.5kHz以下の低周波成分が無視できるMRI装置であっても、傾斜磁場パルスの印加時間を3ms以上にすることができない場合もある。例えば、TOFシーケンスにおいて、励起パルスと信号検出間の時間であるエコータイム(TE)は、水と脂肪の信号がin-phaseとなる2.3msの偶数倍、あるいはout-of-phaseとなる2.3msの奇数倍が用いられ、短いほど位相分散による信号低下が小さいため、一般にTE=4.6ms あるいはTE=6.9msなどが用いられる。フローコンペンセーション用の各傾斜磁場パルスは、３つのパルスから構成されるため、TE=4.6ms あるいはTE=6.9msの場合、その印加時間は2ms前後となる。このため、上述のように傾斜磁場パルスの印加時間を3ms以上にすることができないため、例えFRFの0.5kHz以下の低周波成分が無視できるMRI装置であっても、高い静音効果を得ることが難しい。したがって、FRFの低周波成分が小さいMRI装置でも、十分な静音化効果が得られる傾斜磁場波形を選択することは容易ではないことがわかる。   On the other hand, even with an MRI apparatus that can ignore the low-frequency component of 0.5 kHz or less of FRF, the application time of the gradient magnetic field pulse may not be 3 ms or more. For example, in the TOF sequence, the echo time (TE), which is the time between the excitation pulse and signal detection, is an even multiple of 2.3 ms where the water and fat signals are in-phase, or 2.3 ms where they are out-of-phase. An odd multiple of is used, and the shorter the signal, the smaller the signal drop due to phase dispersion. Therefore, TE = 4.6 ms or TE = 6.9 ms is generally used. Since each gradient magnetic field pulse for flow compensation is composed of three pulses, when TE = 4.6 ms or TE = 6.9 ms, the application time is around 2 ms. For this reason, since the application time of the gradient magnetic field pulse cannot be set to 3 ms or more as described above, even if it is an MRI apparatus that can ignore a low frequency component of 0.5 kHz or less of FRF, a high silent effect can be obtained. difficult. Therefore, it can be seen that it is not easy to select a gradient magnetic field waveform that can provide a sufficient silencing effect even with an MRI apparatus having a low FRF low frequency component.

＜実施形態２＞
実施形態１では3D-TOF(Time of Flight)シーケンスのスライス方向の傾斜磁場パルスに、静音化のための波形変換を適用する構成であったが、実施形態２では、リードアウト方向の傾斜磁場パルスに静音化のための波形変換を適用する。具体的には、パルスシーケンスに含まれるリードアウト方向のフローコンペンセーションに関わる複数の傾斜磁場パルスを、フローコンペンセーションの作用と、静音化の作用とを兼ね備える波形に波形変換部２０３が変換する。他の構成は、実施形態１と同様であるので、実施形態１とは異なる構成について以下説明する。 <Embodiment 2>
In the first embodiment, the waveform conversion for noise reduction is applied to the gradient magnetic field pulse in the slice direction of the 3D-TOF (Time of Flight) sequence. In the second embodiment, the gradient magnetic field pulse in the readout direction is used. Apply waveform transformation for noise reduction. Specifically, the waveform converter 203 converts a plurality of gradient magnetic field pulses related to the flow compensation in the readout direction included in the pulse sequence into a waveform having both the action of flow compensation and the action of noise reduction. Since the other configuration is the same as that of the first embodiment, a configuration different from that of the first embodiment will be described below.

図１３は、図３に示したパルスシーケンスにおいて、リードアウト方向のフローコンペンセーション調整に関わるパルスを示した図である。図１３に斜線で示すように、通常の3D-TOFシーケンスのうち、RFパルス３０２のピークとサンプリング期間３０９におけるサンプリング中心３１０の間にある傾斜磁場パルスがリードアウト方向のフローコンペンセーションパルスである。具体的には、リードアウト方向のフローコンペンセーションパルス３０４（以下、パルスD）、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場３０７（以下、パルスE）、リードアウト傾斜磁場３０８の一部（以下、パルスF）の３つのパルスである。ここで、パルスD、パルスE、パルスFの強度をそれぞれ、G1、G2、G3で表わすと、0次モーメントM0および1次モーメントM1は、実施形態１と同様に数２、数３で与えられる。 FIG. 13 is a diagram showing pulses related to the flow compensation adjustment in the readout direction in the pulse sequence shown in FIG. As indicated by hatching in FIG. 13, in the normal 3D-TOF sequence, the gradient magnetic field pulse between the peak of the RF pulse 302 and the sampling center 310 in the sampling period 309 is a flow compensation pulse in the readout direction. Specifically, a flow compensation pulse 304 in the readout direction (hereinafter referred to as pulse D), a dephasing readout gradient magnetic field 307 (hereinafter referred to as pulse E), and a part of the readout gradient magnetic field 308 (hereinafter referred to as pulse F). Are three pulses. Here, when the intensities of the pulse D, the pulse E, and the pulse F are respectively expressed as G 1 , G 2 , and G 3 , the 0th-order moment M 0 and the first-order moment M 1 are expressed by the following equation 2, as in the first embodiment. It is given by Equation 3.

波形変換部２０３の動作について、図１４のフローに沿って詳しく説明する。   The operation of the waveform converter 203 will be described in detail along the flow of FIG.

波形変換部２０３は、波形変換の対象となるリードアウト方向３つの傾斜磁場パルス（パルスD、E、F）の波形について１以上のパラメータについて、複数の初期値の組合せを、記憶媒体１１１から読み込む（ステップ１５０１）。例えば、１以上のパラメータとして、
（１）パルスD、パルスEの波形形状、
（２）パルスD、パルスEの時間配分、
（３）パルスFの立上がり時間、
を用いる。 The waveform conversion unit 203 reads, from the storage medium 111, a combination of a plurality of initial values for one or more parameters for the waveform of three gradient magnetic field pulses (pulses D, E, and F) in the readout direction to be subjected to waveform conversion. (Step 1501). For example, as one or more parameters,
(1) Pulse D, Pulse E waveform shape,
(2) Time distribution of pulse D and pulse E,
(3) Rise time of pulse F,
Is used.

（１）のパルスD、パルスEの波形形状としては、図６と同様の、初期値である傾きが異なる、複数の台形およびハニング波形が記憶媒体１１１に予め格納されている。   As the waveform shapes of the pulse D and the pulse E in (1), a plurality of trapezoids and Hanning waveforms having different initial slopes are stored in the storage medium 111 in advance as in FIG.

また、図１３のように、RFパルス３０２の終了時刻０からサンプリング期間３０９の開始時刻までの間の時間（図１３のTfc）が、パルスD、パルスEの印加時間およびパルスFの立上がり時間の合計となる。したがって、上記（２）のパルスDおよびパルスEの時間配分とは、Tfcから、パルスFの立上り時間を差し引いた時間の配分となる。ここでは、パルスDおよびパルスEの印加時間は、初期値としてたとえば時間配分を0.5：0.5とするほか、閾値を記憶部に設定している。また、パルスFの立上がり時間の初期値して一つの値のみを記憶部に設定している。   Further, as shown in FIG. 13, the time between the end time 0 of the RF pulse 302 and the start time of the sampling period 309 (Tfc in FIG. 13) is the application time of the pulse D and the pulse E and the rise time of the pulse F. Total. Therefore, the time distribution of the pulse D and the pulse E in (2) is a time distribution obtained by subtracting the rise time of the pulse F from Tfc. Here, the application time of the pulse D and the pulse E has an initial value of, for example, a time distribution of 0.5: 0.5, and a threshold value is set in the storage unit. Further, only one value is set in the storage unit as the initial value of the rise time of the pulse F.

図１４のステップ１５０１において、波形変換部２０３は、初期値として、パルスDおよびパルスEの波形の種類（台形およびハニング）ごとの立上り（立下り）時間比率の複数の値と、パルスDおよびパルスEの印加時間の時間配分および閾値と、パルスFの立上がり時間とを読み込む。そして、波形変換部２０３は、パルスDおよびパルスEの波形の種類（台形およびハニング）ごとに、立上り（立下り）時間比率の組み合わせを生成する。具体的には例えば、パルスDおよびパルスEが台形波形である場合の、パルスDの４種類の立上り（立下り）時間比率（0.2,0.3,0.4,0.5）と、パルスEの３種類の立上り（立下り）時間比率（0.3,0.4,0.5）との組み合わせと、パルスBおよびパルスCがハニング波形である場合の、パルスDの４種類の立上り（立下り）時間比率と、パルスEの３種類の立上り（立下り）時間比率との組み合わせとを用意する。   In step 1501 of FIG. 14, the waveform converter 203 uses, as initial values, a plurality of values of the rising (falling) time ratio for each type of waveform of the pulse D and pulse E (trapezoid and Hanning), and the pulse D and pulse Read time distribution and threshold of E application time and rise time of pulse F. Then, the waveform converter 203 generates a combination of rising (falling) time ratios for each type of pulse D and pulse E waveforms (trapezoid and Hanning). Specifically, for example, when the pulse D and the pulse E are trapezoidal waveforms, the four rise (fall) time ratios (0.2, 0.3, 0.4, 0.5) of the pulse D and the three rises of the pulse E Combination of (falling) time ratio (0.3, 0.4, 0.5), 4 types of rising (falling) time ratio of pulse D and 3 of pulse E when pulse B and pulse C are Hanning waveforms Prepare a combination of types of rise (fall) time ratios.

そして、波形変換部２０３は、パルスDおよびパルスEの波形の初期値の組合せのうち一つを選択し、選択した初期値の波形に図１３のパルスD、Eを、変換する（ステップ１５０３）。具体的には、例えば、波形変換部２０３は、パルスDおよびパルスEとして、台形波形で、立上り（立下り）時間比率がパルスDは0.2、パルスEは0.3を選択し、選択した初期値の波形に図１３のパルスB、Cの波形を変換する。また、波形変換部２０３のパルスFの立上がり波形を、記憶媒体１１１からステップ１５０１で読み出した、パルスFの立上がり時間の形状に変換する。   Then, the waveform converter 203 selects one of the combinations of the initial values of the waveforms of the pulse D and the pulse E, and converts the pulses D and E of FIG. 13 into the selected initial value waveform (step 1503). . Specifically, for example, the waveform conversion unit 203 selects a trapezoidal waveform as the pulse D and the pulse E, the rising (falling) time ratio is 0.2 for the pulse D and 0.3 for the pulse E, and the selected initial value is selected. The waveforms of pulses B and C in FIG. 13 are converted into waveforms. Further, the rising waveform of the pulse F of the waveform converting unit 203 is converted into the shape of the rising time of the pulse F read from the storage medium 111 in step 1501.

続いて、波形変換部２０３は、ステップ１５０３で変換したパルスD,E,FCの波形を、フローコンペンセーションの条件を満たす傾斜磁場波形にさらに変換する（ステップ１５０４）。   Subsequently, the waveform conversion unit 203 further converts the waveforms of the pulses D, E, and FC converted in step 1503 into gradient magnetic field waveforms that satisfy the conditions of flow compensation (step 1504).

パルスD、パルスE、パルスFの強度をそれぞれ、G1、G2、G3、RFパルス３０２の終了時刻を０、パルスDの終了時刻をｔ１、パルスEの終了時刻をｔ２、サンプリング期間３０９の中心３１０の時刻をｔ３で表わすと、0次モーメントM0および1次モーメントM1はそれぞれ、上述の式（２）および式（３）で与えられる。 The intensity of pulse D, pulse E, and pulse F is G 1 , G 2 , G 3 , the end time of RF pulse 302 is 0, the end time of pulse D is t1, the end time of pulse E is t2, and the sampling period 309 When representing the time of the center 310 at t3, 0-order moment M 0 and first moment M 1, respectively, given by the above equation (2) and (3).

ステップ１５０４の波形変換部２０３の動作を、図１５および図１６を用いて詳しく説明する。   The operation of the waveform conversion unit 203 in step 1504 will be described in detail with reference to FIGS.

まず、波形変換部２０３は、ステップ１５０３で波形変換したパルスD,E,Fのパラメータ（符号、印加量、印加時間、印加開始時間、印加終了時間）を読み出す（ステップ１９０１）。次に、波形変換部２０３は、上記式（２）を用いて、パルスD,E,Fの0次モーメントM0を算出し、0次モーメントM0が略ゼロになるように、パルスD（３０３）の面積を変更する（ステップ１９０２）。具体的には、パルスDの強度もしくは印加時間を変更して、面積を変更することができるが、ここでは強度を変更することにより、パルスDの強度を変更する。 First, the waveform conversion unit 203 reads parameters (sign, application amount, application time, application start time, application end time) of the pulses D, E, and F converted in step 1503 (step 1901). Then, the waveform conversion unit 203 using equation (2), a pulse D, E, and calculates a zero-order moment M 0 of F, as zero-order moment M 0 becomes substantially zero, the pulse D ( 303) is changed (step 1902). Specifically, the area can be changed by changing the intensity or application time of the pulse D. Here, the intensity of the pulse D is changed by changing the intensity.

次に、波形変換部２０３は、式（３）を用いて、パルスD,E,Fの１次モーメントM1を算出し、１次モーメントM1の絶対値が予め設定した閾値３よりも大きい場合、M1を略ゼロにする調整ステップ１９０４に進む（ステップ１９０３）。閾値３については、あらかじめ画質評価などにより設定しておく。 Next, the waveform conversion unit 203 calculates the primary moment M 1 of the pulses D, E, and F using the equation (3), and the absolute value of the primary moment M 1 is larger than the preset threshold 3. If this is the case, the process proceeds to an adjustment step 1904 in which M 1 is made substantially zero (step 1903). The threshold 3 is set in advance by image quality evaluation or the like.

ステップ１９０４では、波形変換部２０３は、ステップ１９０１で読み込んだパルスDの印加時間と、ステップ１５０１で読み込んだパルスBの印加時間の初期値である閾値４（例えば、1.5ms）とを比較し（ステップ１９０４）、パルスDの印加時間が閾値４よりも大きい場合は、ステップ２００１に進んで、パルスDの印加タイミングを変更する。ステップ２００１を、図１６を用いて具体的に説明すると、波形変換部２０３は、パルスDの印加時間が閾値４よりも大きい場合（ステップ１９０４）、１次モーメントM1の正負を比較し（ステップ２００３）、M1が正であればパルスDの終了時刻ｔ１を予め定めた時間Δｔだけ前にずらし（ステップ２００４）、０または負であればパルスDの開始時刻を予め定めた時間Δｔだけ後ろにずらす（ステップ２００５）。これにより、パルスDの印加時間を予め設定した時間Δtだけ短縮する。ただし、ステップ２００４，２００５において、パルスDの面積を変化させないように、時間Δｔを短縮すると同時に、パルスDの強度を変更する。このようにパルスDの印加タイミング変更後、図１５のステップ１９０３に戻る。 In step 1904, the waveform converter 203 compares the application time of the pulse D read in step 1901 with the threshold value 4 (for example, 1.5 ms) that is the initial value of the application time of the pulse B read in step 1501 ( Step 1904), if the pulse D application time is greater than the threshold 4, the process proceeds to Step 2001, where the pulse D application timing is changed. Step 2001 will be described in detail with reference to FIG. 16. When the pulse D application time is greater than the threshold 4 (step 1904), the waveform converter 203 compares the positive and negative of the first moment M 1 (step 1904). 2003), if M 1 is positive, the end time t1 of the pulse D is shifted forward by a predetermined time Δt (step 2004), and if 0 or negative, the start time of the pulse D is shifted by a predetermined time Δt. (Step 2005). Thereby, the application time of the pulse D is shortened by a preset time Δt. However, in steps 2004 and 2005, the time Δt is shortened and the intensity of the pulse D is changed at the same time so as not to change the area of the pulse D. After changing the pulse D application timing in this way, the process returns to step 1903 in FIG.

一方、ステップ１９０４において、パルスDの印加時間が閾値４以下の場合は、波形変換部２０３は、パルスDの印加タイミングを変更せず、ステップ２００２に進んでパルスEの印加タイミングを変更する。これは、パルスDの印加時間が短くなりすぎることにより、音響ノイズの音圧レベルが高くなることを防止するためである。ステップ２００２を、図１６を用いて具体的に説明すると、波形変換部２０３は、パルスDの印加時間が閾値４以下の場合（ステップ１９０４）、１次モーメントM1の正負を比較し（ステップ２００６）、M1が正であればパルスEの開始時刻を予め定めた時間Δｔだけ後ろにずらし（ステップ２００７）、０または負であればパルスEの終了時刻ｔ２を予め定めた時間Δｔだけ前にずらす（ステップ２００８）。これにより、パルスEの印加時間を予め設定した時間Δtだけ短縮する。ただし、ステップ２００７，２００８において、パルスEの面積を変化させないように、時間Δｔを短縮すると同時に、パルスEの強度を変更する。このように、パルスCの印加タイミング変更後、図１５のステップ１９０３に戻る。 On the other hand, if the pulse D application time is equal to or less than the threshold value 4 in step 1904, the waveform converter 203 proceeds to step 2002 without changing the pulse D application timing and changes the pulse E application timing. This is to prevent the sound pressure level of the acoustic noise from increasing due to the application time of the pulse D becoming too short. Step 2002 will be specifically described with reference to FIG. 16. When the pulse D application time is equal to or less than the threshold 4 (step 1904), the waveform converter 203 compares the positive and negative of the first moment M1 (step 2006). ) If M 1 is positive, the start time of the pulse E is shifted backward by a predetermined time Δt (step 2007), and if 0 or negative, the end time t2 of the pulse E is advanced by a predetermined time Δt. Shift (step 2008). Thereby, the application time of the pulse E is shortened by a preset time Δt. However, in steps 2007 and 2008, the intensity of the pulse E is changed at the same time as reducing the time Δt so as not to change the area of the pulse E. In this way, after changing the application timing of the pulse C, the process returns to step 1903 in FIG.

波形変換部２０３は、ステップ１９０３〜２００２を繰り返し、ステップ１９０３で1次モーメントM1の絶対値があらかじめ設定した閾値３よりも小さくなったら、ステップ１９０５に進み、１次モーメントM1を略ゼロにする調整を終了する。ステップ１９０５では、波形変換部２０３は、パルスD,パルスEの印加時間および強度を、ステップ２００１、２００２で変更した後の値に設定し、パルスDおよびパルスEの波形を変換する（ステップ１９０５）。これにより、パルスD,E,Fの０次モーメントM0、および、１次モーメントM1を略０または閾値１より小さくすることができるため、フローコンペンセーション作用のあるパルスに変換することができる。 The waveform conversion unit 203 repeats Steps 1903 to 2002. When the absolute value of the primary moment M 1 becomes smaller than the preset threshold 3 in Step 1903, the process proceeds to Step 1905, and the primary moment M 1 is set to substantially zero. To finish the adjustment. In step 1905, the waveform converter 203 sets the application time and intensity of the pulse D and pulse E to the values after changing in steps 2001 and 2002, and converts the waveforms of the pulse D and pulse E (step 1905). . As a result, the 0th-order moment M 0 and the first-order moment M 1 of the pulses D, E, and F can be made substantially 0 or smaller than the threshold value 1, and can be converted into a pulse having a flow compensation action. .

図１７は、ステップ１５０３および１５０４において、波形が変更される前後のパルスD,E,Fの例である。図１７（ａ）のパルス１７０１は、ステップ１５０３，１５０４において波形変更する前のパルスD(３０４）、E（３０７）、F（３０８）をRFパルス３０２、サンプリング期間３０９とともに図示したものである。これに対し、図１７（ｂ）のパルス１７０２は、ステップ１５０３，１５０４において波形変更した後のフローコンペンセーション条件を満たすパルスD（３０４’）、E（３０７’）、F（３０８’）を図示したものである。パルス１７０１に対しパルス１７０２では、パルスD（３０４’）およびパルスE（３０７’）の波形形状や印加時間、パルスF（３０８’）の立上がり時間が変更されていることがわかる。   FIG. 17 is an example of pulses D, E, and F before and after the waveform is changed in steps 1503 and 1504. A pulse 1701 in FIG. 17A illustrates the pulses D (304), E (307), and F (308) before the waveform change in steps 1503 and 1504 together with the RF pulse 302 and the sampling period 309. On the other hand, a pulse 1702 in FIG. 17B illustrates pulses D (304 ′), E (307 ′), and F (308 ′) that satisfy the flow compensation condition after the waveform is changed in steps 1503 and 1504. It is a thing. It can be seen that in the pulse 1702 with respect to the pulse 1701, the waveform shape and application time of the pulse D (304 ') and the pulse E (307') and the rise time of the pulse F (308 ') are changed.

つぎに、波形変換部２０３は、ステップ１５０３および１５０４によって変換した後のフローコンペンセーション条件を満たすパルスD（３０４’）、E（３０７’）、F（３０８’）を組み込んだ図３のパルスシーケンスを実行した場合の、音響ノイズの音圧レベルを、実測またはシミュレーションにより求める（ステップ１５０５）。ステップ１５０５は、実施形態１のステップ５０５と同様である。   Next, the waveform conversion unit 203 incorporates pulses D (304 ′), E (307 ′), and F (308 ′) satisfying the flow compensation condition after the conversion in steps 1503 and 1504, and the pulse sequence of FIG. Is obtained by actual measurement or simulation (step 1505). Step 1505 is the same as step 505 of the first embodiment.

上記ステップ１５０２〜１５０５を、波形変換部２０３は、パルスDおよびパルスEの波形の種類（台形およびハニング）ごとの、立上り（立下り）時間比率の組み合わせごとに繰り返す。すべての組合せが終了したら（ステップ１５０２）、波形変換部２０３は、ステップ１５０６に進み、全組合せについての音圧レベルを記憶媒体１１１から読み出して比較し、音圧レベルが予め定めた閾値以下、または、最小値となる組み合わせを選択する（ステップ１５０６）。図１８は、ステップ１５０５でシミュレーションにより求めた音圧レベルを、立上り（立下り）時間比率の組み合わせごとに表形式に示す。ただし、音圧レベルの数値は、最小値からの差分で示している。図１８の表１８０１は、パルスDおよびパルスEの波形形状がいずれもハニングの場合であり、図１８の表１８０２はパルスDおよびパルスEの波形形状が、いずれも台形の場合である。波形の種類と、立上り（立下り）時間比率の組み合わせ以外のパラメータは、表１８０１、１８０２において共通であり、パルスDとパルスEの時間配分の初期値を0.5：0.5、パルスFの立上がり時間を0.6msとしている。   The steps 1502 to 1505 are repeated for each combination of rising (falling) time ratios for each type of pulse D and pulse E waveform (trapezoid and Hanning). When all the combinations are completed (step 1502), the waveform conversion unit 203 proceeds to step 1506, reads out the sound pressure levels for all the combinations from the storage medium 111 and compares them, and the sound pressure level is equal to or lower than a predetermined threshold value, or Then, the combination that becomes the minimum value is selected (step 1506). FIG. 18 shows the sound pressure levels obtained by simulation in step 1505 in a tabular format for each combination of rise (fall) time ratios. However, the numerical value of the sound pressure level is shown as a difference from the minimum value. Table 1801 in FIG. 18 shows the case where the waveform shapes of pulse D and pulse E are both hanning, and Table 1802 in FIG. 18 shows the case where the waveform shapes of pulse D and pulse E are both trapezoidal. Parameters other than the combination of the type of waveform and the rise (fall) time ratio are the same in Tables 1801 and 1802. The initial value of the time distribution of pulse D and pulse E is 0.5: 0.5, and the rise time of pulse F is 0.6ms.

図１８から明らかなように、パルスDおよびパルスEの波形形状がともに台形波形で、パルスDとパルスEの立上り（立下り）時間比率がそれぞれ０．３、０．４の波形の時に、音圧レベルが最小値を取ることがわかる。なお、図１８のシミュレーション結果は特定のMRI装置の例であり、別のMRI装置では異なる結果になり得る。   As is clear from FIG. 18, when the waveform shapes of pulse D and pulse E are both trapezoidal waveforms, and the rising (falling) time ratios of pulse D and pulse E are 0.3 and 0.4, respectively, It can be seen that the pressure level takes the minimum value. Note that the simulation result in FIG. 18 is an example of a specific MRI apparatus, and a different result can be obtained with another MRI apparatus.

最後に、波形変換部２０３は、ステップ１５０６で選択したパルスD、パルスE、パルスFの傾斜磁場波形を、図３のパルスシーケンスにセットする。これら傾斜磁場波形またはパルスシーケンスは、代表波形（代表パルスシーケンス）として、記憶媒体に格納される（ステップ５０７）。これにより、波形変換部２０３は、フローコンペンセーション作用と、音響ノイズの静音化作用とを併せ持つ、3D-TOFパルスシーケンスを提供することができる。   Finally, the waveform converter 203 sets the gradient magnetic field waveforms of the pulse D, the pulse E, and the pulse F selected in step 1506 in the pulse sequence of FIG. These gradient magnetic field waveforms or pulse sequences are stored in the storage medium as representative waveforms (representative pulse sequences) (step 507). As a result, the waveform conversion unit 203 can provide a 3D-TOF pulse sequence having both a flow compensation action and a sound noise reduction action.

このように、実施形態２では、波形の種類やパラメータ値が異なる複数の傾斜磁場パルスであって、フローコンペンセーション条件を満たす傾斜磁場パルスについて、それぞれ、シーケンスを実行した場合の音圧レベルを求めるため、静音化の作用の高い傾斜磁場波形を選択することができる。よって、MRI装置ごとに装置固有の周波数応答特性（FRF）が異なる場合であっても、装置ごとにフローコンペンセーションと静音化の効果を両立するパルスシーケンスを提供することができる。よって、その装置でパルスシーケンスを実行した場合に、確実にフローコンペンセーション作用と静音化の効果を同時に得ることができる。   As described above, in the second embodiment, the sound pressure level when the sequence is executed is obtained for each of the gradient magnetic field pulses having different waveform types and parameter values and satisfying the flow compensation condition. Therefore, it is possible to select a gradient magnetic field waveform having a high noise reduction effect. Therefore, even when the frequency response characteristic (FRF) unique to each MRI apparatus is different, it is possible to provide a pulse sequence that achieves both the effects of flow compensation and noise reduction for each apparatus. Therefore, when the pulse sequence is executed by the apparatus, the effect of the flow compensation action and the noise reduction can be obtained at the same time.

＜実施形態３＞
実施形態３では、傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、記憶部と、波形変換部とを有する磁気共鳴イメージング装置について説明する。記憶部には、単一の傾斜磁場パルスの１以上のパラメータの複数の値ごとに、その単一の傾斜磁場パルスを磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音圧レベルを示す指標を格納したデータベースが格納されている。波形変換部は、撮像条件に応じて、その撮像条件に対応するパラメータの複数の値の中から、音圧レベルを示す指標が最も小さくなるパラメータの値を選択し、予め定められたパルスシーケンスに従って傾斜磁場コイルに印加される傾斜磁場パルスの波形を、選択したパラメータの値によって変換する。以下、具体的に説明する。 <Embodiment 3>
In the third embodiment, a magnetic resonance imaging apparatus having a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field pulse, a storage unit, and a waveform conversion unit will be described. The storage unit stores a sound pressure level generated when the single gradient magnetic field pulse is applied to the gradient coil of the magnetic resonance imaging apparatus for each of a plurality of values of one or more parameters of the single gradient magnetic field pulse. Stores a database that stores the indicated index. The waveform conversion unit selects a parameter value that minimizes the index indicating the sound pressure level from a plurality of parameter values corresponding to the imaging condition according to the imaging condition, and follows a predetermined pulse sequence. The waveform of the gradient magnetic field pulse applied to the gradient coil is converted according to the value of the selected parameter. This will be specifically described below.

実施形態３は、3D-TOF(Time of Flight)シーケンスのスライス方向あるいはリードアウト方向の傾斜磁場パルスに静音化のための波形変換を適用する別の実施形態である。波形変換部２０３は、一つのパルス（パルス単体）での音圧レベル指標を予め求めてデータベースを作成し、このデータベースを用いて静音化のための傾斜磁場波形を選択する。他の構成は、実施形態１と同様であるので、異なる構成を中心に説明する。   Embodiment 3 is another embodiment in which waveform conversion for noise reduction is applied to gradient magnetic field pulses in the slice direction or readout direction of a 3D-TOF (Time of Flight) sequence. The waveform converter 203 obtains a sound pressure level index for one pulse (pulse alone) in advance and creates a database, and selects a gradient magnetic field waveform for noise reduction using this database. Other configurations are the same as those of the first embodiment, and therefore, different configurations will be mainly described.

上述したように、MRI装置のFRFは装置ごとに異なり、傾斜磁場の印加時間によっても、静音化の効果の高い傾斜磁場波形が異なることが予想されることから、実施形態３では、波形変換部２０３が、単一の傾斜磁場パルスが発生する音圧レベルを相対的に比較するための指標を用いて、最適波形を選択する。   As described above, the FRF of the MRI apparatus is different for each apparatus, and it is expected that the gradient magnetic field waveform having a high effect of silencing will be different depending on the application time of the gradient magnetic field. 203 selects an optimum waveform using an index for relatively comparing sound pressure levels at which a single gradient magnetic field pulse is generated.

波形変換部２０３の動作を図１９のフローを用いて説明する。   The operation of the waveform conversion unit 203 will be described with reference to the flowchart of FIG.

波形変換部２０３は、まず単一パルスの傾斜磁場パルスをMRI装置の傾斜磁場コイル１０２に印加した場合に発生する音圧レベルを求め、図２０のようなデータベースを作成する（ステップ５０８）。例えば、MRI装置の傾斜磁場コイルに、所定の傾斜磁場パルスをX,Y,Zの軸ごとに印加し、発生した音響ノイズをマイク等で集音しフーリエ変換することにより、軸ごとのFRFを計測する。軸ごとにFRFを計測するのは軸方向によってFRFが異なるためである。   The waveform converter 203 first obtains the sound pressure level generated when a single gradient magnetic field pulse is applied to the gradient magnetic field coil 102 of the MRI apparatus, and creates a database as shown in FIG. 20 (step 508). For example, a predetermined gradient magnetic field pulse is applied to the gradient magnetic field coil of the MRI apparatus for each of the X, Y, and Z axes, and the generated acoustic noise is collected by a microphone or the like and Fourier-transformed to obtain the FRF for each axis. measure. The reason why the FRF is measured for each axis is that the FRF differs depending on the axial direction.

図２１は、あるMRI装置について波形変換部２０３が測定したFRFと、傾斜磁場パルス（単一パルス）の周波数分布との対応関係を示した図である。波形変換部２０３は、FRFおよび傾斜磁場波形の周波数分布を任意の周波数間隔（たとえば0.5kHz）で複数区間１９０１〜１９０６に予め分割し、分割した区間毎にFRFの平均値と、傾斜磁場の周波数分布の平均値とをそれぞれ求める。そして、区間ごとに両者の積を求めた後、求めた積を全区間について合計する。これにより、式（４）の指標NLを算出する。

Figure 0006431464
FIG. 21 is a diagram illustrating a correspondence relationship between the FRF measured by the waveform conversion unit 203 and the frequency distribution of the gradient magnetic field pulse (single pulse) for a certain MRI apparatus. The waveform conversion unit 203 previously divides the frequency distribution of the FRF and gradient magnetic field waveform into a plurality of sections 1901 to 1906 at an arbitrary frequency interval (for example, 0.5 kHz), and the average value of the FRF and the frequency of the gradient magnetic field for each divided section. The average value of the distribution is obtained. And after calculating | requiring the product of both for every area, the calculated | required product is totaled about all the areas. Thereby, the index NL of Equation (4) is calculated.
Figure 0006431464

波形変換部２０３は、この指標NLを、傾斜磁場パルス（単一パルス）の波形の種類（台形またはハニング）、立上り（立下り）時間比率（０．２〜０．５）、印加時間（１〜４ｍｓ）、傾斜磁場を印加する軸方向（X,Y,Z）毎に予め算出し、図２０のようにデータベースを作成し、記憶媒体１１１に格納しておく（ステップ５０１）。FRFは、MRI装置ごとに異なるため、装置ごとにデータベースを作成して、記憶媒体に格納する。   The waveform conversion unit 203 uses the gradient NL pulse (single pulse) waveform type (trapezoid or hanning), rise (fall) time ratio (0.2 to 0.5), application time (1) as the index NL. ˜4 ms) is calculated in advance for each axial direction (X, Y, Z) to which the gradient magnetic field is applied, and a database is created as shown in FIG. 20 and stored in the storage medium 111 (step 501). Since the FRF differs for each MRI apparatus, a database is created for each apparatus and stored in a storage medium.

２種類の波形（台形およびハニング）と、２種類のMRI装置（Ａ），（Ｂ）の組み合わせについて算出したNLの例を図２２に示す。図２２（ａ）のグラフは、装置（A）のY方向に印加時間が2.0msで、立上り時間比率が０．２〜０．５で種々異なる傾斜磁場を印加した場合のＮＬの値を示すグラフである。図２２（ａ）からわかるように、立上り時間比率が0.3の台形波形のときにNLが最小値を取る。図２２（ｂ）は、装置（A）のX方向に印加時間が2.5msで、立上り時間比率が０．２〜０．５で種々異なる傾斜磁場を印加した場合のＮＬの値を示すグラフである。立上り時間比率が0.4の台形波形のときにNLが最小値を取る。図２２（ｃ）は、装置（B）のX方向に印加時間が2.5msで、立上り時間比率が０．２〜０．５で種々異なる傾斜磁場を印加した場合のＮＬの値を示すグラフである。立上り時間比率が0.5のハニング波形のときにNLが最小値を取る。なお、図２０の縦軸NLは、各ケースの平均値で正規化している。このように、装置や傾斜磁場の軸方向、傾斜磁場の印加時間によって、音圧レベルが異なるため、上述のようにデータベース化しておくことにより、波形変換部２０３は、静音化の対象となる傾斜磁場パルスの条件に応じて、データベースから最適波形を選択することができる。   An example of NL calculated for a combination of two types of waveforms (trapezoid and Hanning) and two types of MRI apparatuses (A) and (B) is shown in FIG. The graph of FIG. 22A shows the value of NL when an application time is 2.0 ms in the Y direction of the apparatus (A), a rising time ratio is 0.2 to 0.5, and different gradient magnetic fields are applied. It is a graph. As can be seen from FIG. 22A, NL takes the minimum value when the trapezoidal waveform has a rise time ratio of 0.3. FIG. 22B is a graph showing the value of NL when the application time is 2.5 ms in the X direction of the apparatus (A), the rising time ratio is 0.2 to 0.5, and different gradient magnetic fields are applied. is there. NL takes the minimum value for a trapezoidal waveform with a rise time ratio of 0.4. FIG. 22 (c) is a graph showing the value of NL when the application time is 2.5 ms in the X direction of the apparatus (B) and the gradient time is 0.2 to 0.5 and different gradient magnetic fields are applied. is there. NL takes the minimum value for a Hanning waveform with a rise time ratio of 0.5. Note that the vertical axis NL in FIG. 20 is normalized by the average value of each case. As described above, since the sound pressure level varies depending on the apparatus, the axial direction of the gradient magnetic field, and the application time of the gradient magnetic field, the waveform conversion unit 203 can be used as a target of noise reduction by creating a database as described above. The optimum waveform can be selected from the database according to the magnetic field pulse conditions.

波形変換部２０３は、パルスシーケンスや、撮像条件（傾斜磁場パルスの軸方向等）に応じて、静音化のために波形変換したい傾斜磁場パルスの印加時間を設定する（ステップ５０９）。   The waveform conversion unit 203 sets the application time of the gradient magnetic field pulse to be subjected to waveform conversion for noise reduction in accordance with the pulse sequence and imaging conditions (such as the gradient magnetic field pulse axial direction) (step 509).

つぎに、ステップ５０９で設定した印加時間の傾斜磁場パルスを、ステップ５０９の撮像条件の軸方向に傾斜磁場コイル１０２から印加した場合の音圧レベルを、波形変換部２０３は、図２０のデータベースのデータを参照して求める。例えば、印加時間１ｍｓで印加軸方向がＸ軸の場合、立上り時間比率が０．２〜０．５の範囲で４種類にことなる音圧レベルのデータが、台形波形とハニング波形のそれぞれについて求められる。波形変換部２０３は、このうち最も小さい音圧レベルとなる立上り時間比率と波形の組み合わせを選択する。波形変換部２０３は、選択した立上り時間比率と波形に、静音化したい傾斜磁場パルスの波形を変換する（ステップ５１０）。これにより、所望の傾斜磁場パルスが静音化されたパルスシーケンスを生成することができる。この静音化された傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスは、代表波形（代表パルスシーケンス）として、記憶媒体に格納される。なお、静音化したい傾斜磁場パルスの印加時間が、データベースに登録された印加時間と完全に一致しない場合は、データベースの最も近い印加時間のデータを選択する。   Next, the sound pressure level when the gradient magnetic field pulse of the application time set in step 509 is applied from the gradient coil 102 in the axial direction of the imaging condition in step 509 is used. Find by referring to the data. For example, when the application time is 1 ms and the application axis direction is the X axis, four types of sound pressure level data are obtained for each of the trapezoidal waveform and the Hanning waveform in the range of the rise time ratio of 0.2 to 0.5. It is done. The waveform conversion unit 203 selects a combination of the rise time ratio and the waveform, which is the smallest sound pressure level among them. The waveform converter 203 converts the waveform of the gradient magnetic field pulse to be silenced into the selected rise time ratio and waveform (step 510). Thereby, a pulse sequence in which a desired gradient magnetic field pulse is silenced can be generated. The pulse sequence including the silent gradient magnetic field pulse is stored in the storage medium as a representative waveform (representative pulse sequence). If the application time of the gradient magnetic field pulse to be silenced does not completely coincide with the application time registered in the database, data having the closest application time in the database is selected.

なお、静音化のための波形変換する傾斜磁場パルスは、一つに限らず、複数であってもよい。これにより、フローコンペンセーションパルスの波形を、静音化作用のある波形に変換することも可能である。フローコンペンセーションパルスの場合には、さらにステップ５０４に進み、フローコンペンセーションパルスを構成する複数の傾斜磁場パルスの波形は、フローコンペンセーション条件を満たすように変換すればよい。例えば、実施形態１，２の図５のステップ５０４、図１４のステップ１５０４と同様に、複数のパルスが式（２）の０次モーメントと、式（３）の１次モーメントとがともに略ゼロになるように波形を変換すればよい。   Note that the number of gradient magnetic field pulses for waveform conversion for noise reduction is not limited to one and may be plural. Thereby, it is also possible to convert the waveform of the flow compensation pulse into a waveform having a silencing effect. In the case of the flow compensation pulse, the process further proceeds to step 504, and the waveforms of the plurality of gradient magnetic field pulses constituting the flow compensation pulse may be converted so as to satisfy the flow compensation condition. For example, as in Steps 504 of FIGS. 5 and 1504 of Embodiments 1 and 2, and Step 1504 of FIG. 14, both the zero-order moment of Equation (2) and the first-order moment of Equation (3) are substantially zero. The waveform may be converted so that

実施形態３の構成によれば、FRFや傾斜磁場の印加時間の違いに対応して、静音化効果の高い傾斜磁場波形を簡便に選択することができる。   According to the configuration of the third embodiment, it is possible to easily select a gradient magnetic field waveform having a high silencing effect in accordance with the difference in application time of FRF or gradient magnetic field.

また、ステップ５０８を、ＭＲＩ装置の据え付け時に波形変換部２０３が実行してデータベースを作成し、記憶媒体１１１に格納しておけば、新たなパルスシーケンスを設定して実行する場合には、その都度、ステップ５０９，５１０（または５０４）を実行すれば傾斜磁場パルスを静音化作用のある波形に変換することができる。変換後の傾斜磁場パルスまたはパルスシーケンスは、代表波形（代表パルスシーケンス）として、記憶媒体に格納される。よって、予め定められたパルシーケンスのみならず、ユーザーが都度設定したパルスシーケンスにも対応して静音化することができる。   Further, if the waveform conversion unit 203 executes the step 508 when the MRI apparatus is installed to create a database and store it in the storage medium 111, each time a new pulse sequence is set and executed, each time If steps 509 and 510 (or 504) are executed, the gradient magnetic field pulse can be converted into a waveform having a silencing effect. The converted gradient magnetic field pulse or pulse sequence is stored in a storage medium as a representative waveform (representative pulse sequence). Therefore, the noise can be reduced not only by a predetermined pal sequence but also by a pulse sequence set by the user each time.

＜実施形態４＞
実施形態４では、傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場パルスの波形を変換する波形変換部と、記憶部と、操作部とを有する磁気共鳴イメージング装置について説明する。記憶部には、予め定めた撮像条件に対応したパルスシーケンスと、パルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを静音化するための代表波形とが格納されている。操作部が、パルスシーケンスの撮像条件の変更を受け付けた場合、波形変換部は、記憶部に格納されたパルスシーケンスの予め定めた撮像条件と、操作部が受け付けた撮像条件とに基づいて、傾斜磁場パルスの代表波形を変更する。 <Embodiment 4>
In the fourth embodiment, a magnetic resonance imaging apparatus including a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field pulse, a waveform conversion unit that converts the waveform of the gradient magnetic field pulse, a storage unit, and an operation unit will be described. The storage unit stores a pulse sequence corresponding to a predetermined imaging condition and a representative waveform for silencing a gradient magnetic field pulse included in the pulse sequence. When the operation unit receives a change in the imaging condition of the pulse sequence, the waveform conversion unit tilts based on the predetermined imaging condition of the pulse sequence stored in the storage unit and the imaging condition received by the operation unit. Change the representative waveform of the magnetic field pulse.

このとき、撮像条件は、視野、スラブ厚およびスライス厚のいずれかを含む。波形変換部は、予め定めた撮像条件と、操作部が受け付けた撮像条件の視野の比率、スラブ厚の比率、および、スライス厚の比率を求め、代表波形の強度を、比率に基づく比例計算に従って変更する。以下具体的に説明する。   At this time, the imaging condition includes any of a visual field, a slab thickness, and a slice thickness. The waveform conversion unit obtains the ratio of the field of view of the imaging condition determined in advance and the imaging condition received by the operation unit, the ratio of the slab thickness, and the ratio of the slice thickness, and calculates the intensity of the representative waveform according to the proportional calculation based on the ratio. change. This will be specifically described below.

上記実施形態１乃至実施形態２においては、波形変換部２０３が、工場出荷時あるいは装置の据え付け時に、予め定められたパルスシーケンスのフローコンペンセーションパルスが静音化作用を有するパルスに変換され、このパルスが代表波形として記憶媒体１１１に格納される。また、実施形態３では、工場出荷時あるいは装置の据え付け時にデータベースが生成され、工場出荷時あるいは装置の据え付け時に所定のパルスシーケンスの傾斜磁場波形が静音化作用のある波形に変換され、または、新たなパルスシーケンスを設定した際に傾斜磁場波形が静音化作用のある波形に変換され、それぞれ代表波形として記憶媒体に格納される。しかしながら、臨床現場等における3D-TOF撮像法では、被検体のサイズに応じて視野やスラブ厚を変更することが良く行われる。   In the first to second embodiments, the waveform conversion unit 203 converts the flow compensation pulse of a predetermined pulse sequence into a pulse having a silencing action at the time of factory shipment or installation of the apparatus. Is stored in the storage medium 111 as a representative waveform. In the third embodiment, a database is generated at the time of factory shipment or when the apparatus is installed, and the gradient magnetic field waveform of a predetermined pulse sequence is converted into a waveform having a silencing effect at the time of factory shipment or when the apparatus is installed. When a simple pulse sequence is set, the gradient magnetic field waveform is converted into a waveform having a silencing effect, and each is stored in the storage medium as a representative waveform. However, in the 3D-TOF imaging method in the clinical field, it is often performed to change the visual field and slab thickness according to the size of the subject.

そこで、図２３のように、操作者が操作部１１２を介して静音化モードを選択した場合（ステップ２３０１）、波形変換部２０３は、実施形態１〜３で格納した代表波形（代表パルスシーケンス）を選択し（ステップ２３０２）、傾斜磁場波形を、操作者が変更を希望する撮像パラメータ（視野やスラブ厚）に基づき変形する（ステップ２３０３，２３０４）。たとえば視野を変更する場合は、図３および図１７（ｂ）のリードアウト方向のフローコンペンセーションパルス３０４’、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場３０７’、リードアウト傾斜磁場３０８’、位相エンコード傾斜磁場３０６、位相リワインダ傾斜磁場３１１の強度を式（５）に従って変更する（ステップ２３０３）。

Figure 0006431464
ここで、FOV1およびFOV2は、変更前後の視野、Amp1およびAmp2は変更前後の傾斜磁場強度である。 Therefore, as shown in FIG. 23, when the operator selects the silence mode via the operation unit 112 (step 2301), the waveform conversion unit 203 displays the representative waveform (representative pulse sequence) stored in the first to third embodiments. Is selected (step 2302), and the gradient magnetic field waveform is deformed based on imaging parameters (field of view and slab thickness) that the operator desires to change (steps 2303 and 2304). For example, when the field of view is changed, the flow compensation pulse 304 ′ in the readout direction in FIGS. 3 and 17B, the readout gradient magnetic field 307 ′ for dephase, the readout gradient magnetic field 308 ′, and the phase encoding gradient magnetic field 306 are shown. The intensity of the phase rewinder gradient magnetic field 311 is changed according to the equation (5) (step 2303).
Figure 0006431464
 Here, FOV 1 and FOV 2 are the visual fields before and after the change, and Amp 1 and Amp 2 are the gradient magnetic field strengths before and after the change.

同様に、たとえばスラブ厚を変更する場合は、図３、図１１（ｂ）のスライス選択傾斜磁場３０１’、 スライスリフェーズ傾斜磁場３０３’、 スライスエンコード傾斜磁場３０５’ の強度を式（６）に従って変更する（ステップ２３０４）。

Figure 0006431464
ここで、Slab1およびSlab2は、変更前後のスラブ厚、Amp1およびAmp2は変更前後の傾斜磁場強度である。 Similarly, for example, when changing the slab thickness, the intensities of the slice selection gradient magnetic field 301 ′, the slice rephase gradient magnetic field 303 ′, and the slice encode gradient magnetic field 305 ′ of FIG. 3 and FIG. Change (step 2304).
Figure 0006431464
 Here, Slab 1 and Slab 2 are slab thicknesses before and after the change, and Amp 1 and Amp 2 are gradient magnetic field strengths before and after the change.

実施形態４によれば、静音化作用を有する傾斜磁場を含むパルスシーケンスであっても、静音化作用を維持しながら、撮像条件（視野やスラブ厚）を変更することができる。   According to the fourth embodiment, the imaging conditions (field of view and slab thickness) can be changed while maintaining the silencing effect even in a pulse sequence including a gradient magnetic field having a silencing effect.

上述してきた実施形態１〜４ではTOFシーケンスの傾斜磁場パルスを静音化する例について述べたが、本発明は、これに限定されるものではなく、磁化率強調イメージング(SWI)など、フローコンペンセーションを用いる他のパルスシーケンスにも適用することができる。   In the first to fourth embodiments described above, an example in which the gradient magnetic field pulse of the TOF sequence is silenced has been described. However, the present invention is not limited to this, and flow compensation such as susceptibility weighted imaging (SWI) is used. It can also be applied to other pulse sequences using.

１００：MRI装置、１０１：静磁場磁石、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：RF発生部、１０７：送受信コイル（高周波コイル）、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１１：記憶媒体、２０１：エコー計測部、２０２：画像再構成部、２０３：波形変換部、３０１、３０１’：スライス選択傾斜磁場、３０２：高周波磁場（RF）パルス、３０３、３０３’：スライスリフェーズ傾斜磁場、３０４、３０４’：リードアウト方向のフローコンペンセーションパルス、３０５、３０５’：スライスエンコード傾斜磁場、３０６：位相エンコード傾斜磁場、３０７、３０７’：ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場、３０８、３０８’：リードアウト傾斜磁場、３０９：サンプリング期間、３１０：スライスリワインダ傾斜磁場、３１１：位相リワインダ傾斜磁場、３１２：クラッシャーパルス   DESCRIPTION OF SYMBOLS 100: MRI apparatus, 101: Static magnetic field magnet, 102: Gradient magnetic field coil, 103: Subject, 104: Sequencer, 105: Gradient magnetic field power supply, 106: RF generator, 107: Transmission / reception coil (high frequency coil), 108: Reception 109: Computer, 110: Display, 111: Storage medium, 201: Echo measurement unit, 202: Image reconstruction unit, 203: Waveform conversion unit, 301, 301 ′: Slice selection gradient magnetic field, 302: High-frequency magnetic field (RF ) Pulse, 303, 303 ′: slice rephase gradient magnetic field, 304, 304 ′: flow compensation pulse in the readout direction, 305, 305 ′: slice encode gradient magnetic field, 306: phase encode gradient magnetic field, 307, 307 ′: Readout gradient magnetic field for dephase, 308, 308 ′: Leadout gradient magnetic field, 309: sampling period, 310: slice rewinder gradient magnetic field, 311: phase rewinder gradient magnetic field, 312: crusher pulse

Claims (13)

磁気共鳴イメージング装置に搭載される、フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスの傾斜磁場波形調整方法であって、
前記フローコンペンセーションのための所定の条件を満たす、複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップと、
前記傾斜磁場波形を、当該磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音響ノイズの音圧を、複数の前記傾斜磁場波形ごとに求めるステップと、
複数の前記傾斜磁場波形のうち、前記音響ノイズの音圧が予め定めた閾値以下の傾斜磁場波形を選択するステップと、
選択した前記傾斜磁場波形を、前記傾斜磁場パルスとして使用可能な代表波形として記憶媒体に格納するステップと、を含むことを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 A method for adjusting a gradient magnetic field waveform of a pulse sequence including a gradient magnetic field pulse for flow compensation, which is mounted on a magnetic resonance imaging apparatus,
Generating a plurality of types of gradient magnetic field waveforms that satisfy a predetermined condition for the flow compensation;
Obtaining a sound pressure of acoustic noise generated when the gradient magnetic field waveform is applied to the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus for each of the plurality of gradient magnetic field waveforms;
Selecting a gradient magnetic field waveform in which the sound pressure of the acoustic noise is equal to or lower than a predetermined threshold among the plurality of gradient magnetic field waveforms;
Storing the selected gradient magnetic field waveform in a storage medium as a representative waveform that can be used as the gradient magnetic field pulse. 請求項１に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、
前記複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップは、前記傾斜磁場パルスの１以上のパラメータについて、予め定めた複数の初期値を、組み合わせることにより、前記複数種類の傾斜磁場波形を生成することを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 The gradient magnetic field waveform adjustment method according to claim 1,
The step of generating the plurality of types of gradient magnetic field waveforms includes generating the plurality of types of gradient magnetic field waveforms by combining a plurality of predetermined initial values for one or more parameters of the gradient magnetic field pulse. A gradient magnetic field waveform adjustment method as a feature. 請求項２に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、
前記フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスは、複数の傾斜磁場パルスを含み、
前記複数の傾斜磁場パルスの１つのパラメータについて予め定めた複数の初期値を、前記複数の傾斜磁場パルス間で組み合わせることにより、前記複数種類の傾斜磁場波形を生成することを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 The gradient magnetic field waveform adjusting method according to claim 2,
The gradient magnetic field pulse for the flow compensation includes a plurality of gradient magnetic field pulses,
A plurality of types of gradient magnetic field waveforms are generated by combining a plurality of initial values determined in advance for one parameter of the plurality of gradient magnetic field pulses between the plurality of gradient magnetic field pulses. Adjustment method. 請求項３に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、前記１つのパラメータは、前記複数の傾斜磁場パルスの立上り時間であることを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。   4. The gradient magnetic field waveform adjustment method according to claim 3, wherein the one parameter is a rise time of the plurality of gradient magnetic field pulses. 請求項１に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、
前記フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスは、複数の傾斜磁場パルスを含み、
前記フローコンペンセーションのための所定の条件は、前記複数の傾斜磁場パルスの０次モーメントおよび１次モーメントがそれぞれ閾値以下である、ことを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 The gradient magnetic field waveform adjustment method according to claim 1,
The gradient magnetic field pulse for the flow compensation includes a plurality of gradient magnetic field pulses,
The gradient magnetic field waveform adjustment method, wherein the predetermined condition for the flow compensation is that the zero-order moment and the first-order moment of the plurality of gradient magnetic field pulses are each equal to or less than a threshold value. 請求項５に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、
複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップは、前記０次モーメントが閾値以下になるように、前記複数の傾斜磁場パルスの面積の和を変化させ、前記１次モーメントが閾値以下になるように、前記複数の傾斜磁場パルスの面積を変化させることなく、前記傾斜磁場パルスの印加時間を変化させる、ことを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 The gradient magnetic field waveform adjustment method according to claim 5,
In the step of generating a plurality of types of gradient magnetic field waveforms, the sum of the areas of the plurality of gradient magnetic field pulses is changed so that the zero-order moment is less than or equal to a threshold value, so that the first moment is less than or equal to a threshold value. A gradient magnetic field waveform adjustment method, wherein an application time of the gradient magnetic field pulse is changed without changing an area of the plurality of gradient magnetic field pulses. 請求項５に記載の傾斜磁場波形調整方法であって、
前記傾斜磁場パルスの印加時間を変化させるために、前記傾斜磁場パルスの少なくとも一つの開始時刻を所定量だけ後ろにずらすか、前記傾斜磁場パルスの少なくとも一つの終了時刻を所定量だけ前にずらすことを特徴とする傾斜磁場波形調整方法。 The gradient magnetic field waveform adjustment method according to claim 5,
In order to change the application time of the gradient magnetic field pulse, at least one start time of the gradient magnetic field pulse is shifted backward by a predetermined amount, or at least one end time of the gradient magnetic field pulse is shifted forward by a predetermined amount. The gradient magnetic field waveform adjustment method characterized by this. 傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、記憶部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記記憶部には、フローコンペンセーションのための傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスと、前記傾斜磁場パルスの代表波形とが格納され、
前記代表波形は、
前記フローコンペンセーションのための所定の条件を満たす、複数の種類の傾斜磁場波形を生成するステップと、
前記傾斜磁場波形を、当該磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音響ノイズの音圧を、複数の前記傾斜磁場波形ごとに求めるステップと、
複数の前記傾斜磁場波形のうち、前記音響ノイズの音圧が予め定めた閾値以下の傾斜磁場波形を選択するステップと、
によって、選択された前記傾斜磁場波形であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus having a gradient coil for generating gradient magnetic field pulses and a storage unit,
The storage unit stores a pulse sequence including a gradient magnetic field pulse for flow compensation, and a representative waveform of the gradient magnetic field pulse,
The representative waveform is
Generating a plurality of types of gradient magnetic field waveforms that satisfy a predetermined condition for the flow compensation;
Obtaining a sound pressure of acoustic noise generated when the gradient magnetic field waveform is applied to the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus for each of the plurality of gradient magnetic field waveforms;
Selecting a gradient magnetic field waveform in which the sound pressure of the acoustic noise is equal to or lower than a predetermined threshold among the plurality of gradient magnetic field waveforms;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the gradient magnetic field waveform selected by 傾斜磁場パルスを発生する傾斜磁場コイルと、記憶部と、波形変換部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記記憶部には、単一の傾斜磁場パルスの１以上のパラメータの複数の値ごとに、その単一の傾斜磁場パルスを磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルに印加した場合に発生する音圧レベルを示す指標を格納したデータベースが格納され、
前記波形変換部は、撮像条件に応じて、その撮像条件に対応する前記パラメータの前記複数の値の中から、前記音圧レベルを示す指標が最も小さくなる前記パラメータの値を選択し、予め定められたパルスシーケンスに従って前記傾斜磁場コイルに印加される傾斜磁場パルスの波形を、前記選択したパラメータの値によって変換することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus having a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field pulse, a storage unit, and a waveform conversion unit,
In the storage unit, for each of a plurality of values of one or more parameters of a single gradient magnetic field pulse, a sound pressure level generated when the single gradient magnetic field pulse is applied to the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance imaging apparatus. A database that stores indicators that indicate
The waveform converter selects, in advance, a value of the parameter with which the index indicating the sound pressure level is smallest from among the plurality of values of the parameter corresponding to the imaging condition according to the imaging condition. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein a waveform of a gradient magnetic field pulse applied to the gradient magnetic field coil is converted according to the selected pulse sequence according to the value of the selected parameter. 請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記傾斜磁場パルスは、フローコンペンセーションパルスの条件を満たすパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein the gradient magnetic field pulse is a pulse that satisfies a condition of a flow compensation pulse. 請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記データベースは、波形変換部が、当該磁気共鳴イメージング装置の装置固有の周波数応答関数を測定して求め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。   10. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein the database is obtained by measuring a frequency response function specific to the apparatus of the magnetic resonance imaging apparatus by the waveform conversion unit. Resonance imaging device. 請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記指標は、装置固有の周波数応答関数と、前記単一の傾斜磁場パルスの周波数成分との積の和であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   10. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein the index is a sum of products of a frequency response function unique to the apparatus and a frequency component of the single gradient magnetic field pulse. Imaging device. 請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記指標は、前記装置固有の周波数応答関数と、前記単一の傾斜磁場パルスの周波数成分とをそれぞれ対応する複数の周波数区分に分割し、対応する前記周波数区分における前記周波数応答関数の平均値と前記周波数成分の平均値との積を複数の前記周波数区分について加算した和であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12, wherein the index divides the frequency response function unique to the apparatus and the frequency component of the single gradient magnetic field pulse into a plurality of corresponding frequency sections, The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is a sum obtained by adding a product of an average value of the frequency response functions and an average value of the frequency components in the corresponding frequency section for the plurality of frequency sections.
JP2015199399A 2015-10-07 2015-10-07 Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus Active JP6431464B2 (en)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015199399A JP6431464B2 (en) 2015-10-07 2015-10-07 Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus
PCT/JP2016/077864 WO2017061277A1 (en) 2015-10-07 2016-09-21 Gradient magnetic field waveform adjusting method for magnetic resonance imaging devices, and magnetic resonance imaging device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015199399A JP6431464B2 (en) 2015-10-07 2015-10-07 Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2017070508A JP2017070508A (en) 2017-04-13
JP6431464B2 true JP6431464B2 (en) 2018-11-28

Family

ID=58487529

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2015199399A Active JP6431464B2 (en) 2015-10-07 2015-10-07 Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP6431464B2 (en)
WO (1) WO2017061277A1 (en)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6944816B2 (en) * 2017-06-07 2021-10-06 株式会社日立製作所 Magnetic resonance imaging device
CN110824396A (en) * 2018-08-10 2020-02-21 西门子(深圳)磁共振有限公司 Radio frequency generation system and local coil
US11340323B2 (en) 2020-01-06 2022-05-24 General Electric Company Low acoustic noise magnetic resonance image acquisition
CN111537930B (en) * 2020-04-09 2021-09-21 深圳先进技术研究院 Magnetic resonance parameter imaging method and equipment based on gradient waveform adjustment
CN112826494B (en) * 2020-12-30 2023-05-23 上海联影医疗科技股份有限公司 MR device vibration and acoustic noise reduction method, system, device and storage medium
CN115718273B (en) * 2022-11-18 2024-04-19 华中科技大学 Device for measuring object magnetic susceptibility based on magnetic induction intensity and measuring method thereof

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6359944A (en) * 1986-01-31 1988-03-15 横河メディカルシステム株式会社 Scanning controller for nuclear magnetic resonance tomographic imaging apparatus
EP0431216A1 (en) * 1989-12-06 1991-06-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method for acoustical noise reduction in a magnetic resonance apparatus
JP3589509B2 (en) * 1995-08-29 2004-11-17 株式会社日立メディコ Magnetic resonance imaging system
DE19639853A1 (en) * 1996-09-27 1998-05-07 Deutsch Zentr Luft & Raumfahrt Method and device for magnetic resonance examination
WO2009074918A1 (en) * 2007-12-11 2009-06-18 Koninklijke Philips Electronics N.V. Acoustic noise reduction in mri
JP2013070765A (en) * 2011-09-27 2013-04-22 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging apparatus
DE102013202559B3 (en) * 2013-02-18 2014-08-21 Siemens Aktiengesellschaft Optimization of an MR pulse sequence by automatic optimization of gradient pulses in variable intervals

Also Published As

Publication number Publication date
JP2017070508A (en) 2017-04-13
WO2017061277A1 (en) 2017-04-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6431464B2 (en) Method of adjusting gradient magnetic field waveform of magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging apparatus
JP6291328B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method for calculating pulse sequence mounted on magnetic resonance imaging apparatus
JP4861821B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and image data correction apparatus
JP6071905B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and area imaging method
WO2015190244A1 (en) Magnetic resonance imaging device and method for adjusting waveform of gradient magnetic field
JP5740307B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field application method
JP5865785B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field generation system load calculation method
JP6013161B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP6419730B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and noise reduction method
JP6615184B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP6590514B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method
JP6202761B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and processing method thereof
WO2018021024A1 (en) Magnetic resonance imaging device
JP6681708B2 (en) Magnetic resonance imaging equipment
JP2018033893A (en) Image processing apparatus
JP2017192582A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5971689B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP2018114163A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP7152146B2 (en) Magnetic resonance imaging device
JP2017123888A (en) Magnetic resonance imaging apparatus and rephasing gradient magnetic field application method
JP5032196B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and slab region setting method
JP5283213B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2018011751A (en) Magnetic resonance imaging apparatus and slab signal correction method
JP2018033894A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP2016002107A (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging imaging method

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20180227

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20180828

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20180921

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20181009

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20181102

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6431464

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250