(57)【要約】【課題】波形整形回路等の構成を複雑化することなく、高速に、かつ連続的に、任意の角度を計測するための傾斜磁場パルスヘのパルスシーケンス変換が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現する。【解決手段】スライス（Ｓ）軸、位相（Ｐ）軸、周波数（Ｆ）軸の各前方差分データを算出し基礎パルスシーケンスとしてメモリに格納する（ステップ１０３）。方向余弦データと基礎パルスシーケンスとによりＳ、Ｐ、Ｆ軸のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向成分を算出しＳ、Ｐ、Ｆ軸のＸ、Ｙ、Ｚ軸成分どうしを併合する（ステップ１０４、１０５）。このため、ＳＰＦ軸のパルスシーケンスそのものの記憶は必要無く前方差分データを記憶すればよいのでメモリ容量を低減でき撮像断面傾斜角度を変更して連続撮像する場合はＳＰＦ軸それぞれのパルスシーケンスの作成不要で演算時間短縮、正確な断面撮像が可能となる。【選択図】      図１
2005253658.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、被検体に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケンサからの高周波パルスにより被検体に高周波磁場を照射する送信系と、上記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、撮像断面の傾斜角度を指示する傾斜角度指示手段とを有する磁気共鳴イメージング装置において、
上記シーケンサは、記憶手段を有し、スライス軸データ、位相軸データ、周波数軸データの、それぞれ対して、前方差分データを算出して、基礎パルスシーケンスデータとして、上記記憶手段に記憶させ、傾斜角度指示手段により指示された傾斜角度と、記憶された基礎パルスシーケンスデータとに基づいて、スライス軸、位相軸、周波数軸の、それぞれに対して、空間座標軸であるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸成分を算出し、算出したそれぞれのＸ軸成分と、それぞれのＹ軸成分と、それぞれのＺ軸成分を併合して、併合したＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸上の成分を、それぞれの軸毎に時間的に積分して、傾斜磁場発生手段に傾斜磁場を発生させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記シーケンサは、ベクトル演算器を有し、このベクトル演算器を用いて上記パルスシーケンスデータを算出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、画像構成用信号を取得するためのパルスシーケンスを、所望断面計測用に変換する処理に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）は、一般に知られているように、ＭＲＩ装置に備えられている磁石や傾斜磁場コイルの方向に依存せず、任意の断面を計測することが可能である。
【０００３】
ＭＲＩ装置において、被検体の任意の断面を計測するには、まず、パルスシーケンスを、スライス軸（Ｓ）、位相軸（Ｐ）、周波数（Ｆ）軸に基づいて設計する必要がある。
【０００４】
一般的に、パルスシーケンスは、図４に示すような形で設計される。  
図４において、横軸は時間方向を示し、ＲＦはＲＦパルスの印加タイミングである。また、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆは、それぞれ、スライス選択、位相エンコードおよび周波数エンコードの各方向の傾斜磁場パルスの印加タイミングである。
【０００５】
ＡＤは、信号取得のタイミングであり、Ｓｉｇｎａｌは取得される信号の一例である。また、２０１は本計測でのＲＦパルス、２０２は本計測のスライス選択のための傾斜磁場パルス、２０３はスライス選択傾斜磁場パルスによる位相拡散を戻すための調整パルスである。
【０００６】
また、２０４は信号計測後の信号を消失させるためのスポイル傾斜磁場パルス、２０５は位相エンコード傾斜磁場パルス、２０６は位相方向のスポイル傾斜磁場パルスである。さらに、２０７は周波数エンコード傾斜磁場２０８中のエコーピーク位置を調整するための予備傾斜磁場パルス、２０９は周波数方向のスポイル傾斜磁場パルスである。
【０００７】
通常、傾斜磁場パルスは、各軸方向に対して印加される傾斜磁場の強度（位置方向に対して磁場が変化する傾きであり、一般的には（ｍＴ／ｍ）として表記される）として指定され、かつ、この強度をどれだけの時間の間（以下、例としてミリ秒（ｍｓ）とする）印加するかを指定する必要がある。
【０００８】
一般的には、印加する強度と、その時刻とを一組とし、複数個組み合わせることで、パルスシーケンスを形成する。すなわち、印加する強度が変化する時点のデータのみを指定する。
【０００９】
図４における符号２１０〜２２２がその指定点となる。この組を、（強度、時刻）として、（Ｇｓｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）、（Ｇｐｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）、（Ｇｆｍ［ｋ］、Ｇｆｔ［ｋ］）と表記し、以下、イベントと表記する。
【００１０】
ここで、上記ｉ、ｊ、ｋは、２以上の任意の整数をとる。そして、図４におけるスライス軸、位相軸、周波数軸における傾斜磁場は、あくまでも撮像する断面に平行および垂直な軸である。任意の角度に傾いた断面を撮像する際には、図４に示したパルスシーケンスを、ＭＲＩ装置の物理的な軸であるＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸に変換する必要がある。
【００１１】
任意の角度の断面を計測する際に、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対して印加される傾斜磁場パルス列を、以下のように表記する。
【００１２】
Ｇｓｘｍ［ｉ］＝Ｓｘ×Ｇｓｍ［ｉ］、Ｇｓｘｔ［ｉ］＝Ｇｓｔ［ｉ］  
Ｇｓｙｍ［ｉ］＝Ｓｙ×Ｇｓｍ［ｉ］、Ｇｓｙｔ［ｉ］＝Ｇｓｔ［ｉ］  
Ｇｓｚｍ［ｉ］＝Ｓｚ×Ｇｓｍ［ｉ］、Ｇｓｚｔ［ｉ］＝Ｇｓｔ［ｉ］
Ｇｐｘｍ［ｊ］＝Ｐｘ×Ｇｐｍ［ｊ］、Ｇｐｘｔ［ｊ］＝Ｇｐｔ［ｊ］  
Ｇｐｙｍ［ｊ］＝Ｐｙ×Ｇｐｍ［ｊ］、Ｇｐｙｔ［ｊ］＝Ｇｐｔ［ｊ］  
Ｇｐｚｍ［ｊ］＝Ｐｚ×Ｇｐｍ［ｊ］、Ｇｐｚｔ［ｊ］＝Ｇｐｔ［ｊ］
Ｇｆｘｍ［ｋ］＝Ｆｘ×Ｇｆｍ［ｋ］、Ｇｆｘｔ［ｋ］＝Ｇｆｔ［ｋ］  
Ｇｆｙｍ［ｋ］＝Ｆｙ×Ｇｆｍ［ｋ］、Ｇｆｙｔ［ｋ］＝Ｇｆｔ［ｋ］  
Ｇｆｚｍ［ｋ］＝Ｆｚ×Ｇｆｍ［ｋ］、Ｇｆｚｔ［ｋ］＝Ｇｆｔ［ｋ］
ここで、（Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚ）、（Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚ）、（Ｆｘ，Ｆｙ，Ｆｚ）は、各々Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸を示す方向余弦ベクトルを示す。
【００１３】
次に、撮像断面と方向余弦ベクトルとの関係を図５に示す。  
図５において、３０１は任意角度の撮像断面であり、（Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚ）、（Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚ）、（Ｆｘ，Ｆｙ，Ｆｚ）は、互い直交し、以下の関係を満たしている。
【００１４】
Ｓｘ２＋Ｓｙ２＋Ｓｚ２＝Ｐｘ２＋Ｐｙ２＋Ｐｚ２＝Ｆｘ２＋Ｆｙ２＋Ｆｚ２＝１
さらに、生成された９つの値は、Ｘ軸ならＸ軸のみ、Ｙ軸ならＹ軸のみ、Ｚ軸ならＺ軸のみでまとめられ、各イベントが持つ時刻Ｇｓｔ［ｉ］、Ｇｐｔ［ｊ］、Ｇｆｔ［ｋ］に設定されている時間順に動作させる必要がある。
【００１５】
上述した演算処理は、ＭＲＩ装置内の、メモリと中央演算装置とを用いて処理される。そして、演算処理されたデータは、イベントとして指定される時刻になったら、傾斜磁場コイルコントローラに転送され、このコントローラで電気信号に変換される。そして、傾斜磁場コイルに電流を通電させることで、ＭＲＩ装置のガントリ内に、空間的に強度が変化した傾斜磁場を生成する。
【００１６】
生成した傾斜磁場によるＮＭＲ共鳴周波数の変化を、ＭＲＩ装置のガントリ内に備えられたＲＦ受信コイルを用いて受信する。この受信信号は、ＲＦコイルコントローラを経由して、メモリ内に蓄積され、その蓄積されたデータに対して、中央演算装置が処理を行い、断層画像を生成する。生成された断層画像は、ユーザーインターフェイスコントロールユニットを経由して、ディスプレイ上に表示される。
【００１７】
なお、ＭＲＩ装置の傾斜磁場波形の発生回路の公知技術としては、特許文献１に記載された技術がある。この特許文献１に記載された技術は、複数のレジスタと、これら複数のレジスタのそれぞれに接続されたカウンタを備え、組み合わせ選択器で任意で選択することにより波形信号を発生する。
【００１８】
【特許文献１】特開平９−１２２１００号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
しかしながら、上記従来技術においては、撮像断面を連続的に変化させて計測を行う際に、ＳＰＦ軸でのパルスシーケンスデータの作成と、そのオブリーク角に基づく方向余弦成分を用いたＸＹＺ軸への分解（オブリーク分解）と、ＳＰＦ各軸で生成されるＸＹＺ軸成分の併合（マージ処理）を、傾斜角度の変更毎に行う必要があった。
【００２０】
また、その合成処理は、傾斜磁場出力時刻に基づいた処理だけでなく、過去に出力した傾斜磁場状態を保持し、比較して算出する必要があったため、複雑な処理を必要とした。
【００２１】
すなわち、例えば、Ｘ軸に関しては、Ｇｓｘｍ［ｉ］、Ｇｐｘｍ［ｊ］、Ｇｆｘｍ［ｋ］を、その時刻Ｇｓｘｔ［ｉ］、Ｇｐｘｔ［ｊ］、Ｇｆｘｔ［ｋ］に基づいて、並び替えと強度の加算減算を行なう必要がある。
【００２２】
ただし、各Ｇｓｘｍ［ｉ］、Ｇｐｘｍ［ｊ］、Ｇｆｘｍ［ｋ］は、印加後は、その強度が保持されることを考慮しなければならない。例えば、具体的には、以下の例をあげることができる。
【００２３】
Ｇｓｘｍ［１］＝７［ｍＴ／ｍ］、Ｇｓｘｔ［１］＝１００［ｍｓｅｃ］  
Ｇｓｘｍ［２］＝３［ｍＴ／ｍ］、Ｇｓｘｔ［２］＝２５０［ｍｓｅｃ］  
Ｇｓｘｍ［３］＝０［ｍＴ／ｍ］、Ｇｓｘｔ［２］＝３００［ｍｓｅｃ］
Ｇｐｘｍ［１］＝２［ｍＴ／ｍ］、Ｇｐｘｔ［１］＝１５０［ｍｓｅｃ］  
Ｇｐｘｍ［２］＝０［ｍＴ／ｍ］、Ｇｐｘｔ［２］＝２５０［ｍｓｅｃ］
Ｇｆｘｍ［１］＝４［ｍＴ／ｍ］、Ｇｆｘｔ［１］＝２００［ｍｓｅｃ］  
Ｇｆｘｍ［２］＝５［ｍＴ／ｍ］、Ｇｆｘｔ［２］＝４００［ｍｓｅｃ］  
Ｇｆｘｍ［３］＝０［ｍＴ／ｍ］、Ｇｆｘｔ［３］＝５００［ｍｓｅｃ］
以上のパルスの併合結果を、Ｇｘｍ［ ］、Ｇｘｔ［ ］とすると、以下の結果となる（図６に示す）。
【００２４】
Ｇｘｍ［１］＝Ｇｓｘｍ［１］＝７＝７［ｍＴ／ｍ］、Ｇｘｔ［１］＝１００［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４０９に該当）  
Ｇｘｍ［２］＝Ｇｓｘｍ［１］＋Ｇｐｘｍ［１］＝７＋２＝９［ｍＴ／ｍ］、Ｇｘｔ［２］＝１５０［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１０に該当）  
Ｇｘｍ［３］＝Ｇｓｘｍ［１］＋Ｇｐｘｍ［１］＋Ｇｆｘｍ［１］＝７＋２＋４＝１３［ｍＴ／ｍ］、Ｇｘｔ［３］＝２００［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１１に該当）  
Ｇｘｍ［４］＝Ｇｓｘｍ［２］＋Ｇｐｘｍ［２］＋Ｇｆｘｍ［１］＝３＋４＝７［ｍＴ／ｍ］、Ｇｘｔ［４］＝２５０［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１２に該当）  
Ｇｘｍ［５］＝Ｇｓｘｍ［３］＋Ｇｆｘｍ［１］＝４＝４［ｍＴ/ｍ］、Ｇｘｔ［５］＝３００［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１３に該当）  
Ｇｘｍ［６］＝Ｇｆｘｍ［２］＝５＝５［ｍＴ/ｍ］、Ｇｘｔ［６］＝４００［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１４に該当）  
Ｇｘｍ［７］＝Ｇｆｘｍ［３］＝０＝０［ｍＴ/ｍ］、Ｇｘｔ［７］＝５００［ｍｓｅｃ］（図６のイベント４１５に該当）
例えば、図６のイベント４１２のＧｘｍ［４］は、イベント４０２のＧｓｘｍ［２］と、イベント４０５のＧｐｘｍ［２］と、以前に出力されたイベント４０６のＧｆｘｍ［１］の傾斜磁場電流が保持されたとして算出された値を、すべて併合した結果となる。
【００２５】
すなわち、任意の時刻で、対象となるイベントを単純に並び替えて、出力傾斜磁場強度を足し合わせるだけでなく、以前に出力されたイベントの傾斜磁場電流値が、時間方向に強度が保持されることを前提に、並び替えた後の強度を決定する必要があり、処理内容が複雑となる。その結果、当然ながら処理に長時間が必要となってしまう。
【００２６】
また、上記処理（撮像断面傾斜処理）は、撮像断面が変化する計測においては、撮像断面が変化する毎に、再度、同一の処理を行う必要がある。撮像断面が変化する計測とは、例えば、インタラクティブに撮像断面を変化させながら、所望の撮像断面が計測できるまで、撮像を繰り返すような心臓断面計測や、体内患部に向かって針状の治療具を挿して、その先端で冷凍治療などを行う際に、針の場所をダイナミックに確認しながら計測を進めていく場合等の計測である。
【００２７】
上述のような撮像断面が変化する計測においては、撮像断面傾斜処理時間の短縮がなされないと、撮像指定動作に対して、実際の撮像タイミングが遅延してしまうため、正しい場所の撮像を行うことが困難となってしまう。
【００２８】
そこで、上記撮像断面傾斜処理について、特許文献１に記載された技術のように、必要とする波形毎にレジスタとカウンタとを設けることが考えられるが、このように構成すると、波形の増加に伴い、レジスタ及びカウンタも増加させなければならず構成が複雑となり、これらのオンオフ制御も複雑となり、ＭＲＩ装置のコストダウン化の阻害要因となってしまう。
【００２９】
本発明の目的は、波形整形回路等の構成を複雑化することなく、高速に、かつ連続的に、任意の角度を計測するための傾斜磁場パルスヘのパルスシーケンス変換が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【００３０】
上記目的を達成するために、本発明は、次のように構成される。  
（１）本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、被検体に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケンサからの高周波パルスにより被検体に高周波磁場を照射する送信系と、上記核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、撮像断面の傾斜角度を指示する傾斜角度指示手段とを有する。  
上記磁気共鳴イメージング装置のシーケンサは、記憶手段を有し、スライス軸データ、位相軸データ、周波数軸データの、それぞれ対して、前方差分データを算出して、基礎パルスシーケンスデータとして、上記記憶手段に記憶させ、傾斜角度指示手段により指示された傾斜角度と、記憶された基礎パルスシーケンスデータとに基づいて、スライス軸、位相軸、周波数軸の、それぞれに対して、空間座標軸であるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸成分を算出し、算出したそれぞれのＸ軸成分と、それぞれのＹ軸成分と、それぞれのＺ軸成分を併合して、併合したＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸上の成分を、それぞれの軸毎に時間的に積分して、傾斜磁場発生手段に傾斜磁場を発生させる。
【００３１】
（２）好ましくは、上記（１）において、上記シーケンサは、ベクトル演算器を有し、このベクトル演算器を用いて上記パルスシーケンスデータを算出する。
【発明の効果】
【００３２】
本発明によれば、波形整形回路等の構成を複雑化することなく、高速に、かつ連続的に、任意の角度を計測するための傾斜磁場パルスヘのパルスシーケンス変換が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００３３】
したがって、任意の傾斜角度での断面計測を行なう際の傾斜磁場パルスシーケンス列を高速に生成することが可能となり、連続的な角度変更を行なう場合でも、高速にデータ演算処理を行なうことができ、指定された断面の画像の高速撮像を行うことができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３４】
以下、本発明の実施形態について、添付図面を参照して説明する。  
図１は、本発明の一実施形態による撮像の動作フローチャートであり、図２は、図１のフローチャートにおける一部の処理ステップを詳細に示したフローチャートである。また、図３は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。
【００３５】
まず、図３を参照して、ＭＲＩ装置の概略構成について説明する。寝台５１２には被検体５１１が配置される。ガントリ５１０には、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波送受信コイルとが備えられている。ＲＦコイルコントローラ５０７は、上記高周波送受信コイルの動作を制御する。また、傾斜コイルコントローラ５０８は、上記傾斜磁場コイルの動作を制御し、積分回路５０９は、傾斜磁場データを積分演算する回路である。
【００３６】
パスルシーケンス発生用ＭＰＵ５０４は、ユーザーインターフェース制御ユニット５０３からの指令に基づき、指令信号をＲＦコイルコントローラ５０７及び傾斜磁場コイルコントローラ５０８に供給する。ベクトル演算器５０６は、３次元画像データの演算処理をする演算器である。また、メモリ５０５は、パルスシーケンス発生ＭＰＵ５０４等で用いられるデータを格納する。
【００３７】
また、５０１は、断層画像等を表示するディスプレイ、５０２は、オペレータ等が指令データ等を入力するキーボードである。
【００３８】
次に、本発明の一実施形態であるＭＲＩ装置において、心臓撮像時など、連続的に撮像断面のみを変化させながら、計測する場合の処理方法について説明する。
【００３９】
図１の処理ステップ１０１において、操作者は撮像のための条件をキーボード５０２、ユーザーインターフェース制御ユニット５０３を介して、設定し、撮像の準備を行う。ここで、任意の撮像断面を取得するための、初期オブリーク情報も設定される。
【００４０】
次に、撮像条件が決定され次第、実際の撮像が開始される（処理ステップ１０２）。撮像開始直後、パルスシーケンス発生用ＭＰＵ５０４により、撮像条件に基づいたＳＰＦ軸での基本パルスシーケンスデータが生成される（処理ステップ１０３）。この基本パルスシーケンスデータと初期オブリーク角度は、図３に示すメモリ５０５内に保存される。
【００４１】
次に、もし、オブリーク角度情報の変更の必要性があれば、キーボード５０２等から、処理ステップ１０４において、制御ユニット５０３に入力されるが、通常は、最初の画像取得までは変更されない。
【００４２】
次に、ＳＰＦ軸上で生成された基本パルスシーケンスデータと初期設定された角度とは、ＭＰＵ５０４の中央演算装置に読み込まれ、ベクトル演算器５０６を用いて、行列の掛け算として計算を行うことで、高速にＸＹＺ軸上オブリーク後パルスシーケンスデータが計算される（処理ステップ１０５）。
【００４３】
次に、処理ステップ１０５で生成されたパルスシーケンスデータに対して、撮像を行う（処理ステップ１０６）を行う。この撮像処理では、パルスシーケンスデータに指定された時刻になったら、指定されたデータを傾斜磁場コイルコントローラ５０８に供給する。
【００４４】
傾斜磁場コイルコントローラ５０８は、供給されたデータに基づく電流値を傾斜磁場コイルに流す。これを、規定された回数分繰り返し行うことで、２次元もしくは３次元のＮＭＲ信号を取得し、これを画像再構成し、操作者に対してディスプレイ５０１により表示する。
【００４５】
図１の処理ステップ１０３及び処理ステップ１０５の内容を、図２を参照して詳細に説明する。なお、処理ステップ１０７〜１１０については後述する。
【００４６】
図２において、制御ユニット５０３及びＭＰＵ５０４により、処理ステップ６０１で基礎パルスシーケンスデータの作成が開始され、撮像条件が決定される。そして、処理ステップ６０２において、図４に示したパルスシーケンス理論に基づき、ＳＰＦ軸でのパルスシーケンスデータが作成される。なお、図４に示した例の場合は、撮像条件でグラディエントエコーシーケンスが選択された場合の例である。
【００４７】
特に、ここでは撮像断面の傾きを決める傾斜磁場コイルのための情報のみについて着目する。これは、図３のＭＰＵ５０４で生成され、生成された情報は、メモリ５０５に格納される。ここで作成されるＳＰＦ軸の傾斜磁場パルスのためのイベントを以下のように表記する。
【００４８】
Ｇｓ［ｉ］＝（Ｇｓｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）、（ｉ＝１、２、・・・Ｉ、Ｉは２以上の任意の整数）。  
Ｇｐ［ｊ］＝（Ｇｐｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）、（ｊ＝１、２、・・・Ｊ、Ｊは２以上の任意の整数）。  
Ｇｆ［ｋ］＝（Ｇｆｍ［ｋ］、Ｇｆｔ［ｋ］）、（ｋ＝１、２、・・・Ｋ、Ｋは２以上の任意の整数）。
【００４９】
また、撮像断面を示すＳＰＦ軸のＸＹＺ軸に対する方向余弦ベクトルを、以下のように示す。
【００５０】
Ｓ＝（Ｓｘ，Ｓｙ，Ｓｚ）、（Ｓｘ２＋Ｓｙ２＋Ｓｚ２＝１）  
Ｐ＝（Ｐｘ，Ｐｙ，Ｐｚ）、（Ｐｘ２＋Ｐｙ２＋Ｐｚ２＝１）  
Ｆ＝（Ｆｘ，Ｆｙ，Ｆｚ）、（Ｆｘ２＋Ｆｙ２＋Ｆｚ２＝１）
なお、各方向余弦ベクトルは、互いに直交しており、図５における、ベクトル３０２（Ｓ）、ベクトル３０３（Ｐ）、ベクトル３０４（Ｆ）を意味する。これらのデータも、メモリ５０５内に保持される。
【００５１】
次に、処理ステップ６０３で時間的な前方差分処理を行う。その結果を以下に示すように、イベント列Ｇ’ｓ、Ｇ’ｐ、Ｇ’ｆとする。
【００５２】
（Ｇ’ｓ［ｉ］，Ｇ’ｓｔ［ｉ］）＝（Ｇｓ［ｉ］−Ｇｓ［ｉ−１］，Ｇｓｔ［ｉ］）、（ｉ＝１、２、・・・Ｉ、Ｉは２以上の任意の整数）。  
（Ｇ’ｐ［ｊ］，Ｇ’ｐｔ［ｊ］）＝（Ｇｐ［ｊ］−Ｇｐ［ｊ−１］，Ｇｐｔ［ｊ］）、（ｊ＝１、２、・・・Ｊ、Ｊは２以上の任意の整数）。  
（Ｇ’ｆ［ｋ］，Ｇ’ｆｔ［ｋ］）＝（Ｇｆ［ｋ］−Ｇｆ［ｋ−１］，Ｇｆｔ［ｋ］）、（ｋ＝１、２、・・・Ｋ、Ｋは２以上の任意の整数）。
【００５３】
ただし、ｉ＝ｊ＝ｋ＝１のとき、前方差分は行わないものとする。  
すなわち、以下の式で表すことができる。  
（Ｇ’ｓ［１］，Ｇ’ｓｔ［１］）＝（Ｇｓｍ［１］，Ｇｓｔ［１］）  
（Ｇ’ｐ［１］，Ｇ’ｐｔ［１］）＝（Ｇｐｍ［１］，Ｇｐｔ［１］）  
（Ｇ’ｆ［１］，Ｇ’ｆｔ［１］）＝（Ｇｆｍ［１］，Ｇｆｔ［１］）
この処理ステップ６０３の結果を、メモリ５０５内に保持して、基礎パルスシーケンスデータの作成は終了する（処理ステップ６０４）。処理ステップ６０３の結果を保持しておくことで、同じ撮像条件において、断面の角度のみが変更になった場合は、次の処理ステップ６０５より処理を開始することが可能であり、高速に指定された角度を撮像するためのパルスシーケンスデータを生成することが可能である。
【００５４】
つまり、ユーザーにより指定された任意のオブリーク角度で計測を行うための処理へと移行する。  
処理ステップ６０６（ＸＹＺ軸への分解処理）において、メモリ５０５内に保存された、ＳＰＦ軸での前方差分パルスシーケンスデータ（イベント列）と、方向余弦ベクトルを読み出し、下記演算を行う。
【００５５】
Ｇ’ｓ［ｉ］＝（Ｇ’ｓｘｍ［ｉ］、Ｇ’ｓｙｍ［ｉ］、Ｇ’ｓｚｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）、（ｉ＝１、２、・・・Ｉ、Ｉは２以上の任意の整数）  
Ｇ’ｓｘｍ［ｉ］＝Ｓｘ×Ｇ’ｓｍ［ｉ］  
Ｇ’ｓｙｍ［ｉ］＝Ｓｙ×Ｇ’ｓｍ［ｉ］  
Ｇ’ｓｚｍ［ｉ］＝Ｓｚ×Ｇ’ｓｍ［ｉ］
Ｇ’ｐ［ｊ］＝（Ｇ’ｐｘｍ［ｊ］、Ｇ’ｐｙｍ［ｊ］、Ｇ’ｐｚｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）、（ｊ＝１、２、・・・Ｊ、Ｊは２以上の任意の整数）  
Ｇ’ｐｘｍ［ｊ］＝Ｐｘ×Ｇ’ｐｍ［ｊ］  
Ｇ’ｐｙｍ［ｊ］＝Ｐｙ×Ｇ’ｐｍ［ｊ］  
Ｇ’ｐｚｍ［ｊ］＝Ｐｚ×Ｇ’ｐｍ［ｊ］
Ｇ’ｆ［ｋ］＝（Ｇ’ｆｘｍ［ｋ］、Ｇ’ｆｙｍ［ｋ］、Ｇ’ｆｚｍ［ｋ］、Ｇｐｔ［ｋ］）、（ｋ＝１、２、・・・Ｋ、Ｋは２以上の任意の整数）  
Ｇ’ｆｘｍ［ｋ］＝Ｆｘ×Ｇ’ｆｍ［ｋ］  
Ｇ’ｆｙｍ［ｋ］＝Ｆｙ×Ｇ’ｆｍ［ｋ］  
Ｇ’ｆｚｍ［ｋ］＝Ｆｚ×Ｇ’ｆｍ［ｋ］
上記演算は、各々、ベクトル演算を用いて下記のように表記されるため、ＭＰＵ５０４が、ベクトル演算器５０６を用いて、高速に処理する。ベクトル演算器５０６では、一度に複数の掛け算や足し算の処理を行うことが可能であり、このベクトル演算器５０６を使って３回のベクトル演算で結果を出すことができる。
【００５６】
（Ｇ’ｓｘｍ［ｉ］  Ｇ’ｓｙｍ［ｉ］  Ｇ’ｓｚｍ［ｉ］）＝Ｇ’ｓｍ［ｉ］×（Ｓｘ  Ｓｙ  Ｓｚ）、（ｉ＝１、２、・・・Ｉ）
（Ｇ’ｐｘｍ［ｊ］  Ｇ’ｐｙｍ［ｊ］  Ｇ’ｐｚｍ［ｊ］）＝Ｇ’ｐｍ［ｊ］×（Ｐｘ  Ｐｙ  Ｐｚ）、（ｊ＝１、２、・・・Ｊ）
（Ｇ’ｆｘｍ［ｋ］  Ｇ’ｆｙｍ［ｋ］  Ｇ’ｆｚｍ［ｋ］）＝Ｇ’ｆｍ［ｋ］×（Ｆｘ  Ｆｙ  Ｆｚ）、（ｋ＝１、２、・・・Ｋ）
ただし、時刻に関しては、そのまま用いる。その結果、３つのイベント列は、以下に示す９つのイベント列へと分解される。
【００５７】
Ｇ’ｓｘ［ｉ］＝（Ｇ’ｓｘｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）  
Ｇ’ｓｙ［ｉ］＝（Ｇ’ｓｙｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）  
Ｇ’ｓｚ［ｉ］＝（Ｇ’ｓｚｍ［ｉ］、Ｇｓｔ［ｉ］）
Ｇ’ｐｘ［ｊ］＝（Ｇ’ｐｘｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）  
Ｇ’ｐｙ［ｊ］＝（Ｇ’ｐｙｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）  
Ｇ’ｐｚ［ｊ］＝（Ｇ’ｐｚｍ［ｊ］、Ｇｐｔ［ｊ］）
Ｇ’ｆｘ［ｋ］＝（Ｇ’ｆｘｍ［ｋ］、Ｇｆｔ［ｋ］）  
Ｇ’ｆｙ［ｋ］＝（Ｇ’ｆｙｍ［ｋ］、Ｇｆｔ［ｋ］）  
Ｇ’ｆｚ［ｋ］＝（Ｇ’ｆｚｍ［ｋ］、Ｇｆｔ［ｋ］）
次に、処理ステップ６０７で、Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸の各Ｘ、Ｙ、Ｚ成分を、Ｘについて、Ｙについて、Ｚについてイベント列のマージ処理を行なう。イベント列の併合（マージ処理）は、Ｘ、Ｙ、Ｚ成分に対して各々個別に行う必要がある。マージ処理は、一般的なマージアルゴリズム（マージソートなど）を用いる。
【００５８】
ただし、通常、一般的なマージアルゴリズムは、２つのデータをマージ処理するためのものであるが、この実施形態においては、３つのデータをマージ処理する。３つのデータをマージ処理するため、まず、３つあるイベント列のうちの２つの軸（例えば、Ｇ’ｓｘ［ｉ］とＧ’ｐｘ［ｊ］）に対して適用し、その結果と、残ったイベント列（Ｇ’ｆｘ［ｋ］）とに対して、さらにマージ処理を行う。これにより、単純な処理で３つのデータのマージ処理が可能である。
【００５９】
マージ処理された結果は、Ｇｓｘｍ［ｉ］と、Ｇｐｘｍ［ｊ］と、Ｇｆｘｍ［ｋ］を、ひとつの配列Ｇｘｍ［ｎ］として時間順に並べた結果となる。また、同じように、Ｇｓｙｍ［ｉ］、Ｇｐｙｍ［ｊ］、Ｇｆｙｍ［ｋ］をＧｙｍ［ｎ］に、Ｇｓｚｍ［ｉ］、Ｇｐｚｍ［ｊ］、Ｇｆｚｍ［ｋ］をＧｚｍ［ｎ］にマージ処理する。その結果、以下のデータが生成される。
【００６０】
Ｇｍ［ｎ］＝（Ｇｘｍ［ｎ］，Ｇｙｍ［ｎ］，Ｇｚｍ［ｎ］，Ｇｔ［ｎ］）、（ｎ＝１，２，・・・Ｎ＝（Ｉ＋Ｊ＋Ｋ））
そして、マージ処理した結果（Ｇｍ［ｎ］）は、メモリ５０５内に保存され、オブリークパルスシーケンスデータ作成処理は終了する（処理ステップ６０８）。
【００６１】
次に、処理ステップ１０６の撮像のための逐次的な繰り返し処理へと移る。処理ステップ１０６では、前処理ステップ１０５で生成した、オブリークパルスシーケンスデータＧｍ［ｎ］のイベント時刻に基づき逐次的に処理を行う。
【００６２】
ＭＰＵ５０４は、一般的なＣＰＵと同じであり、タイマーユニットを有している。そのタイマーユニットで刻まれる時刻と、各イベントが持つ時刻情報（Ｇｔ［ｎ］）とを比較し、指定の時刻になったところで、そのイベントの値（Ｇｘｍ［ｎ］、Ｇｙｍ［ｎ］、Ｇｚｍ［ｎ］）を、傾斜磁場コイルコントローラ５０８に転送する。
【００６３】
傾斜磁場コイルコントローラ５０８には、積分回路５０９が備えられており、以下の積分処理が行われる。
【００６４】
Ｇ［ｎ］＝（Ｇｘｍ［ｎ］，Ｇｙｍ［ｎ］，Ｇｚｍ［ｎ］，Ｇｔ［ｎ］）、（ｎ＝２、・・・Ｎ、Ｎ＝Ｉ＋Ｊ＋Ｋ）
Ｇｘｍ［ｎ］＝Ｇｘｍ［ｎ−１］＋Ｇ’ｘｍ［ｎ］
Ｇｙｍ［ｎ］＝Ｇｙｍ［ｎ−１］＋Ｇ’ｙｍ［ｎ］
Ｇｚｍ［ｎ］＝Ｇｚｍ［ｎ−１］＋Ｇ’ｚｍ［ｎ］
ただし、ｎ＝１のときは、復元処理は行なわない。  
すなわち、次のような処理を行う。  
Ｇｘｍ［１］＝Ｇ’ｘｍ［１］
Ｇｙｍ［１］＝Ｇ’ｙｍ［１］
Ｇｚｍ［１］＝Ｇ’ｚｍ［１］
上記積分処理によって、最終的にＸ軸コイル、Ｙ軸コイル、Ｚ軸コイルヘの出力電流値Ｇｘｍ、Ｇｙｍ、Ｇｚｍが決定され、これらＸ軸コイル、Ｙ軸コイル、Ｚ軸コイルヘと電流が流される。この処理は、ＭＰＵ５０４から傾斜磁場コイルコントローラ５０８にイベントデータが供給された時点で、傾斜磁場コイルコントローラ５０８により、逐次的に高速に処理される。
【００６５】
以上の処理を、指定イベント分だけ繰り返すことで、ＲＦコイルコントローラ５０７には、ガントリ５１０内に備えられた高周波受信コイルによりＮＭＲ信号が受信され、メモリ５０５に受信データが保持される。
【００６６】
メモリ５０５に保持された受信データは、ユーザーインターフェース制御ユニット５０３で画像再構成処理され、最終的にディスプレイ５０１に画像表示される。
【００６７】
一連の撮像処理が終わった後、オブリーク角を変更し、引き続き撮像を行う必要がある場合には、次のような動作が行われる。  
まず、図１の処理ステップ１０７で、オブリーク角のみ変更して、同一のパルスシーケンスで引き続き撮像を続行するか否かを判断する。この処理ステップ１０７において、オブリーク角のみ変更して撮像を繰り返す場合は、処理ステップ１０４のオブリーク角の再入力へと戻る。
【００６８】
そして、処理ステップ１０４で、再入力されたオブリーク角から、再度、図５に示したような方向余弦データが決定され、処理ステップ１０５、１０６が実行される。
【００６９】
処理ステップ１０７において、同じパルスシーケンスでも、オブリーク角でなく、その他のパラメータ（例えば、ＴＲやＴＥなど）が変更された場合は、処理は、処理ステップ１０８に進む。
【００７０】
処理ステップ１０８において、同じパルスシーケンスで撮像条件を変えて撮像を続行するか否かを判断する。同じパルスシーケンスで撮像条件を変えて撮像する場合は、処理ステップ１０１に戻り、以降、処理ステップ１０１〜１０７が実行される。
【００７１】
処理ステップ１０８において、同じパルスシーケンスで撮像条件を変えて撮像する必要が無い場合は、処理ステップ１０９に進む。
【００７２】
そして、処理ステップ１０９において、異なるパルスシーケンスで撮像を続行するか否かを判断する。この処理ステップ１０９において、違うパルスシーケンスで撮像を続行する場合は、再度基礎パルスシーケンスデータを生成する必要があるため、処理ステップ１０９から処理ステップ１０１に戻り、以降、処理ステップ１０１〜１０８が実行される。また、処理ステップ１０９において、グラディエントエコーシーケンスからスピンエコーシーケンスヘとパルスシーケンス種類が変更される場合も、同様に、処理ステップ１０９から処理ステップ１０１に戻る。
【００７３】
以上のように、本発明の一実施形態によれば、スライス軸（Ｓ軸）、位相軸（Ｐ軸）、及び周波数軸（Ｆ軸）の、それぞれの前方差分データを算出して、基礎パルスシーケンスデータとしてメモリに格納する。そして、方向余弦データと、格納された基礎パルスシーケンスデータとにより、Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸のそれぞれでＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸方向成分を算出し、Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸の各Ｘ軸成分どうしの併合、Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸のＹ軸成分どうしの併合、Ｓ軸、Ｐ軸、Ｆ軸のＺ軸成分どうしの併合を行うように構成される。
【００７４】
したがって、ＳＰＦ軸のパルスシーケンスデータそのものを記憶する必要が無く、前方差分データを記憶すればよいので、メモリの必要容量を低減することができ、撮像断面の傾斜角度を変更して連続撮像する場合には、ＳＰＦ軸それぞれのパルスシーケンスデータの作成が不要となり、波形整形回路等の構成を複雑化することなく、演算処理時間を短縮化して、正確な断面における撮像が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】本発明の一実施形態による撮像の動作フローチャートである。
【図２】図１のフローチャートにおける一部の処理ステップを詳細に示したフローチャートである。
【図３】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。
【図４】ＭＲＩ装置における任意断面計測のパルスシーケンスを示す図である。
【図５】撮像断面と方向余弦ベクトルとの関係を示す図である。
【図６】任意角度の断面計測に必要な、スライス、位相、周波数方向傾斜磁場成分合成の結果を示す図である。
【符号の説明】
【００７６】
５０１        ディスプレイ
５０２        キーボード
５０３        ユーザーインターフェース制御ユニット
５０４        パルスシーケンス発生用ＭＰＵ
５０５        メモリ
５０６        ベクトル演算器
５０７        ＲＦコイルコントローラ
５０８        傾斜磁場コイルコントローラ
５０９        積分回路
５１０        ガントリ
５１１        被検体
５１２        寝台
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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