JP2004283627A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】高周波反転パルスのフリップ角の変動に高い耐性を呈し、安定した動作のプリスキャンを実施でき、本スキャン時のパルスシーケンスをより高精度に補正する。
【解決手段】ＭＲＩ装置では、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に設定したパルスシーケンスの第１のプリスキャン、及び、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの内の偶数番目の高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に対して１８０°の位相差を有する値に設定したパルスシーケンスの第２のプリスキャンを各別に実施する。第１のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第１のエコーデータ群と第２のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第２のエコーデータ群とに基づいて本スキャンのパルスシーケンスを事前に補正する。
【選択図】 図６

Description

本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に係り、とくに、ＣＰＭＧパルス系列や位相反転ＣＰパルス系列など、複数の高周波反転パルス（ＲＦrefocusing pulse）を組み込んだパルスシーケンス（代表的なシーケンス名としては例えば、ＲＡＲＥ法（高速ＳＥ法）、ＧＲＡＳＥ法（Hybrid ＥＰＩ法））を使うＭＲＩ装置に関する。

原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、非侵襲で被検体内の画像を得ることができることから、医療技術の分野でも益々盛んに実施されており、画像処理などの技術の進歩、高度化に伴って、ＭＲ画像に対する質的要求及び高速撮影の度合いも非常に高まっている。

従来、これらの条件を満足させようとして磁気共鳴イメージングのための各種のパルスシーケンスが実施あるいは提案されている。その一つとして、ＲＡＲＥ法と呼ばれるパルスシーケンス（例えば、非特許文献１：“Magnetic Resonance in Medicine Vol.3, 823-833, 1986”、非特許文献２：“Journal of Magnetic Resonance Imaging Vol.78, 397-407, 1988” 参照）や、ＧＲＡＳＥ法と呼ばれるパルスシーケンス（例えば、特許文献１：“米国特許第５２７０６５４号”参照）がある。

図３５にはＲＡＲＥ法のパルスシーケンスを、図３６にはＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスをそれぞれ示す。これらの図において、パルスＲＦexは高周波励起パルス(RF excitation pulse)を、パルスＲＦre1 〜ＲＦre5 は高周波反転パルス(RF refocusing pulse)を示す。高周波励起パルスＲＦexに続いて高周波反転パルスＲＦre1〜ＲＦre5が順次印加される。また、パルスＧssはスライス方向傾斜磁場を、パルスＧpeは位相エンコード方向傾斜磁場を、パルスＧroはリード方向傾斜磁場を、さらに波形Ｅ(1)〜Ｅ(5)（又はＥ(1,1)〜Ｅ(5,3）はＣＰＭＧパルス系列によって発生するＮＭＲエコー信号（位相検波後の波形）をそれぞれ示している。高周波パルスＲＦex、ＲＦre1〜ＲＦre5を印加するときの位相φは、高周波励起パルスＲＦexに対してφ＝０°、高周波反転パルスＲＦre1〜ＲＦre5に対してφ＝９０°に夫々設定されている。また、高周波パルスによって磁化スピンを倒すフリップ角θは、高周波励起パルスＲＦexに対してθ＝α（一般に９０°）、高周波反転パルスＲＦre1〜ＲＦre5に対してθ＝β１〜β５（一般に１８０°）である。図３５、３６のいずれのパルスシーケンスもＣＰＭＧパルス系列を利用して複数のエコー信号を発生させ、それぞれのエコー信号に大きさ（パルス面積）の異なる位相エンコード（位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧpe）を施すことで、１フレームの画像の再構成に必要なエコーデータを収集している。これにより、従来のスピンエコー法に比べて、撮像時間が数分の１から数百分の１で済む。

このＣＰＭＧパルス系列、位相反転ＣＰパルス系列の如く、複数の高周波反転パルスを用いたパルス系列の場合、その各高周波反転パルス間で収集されるそれぞれのエコー信号は位相ダイヤグラム上の複数の経路を経たエコー成分の総和であることが、明らかになっている（例えば、非特許文献２：“Journal of Magnetic Resonance Imaging Vol.78, 397 -407, 1988”、非特許文献３：“Magnetic Resonance in Medicine Vol.30, 183-191, 1993”参照）。

また、これらのパルスシーケンスを使う場合、傾斜磁場パルスのスイッチングに起因してＭＲＩ装置の導体部分に生じる渦電流、傾斜磁場コイルの製造誤差、そのほかのＭＲＩ装置の校正の不完全性を主たる原因として、各エコー成分に、互いに異なる空間的分布を持った位相ずれが生じる。このことは、具体的には、例えば、特許文献２：特開平６−１２１７７７号公報、特許文献３：特開平６−５４８２７号公報、さらには、特許文献４：米国特許第５３７８９８５号明細書に記載されている。このため、再構成画像の位相エンコード方向にゴーストアーチファクトが発生したり、画像の信号値が局所的に低下したり、画像全体のＳ／Ｎ比が低下するなどの現象が生じ、画質を著しく劣化させてしまうことがある。この不具合は、傾斜磁場パルスを短いスイッチング時間の間に強度を大きく変化させなければならない高空間分解能の撮像や、エコー数を非常に多くとる撮像の場合に特に顕著である。

この画質劣化の不具合を解消する一つの方法（第１の従来技術）が、前述した特許文献４：米国特許第５３７８９８５号明細書に示されている。被検体に対するＭＲ画像取得のための実際の撮像（以下、「本スキャン」という）に先立って、プリスキャンと呼ばれるスキャンを実施する。このプリスキャンでは、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの強度を零にした状態でスキャンを実施し、これにより得た各エコー信号に１次元のフーリエ変換を施す。これにより得た位相分布の０次、１次の成分を補正データとして算出し、本スキャンの傾斜磁場パルスの波形および高周波パルスを印加する位相（以下、「印加位相」という）を補正している。この印加位相は、図３８に示す如く、回転座標系Ｘ′，Ｙ′，Ｚ′のＸ′，Ｙ′面における基準とする座標軸、例えばＸ′に対する高周波パルスの印加時の磁化Ｍの位相φとして表される。

ところで、このＣＰＭＧパルス系列、位相反転ＣＰパルス系列などの複数の高周波反転パルスを用いた撮像においては、また別の物理的性質も分かっている。つまり、高周波励起パルスと第１番目の高周波反転パルスとの間で横磁化が位相誤差を受けたり、また、それ以降の隣接する高周波反転パルス間で横磁化が一律に同じ大きさの位相誤差を受けたりすると、各エコー信号（複数の経路を経たエコー成分の総和）は２つのグループのエコー群に分かれる、というものである。この性質は例えば、非特許文献４：“Magnetic Resonance in Medicine Vol.30, 251-255, 1993”に示されている。

ＲＡＲＥ法やＧＲＡＳＥ法などのパルスシーケンスを使った場合、前述したように、ほぼ同じ形の傾斜磁場パルスが繰り返して印加されるので、傾斜磁場パルス自体は勿論のこと、傾斜磁場パルスの大きさに比例する性質を有する渦磁場もそのパルス繰返しパターンに基づく位相誤差を生じて、２つのエコー成分のグループに分かれると考えられる。したがって、各エコー信号の位相ずれのパターンと再構成画像の画質劣化は、近似的には、２つのグループのエコー成分間の相互干渉に起因していると、考えることができる。

高周波励起パルスと第１番目の高周波反転パルスとの間で原子核スピンの横磁化が受ける位相誤差をΔφ１、それ以降の隣接する高周波反転パルス間でその横磁化が一律に受ける位相誤差をΔφ２とし、第ｎ番目と第ｎ＋１番目の高周波反転パルス間で観測される２つのグループのエコー成分の内、全ての高周波反転パルスで位相反転(refocus)される経路のエコー成分を含むものを主エコー成分Ｅmain(n)、それ以外のエコー成分を副エコー成分Ｅsub(n)とすると、両エコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)の位相は、

で表される。

撮像領域の各々の点において生じるエコー信号は、このような対応関係があるため、それらの総和である（観測される）エコー信号の位相や位相のちらばり程度を示す位相分散の大きさについても同様の対応関係がある。図３８は各高周波反転パルス間でのリード方向傾斜磁場に因る各エコー信号の位相分散の大きさの変化を模式的に説明する位相ダイヤグラムである。同図の縦軸はリード方向傾斜磁場に因るエコー信号の位相分散の大きさ（相対値）であり、位相分散の等しいエコー成分の同図上での変化を示す経路が分かり易くなるように、故意に、高周波励起パルスと第１高周波反転パルスとの間のリード方向傾斜磁場の時間積分値を正規の値Ａ（正規には同図中のパルスＢの１／２）よりもΔＡだけ増やしている。前述した文献２）に示す如く、ある位相分散を有する横磁化成分（エコー成分）は高周波反転パルスによって、分散関係が反転する横磁化成分と、反転しない横磁化成分と、縦磁化として保存される成分の３つに分化することが知られている。その後の高周波反転パルスの印加間隔、印加する傾斜磁場波形は規則的であることから、位相ダイヤグラム上のいくつかの経路のエコー成分は等しい位相分散の大きさを持って重なるため、同図に示すように規則的な分散パターンになる。同図中、太い実線は主エコー成分Ｅmainと同位相のエコー成分のグループで、細い実線は副エコー成分Ｅsubと同位相のエコー成分のグループである。またエコー収集の期間において、位相分散の大きさが正又は負の方向に大きく離れているエコー成分の殆どは、そのエコー成分が属するグループ内のスピン同士の位相干渉に因ってエコー信号としては観測できない、いわゆるスポイルされた状態にある。したがって、実際にエコー信号として収集される部分は主に、図中、矢印で示す部分（データ収集中に位相分散が零になる瞬間がある成分）ということになる。

一方、エコー信号の位相を見てみると、エコー信号の位相と高周波パルスの印加位相の対応関係から、ＣＰＭＧパルス系列又は位相反転ＣＰパルス系列の印加位相の条件を満たし、そのほかハードウエアの不完全性に因るスピン位相の誤差が無いものとすると、主エコー成分Ｅmain(n)と副エコー成分Ｅsub(n)の位相は一致する。実際に収集されるエコー信号は、両エコー成分の和であり、
［数３］
Ｅ(n)＝Ｅmain(n)＋Ｅsub(n)
となる。未調整でも図３８中のΔＡは十分に小さいため、２つのエコー成分のピークは重なって見えることが多い。

また、両方のエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)の振幅は、高周波反転パルス数ｎ、高周波パルスのスライス特性、フリップ角などに依存することが確認されている（例えば、非特許文献５：“Society of Magnetic Resonance in Medicine, Pro. of Annual Meeting in 1992 No.4508” 、非特許文献６：“Society of Magnetic Resonance in Medicine, Pro. of Annual Meeting in 1991 No.1025”参照）。

このため、両方のエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)の振幅比Ｒ(n)が分からない限り、収集されるエコー信号から位相誤差を抽出することはできない。

このような状況下において、前述した特許公報２）；特開平６−５４８２７号記載の磁気共鳴画像化方法および装置には、上述した不具合を解消すべく別の従来技術（第２の従来技術）が開示されている。この開示による補正処理を上述と同一の記号で示すと、
［数４］
｜Ｅsub(1)｜＝０
であり、第１番目の高周波反転パルスのフリップ角がほぼ１８０°である場合、
［数５］
｜Ｅsub(2)｜＝ほぼ零
である。このため、

となる。これを利用して、前述と同様のプリスキャンから得られた第１エコー信号および第２エコー信号の情報のみから、本スキャンの傾斜磁場波形および高周波パルスの印加位相を修正し、比較的簡便な補正を行おうとするものである。

この第２の従来技術を図３９〜４１に基づいて詳述する。図３９にはプリスキャンのパルスシーケンスを、図４０には本スキャンのパルスシーケンスを、図４１には補正処理のフローチャートをそれぞれ示す。

図４１に示すように、最初に図３９のパルスシーケンスにしたがってプリスキャンが実施される（ステップ１０１）。このプリスキャンは位相エンコード方向の傾斜磁場が常に零である（Ｇpe＝０）。いま何らかの原因に拠って位相ずれが在る場合、同図に示すように第１エコー信号Ｅ(1)を除く各エコー信号はそれぞれ２つのエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)に分かれる。実際には、２つのエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)のずれは小さく、エコーピークは２つに分かれず、エコーピークの位置ずれｐ(n)と位相のずれφ(n)が各エコー毎に交互に振動するように変化する。第２の従来技術によれば、第１、第２エコー信号Ｅ(1)、Ｅ(2)のエコーピークの位置ずれｐ(1)，ｐ(2)および位相ずれφ(1)，φ(2)が測定される（ステップ１０２）。磁場中心から選択されたスライス面までの距離をｘｓとすると、高周波パルスの印加位相の補正量Δφ（あるいはスライス方向傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧssに対する「ΔＧss・ｘｓ」）は位相ずれφ(1)，φ(2)の位相差に比例し、ΔＧroは位置ずれｐ(1)，ｐ(2)の差に比例する。この関係に基づいて、求めたｐ(1)，ｐ(2)，φ(1)，φ(2)から本スキャン時の高周波パルスの印加位相の補正量Δφ及びスライス方向傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧssのいずれか、及びリード方向傾斜磁場パルスＧroの補正量ΔＧroが演算される（ステップ１０３）。ついで、これらの補正量Δφ（又はΔＧss）およびΔＧroでパルスシーケンスが修正され（図４０参照）、このパルスシーケンスにより本スキャンが実行される（ステップ１０４）。
米国特許第５２７０６５４号明細書 特開平６−１２１７７７号公報 特開平６−５４８２７号公報 米国特許第５３７８９８５号明細書 "Magnetic Resonance in Medicine Vol.3, 823-833, 1986" "Journal of Magnetic Resonance Imaging Vol.78, 397-407, 1988" "Magnetic Resonance in Medicine Vol.30, 183-191, 1993" "Magnetic Resonance in Medicine Vol.30, 251-255, 1993" "Society of Magnetic Resonance in Medicine, Pro. of Annual Meeting in 1992 No.4508" "Society of Magnetic Resonance in Medicine, Pro. of Annual Meeting in 1991 No.1025"

上述した第１、第２の従来技術は、それぞれのエコー成分が相異なる空間的分布を持った位相ずれを起こしたことに因る位相エンコード方向のアーチファクトなどの不具合を改善しようとするものではあったが、以下の示す如く、未解決の課題があった。

（１）第１に、高周波反転パルスのフリップ角が１８０°からずれている場合、本スキャンに対する高周波パルスの印加位相及び傾斜磁場波形の補正精度が低下するという問題である。

例えば｜Ｅmain(n)｜＝｜Ｅsub(n)｜の場合、２つのエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)の位相差がいくら大きくても、その２つのエコー成分Ｅmain(n)、Ｅsub(n)のベクトル和である第ｎ番目に収集されるエコー信号の位相は変化しない。この理由に拠り、第１、第２の従来技術のいずれの手法を実施したとしても補正が的確に実施されず、ＭＲ画像の画質は一向に改善されないか、改善されたとしても不十分な程度に終わることが多い。

フリップ角が１８０°からずれる又はずらしているという状況は決して特殊なものではない。例えば、前述した非特許文献５：“Society of Magnetic Resonance in Medicine, Pro. Of Annual Meeting in 1992 No.4508”でも述べられているように、現状のＦＳＥ（FastＳＥ）法の場合でも、第４〜第８番目のエコーで主エコー成分Ｅmain(n)と副エコー成分Ｅsub(n)の振幅がほぼ等しくなっていることが報告されている。また、非特許文献３：“Magnetic Resonance in Medicine Vol.30, 183-191, 1993”では、各エコー信号の振幅を安定化させるために高周波反転パルスのそれぞれのスライス特性、フリップ角を個別に変化させている。さらに、この技術を利用してＴ２緩和による各エコー信号の減衰を減らす試みも報告されている（“Society of Magnetic Resonance, Proc. of 2nd Annual Meeting in 1994 No.27”参照）。さらに、マルチスライス撮像の場合、高周波反転パルスのフリップ角を１８０°以下の値に設定し、ＳＡＲ（ＲＦ被爆）の低減、ＭＴＣ効果による組織コントラストの変化を低減させることができるという報告もある（“Society of Magnetic Resonance in Medicine, Proc. of Annual Meeting in 1993 No.1244”参照）。

以上のように、高周波反転パルスのフリップ角が１８０°からずれている場合も多く、かかる状況下で前述した第１、第２の従来技術による補正はその精度及び安定性の面で不足である。

この問題は前述した特許文献３：特開平６−５４８２７号でも指摘されているところである（同公報第１１ページ、１８−２７行目参照）。この問題に対して、同特許公報の技術では、スライス方向の傾斜磁場を駆使して一方のエコー成分をディフェイズさせるなどの回避方法が示されているが、傾斜磁場パルスの波形を変形させるので、システムの校正の不完全性の影響を受けるなど、シーケンス調整の自動化には適さないことが多いという問題がある。

（２）第２の問題は、複数ある位相ずれの要因のうち、従来の方法で補正できるのは一部の要因によるものであり、全てではないということである。前述した第１、第２の従来技術のいずれにあっても、プリスキャンの位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧpeは常に零である。このため、プリスキャンにより得られるエコー信号は本スキャンにおける位相エンコード方向の傾斜磁場パルスに起因する位相ずれ成分を含んでいない。つまり、ａ）；位相エンコード方向の傾斜磁場パルス自体のずれ、ｂ）；位相エンコード方向の傾斜磁場パルスに起因する渦磁場に因る０次あるいは１次以上の空間分布を持つ位相ずれ、などは原理的に補正できない。スキャンの空間分解能の高度化、高速化が進んでいる昨今において、パルスシーケンスの種類によっては、位相エンコード方向の傾斜磁場に起因する位相ずれ成分を到底無視できない状況にあり、かかる補正に対する制限は何としても打破したいところである。

（３）第３の問題は、補正値の精度が撮像対象の状態により変化してしまうことである。前述した第１、第２の従来技術では、撮像対象からのエコー信号をもとに補正情報を求めているため、撮像対象の形状、状態によっては正確な位相誤差を測定できないこともあり、補正の安定性の面で問題がある。

例えば医用診断装置の場合、頸椎のアキシャル像のＴ２強調画像では主な信号源が断面に対してほぼ垂直な方向に流れる脳脊髄液(Cerebral Spinal Fluid: CSF)であるため、パルスシーケンスで使用している傾斜磁場パルスに因り流れ速度に関係した原子核スピンの位相変化が生じる。この位相変化を従来の第１、第２の従来技術に示された手法で補正する場合、かかる位相変化はほぼそのままプリスキャンでも表れるから、プリスキャンから求められる補正量の正確性に欠け、信頼性の低いものとなって、目的とする位相変化を誤って補正してしまうこともあるなど、補正精度が低く、その安定性に劣る。このため、原子核スピンが静止している部位でも、ゴーストアーチファクトが現れたり、信号値が低下してＳ／Ｎ比が低下したりするなどの不具合に帰着するし、また、高いエコー信号が出る部位の動きが激しい場合、画質が劣化する場合がある。これは、本スキャン時のパルスシーケンスの補正情報（補正量）を形状、状態が未知の撮像対象から予め得ることを特徴とする補正手法の場合、ある程度避けられない問題ではあるものの、臨床診断上問題となっている。

この発明は上述した不具合、問題に鑑みてなされたものである。（１）；プリスキャンを実施して本スキャン時のパルスシーケンスに必要な補正量を求める処理を前提とする磁気共鳴イメージングにおいて、従来よりも高周波反転パルスのフリップ角の変動に高い耐性を呈し、安定した動作のプリスキャンを実施でき、本スキャン時のパルスシーケンスをより高精度に補正でき、再構成されるＭＲ画像の画質劣化を抑えることができるＭＲＩパルスシーケンスの自動補正方法及びＭＲＩ装置を提供することを、本発明の第１の目的とする。また、（２）；プリスキャンを実施して本スキャン時のパルスシーケンスに必要な補正量を求める処理を前提とする磁気共鳴イメージングにおいて、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスに起因する位相ずれ成分も精度良く補正できるようにし、再構成されるＭＲ画像の画質向上を図ることを、本発明の第２の目的とする。また、（３）；プリスキャンを実施して本スキャン時のパルスシーケンスに必要な補正量を求める処理を前提とする磁気共鳴イメージングにおいて、主要な信号源が高速で動いている場合でも、本スキャン時のパルスシーケンスの補正精度の低下を防止し、再構成されるＭＲ画像の画質劣化を抑えることを、本発明の第３の目的とする。

以上を集約すると、上記第１〜第３の目的の少なくとも１つを達成させて、ＣＰＭＧパルス系列、位相反転ＣＰパルス系列などの複数の高周波反転パルスを使うパルスシーケンスを用いた撮像において、必要な補正情報の収集と補正を従来よりも系統的に実施して、かかる補正の精度及び安定性を向上させ、空間分解能、ゴーストアーチファクト、画像コントラストなどの面で高画質のＭＲ画像を提供することである。

上述した目的を達成するために、本発明に本発明に係るＭＲＩ装置によれば、被検体のＭＲ画像を得るための本スキャンの前に、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に設定したパルスシーケンスの第１のプリスキャン、及び、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの内の偶数番目の高周波反転パルスの印加位相を前記基準位相値に対して１８０°の位相差を有する値に設定したパルスシーケンスの第２のプリスキャンを各別に実施するスキャン手段と、前記第１のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第１のエコーデータ群と前記第２のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第２のエコーデータ群とに基づいて前記本スキャンのパルスシーケンスを事前に補正する補正手段と、を備えたことを特徴とする。

例えば、前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンス及び前記本スキャンのパルスシーケンスはＣＰＭＧパルス系列又は位相反転ＣＰパルス系列である。また例えば、前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンス及び前記本スキャンのパルスシーケンスはＧＲＡＳＥ法又は高速ＳＥ法に従うパルス系列である。また例えば、前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は常に零である。また、前記補正手段は、典型的には、前記第１のエコーデータ群と前記第２のエコーデータ群との対応する順番のエコーデータ同士で加算又は減算して主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成る副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主エコー集合体及び副エコー集合体の各集合体の内の奇数番目及び偶数番目のエコーデータのエコーピークの位相ずれ及び位置ずれの少なくとも一方を演算する手段と、この演算値から求めた補正データにより前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段と、を備える。

さらに、好適には、前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、前記本スキャンにおけるｋ空間の中心位置を含むデータラインに配置するエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形である。

また、一例として、前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、前記本スキャンにおけるｋ空間上の一部又は全面のエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形であってもよい。

さらに、前記第１、第２のプリスキャンを実施する対象は、例えば、前記被検体とは異なるファントムである。

さらに、前記補正手段は、この第１、第２のエコーデータ群に基づいてイメージングチャンネルと傾斜磁場コイルの物理チャンネルとの組み合わせに対して固有の位相誤差に関連する情報を求める手段と、本スキャン時にはその位相誤差関連の情報と傾斜磁場に関連した撮像条件とから本スキャンのパルスシーケンスの補正データを求める手段とを含むように構成してもよい。

以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に設定したパルスシーケンスの第１のプリスキャン、及び複数の前記高周波反転パルスの内の偶数番目の高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に対して１８０°の位相差を有する値に設定したパルスシーケンスの第２のプリスキャンを各別に実施し、第１のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第１のエコーデータ群と第２のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第２のエコーデータ群とに基づいて本スキャンのパルスシーケンスを事前に補正するため、本スキャンのパルスシーケンスの補正が、従来とは異なり、十分に分離された主エコー成分及び副エコー成分に基づいて実施されることから、従来よりも高周波反転パルスのフリップ角の変化に高い耐性を発揮でき、安定したプリスキャンとなり、強いては補正精度が高く、高品質のＭＲ画像を提供することができる。

とくに、上記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、本スキャンにおけるｋ空間の中心位置を含むデータラインに配置するエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形とすることで、位相エンコード方向の傾斜磁場に起因する位相ずれ成分の内、空間的に一様な位相ずれ成分（０次成分）を補正できる。また上記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、本スキャンにおけるｋ空間上の一部又は全面のエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形とすることで、位相エンコード方向の傾斜磁場に起因する位相ずれ成分の内、位相エンコード方向に１次の空間分布を持つ成分も補正できる。このように、従来では測定不可能であった位相エンコード方向の傾斜磁場に起因する位相ずれ成分を好適に補正でき、補正精度がさらに向上し、高画質のＭＲ画像を提供できる。

またとくに、前記第１、第２のプリスキャンを実施する対象を、被検体とは異なるファントムとすることで、動きの無い一様なＭＲ信号強度分布を持つ理想的なファントムを予め用意できるから、被検体内の主なＭＲ信号源が激しく動くような場合でも、正確な補正データを得て補正精度を向上させることができる一方、スキャンの際、被検体に対してプリスキャンを行わなくても済むため、被検体の拘束時間が少なくなり、ＭＲ診断の容易化を図ることもできる。

このように、本発明によれば、ＣＰＭＧパルス系列、位相反転ＣＰパルス系列などの複数の高周波反転パルスを使うパルスシーケンスを用いた撮像において、必要な補正情報の収集と補正を従来よりも系統的に実施して、かかる補正の精度及び安定性を向上させ、空間分解能、ゴーストアーチファクト、画像コントラストなどの面で高画質のＭＲ画像を提供することができる。

以下、この発明の各種の実施の形態を、図面を参照して説明する。最初に、以下に詳述する実施形態と本発明に係る上記第１〜第３の目的との対応関係を示しておく。

第１の実施形態は第１の目的を、第２の実施形態及びその変形形態は第２の目的を、第３の実施形態は同じく第２の目的を、第４の実施形態及びその変形形態は第３の目的をそれぞれ達成しようとするものである。なお、第５の実施形態は、第１〜第４の実施形態とは異なるアプローチを採り、空間分解能、ゴーストアーチファクト、画像コントラストなどの面で高画質のＭＲ画像を提供する。

（第１の実施形態）
この発明に係る第１の実施形態を図１〜図８に基づき説明する。

この実施形態に係る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、選択励起用及びＭＲ信号受信用の送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。

磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、撮影対象としての被検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向（長手方向）に静磁場Ｈ_０を発生させる。

傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、この傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御する傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）からプリスキャン及び本スキャンを実施するためのＦＳＥ法，ＧＲＡＳＥ法などの収集シーケンスを指令する信号を受けると、この指令に応答して図２に示す処理を実行する。これにより、傾斜磁場シーケンサ５ａは、指令されたシーケンスにしたがってＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ_０に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸の内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ_Ｓとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ_Ｒとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_Ｅとする。

送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、この高周波コイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作タイミングを制御するＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。ＲＦシーケンサ５ｂは前記傾斜磁場シーケンサ５ａと共にシーケンサ５を成す。ＲＦシーケンサ５ｂは傾斜磁場シーケンサ５ａと同期した状態でＲＦパルスの印加を指令できる。送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波（ＲＦ）コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）に各種の信号処理を施してエコー信号を形成するようになっている。

さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたデジタル量のエコー信号を受けるマルチプレクサ１１を備える。マルチプレクサ１１はコントローラ６からの制御信号に応答して、その出力経路をコントローラ側及び再構成ユニット側との間で択一的に切り換える。さらに、マルチプレクサ１１の一方の出力側には、フーリエ変換法により画像再構成を行う再構成ユニット１２と、再構成した画像データを保管する記憶ユニット１３と、画像を表示する表示器１４と、入力器１５とを備えている。コントローラ６は前述したようにコンピュータを内蔵し、システム全体の動作内容及び動作タイミングを制御する。

次に、この実施形態の動作を説明する。なお、ここでは、パルスシーケンスとしてＦＳＥ（高速ＳＥ）法が採用されているとする。

コントローラ６は図２の処理を実施する。この処理には２種類のプリスキャンＡ，Ｂが含まれている。最初に、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路をコントローラ６側に切り換えた状態で、図３に示すパルスシーケンスのプリスキャンＡをシーケンサ５に実行させ、その結果得られたエコー信号を入力する（図２ステップＳ１）。

このプリスキャンＡでは、最初に、スライス用傾斜磁場パルスＧssとともに高周波励起パルスＲＦex（印加位相φ＝０°、フリップ角θ＝α（ここでは９０°））が印加される。このτ／２の時間経過後に、スライス用傾斜磁場パルスＧssとともに第１番目の高周波反転パルスＲＦre1（印加位相φ＝９０°、フリップ角θ＝β１（ここでは１８０°））が印加される。そして、最初の高周波励起パルスＲＦexの印加からτ時間後に、リード用傾斜磁場パルスＧroを印加しながらエコー信号Ｅ(1)読み出される。以後、第１番目の高周波反転パルスＲＦre1の印加からτ時間毎に第２番目以降の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre3…がスライス用傾斜磁場パルスＧssとともに印加され、エコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…が同様に読み出される。このプリンスキャンＡでは同図に示すように、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeは常に零となっている。

このプリンスピンＡにおいては、何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがある場合、前述と同様に、最初のエコー信号Ｅ(1)以外のエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2)（Ｅmain(3)，…）と副エコー成分Ｅsub(2)（Ｅsub(3)，…）とに分かれる（図３参照）。そのような位相ずれの原因が無いとき、主エコー成分Ｅmain(n)の位相arg{Ｅmain(n)}と副エコー成分Ｅsub(n)の位相arg{Ｅsub(n)}は等しい（ｎ＝２、３、…）。

次いでコントローラ６は図４に示す２番目のプリスピンＢをシーケンサ５に実行させ、その結果得られたエコー信号を入力する（図２ステップＳ２）。

このプリスキャンＢでも最初に、スライス用傾斜磁場パルスＧssとともに高周波励起パルスＲＦex（印加位相φ＝０°、フリップ角θ＝α（ここでは９０°））が印加される。このτ／２の時間経過後に、スライス用傾斜磁場パルスＧssとともに高周波反転パルスＲＦre1（印加位相φ＝９０°、フリップ角θ＝α（ここでは１８０°））が印加される。そして、最初の高周波励起パルスＲＦexの印加からτ時間後に、リード用傾斜磁場パルスＧroを印加しながらエコー信号Ｅ(1)が読み出される。以後、第１番目の高周波反転パルスＲＦre1の印加からτ時間毎に第２番目以降の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre3，…がスライス用傾斜磁場パルスＧssとともに印加され、エコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…が同様に読み出される。

このプリスキャンＢでは、偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相φは図４に記載の如く、奇数番目の高周波反転パルスＲＦre3，ＲＥre5，…のそれをさらに１８０°だけ回転させた値（φ＝２７０°）に設定してある。また、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeはプリスキャンＡと同様に常に零となっている。

何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがある場合、前述と同様に、最初のエコー信号Ｅ(1)以外のエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2)（Ｅmain(3)，…）と副エコー成分Ｅsub(2)（Ｅsub(3)，…）とに分かれ（図３参照）、しかも偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相φを１８０°だけ余計に回転させているため、副エコー成分Ｅsub(2)，Ｅsub(3)，…の位相arg{Ｅsub(n)}だけがプリンスキャンＡ時の対応する位相に対して１８０°回転する。

この理由を図８を用いて説明する。同図に示すように、いま、第ｎ番目のエコー信号の位相をθ_ｎ，第ｎ＋１番目、第ｎ＋２番目の高周波反転パルスの位相をそれぞれφ_ｎ＋１、φ_ｎ＋２とする。第ｎ＋２番目の高周波反転パルスで生じるＳＥ（ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）成分の位相θ_{ｎ＋２，ＳＥ}、ＳＴＥ（ｓｔｉｍｕｌａｔｅｄｅｃｈｏ）成分の位相θ_{ｎ＋２，ＳＴＥ}は、

で表される。

図３の場合、１以上の全ての整数ｎに対して、φ_ｎ＝９０°、θ_ｎ＝９０°、θ_{ｎ＋２，ＳＥ}＝９０°、θθ_{ｎ＋２，ＳＴＥ}＝９０°、である。したがって、位相ダイヤグラム上の複数のエコー経路の合成であるＥmain(n)、Ｅsub(n)の位相も等しく、それぞれ９０°となる。

図４の場合は２通りに分けて考える。

ｎ＝２ｍ（ｍは１以上の整数）のとき、

第ｎ番目の主エコー成分Ｅmain(n)からφ_ｎ＋１，φ_ｎ＋２に因り生じるＳＴＥ成分はＥsub(n+2)であるから、上記により、ｎ＝２以上の全てのｎについて図４における副エコー成分Ｅsub(n)の位相は２７０°、つまり図３の状態から１８０°反転していることが分かる。

図８には隣接する高周波反転パルス間で生じる、ある限られた数の経路についての位相の対応関係しか示していないが、前述した図３８に示す規則性がエコー信号の位相の対応関係にもあるため、プリスキャンＢの副エコー成分の位相はプリスキャンＡのそれに対して、１８０°回転する。

本実施例では、ＣＰＭＧパルス系列の印加位相の組み合わせを基本に変更しているが、これに限定されるものではなく、プリスキャンＡ，Ｂの高周波パルスの印加位相の組み合わせは、上記（＊）式を満たし、主エコー成分Ｅmain(n)又は副エコー成分Ｅsub(n)が２つのプリスキャンで１８０°の位相差を持つようにするならば、どのような位相の組み合わせでもよい。

再び、図２に戻って説明する。上述のプリスキャンの結果、プリスキャンＡで得られたエコー信号をＥａ(n)、プリスキャンＢで得られたエコー信号をＥｂ(n)とすると（ｎ＝２，３，…）、

の関係が成立する。そこで、コントローラ６はプリスキャンＡ，Ｂで得られたエコー信号同士の平均化の処理を行う（図２ステップＳ３）。つまり、
［数１０］
｛Ｅａ(n)＋Ｅｂ(n)｝／２、（ここでｎ＝１，２，…）
の演算を行う。この平均化演算の概念を図５（ａ），（ｂ）および図６の模式図に示す。これらの図に示すように、２番目以降のエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…では副エコー成分Ｅsub(2)，Ｅsub(3)，…の位相が２回のプリスキャンＡ，Ｂにおいて互いに１８０°異なるので適宜相殺され、主エコー成分Ｅmain(n)（ｎ＝１，２，…）のみが抽出される。

なお、図６（ｂ）には、
［数１１］
｛Ｅａ(n)−Ｅｂ(n)｝／２
の演算を行った場合の、副エコー成分Ｅsub(n)（ｎ＝２，３，…）のみが抽出される様子を模式的に示す。

さらにコントローラ６は第１、第２番目のエコー信号に基づいて主エコー成分のピークの純粋な位相ずれφmain(1)、φmain(2)および位置ずれｐmain(1)、ｐmain(2)を演算する（図２ステップＳ４）。

次いで、従来の場合と同様に、
［数１２］
φmain(1)−φmain(2)
および
［数１３］
ｐmain(1)−ｐmain(2)
の値に基づいて、本スキャン時における、高周波パルスＲＦの印加位相φの補正量Δφ又はスライス用傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧss、およびリード方向傾斜磁場パルスＧroの補正量ΔＧroを演算する（同図ステップＳ５）。

最後に、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路を再構成ユニット１２側に切換え、シーケンサ５に対して図７に示すパルスシーケンスに基づく本スキャンを実行させる（図２ステップＳ６）。

本スキャンでは同図に記載しているように、上述の補正演算結果を反映させたパルスシーケンスが用いられる。すなわち、最初にスライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加される高周波励起パルスＲＦexの印加位相φがφ＝Δφの値であるか、または、このスライス用傾斜磁場パルスＧssの後に印加する、極性反転したディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssの強度がΔＧssだけ補正された値となっている。また同時に、そのディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssと並行して印加するリード方向傾斜磁場パルスＧroの強度はΔＧroだけ補正された値となっている。

そして最初の励起からτ／２の時間経過後には、スライス用傾斜磁場パルスＧssと共に最初の高周波反転パルスＲＦre1（印加位相φ＝９０°、フリップ角θ＝β１（ここでは１８０°）が印加され、スピンの位相反転がなされる。次いで、このシーケンス実行毎に強度（パルス面積）が調整される位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeが印加される。そして、最初の選択励起からのτ時間の経過に合わせてリード用傾斜磁場パルスＧroが印加され、これと並行して第１番目のエコー信号Ｅ(1)が収集される。

以下同様に、スライス用傾斜磁場パルスＧssと共に高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre3，…（印加位相φ＝９０°、フリップ角θ＝β２，β３，…（ここでは１８０°）が順次印加されるとともに、その間に、スピンの位相反転に伴うエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…が順次収集される。なお、図７において、各エコー収集後には、極性反転させた位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧpeがリワインディングパルスとして印加され、これにより本スキャン時の疑似エコーの発生防止が図られる。

本スキャンにより収集されたエコー信号Ｅ（n)は順次、受信機８Ｒにて受信処理され、エコーデータに変換される。この処理には、エコー信号Ｅ（n)の直交検波やＡ／Ｄ変換も含まれる。エコーデータは再構成ユニット１２にてｋ（フーリエ）空間を形成するメモリ上にエンコード量に応じて並べられ、フーリエ変換法によりＭＲ画像に再構成される。

このように本実施形態では、従来の手法では除去しきれなかった、第２番目以降のエコー信号の副エコー成分（第２番目のエコー信号に限って言及すると、スティミュレーティッドエコーの成分）をほぼ完全に除去でき、主エコー成分のみを的確に抽出できるので、本スキャンのパルスシーケンスに対する補正精度が格段に向上し、安定した本スキャンを実施できるという利点がある。

なお、本実施形態における補正量Δφ、ΔＧss、ΔＧroの算出法は前述したものに限定されることなく、例えば、前記（１）式から明らかなように、第１、２番目以外、すなわち第３番目以降の偶数番目、奇数番目の主エコー成分の位相差およびエコーピーク位置の差を、かかる補正量Δφ、ΔＧss、ΔＧroの算出に用いてもよい。また、プリスキャンで得たエコーデータに１次元のフーリエ変換をｋｒ方向について施し、読出し方向の位相分布曲線を得て、その曲線の傾きと切片、つまり位相分布曲線の読出し方向の１次成分および０次成分を求め、この１次成分および０次成分に基づいてエコーピークの位置ずれ、位相ずれを求めるようにしてもよい。

（第２の実施の形態）
この発明に係る第２の実施形態を図９〜図１３に基づき説明する。なお、この実施形態を含め、以下の実施形態において上記第１の実施形態と同一又は同等の構成要素には同一符号を用いてその説明を省略又は簡略化する。

この実施形態に係るＭＲＩ装置は上述したものと同一であり、コントローラ６は図９に示す一連の処理を実行する。

まず、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路をコントローラ６側に切り換えた状態で、ＦＳＥ法に係る２種類のプリスキャンＣ，Ｄの実行を順次、シーケンサ５に指令し、収集されたエコー信号を入力する（図９ステップＳ１１，Ｓ１２）。最初のプリスキャンＣについては図１０に、後のプリスキャンＤについては図１１に、それぞれ、パルスシーケンスを示す。

最初のプリスキャンＣでは、１つの高周波励起パルスＲＦex（印加位相φ＝０°、フリップ角θ＝α（ここでは９０°））に続いて複数の高周波反転パルスＲＦre1，ＲＦre2，…（印加位相φ＝９０°、フリップ角θ＝β１、β２、…（ここでは１８０°））が順次、スライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加され、読出し方向の傾斜磁場パルスＧroの印加と共に各エコー信号Ｅｃ(n)が収集される。位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeは、本スキャンでのｋ空間の中心を含むデータラインを収集するときのショットと同じ強度変化に設定されている。この結果、プリスキャンＣにおける高周波パルスおよび傾斜磁場パルスは、本スキャンでのｋ空間の中心を含むデータラインを収集するときのショットと同じ波形に設定されている（この点は、従来および第１の実施形態に係るプリスキャンのパルスシーケンスと異なる）。

いま、何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがあるとすると、前述と同様に、最初のエコー信号Ｅ(1)以外のエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2)（Ｅmain(3)，…）と副エコー成分Ｅsub(2)（Ｅsub(3)，…）とに分かれる（図１０参照）。

後のプリスキャンＤも、１つの高周波励起パルスＲＦex（印加位相φ＝０°、フリップ角θ＝α（ここでは９０°））に続いて複数の高周波反転パルスＲＦre1，ＲＦre2，…（印加位相φ＝９０°又は２７０°、フリップ角θ＝β１、β２、…（ここでは１８０°））が順次、スライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加され、読出し方向の傾斜磁場パルスＧroの印加と共に各エコー信号Ｅｄ(n)が収集される。位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeは、本スキャンでのｋ空間の中心を含むデータラインを収集するときのショットと同じ強度変化に設定されている。この結果、プリスキャンＤにおける傾斜磁場パルスは、本スキャンでのｋ空間の中心を含むデータラインを収集するときのショットと同じ波形に設定されている（この点は、従来および第１の実施形態に係るプリスキャンのパルスシーケンスと異なる）。しかし、高周波パルスに関しては、前述した第１の実施形態におけるプリスキャンＢと同様に、偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相をさらに１８０°だけ回転させ、φ＝２７０°に設定されている。

ここでも、何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがある場合、最初のエコー信号Ｅ(1)以外のエコー信号Ｅ(2)，Ｅ(3)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2)（Ｅmain(3)，…）と副エコー成分Ｅsub(2)（Ｅsub(3)，…）とに分かれ（図１１参照）、しかも偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相φを１８０°だけ余計に回転させているため、偶数番目の副エコー成分Ｅsub(2)，Ｅsub(3)，…の位相arg{Ｅsub(n)}だけがプリンスキャンＣ時のそれに対して１８０°回転する。

いま、プリスキャンＣで得られたエコー信号をＥｃ(n)、プリスキャンＤで得られたエコー信号をＥｄ(n)とする。両方のプリスキャンにおいて実効エコー時間に相当する位置、すなわち第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号Ｅ（ｎ_ｅｆｆ）（図１０、１１の例では第３番目のエコー信号Ｅ(3)）を除くエコー信号には位相エンコードが施されている。そこで、本スキャン時の補正量演算に使用できるエコー信号は、実効エコー時間に相当する位置、すなわち第３番目のエコー信号Ｅｃ（３）、Ｅｄ（３）のみとなる。

次いでコントローラ６は、第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号Ｅ（ｎ_ｅｆｆ）に相当する第３番目のエコー信号Ｅ(3)の主エコー成分Ｅmain(3)及び副エコー成分Ｅsub(3)を、

に基づく、

の演算を行って求める（図９ステップＳ１３）。この演算により抽出された主エコー成分Ｅmain(3)及び副エコー成分Ｅsub(3)を図１２に示す。本実施形態では第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号Ｅ（ｎ_ｅｆｆ）に相当する第３番目のエコー信号Ｅ(3)の内、副エコー信号Ｅsub(3)同士の位相が１８０°異なるため、上述のように、主エコー信号Ｅmain(3)は加算平均により抽出され、副エコー信号Ｅsub(3)は引算平均により抽出される。

さらにコントローラ６はこれらのエコーデータに基づいて第３番目のエコー信号Ｅ(3)の主エコー成分のピークの位相ずれφmain(3)及び位置ずれｐmain(3)ならびに副エコー成分のピークの位相ずれφsub(3)及び位置ずれｐsub(3)を演算する（図９ステップＳ１４）。

次いで、従来手法と同様に、同一番目ｎの主エコー成分と副エコー成分の位相差
［数１６］
φmain（ｎ_ｅｆｆ）−φsub（ｎ_ｅｆｆ）
、および、ピーク位置の差
［数１７］
ｐmain（ｎ_ｅｆｆ）−ｐsub（ｎ_ｅｆｆ）
の値、すなわち、ここでは、

の値に基づいて、本スキャン時における、高周波パルスＲＦの印加位相φの補正量Δφ又はスライス用傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧss、およびリード方向傾斜磁場パルスＧroの補正量ΔＧroを演算する（同図ステップＳ１５）。なお、第ｎ_ｅｆｆ番目が奇数か偶数かにより上記補正のための演算結果の極性が反転するので、常に同一極性となるように減算の順を統一する。

最後に、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路を再構成ユニット１２側に切換え、シーケンサ５に対して図１２に示すパルスシーケンスに基づく本スキャンを実行させる（図９ステップＳ１６）。

本スキャンでは同図に記載しているように、上述の補正演算結果を反映させたパルスシーケンスが用いられる。すなわち、最初にスライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加される高周波励起パルスＲＦex（フリップ角θ＝α（ここでは９０°）の印加位相φがφ＝Δφの値であるか、または、このスライス用傾斜磁場パルスＧssの後に印加する、極性反転したディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssの強度がΔＧssだけ補正された値となっている。また同時に、そのディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssと並行して印加するリード方向傾斜磁場パルスＧroの強度はΔＧroだけ補正された値となっている。

以下、前述した図７と同様に、複数の高周波反転パルスＲＦre1，ＲＦre2，…を使って、原子核スピンの位相反転に伴うエコー信号Ｅ(1)，Ｅ(2)，…が順次収集される。この本スキャンにより収集されたエコー信号Ｅ（n)は順次、受信機８Ｒを介してエコーデータとして再構成ユニット１２に入力し、フーリエ変換法によりＭＲ画像に再構成される。

このように本実施形態によれば、前述した第１の実施形態における利点に加えて、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスに起因する位相ずれ成分の内、空間的に一様な位相ずれ成分、つまり０次成分を好適に補正することができ、本スキャンのパルスシーケンスに対する補正精度がより一層向上するという利点が得られる。

なお、本実施形態における補正量Δφ、ΔＧss、ΔＧroの算出法は前述したものに限定されることなく、例えば、プリスキャンで得たエコーデータに１次元のフーリエ変換をｋｒ方向について施し、読出し方向の位相分布曲線を得て、その曲線の傾きと切片、つまり位相分布曲線の読出し方向の１次成分および０次成分を求め、この１次成分および０次成分に基づいてエコーピークの位置ずれ、位相ずれを求めるようにしてもよい。

（第２の実施の形態の変形）
上記第２の実施形態の変形形態を図１４〜図１８に基づき説明する。この変形形態は、上述したＦＳＥ法に代えて、ＧＲＡＳＥ法を適用したものであり、シーケンサ５はコントローラ６からの指令に応答してプリスキャン時及び本スキャン時ともにＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスを指令できるようになっている。

コントローラ６は図１４に示す一連の処理を実行する。

まず、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路をコントローラ６側に切り換えた状態で、ＧＲＡＳＥ法に係る２種類のプリスキャンＥ，Ｆの実行を順次、シーケンサ５に指令し、収集されたエコー信号を入力する（図１４ステップＳ２１，Ｓ２２）。最初のプリスキャンＥについては図１５に、後のプリスキャンＦについては図１６に、パルスシーケンスをそれぞれ示す。

この２種類のプリスキャンＥ，Ｆのパルスシーケンスは、第２の実施形態に係る図１０、１１のそれと同一の１つの高周波励起パルスＲＦexおよび複数の高周波反転パルスＲＦre1，ＲＦre2，…を夫々使用し、かつ、高周波反転パルス間において読出し用傾斜磁場パルスＧroを３回極性反転してエコー信号Ｅe(m,n)、Ｅf(m,n)を夫々収集する。このときの位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeは本スキャンでのｋ空間の中心を含むデータラインを収集するときのショットと同じ強度変化に夫々設定されている。

この両方のプリスキャンＥ，Ｆにおいて、何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがある場合、前述と同様に、最初のエコー信号Ｅ(1,1)〜Ｅ(1,3)以外のエコー信号Ｅ(2,1)，Ｅ(2,2)，(2,3)，Ｅ(3,1)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2,1)（Ｅmain(2,2)，Ｅmain(2,3)，Ｅmain(3,1)，…）と副エコー成分Ｅsub(2,1)（Ｅsub(2,2)，Ｅsub(2,3)，Ｅsub(3,1)，…）とに分かれる（その一例を、エコー信号Ｅ(3,2)について図１５〜１７に示す）。しかも、後の方のプリスキャンＦでは、偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相φを１８０°だけ余計に回転させ、φ＝２７０°としているため、偶数番目の副エコー成分の位相だけがプリスキャンＥ時のそれに対して１８０°回転する。

いま、プリスキャンＥで得られたエコー信号をＥe(n,m)、プリスキャンＦで得られたエコー信号をＥf(n,m)とする。両方のプリスキャンにおいて実効エコー時間に相当する位置、すなわち第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号Ｅ（ｎ_ｅｆｆ,m'）（図１５、１６の例では第３番目のエコー信号中の信号Ｅ(3,2)）を除くエコー信号には位相エンコードが施されている。そこで、本スキャン時の補正量演算に使用できるエコー信号は、実効エコー時間に相当する位置、すなわち第３番目のエコー信号中の信号Ｅ(3,2)のみとなる。

次いでコントローラ６は、ここではエコー信号Ｅ(3,2)の主エコー成分Ｅmain(3.2)及び副エコー成分Ｅsub(3,2)を、

の演算を行って求める（図１４ステップＳ２３）。この演算により抽出された主エコー成分Ｅmain(3,2)及び副エコー成分Ｅsub(3,2)を図１７に示す。

さらにコントローラ６はこれらのエコーデータに基づいてエコー信号Ｅ(3,2)の主エコー成分のピークの位相ずれφmain(3,2)及び位置ずれｐmain(3,2)ならびに副エコー成分のピークの位相ずれφsub(3,2)及び位置ずれｐsub(3,2)を演算する（図１４ステップＳ２４）。

次いで、従来手法と同様に、同一番目ｎの主エコー成分と副エコー成分の位相差の値、すなわち、ここでは、

の値に基づいて、本スキャン時における、高周波パルスＲＦの印加位相φの補正量Δφ又はスライス用傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧss、およびリード方向傾斜磁場パルスＧroの補正量ΔＧroを演算する（同図ステップＳ２５）。

最後に、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路を再構成ユニット１２側に切換え、シーケンサ５に対して図１８に示すパルスシーケンスに基づく本スキャンを実行させる（図１４ステップＳ２６）。本スキャンでは同図に記載しているように、最初にスライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加される高周波励起パルスＲＦexの印加位相φがφ＝Δφの値であるか、または、このスライス用傾斜磁場パルスＧssの後に印加する、極性反転したディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssの強度がΔＧssだけ補正された値となっている。また同時に、そのディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssと並行して印加するリード方向傾斜磁場パルスＧroの強度はΔＧroだけ補正された値となっている。

このように本実施形態によれば、前述した第１及び第２の実施形態における利点が得られる。さらに、ＧＲＡＳＥ法はＦＳＥ法とは異なり、位相エンコード用傾斜磁場パルスの波形の形状は高周波反転パルス間であまり変化させないことから、位相エンコードに拠る位相誤差の発生パターンが規則的となり、したがって図１８に斜線で示すΔＧss、ΔＧroの補正によってアーチファクトを効果的に低減させることができる。

（第３の実施の形態）
さらに、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置を図１９〜図２３を参照して説明する。この実施形態においても２種類のプリスキャンＧ，Ｈを使用するが、そのスキャン時に位相エンコード量を本スキャンと同様に各エコーに施すようにしたものである。ここでは、パルスシーケンスがＧＲＡＳＥ法である場合について説明する。

このＭＲＩ装置も前述した各実施形態のものと同一の構成であり、コントローラ６は図１９に示す処理を実行する。

コントローラ６は、マルチプレクサ１１のスイッチ経路をコントローラ６側に切り換え、ＧＲＡＳＥ法に係る２種類のプリスキャンＧ，Ｈの実行を順次、シーケンサ５に指令し、収集されたエコー信号を入力する（図１９ステップＳ３１，Ｓ３２）。

図２０に示す最初のプリスキャンＧ及び図２１に示す次のプリスキャンＨは共にこれまでのものとは異なり、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeを本スキャン時と同じように各エコーＥg(n,m)又はＥh(n,m)に施す位相エンコード量を各ショット毎に変化させる。この位相エンコードの付与は、ｋ空間上の全面又は一部に当たる未調整状態の２次元のエコーデータを収集するためである。高周波パルスＲＦex、ＲＦre1,ＲＦre2,…の印加位相は、前述した第１の実施形態の２種類のプリスキャンＡ，Ｂの場合と同じに変化させる。このため、２次元のエコーデータは高周波パルスの印加位相の組み合わせを変えて２組、すなわちＥg(n,m)又はＥh(n,m)、収集される。

上記プリスキャンＧ，Ｈでは、一例として、ＧＲＡＳＥ法の高周波反転パルス数＝５、隣接する高周波反転パルス間のグラジェントエコー数＝３とし、１ショット当たりの合計エコー数＝１５のパルスシーケンスの場合を示している。図面上には、表示の関係で、２ショット、画像の位相エンコード方向のマトリクス＝３０のときの傾斜磁場波形のみを表してあるが、ショット数は、実効エコー時間に相当する第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号のみで、画面の位相エンコード方向の１次の位相変化を安定して測定できるだけのショット数、例えば８ショット以上（これをｋ空間上のデータで表現すると、ｋ空間の中心位置を含むデータラインを中心として、隣接するエコーデータライン数が８ライン以上）であることが望ましい。

いま、何等かの原因に因り原子核スピンに位相ずれがある場合、最初のエコー信号Ｅ(1,m)以外のエコー信号Ｅ(2,m)，Ｅ(3,m)，…のそれぞれは、２つのエコー成分、すなわち主エコー成分Ｅmain(2,m)（Ｅmain(3,m)，…）と副エコー成分Ｅsub(2,m)（Ｅsub(3,m)，…）とに分かれる（例えば、図２０、２１中のエコー信号Ｅg(3,2)、Ｅh(3,2)参照）。しかも後の方のプリスキャンＨでは、偶数番目の高周波反転パルスＲＦre2，ＲＦre4，…の印加位相φを１８０°だけ余計に回転させているため、偶数番目の副エコー成分Ｅsub(2,m)，Ｅsub(4,m)，…の位相だけがプリンスキャンＧ時のそれに対して１８０°回転する。

前述した各実施形態のときの同様に、図２２に示す如く、最初のプリスキャンＧで得られた２次元のエコー信号をＥg(n,m)、次のプリスキャンＨで得られたエコー信号をＥh(n,m)とすると、ｋ平面上の２次元の主エコー成分Ｅmain(n,m)、２次元の副エコー成分Ｅsub(n,m)は、

で抽出される。

このため、両方のプリスキャンにおいて実効エコー時間に相当する位置、すなわち第ｎ_ｅｆｆ番目のエコー信号Ｅ(n,m)を例えばＥ(3,2)とすると、

により主エコー成分Ｅmain(3,2)及び副エコー成分Ｅsub (3,2)が抽出される。（図１９ステップＳ３３）。抽出されたエコー成分Ｅmain(3,2)、Ｅsub(3,2)を図２２（ｃ），（ｄ）にそれぞれ例示する。第ｎ_ｅｆｆ番目に相当する２組の２次元エコー信号Ｅ(3,2)の内、副エコー信号Ｅsub(3,2)同士の位相が１８０°異なるため（図２１、２２では一方を点線で示す）、上述のように、主エコー信号Ｅmain(3,2)は加算平均により抽出され、副エコー信号Ｅsub(3,2)は引算平均により抽出される。

さらにコントローラ６はこれらのｋ平面上の２次元のエコーデータＥmain(3,2)、Ｅsub(3,2)に基づいて第(3,2)番目のエコー信号Ｅ(3,2)の主エコー成分のピークの位相ずれφmain(3.2)及び位置ずれｐmain(3,2)ならびに副エコー成分のピークの位相ずれφsub(3,2)及び位置ずれｐsub(3,2)を演算する（図１９ステップＳ３４）。ここで、位置ずれｐmain(3,2)、ｐsub(3,2)は共に２次元のベクトル量である。

次いで、前記（１），（２）式に基づいて同一(3,2)番目の主エコー成分と副エコー成分の位相差
［数２３］
φmain(3,2)−φsub(3,2)、
および、ピーク位置ベクトルの差
［数２４］
ｐmain(3,2)−ｐsub(3,2)
を演算し、この値に基づいて本スキャン時における、高周波パルスＲＦの印加位相φの補正量Δφ、スライス用傾斜磁場パルスＧssの補正量ΔＧss、リード用傾斜磁場パルスＧroの補正量ΔＧro、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeの補正量ΔＧpeをそれぞれ演算する（同図ステップＳ３５）。なお、第ｎ_ｅｆｆ番目が奇数か偶数かにより上記補正のための演算結果の極性が反転するので、常に同一極性となるように減算の順を統一する。

最後に、コントローラ６はマルチプレクサ１１のスイッチ経路を再構成ユニット１２側に切換え、シーケンサ５に対して図２３に示すパルスシーケンスに基づく本スキャンを実行させる（図１９ステップＳ３６）。

本スキャンでは同図に記載しているように、上述の補正演算結果を反映させたパルスシーケンスが用いられる。すなわち、最初にスライス用傾斜磁場パルスＧssと共に印加される高周波励起パルスＲＦex（フリップ角θ＝α（ここでは90°）の印加位相φがφ＝Δφの値であるか、または、このスライス用傾斜磁場パルスＧssの後に印加する、極性反転したディフェイズ防止用のスライス用傾斜磁場パルスＧssの強度がΔＧssだけ補正された値となっている。また同時に、そのディフェイズ防止用のスライス方向傾斜磁場パルスＧssと並行して印加するリード用傾斜磁場パルスＧroの強度はΔＧroだけ補正された値で、かつ位相エンコード用傾斜磁場パルスＧpeの強度はΔＧpeだけ補正された値となっている。

以下、前述した実施形態と同様に、複数の高周波反転パルスＲＦre1，ＲＦre2，…を使って、原子核スピンの位相反転に伴うエコー信号Ｅ(n,m)が順次収集され、ＭＲ画像に再構成される。

このように本実施形態によれば、第１、第２の実施形態における利点に加えて、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスに起因する位相ずれ成分の内、位相エンコード方向に１次の空間分布を持つ成分までをも好適に補正することができ、本スキャンのパルスシーケンスに対する補正精度を著しく向上させ、高画質のＭＲ画像を提供できるという利点が得られる。

なお、本実施形態における補正量Δφ、ΔＧ（ΔＧss、ΔＧro、ΔＧpe）の算出法は前述したものに限定されない。例えば、プリスキャンで得た２次元のエコーデータから一度、２次元画像を再構成し、読出し方向及び位相エンコード方向の位相分布曲線の傾きと切片、つまり位相の読出し方向及び位相エンコード方向の１次成分及び０次成分を求める。そして、この１次成分および０次成分に基づいてエコーピークの位置ずれ、位相ずれを求め、本スキャンのシーケンスの補正量Δφ、ΔＧを算出するようにしてもよい。

また、上記各実施形態は２次元スキャンで説明してきたが、３次元スキャンやそれ以上の次元のスキャンについても、ベクトルの次元を増加させることで同様に補正できる。

（第４の実施の形態）
さらに、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置を図２４、２５に基づき説明する。この実施形態は、２種類のプリスキャンを行うことは従前と同じであるが、プリスキャンの特質を考慮し、プリスキャン時にはその特質に合致した撮像対象を使用するようにしたものである。

使用するＭＲＩ装置は第１の実施形態のものと同一の構成であり、コントローラ６は図２４及び図２５に示す一連の処理を実行する。図２４はプリスキャン時の処理を、図２５は本スキャン時の処理をそれぞれ示している。

プリスキャンは、傾斜磁場コイルのようなハードウエアの不完全性に因る主エコー成分と副エコー成分の位相誤差を測定することが目的である。このため、プリスキャン時の被検体（撮像対象）は実際のＭＲ画像を得る本スキャン時の被検体と同一である必要な無い。そこで、この実施形態ではプリスキャン時に実際の被検体の代わりにファントムを使用する。ファントムとしては、測定精度を確保する必要上、なるべく信号値分布が一様なものが望ましく、例えばアクリル樹脂容器に硫酸銅水溶液を満たしたファントムが良い。

このようなファントムを磁石１の診断用空間に設置した後、コントローラ６に指令を与えることで、コントローラ６は図２４のプリスキャン時の処理を開始する。

コントローラ６はまず、図２４のステップＳ４１で、２種類のプリスキャンＧ，Ｈの撮像条件である分解能及びスライス厚を決定する。プリスキャンＧ，Ｈは前述した第３の実施形態で説明したものと同じで、ＧＲＡＳＥ法に係るパルスシーケンスを使用する。次いでステップＳ４２にて、決定した撮像条件にしたがった２種類のプリスキャンＧ，Ｈを順次実行させる。次いでステップＳ４３にて、第３の実施形態のときと同様に演算処理を行い、第ｎ_ｅｆｆ番目（＝(n,m)番目）に相当するエコー信号Ｅ(n,m)の主エコー成分Ｅmain(n,m)、副エコー成分Ｅsub(n,m)を、

の式に基づき抽出する。

さらにステップＳ４４に移行し、主エコー成分Ｅmain(n,m)、副エコー成分Ｅsub(n,m)それぞれの位相誤差の空間分布の０次、１次の成分φmain(n,m)、ｐmain(n,m)、φsub(n,m)、ｐsub(n,m)を求める。さらにステップ４５で、前記（１），（２）式に基づく主エコー成分と副エコー成分の位相差、および、ピーク位置ベクトルの差を演算する。ステップ４６では、これらの差情報を、プリスキャンの空間分解能、スライス厚の情報とともに補正用データとして例えば、記憶ユニット１３に格納する。

本スキャンが指令されると、コントローラ６は図２５の処理を開始する。最初に図２５のステップＳ５１にて、オペレータから与えられた情報を参照するなどの手法で、本スキャンの撮像条件である分解能、スライス厚を決める。次いでステップＳ５２に移行し、予めプリスキャン時に記憶した、プリスキャンＧ，Ｈの撮像条件（分解能、スライス厚）並びに主エコー成分と副エコー成分の位相差およびピーク位置ベクトルの差を補正用データとして読み出す。

そして、ステップＳ５３で、読み出して補正用データに基づいて前述と同様に補正量Δφ、ΔＧを算出する。このとき、本スキャンの撮影条件、画像の各方向の空間分解能をプリスキャン時のそれらと比較し、それらの比率に応じて補正量Δφ、ΔＧを求めるようにする。さらに、ステップＳ５４にて、補正量Δφ、ΔＧを反映させたパルスシーケンスにより本スキャンの実行をシーケンサ５に指令する。

このように理想的な信号値分布のファントムを使ってプリスキャンを実施することで、正確度を増した補正データを得ることができる。プリスキャン時に撮像対象が動いて、位相誤差の補正データの正確度が下がることも無く、撮像対象からの信号の変化に影響を受けることもなく、安定かつ正確な補正データを収集して、本スキャンを実施できる。患者にとっては、位相誤差の補正データを収集するためのプリスキャンが不要になるから、本スキャンのみで済み、患者の拘束時間が減り、診断を受け易くもなる。

なお、本実施形態において、位相エンコード方向の位相誤差分布が無視できるほど小さい場合、第１の実施形態におけるプリスキャンＡ，Ｂのように位相エンコードを零としたプリスキャンを行い、位相エンコード方向以外の方向の位相誤差分布だけを測定し、この位相誤差情報に基づいて補正を実施するようにしてもよい。また必要に応じて、第２の実施形態のプリスキャンＣ，Ｄでみられたように、位相エンコード方向の傾斜磁場に因る０次の位相誤差成分も含めた位相誤差分布の得るプリスキャンを実施してもよい。

（第４の実施の形態の変形）
上記第４の実施形態をさらに変形した例を図２６、図２７に基づき説明する。この変形形態に係るＭＲＩ装置は、傾斜磁場の各物理チャンネルの位相誤差特性を予め２種類のプリスキャンＧ，Ｈ（第４の実施形態と同一のプリスキャン）により収集しておき、本スキャンのときには、断面方向、分解能、スライス厚などの傾斜磁場に関連した撮影条件からパルスシーケンスの補正量Δφ、ΔＧを算出し、本スキャンを実施するものである。これにより、後述するように、本スキャンと同じ断面方向のプリスキャンを実行しなくても任意方向の断面の撮像時におけるシーケンスの補正量Δφ、ΔＧを求めることができる。

コントローラ６は、前述の図２４の処理に代えて、図２６、２７の処理を実施するとともに、前述した図２５の処理を実施する。

図２６の処理は、プリスキャンを含むもので、補正用傾斜磁場係数マトリクスＫp,ro、Ｋp,pe，Ｋp,ssの各要素（配列αで表示）の算出手順を示す。図２７の処理は、補正用高周波位相係数ベクトルＫφ,ro、Ｋφ,pe、Ｋφ,ssの各要素（配列βで表示）の算出手順を示す。

また、補正用傾斜磁場係数マトリクスＫp,ro、Ｋp,pe，Ｋp,ssの各要素と配列αの各要素との対応関係は、以下の式（９）により表される。

補正用高周波位相係数ベクトルＫφ,ro、Ｋφ,pe、Ｋφ,ssの各要素と配列βの各要素との対応関係は、以下の式（１０）により表される。

補正用傾斜磁場係数マトリクスＫp,ro、Ｋp,pe，Ｋp,ssと補正用傾斜磁場ΔＧとの対応関係は、以下の式（１１）により表される。

補正用高周波位相係数ベクトルＫφ,ro、Ｋφ,pe、Ｋφ,ssと高周波パルスの印加位相の補正量Δφとの対応関係は、以下の式（１２）により表される。

さらに、撮像断面方向の回転を表すマトリクスＲの定義を式（１３）に、補正用傾斜磁場ΔＧの各要素を式（１４）に夫々示す。

また、Ｍ,imgＣhをイメージングチャンネルimgＣh方向（パルスシーケンスに関係するRO,PE,SSの方向）の空間周波数の大きさとし、Ｍ,phＣhを物理的なチャンネルphＣh方向（Ｘ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コイルに関係した物理的なチャンネルの方向）の空間周波数の大きさとすると、それらと撮像断面の方向を示す回転マトリクスＲとは前述した式（１３）で結合されているとする。

式（９），（１１）に示す如く、
［数３２］
α［imgＣh］［phＣh1］［phＣh2］
は、imgＣhをphＣh1に対応させると、phＣh2方向の１次の位相分布をどの程度補正するかを示す係数である。式（１１）中のＴは補正用傾斜磁場の時間幅であり、同式中のＦ,imgＣhは添字のイメージングチャンネルimgＣhについて、基準とする撮像条件を得るために必要な強度の傾斜磁場に対する実際のスキャンの傾斜磁場強度の比であり、同式中のＭo,imgＣhはそのimgＣh方向の基準とする空間周波数の大きさである。

また式（１０），（１２）に示す如く、
［数３３］
β［imgＣh］［phＣh］
は、パルスシーケンスに関係するRO,PE,SSのイメージングチャンネルimgＣhを物理チャンネルphＣhに対応させると、０次の位相分布をどの程度補正させるかを示す係数である。式（１２）中のＦ,imgＣhは式（１１）と同じ値である。

続いて、コントローラ６によって実施される、図２６に示す補正用傾斜磁場係数マトリクスの各要素の算出手順を説明する。まず、マトリクスの内のどの要素を求めるかを選択する（同図ステップＳ６１）。次いで、その要素に関係する断面方向を選択する（ステップＳ６２）。マトリクスのある要素を求めるには、撮像条件をいくつか変え、それぞれの撮像条件におけるスピンの位相ずれ分布を求め、比較する必要がある。

そこで、収集回数カウント用の変数ｉ＝０に初期設定した後（ステップＳ６３）、目的とするマトリクス要素が抽出できるように空間分解能、スライス厚などの撮像条件を決める（ステップＳ６４）。傾斜磁場コイルあるいはシーケンスの特性上、いくつかのマトリクス要素が明らかに零と見做せる場合、収集回数を減らすことも可能である。

次いで、前述した第４の実施形態に係る図２４のプリスキャンＧ，Ｈ（図２４のステップＳ４２〜Ｓ４４を含む一連の処理）を実施する（図２６ステップＳ６５）。次いで、プリスキャンにより求めた主エコー成分及び副エコー成分の位置ずれを示す２次元ベクトルｐmain及びｐsubから、それらのピーク位置ベクトルの差を、変数ｉ毎に、
［数３４］
ΔＰi＝ｐmain−ｐsubより演算する（ステップＳ６６）。

次いでコントローラ６はステップＳ６７に処理を移行させて、撮像条件が残っているかどうかを判断し、未だ撮像条件があるならば変数ｉをインクリメントし（ｉ＝ｉ＋１）、ステップＳ６４に戻る。これにより、ステップＳ６４〜Ｓ６６の処理が１回又は複数回実行され、異なる（又は一つの）撮像条件で上記ピーク位置ベクトルの差ΔＰｉが求められる。

上記ステップＳ６７の判断でＮＯとなり、予め定めた撮像条件におけるプリスキャンが全部終了したと判断すると、コントローラ６は次いで、撮像条件の情報とピーク位置ベクトルの差ΔＰｉとに基づいて対応するマトリクス要素の補正量
［数３５］
Δα［imgＣh］［phＣh1］［phＣh2］
を決める（ステップＳ６９）。この補正量Δα［imgＣh］［phＣh1］［phＣh2］を用いて、対応するマトリクス要素

を求める（ステップＳ７０）。この一連の処理を、ステップＳ６１で予め選択した要素α全てについて実施する（ステップＳ７１）。

一方、図２７に示す補正用高周波位相係数ベクトルの各要素も上述の図２６の場合と同様の流れで算出される（図２７ステップＳ８１〜９１参照）。ステップＳ８１では補正用高周波位相係数ベクトルの求める要素β［imgＣh］［phＣh］が予め選択される。ステップＳ８６では、前述したプリスキャンＧ，Ｈ及びその後処理演算に基づいて主エコー成分と副エコー成分の位相差である
［数３７］
Δφｉ＝φmain−φsub
が撮像条件毎に演算される。さらにステップＳ８９で、撮像条件の情報と位相差Δφｉとに基づいて対応するベクトル要素の補正量
［数３８］
Δβ［imgＣh］［phＣh］
が決められ、ステップＳ９０で、対応するベクトル要素

が求められる。

このように求められた補正用傾斜磁場係数マトリクス及び補正用高周波位相係数ベクトルは、記憶ユニット１３又は内部メモリに格納される。そして、本スキャンの際、図２５で説明した処理が実行される。つまり、本スキャンの撮像条件を決定し（同図ステップＳ５１）、格納していた補正用傾斜磁場係数マトリクス及び補正用高周波位相係数ベクトルを読出し（同図ステップＳ５２）、式（１１）及び（１２）に基づいて印加位相の補正量Δφ及び傾斜磁場の補正量ΔＧが算出される（ステップＳ５３）。これらの補正量Δφ、ΔＧを加味したパルスシーケンスの本スキャンが実行される（ステップＳ５４）。

このように処理することで、本スキャンと同じ断面方向のプリスキャンが不要になり、そのようなプリスキャンを行うことなく、任意方向の断面を撮像（本スキャン）できる。

この変形形態に係る撮像手法の特質を従来技術との対比で詳述する。従来技術の項で述べた米国特許第５３７８９８５号、及び特開平６−５４８２７号公報の記載手法において補正を行っている要素は、前述の補正用傾斜磁場係数マトリクスの内、Ｋp,ro、Ｋp,ssの要素、及び補正用高周波位相係数ベクトルの内、Ｋφ,ro、Ｋφ,ssの要素に相当すると考えてよい。各要素の分離も明確ではないため、プリスキャンは本スキャンの直前に実施し、しかも本スキャンと同じ断面方向、空間分解能、スライス厚に設定する必要があった。

これに対し、この変形形態では、従来の要素に加えて、従来では補正不可能であった補正用傾斜磁場係数マトリクスのＫp,peの対角要素、及び補正用高周波位相係数ベクトルＫφ,peも補正される。この補正される要素の増加に加えて、本変形形態では、全ての補正用傾斜磁場係数マトリクスの非対角要素がそれぞれ独立に測定及び補正できるため、本スキャンとプリスキャンとの撮像断面方向が異なる場合でも補正量が算出される。しかも、高周波パルスの位相と傾斜磁場を補正することで、かかるマトリクス及びベクトルのほとんどの要素が補正される。ゆえに、同一の傾斜磁場コイルのＭＲＩ装置であっても、本変形形態にかかるＭＲＩ装置の方が従来よりも格段に安定した高画質のＭＲ画像を再構成できる。

なお、上述した式（１１），（１２）などの演算モデルは、傾斜磁場システムの特性に応じて適宜変更可能なものである。

（第５の実施の形態）
さらに第５の実施形態の係るＭＲＩ装置を図２８〜図３３に基づいて説明する。この実施形態は、従前のものとは異なり、本スキャンにおけるパルスシーケンスの高周波パルスの印加位相や傾斜磁場の波形を補正することはせずに、２次以上の高次の位相分布誤差を含む位相誤差を的確に補正したＭＲ画像を得るようにしたものである。

ＭＲＩ装置のハードウエアはこれまでのものと同一の構成であり、コントローラ６は図２８に示す、プリスキャン及び本スキャンを組み合わせた一連の処理を実行する。ここではＦＳＥ法を使っている場合を例示する。

まず、コントローラ６はマルチプレクサ１１をコントローラ側に切り換えた状態で、２種類のプリスキャンＡ，Ｂをシーケンサ５に順次実行させる（同図ステップＳ９１）。このプリスキャンＡ，Ｂは第１の実施形態で説明したものと同一に設定してある。

そして、プリスキャンＡ，Ｂで得られたエコー信号Ｅa(n)、Ｅb(n)から前述と同様に、主エコー成分Ｅmain(n)、副エコー成分Ｅsub(n)を

を抽出するとともに、その絶対値｜｛Ｅa(n)＋Ｅb(n)｝／２｜、｜｛Ｅa(n)−Ｅb(n)｝／２｜を演算し、その絶対値を主エコー成分Ｅmain(n)、副エコー成分Ｅsub(n)の振幅情報ＥＰmain、ＥＰsubとして設定する（ステップＳ９２；図３２参照）。

次いでコントローラ６は、マルチプレクサ１１を再構成ユニット側に切り換え、２種類の本スキャンＩ，Ｊをシーケンサ５に順次実行させる（ステップＳ９３）。この本スキャンＩ，Ｊのパルスシーケンスは図２９、３０に示す。これらの図に示すように、高周波パルスの印加位相のパターン以外は通常のＦＳＥ法と同一であり、前述した実施形態のように、高周波パルスの印加位相や傾斜磁場波形を補正するようにはしていない。最初の本スキャンＩにおける高周波パルスの印加位相パターンは、通常のＦＳＥ法のときと同一であるが、続く本スキャンＪにおけるそれは、偶数番目の高周波反転パルスのときに印加位相φを１８０°だけ余計に回転させた値に設定してある。つまり、φ＝２７０°であって、この印加位相のパターンは例えば前述したプリスキャンＢのときと同一である。

次いで、コントローラ６は再構成ユニット１１にステップＳ９４以降の処理を自動的に行うよう指令する。

この指令に応答して、再構成ユニット１１は、本スキャンＩ，Ｊにより得られるエコーデータＥi(n)、Ｅj(n)を用いてｋ空間上の２次元分布の主エコー成分Ｅmain、副エコー成分Ｅsubを抽出分離する（ステップＳ９４）。この処理は前述してきた手法と同一で、

の式にしたがって行われる。分離抽出された主エコー成分Ｅmain、副エコー成分Ｅsubの模式図を図３１、３２に示す。主エコー成分Ｅmainは実線で、副エコー成分Ｅsubは点線で示してある。

前記式（１），（２）から明らかなように、主エコー成分Ｅmain、副エコー成分Ｅsubのいずれにおいても、位相の値は、奇数番目においてある値φ１、偶数番目において別のある値φ２というように２つの値φ１、φ２を交互に繰り返す。しかも、主エコー成分Ｅmainにおける奇数番目のエコー信号の位相値と副エコー成分Ｅsub成分における偶数番目のエコー信号の位相値は、傾斜磁場の規則性を考慮すると、ほとんど場合ほぼ同一になる。

この原理にしたがって、再構成ユニット１１は図３２に示す如く、ｋ空間の中心位置に配置するエコー信号が偶数番目のときは奇数番目のエコーデータを、反対にそのエコー信号が奇数番目のときは偶数番目のエコーデータを、主エコー成分Ｅmain、副エコー成分Ｅsubの各ｋ空間上で、エコーブロック毎にそっくり入れ替えて新たな主エコー成分Ｅmain′、副エコー成分Ｅsub′を作る（ステップＳ９５）。この結果、新たなｋ空間上の主エコー成分Ｅmain′、副エコー成分Ｅsub′ではエコーブロック毎の位相ずれが殆ど無くなって、図３２に示すようにｋ空間上の配置データの繋がりがほぼ完全になる。

しかし、この段階の主エコー成分Ｅmain′、副エコー成分Ｅsub′は共に、ｋ空間上でエコーブロック毎に交互に並んでいるだけであるから、図３２中の振幅値のｋｅ方向の変化グラフＡmain、Ａsubに示すように、エコーブロック毎に振幅値のばらつきが存在している。

そこで、再構成ユニット１１はコントローラ６から前述したプリスキャンＡ，Ｂに基づいて作成した振幅情報ＥＰmain、ＥＰsubを入力し、これ振幅補正データとして、主エコー成分Ｅmain′、副エコー成分Ｅsub′の振幅値がｋ空間全体として一定となるようにエコーブロック毎に振幅補正を施す（ステップＳ９６）。この振幅補正により、さらに新たな２組の主エコー成分Ｅmain”、副エコー成分Ｅsub”がｋ空間上で作成される（図３２参照）。

次いで再構成ユニット１１は、２組の主エコー成分Ｅmain”、副エコー成分Ｅsub”を個別に２次元フーリエ変換により再構成し、実時間の２枚のＭＲ画像ＭＲmain、ＭＲsubを夫々作る（ステップＳ９７）。いずれにｋ空間のエコーデータＥmain”、Ｅsub”も位相ずれが殆ど無いので、調整がずれていても再構成された画像ＭＲmain、ＭＲsubにゴーストアーチファクトが発生することは殆ど回避できる。

再構成ユニット１１はさらに、２枚の画像の同一位置のピクセル信号の位相を互いに揃える処理を行う（ステップＳ９８）。この処理としては例えば、２画像の同一位置のピクセル値（複素データ）をＩA(r)，ＩB(r)とすると（図３３参照）、その位相差Δθ(r)を、
［数４２］
Δθ(r)＝arg{ＩB(r)}−arg{ＩA(r)}
を求め、
［数４３］
ＩB'(r)＝ＩB(r)・exp{-jΔθ(r)}
の関係を使って、最終画像Ｉ(r)をピクセル毎に、
［数４４］
Ｉ(r)＝｛ＩA(r)＋ＩB'(r)｝／２
として求める。

あるいは、近似的に

ここで（ＩB(r)／ＩA(r)）＊は（ＩB(r)／ＩA(r)）の共役複素数、として最終画像Ｉ(r)をピクセル毎に求めてもよい。

さらに、
［数４６］
Ｉ(r)＝｛｜ＩA(r)｜＋｜ＩB(r)｜｝／２
として最終画像Ｉ(r)をピクセル毎に求めてもよい。

このように互いに同一ピクセル位置の信号の位相が揃うと、最後に、両方のＭＲ画像ＭＲmain、ＭＲsubをピクセル毎に加算し、１枚の最終画像ＭＲimageを作る（ステップＳ９９）。

このように本実施形態によれば、撮像には最低２回の本スキャン分の時間が必要になるものの、高周波パルスの印加位相や傾斜磁場波形の補正では原理的に補正不可能な２次以上の高次の位相誤差分布が存在する場合でも、そのような高次成分を含む位相誤差分布を確実に解消することができ、画質劣化の無い、安定した高画質のＭＲ画像を提供できる。また、プリスキャンの位相情報を使用しない方法を採用しているから、撮像対象の動きなどに耐性を持ったＭＲイメージング法を提供できる。

なお、上述した第５の実施形態に係る手法において、振幅補正は状況により不要の場合があるから、プリスキャンＡ，Ｂは必ずしも必須要件ではない。

また高周波反転パルスのフリップ角を下げることで、主エコー成分と副エコー成分の振幅比を変化させ、ｋ空間上の振幅のばたつきを抑えることもできる。かかるフリップ角低下に拠る変形手法の場合、本スキャンのパルスシーケンス自体をプリスキャン情報により補正、変更しないので（第５実施形態でもそうである）、プリスキャンに相当するスキャンよりも本スキャンを時間的に先に収集してもよい。

さらに、第５の実施形態及びその変形形態に係る手法は、ＧＲＡＳＥ法など、ＣＰＭＧパルス系列、位相反転ＣＰパルス系列にみられる複数の高周波反転パルスを用いた撮像法に実施できる。

ただし、ＧＲＡＳＥ法の場合、ｋ空間上の位相エンコード方向に並ぶ複数のエコーブロック（エコー配置区画）の偶数番目又は奇数番目のエコーデータを単純に変換すればよいという順序性は維持されないことがある。その一例を図３４に示す。同図に示す２つのｋ空間データＥmain，ＥsubはＧＲＡＳＥ法であって高周波反転パルス数が奇数（＝ＮRF＝３）、高周波反転パルス間のグラジェントエコー数ＮGE＝３でエコーデータＥ（ＮRF，ＮGE）を各々収集したものである。このように高周波反転パルス数が奇数のときは、各高周波反転パルス間における奇数番目（又は偶数番目）のエコーブロックのエコーデータＥ（ＮRF，ＮGE）を、前述した図２８のステップＳ２５に相当する処理において変換して位相が揃った２つの新たなｋ空間データＥmain′，Ｅsub′を形成すればよい。このように、位相ずれの規則性を利用しているので、ＧＲＡＳＥ法のような位相エンコード波形が各高周波反転パルス間であまり形状的に変化しない撮像法ではとくに効果的にアーチファクトを低減させることができる。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略を示すブロック図。 第１の実施形態におけるコントローラの処理を示す概略フローチャート。 第１の実施形態の一方のプリスキャンＡを示すパルスシーケンス。 第１の実施形態のもう一方のプリスキャンＢを示すパルスシーケンス。 主エコー成分の分離抽出を示す説明図。 主エコー成分、副エコー成分の分離抽出を示す説明図。 第１の実施形態における本スキャンのパルスシーケンス。 副エコー信号の１８０°の位相回転を説明するための図。 第２の実施形態におけるコントローラの処理を示す概略フローチャート。 第２の実施形態の一方のプリスキャンＣを示すパルスシーケンス。 第２の実施形態のもう一方のプリスキャンＤを示すパルスシーケンス。 主エコー成分、副エコー成分の分離抽出を示す説明図。 第２の実施形態における本スキャンのパルスシーケンス。 第２の実施形態の変形形態におけるコントローラの処理を示す概略フローチャート。 第２の実施形態の変形形態における一方のプリスキャンＥを示すパルスシーケンス。 第２の実施形態の変形形態におけるもう一方のプリスキャンＦを示すパルスシーケンス。 主エコー成分、副エコー成分の分離抽出を示す説明図。 第２の実施形態の変形形態における本スキャンのパルスシーケンス。 第３の実施形態におけるコントローラの処理を示す概略フローチャート。 第３の実施形態の一方のプリスキャンＧを示すパルスシーケンス。 第３の実施形態のもう一方のプリスキャンＨを示すパルスシーケンス。 主エコー成分、副エコー成分の分離抽出を示す説明図。 第３の実施形態における本スキャンのパルスシーケンス。 第４の実施形態におけるコントローラのプリスキャン時の処理を示す概略フローチャート。 第４の実施形態におけるコントローラの本スキャン時の処理を示す概略フローチャート。 第４の実施形態の変形形態におけるプリスキャン時の補正用傾斜磁場係数マトリクスの算出処理を示す概略フローチャート。 第４の実施形態の変形形態におけるプリスキャン時の補正用高周波位相係数ベクトルの算出処理を示す概略フローチャート。 第５の実施形態における画像取得の処理を示す概略フローチャート。 第５の実施形態の一方の本スキャンＩを示すパルスシーケンス。 第５の実施形態のもう一方の本スキャンＪを示すパルスシーケンス。 ２次元ｋ空間上の主エコー成分、副エコー成分の分離抽出を示す説明図。 ２つの２次元ｋ空間上の主エコー成分、副エコー成分から１つの実空間画像までの生成過程を説明する図。 ピクセル同士の位相合わせを説明するための図。 エコーデータの変換を示すその他の例の模式図。 従来のＦＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。 従来のＧＲＡＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。 高周波パルスの印加位相φを説明する模式図。 位相分散ダイヤグラムの一例の図。 従来法の一つに係るプリスキャンのパルスシーケンス。 従来法の一つに係る本スキャンのパルスシーケンス。 従来法のプリスキャンから本スキャンまでの処理の概略フローチャート。

符号の説明

１ 磁石
２ 静磁場電源
３ｘ〜３ｙ 傾斜磁場コイル
５ シーケンサ
６ コントローラ
７ 高周波コイル
８Ｔ，８Ｒ 送信機、受信機
１１ マルチプレクサ
１２ 再構成ユニット
１３ 記憶ユニット

Claims (17)

1. 被検体のＭＲ画像を得るための本スキャンの前に、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの印加位相を基準位相値に設定したパルスシーケンスの第１のプリスキャン、及び、高周波励起パルス及び複数の高周波反転パルスを有しかつその複数の高周波反転パルスの内の偶数番目の高周波反転パルスの印加位相を前記基準位相値に対して１８０°の位相差を有する値に設定したパルスシーケンスの第２のプリスキャンを各別に実施するスキャン手段と、
   前記第１のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第１のエコーデータ群と前記第２のプリスキャンにより得た複数のエコー信号から成る第２のエコーデータ群とに基づいて前記本スキャンのパルスシーケンスを事前に補正する補正手段と、
   を備えたことを特徴としたＭＲＩ装置。
2. 前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンス及び前記本スキャンのパルスシーケンスはＣＰＭＧパルス系列又は位相反転ＣＰパルス系列である請求項１記載のＭＲＩ装置。
3. 前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンス及び前記本スキャンのパルスシーケンスはＧＲＡＳＥ法又は高速ＳＥ法に従うパルス系列である請求項１又は２記載のＭＲＩ装置。
4. 前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は常に零である請求項１、２又は３記載のＭＲＩ装置。
5. 前記補正手段は、前記第１のエコーデータ群と前記第２のエコーデータ群との対応する順番のエコーデータ同士で加算又は減算して主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成る副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主、副エコー集合体に基づいて求めた補正データにより前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段と、を有する請求項４記載のＭＲＩ装置。
6. 前記補正手段は、前記第１のエコーデータ群と前記第２のエコーデータ群との対応する順番のエコーデータ同士で加算又は減算して主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成る副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主エコー集合体及び副エコー集合体の各集合体の内の奇数番目及び偶数番目のエコーデータのエコーピークの位相ずれ及び位置ずれの少なくとも一方を演算する手段と、この演算値から求めた補正データにより前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段と、を有する請求請４記載のＭＲＩ装置。
7. 前記補正手段は、前記第１のエコーデータ群と前記第２のエコーデータ群との対応する順番のエコーデータ同士で加算又は減算して主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成る副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主エコー集合体及び副エコー集合体の各集合体の内の少なくとも一部の０次又は１次の位相分布を比較する手段と、この比較結果に応じて求めた補正データにより前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段と、を有する請求請４記載のＭＲＩ装置。
8. 前記補正データは、前記本スキャンのパルスシーケンスの高周波励起パルスの印加位相の補正値、スライス用傾斜磁場の補正値、リード用傾斜磁場の補正値の少なくとも一つである請求項５、６又は７記載のＭＲＩ装置。
9. 前記補正データは、前記高周波励起パルスの印加位相の補正値又は前記スライス用傾斜磁場の補正値、及び前記リード様傾斜磁場の補正値である請求項８記載のＭＲＩ装置。
10. 前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、前記本スキャンにおけるｋ空間の中心位置を含むデータラインに配置するエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形である請求項１、２又は３記載のＭＲＩ装置。
11. 前記補正手段は、前記第１のエコーデータ群及び前記第２のエコーデータ群の内の時間軸上の実効エコー時間に相当するエコーデータ同士で加算又は減算して実効エコー時間相当のエコーデータに関する主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成る副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主エコー集合体と副エコー集合体との実効エコー時間相当のエコーデータのエコーピークの位相ずれ及び位置ずれの少なくとも一方を演算する手段と、この演算値から求めた補正用データで前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段とを備えた請求請１０記載のＭＲＩ装置。
12. 前記第１、第２のプリスキャンのパルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場は、前記本スキャンにおけるｋ空間上の一部又は全面のエコーデータ収集時のショットと同一の位相エンコード用傾斜磁場の波形である請求項１、２又は３記載のＭＲＩ装置。
13. 前記補正手段は、前記第１のエコーデータ群及び前記第２のエコーデータ群のエコーデータ同士で加算又は減算してｋ空間上の２次元の主エコー成分から成る主エコー集合体とその主エコー成分以外のエコー成分から成るｋ空間上の２次元の副エコー集合体とを分離・抽出する手段と、前記主エコー集合体及び副エコー集合体から所望の前記主エコー成分のエコーピークの位相ずれと２次元位置ずれベクトル及び所望の前記副エコー成分のエコーピークの位相ずれと２次元位置ずれベクトルの少なくとも一方を演算する手段と、この演算値から求めた補正用データで前記本スキャンのパルスシーケンスを自動的に補正する手段とを備えた請求請１２記載のＭＲＩ装置。
14. 前記第１、第２のプリスキャンを実施する対象は、前記被検体とは異なるファントムである請求項１乃至１３のいずれか一項記載のＭＲＩ装置。
15. 前記補正手段は、この第１、第２のエコーデータ群に基づいてイメージングチャンネルと傾斜磁場コイルの物理チャンネルとの組み合わせに対して固有の位相誤差に関連する情報を求める手段と、本スキャン時にはその位相誤差関連の情報と傾斜磁場に関連した撮像条件とから本スキャンのパルスシーケンスの補正データを求める手段とを含む請求項１、２又は３記載のＭＲＩ装置。
16. 前記撮像条件は、本スキャン時に指定される撮像断面の方向、分解能、及びスライス厚を含む請求項１５記載のＭＲＩ装置。
17. 前記高周波反転パルスの印加位相の基準位相値は９０°であり、前記高周波反転パルスの１８０°の位相差を有する印加位相値は２７０°である請求項１ないし１６の何れか一項記載のＭＲＩ装置。

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