JP6194033B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置に関する撮像法として、高速スピンエコー（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）法がある。このＦＳＥ法は、被検体に対してフリップパルスを印加した後に複数のフロップパルスを順次印加することで、エコートレインと呼ばれる複数のエコー信号を収集する撮像法である。ここでいうフリップパルスとは、被検体内の原子核スピンを励起するためのＲＦ（Radio Frequency）パルスである。また、フロップパルスとは、原子核スピンの位相をリフォーカスするためのＲＦパルスである。

かかるＦＳＥ法では、複数のＲＦパルスが印加されることから、スピンエコーとともにスティミュレイテッドエコーが生成される。そして、このスティミュレイテッドエコーによって、収集されるエコー信号に位相ずれが生じる場合がある。このようなエコー信号の位相ずれは、感度むらや信号低下、ゴーストなどの画質劣化を生じさせる原因となる。

このような画質劣化を防ぐため、一般的には、エコー信号に生じる位相差を測定するためのプリスキャンが本スキャンの前に実行され、プリスキャンによって測定された位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが補正される。この場合には、例えば、プリスキャンにおいて、スティミュレイテッドエコーをキャンセルするパルスシーケンスが実行され、スピンエコーのみが収集される。そして、プリスキャンによって収集されたスピンエコーのうち１番目及び２番目のエコー信号がリードアウト方向にフーリエ変換され、１番目のエコー信号と２番目のエコー信号との間の０次及び１次の位相差が算出される。その後、算出された０次及び１次の位相差からリードアウト方向及びスライス選択方向の位相ずれを補正するための補正量が算出され、算出された補正量に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが変更される。

そして、上記技術では、位相エンコード用傾斜磁場による渦電流の影響で位相エンコード方向に生じる位相ずれを補正することができず、その位相ずれによって画質劣化が生じてしまう場合があった。

米国特許第６３６９５６８号明細書

本発明が解決しようとする課題は、エコー信号の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、フェイズドアレイコイルと、実行部と、算出部と、補正部とを備える。フェイズドアレイコイルは、位相エンコード方向に複数のエレメントコイルを有する。実行部は、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場及びスライス方向傾斜磁場を印加するプリスキャンを実行する。算出部は、前記プリスキャンにより前記複数のエレメントコイルを介して収集された複数のエコー信号を加算して、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための一つの位相補正量であって、位相エンコード方向の１次位相ずれを補正するための位相補正量を算出する。補正部は、前記算出部により算出された前記補正量に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。 図２は、図１に示した計算機システムの詳細な構成を示す機能ブロック図である。 図３は、第１の実施形態に係る本スキャン用のパルスシーケンスを示す図である。 図４は、第１の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るシーケンス補正部によって行われる位相ずれの補正を説明するための図（１）である。 図６は、第１の実施形態に係るシーケンス補正部によって行われる位相ずれの補正を説明するための図（２）である。 図７は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる位相ずれ補正の処理手順を示すフローチャートである。 図８は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。 図９Ａは、従来のプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。 図９Ｂは、第１の実施形態におけるプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。 図１０は、第２の実施形態に係る第２のプリスキャン用の第２のパルスシーケンスを示す図である。 図１１は、第２の実施形態に係るシーケンス補正部によって行われる位相ずれの算出を説明するための図である。 図１２は、第１及び第２の実施形態の変形例を説明するための図である。 図１３は、第３の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。 図１４は、第３の実施形態に係るエコー信号の収集を説明するための図である。 図１５は、第４の実施形態に係る第２のプリスキャン用の第２のパルスシーケンスを示す図である。 図１６は、第５の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。 図１７は、第６の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。 図１８は、第７の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。

以下に、図面に基づいて、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態では、磁気共鳴イメージング装置をＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置と呼ぶ。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。図１に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンス制御部１０及び計算機システム２０を備える。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。

ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、制御部２６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。

送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。

受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号データを生成する。この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによってＭＲ信号データを生成する。このＭＲ信号データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、位相エンコード方向、リードアウト方向、スライスエンコード方向の空間周波数の情報が対応付けられてｋ空間に配置される。そして、ＭＲ信号データを生成すると、受信部９は、そのＭＲ信号データをシーケンス制御部１０へ送信する。

シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されるシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを実行する。ここで、シーケンス実行データとは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、被検体Ｐのスキャンを実行するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。なお、シーケンス制御部１０は、シーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動した後に、受信部９からＭＲ信号データが送信されると、そのＭＲ信号データを計算機システム２０へ転送する。

計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００が有する各部を駆動することで、被検体Ｐのスキャンや画像再構成などを行う。この計算機システム２０は、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、入力部２４、表示部２５及び制御部２６を有する。

インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に対してシーケンス実行データを送信し、シーケンス制御部１０からＭＲ信号データを受信する。ＭＲ信号データを受信すると、インタフェース部２１は、各ＭＲ信号データを被検体Ｐごとに記憶部２３に格納する。

画像再構成部２２は、記憶部２３によって記憶されたＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。

記憶部２３は、後述する制御部２６によって実行される処理に必要な各種データや各種プログラムなどを記憶する。例えば、記憶部２３は、インタフェース部２１によって受信されたＭＲ信号データや、画像再構成部２２によって生成されたスペクトラムデータや画像データなどを、被検体Ｐごとに記憶する。

入力部２４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部２４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

表示部２５は、制御部２６による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部２５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

制御部２６は、図示していないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。この制御部２６は、例えば、入力部２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて各種のシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信することによってスキャンを制御する。また、制御部２６は、スキャンの結果としてシーケンス制御部１０からＭＲ信号データが送られた場合に、そのＭＲ信号データに基づいて画像を再構成するよう画像再構成部２２を制御する。

以上、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明した。このような構成のもと、ＭＲＩ装置１００は、プリスキャンを実行する。ここで、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。そして、ＭＲＩ装置１００は、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する。また、ＭＲＩ装置１００は、後述する補正量算出部２６ｃにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。

すなわち、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、位相エンコード用傾斜磁場を印加するプリスキャンを実行し、プリスキャンにより得られたエコー信号との間の位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスの補正量を算出する。したがって、第１の実施形態によれば、リードアウト方向、スライス方向のずれに加えて、位相エンコード用傾斜磁場による０次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。以下では、かかるＭＲＩ装置１００が有する機能について詳細に説明する。

図２は、図１に示した計算機システム２０の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図２では、計算機システム２０が有する機能部のうち、インタフェース部２１、記憶部２３、及び制御部２６を示している。

記憶部２３は、シーケンス実行データ記憶部２３ａと、ＭＲ信号データ記憶部２３ｂとを有する。シーケンス実行データ記憶部２３ａは、後述する撮像条件設定部２６ａにより生成されるシーケンス実行データを記憶する。ＭＲ信号データ記憶部２３ｂは、インタフェース部２１によって受信されたＭＲ信号データを記憶する。

制御部２６は、撮像条件設定部２６ａ、プリスキャン実行部２６ｂ、補正量算出部２６ｃ、シーケンス補正部２６ｄ、及び本スキャン実行部２６ｅを有する。

撮像条件設定部２６ａは、操作者によって入力部２４を介して入力された撮像条件に基づいて、撮像で用いられるパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。例えば、撮像条件設定部２６ａは、操作者によってＦＳＥ法の撮像条件が入力された場合には、以下で説明する本スキャン用のパルスシーケンス、プリスキャン用のパルスシーケンスそれぞれについて、シーケンス実行データを生成する。

図３は、第１の実施形態に係る本スキャン用のパルスシーケンスを示す図である。図３において、「ＲＦ」は、励起用のフリップパルス及びリフォーカス用のフロップパルスが印加されるタイミングを示している。また、「Ｇｓｓ」はスライス選択用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Ｇｒｏ」はリードアウト用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、「Ｇｐｅ」は位相エンコード用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示している。なお、図３では、１つのスライス選択に関するパルスシーケンスのみを示し、スライスエンコードについては図示を省略している。また、「ＥＴＳ（Echo Train Spacing）」は、エコー間隔を示している。

図３に示すように、本スキャン用のパルスシーケンスは、一般的なＦＳＥ法のパルスシーケンスである。図３に示すように、本スキャン用のパルスシーケンスは、フリップパルスｆｌｉが印加された後に、複数のフロップパルスｆｌｏ１、ｆｌｏ２・・・ｆｌｏ９、ｆｌｏ１０、ｆｌｏ１１・・・を順次印加することで、複数のエコー信号Ｅｃｈｏ１、Ｅｃｈｏ２・・・Ｅｃｈｏ９、Ｅｃｈｏ１０、Ｅｃｈｏ１１・・・を収集する。なお、図３に示すパルスシーケンスは、１０番目に収集されるエコー信号Ｅｃｈｏ１０で位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合の例である。

図４は、第１の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。プリスキャン用のパルスシーケンスは、図３に示した本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。

例えば、図４に示すように、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで印加される位相エンコード用傾斜磁場のうちの少なくとも一つをｋ空間中心近傍のエコーまで印加するものである。言い換えると、このパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスにおいて、コントラストＴＥの近傍まで位相エンコード用傾斜磁場を印加し、コントラストＴＥ以降は位相エンコード用傾斜磁場を抜いたものである。なお、図４では、Ｅｃｈｏ１０がｋ空間の中心に対応する場合の例を示している。

例えば、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで使用する複数の位相エンコードのうちで、平均強度近傍の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。

さらに、このパルスシーケンスでは、スティミュレイテッドエコーがキャンセルされ、スピンエコーのみが収集されるように設定される。例えば、米国特許第５８１８２２９に記載された方法を用いることができる。この方法では、リフォーカス用のフロップパルスの位相をπ，π，π，π・・・と変えながら収集された１ショット目のエコー信号と、π，−π，π，−π・・・と変えながら収集された２ショット目のエコー信号とを加算することで、スピンエコー成分のみが取り出される。または、１ショット目のエコー信号から２ショット目のエコー信号を減算することで、スティミュレイテッドエコー成分のみを取り出し、取り出したスティミュレイテッドエコー成分がスピンエコー成分の代わりに用いられてもよい。

ここで、プリスキャン用のパルスシーケンスは、例えば、位相エンコードＭａｔｒｉｘが２５６で１９エコー収集の場合、ｋ空間を埋めるために２５６／１９＝１３ショットが必要になる。この場合には、プリスキャン用のパルスシーケンスは、平均の位相エンコード用傾斜磁場強度を持つショット（シーケンシャルに位相エンコードを埋める場合は中心ショット（７ショット））で印加される位相エンコード用傾斜磁場を印加するように設定される。

図２の説明にもどって、プリスキャン実行部２６ｂは、プリスキャン用のパルスシーケンスを実行する。

具体的には、プリスキャン実行部２６ｂは、撮像条件設定部２６ａによってプリスキャン用のシーケンス実行データが生成されると、まず、シーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部２３ａから読み出す。そして、プリスキャン実行部２６ｂは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部２１経由でシーケンス制御部１０に送信することで、プリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、図４に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信することで、プリスキャンを実行する。

補正量算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する。この補正量算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場によって生じる位相ずれ（０次および１次）、位相エンコード用傾斜磁場によって生じる０次の位相ずれの量を補正量として算出する。

具体的には、補正量算出部２６ｃは、プリスキャン実行部２６ｂによってプリスキャンが実行された後に、プリスキャンにより収集されたエコー信号に関するＭＲ信号データをＭＲ信号データ記憶部２３ｂから読み出す。その後、補正量算出部２６ｃは、読み出した各ＭＲ信号データをリードアウト方向にフーリエ変換した後に、１次の位相差を算出する。この１次の位相差は、リードアウト用傾斜磁場の１次位相差である。

ＦＳＥ法で発生する各エコーごとの位相差には、場所の１次関数となる１次の位相差と、コイル配置の不整合などによって生じる場所依存性のない位相差がある。場所依存性のない位相差は０次の位相差と呼ばれる。各ＭＲ信号データに対して算出した１次の位相を補正し、位相平均を求めることで０次の位相差を算出する。この０次の位相差には、リードアウト用傾斜磁場の０次の位相差、スライス選択用傾斜磁場の０次および１次の位相差に加えて、位相エンコード用傾斜磁場の０次の位相差の影響も含まれる。

ここで、補正量算出部２６ｃは、プリスキャンにより収集されたエコー信号における１次および０次の位相差を算出する。この差分が、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場により生じる位相ずれとなる。

例えば、図４に示したパルスシーケンスが実行されたとする。その場合には、補正量算出部２６ｃは、図４に示した１０番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１０と１１番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１１との間の位相差ｐ１を算出する。そして、補正量算出部２６ｃは、算出した位相差から位相ずれｐ１を補正量として算出する。

なお、ここでは、補正量算出部２６ｃは、１０番目のエコー信号と１１番目のエコー信号とを補正量の算出に使用したが、さらに１２番目以降の複数のエコーを使用してもよい。例えば、補正量算出部２６ｃは、プリスキャンのパルスシーケンスの１０番目と１１番目の位相差をｐ１、１２番目と１１番目の位相差をｐ１＿２、１２番目と１３番目の位相差をｐ１＿３として、位相エンコード用傾斜磁場によって位相エンコード方向に生じる位相ずれを（ｐ１＋ｐ１＿２＋ｐ１＿３）／３としてもよい。

シーケンス補正部２６ｄは、補正量算出部２６ｃにより算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。具体的には、シーケンス補正部２６ｄは、補正量算出部２６ｃによって位相ずれが算出されると、算出された位相ずれに基づいて、シーケンス実行データ記憶部２３ａに記憶されている本スキャン用のシーケンス実行データを補正する。

ここで、シーケンス補正部２６ｄは、補正量算出部２６ｃによって算出された位相ずれがゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。このとき、例えば、シーケンス補正部２６ｄは、１次の位相差に関しては、フリップパルスとフロップパルスとの間に補正傾斜磁場を印加するように、本スキャン用のパルスシーケンスを変更する。なお、シーケンス補正部２６ｄは、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の前後に、補正傾斜磁場を加えてもよい。また、例えば、シーケンス補正部２６ｄは、０次の位相差に関しては、フロップパルスの位相を変更することで、位相ずれがゼロになるようにする。

このように、シーケンス補正部２６ｄが、プリスキャンで観測された位相ずれがゼロになるように本スキャン用のパルスシーケンスを補正することによって、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場の０次および１次の渦電流、位相エンコード用傾斜磁場の０次の渦電流の影響を受けない画像が得られるようになる。

図５及び６は、シーケンス補正部２６ｄによって行われる位相ずれの補正を説明するための図である。図５は、位相エンコード方向の位相ずれの一例を示している。図５において、実線６１は、エコー信号ごとの位相エンコード方向の０次の位相ずれを表しており、破線６２は、位相エンコード用傾斜磁場の強度を表している。また、図６は、図５に示したエコー信号が配置されるｋ空間を示している。図６において、横軸は位相エンコード方向を示している。

ここで、位相エンコード方向の０次の位相ずれは、ｋ空間へのエコー信号の配置の仕方に依存する。図５に示す例は、ｋ空間に対して、収集されたエコー信号を位相エンコード方向に順番に配置していく場合を示している。図６に示す番号は、収集されたエコー信号の順番を表している。図４に示したパルスシーケンスを用いてプリスキャンを行った場合には、１０番目に収集されるエコー信号Ｅｃｈｏ１０に対応する位置（図６に示す矢印の位置）、すなわち、ｋ空間の中心近傍に配置されるエコー信号の０次の位相ずれが補正される。なお、ここでは、１０番目に収集されるエコー信号Ｅｃｈｏ１０を基準にして補正を行う場合について説明するが、基準となるエコー信号は、任意のエコー信号でよい。

本スキャン実行部２６ｅは、シーケンス補正部２６ｄにより補正された本スキャン用のパルスシーケンスを用いて、本スキャンを実行する。具体的には、プリスキャン実行部２６ｂは、シーケンス補正部２６ｄによって本スキャン用のシーケンス実行データが補正されると、補正後のシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部２３ａから読み出す。そして、本スキャン実行部２６ｅは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部２１経由でシーケンス制御部１０に送信することで、本スキャンを実行する。

次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる位相ずれ補正の処理手順について説明する。図７は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる位相ずれ補正の処理手順を示すフローチャートである。

図７に示すように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、操作者によって撮像を開始するよう指示された場合に（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、撮像条件設定部２６ａが、入力部２４を介して操作者から撮像条件の入力を受け付ける（ステップＳ１０２）。

続いて、撮像条件設定部２６ａは、操作者によって入力された撮像条件に基づいて、本スキャン用及びプリスキャン用のシーケンス実行データをそれぞれ生成する（ステップＳ１０３）。

例えば、撮像条件設定部２６ａは、図３に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを、本スキャン用のシーケンス実行データとして生成する。また、例えば、撮像条件設定部２６ａは、図４に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。

続いて、プリスキャン実行部２６ｂが、撮像条件設定部２６ａによって生成されたパルスシーケンスのシーケンス実行データに基づいて、プリスキャンを実行する（ステップＳ１０４）。

続いて、補正量算出部２６ｃが、各プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から位相ずれの量を補正量として算出する（ステップＳ１０６）。その後、シーケンス補正部２６ｄが、補正量算出部２６ｃにより算出された補正量に基づいて本スキャン用のシーケンス実行データを補正する（ステップＳ１０６）。

続いて、本スキャン実行部２６ｅが、シーケンス補正部２６ｄにより補正された本スキャン用のシーケンス実行データに基づいて、本スキャンを実行する（ステップＳ１０７）。そして、画像再構成部２２が、本スキャンによって収集されたＭＲ信号データから画像を再構成する（ステップＳ１０８）。

上述したように、第１の実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂが、プリスキャンを実行する。ここで、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、プリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場を印加し、本スキャン用のパルスシーケンスで印加される位相エンコード用傾斜磁場のうちの少なくとも一つをｋ空間中心近傍のエコーまで印加するものである。そして、補正量算出部２６ｃが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から、リードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場によって生じる位相ずれ（０次および１次）、位相エンコード用傾斜磁場によって生じる０次の位相ずれの量を補正量として算出する。また、シーケンス補正部２６ｄが、補正量算出部２６ｃにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第１の実施形態によればリードアウト用傾斜磁場、スライス選択用傾斜磁場の０次および１次の渦電流、位相エンコード用傾斜磁場の０次の渦電流によって生じる画質劣化を防ぐことができる。

また、第１の実施形態では、プリスキャン用のパルスシーケンスは、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又は該期間の近傍で収集されるエコー信号の手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。したがって、第１の実施形態によれば、画質に最も寄与するｋ空間の中心近傍に配置されるエコー信号の位相ずれが補正されるので、ＭＲＩ装置１００によって生成される画像の画質をより向上させることができる。

また、第１の実施形態の変形例として、プリスキャン実行部２６ｂが、プリスキャンを複数回行うようにしてもよい。例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場、スライス方向傾斜磁場を印加し、補正量を算出するエコーの手前まで、本スキャン用のパルスシーケンスと同様に位相エンコード用傾斜磁場を印加する第１のプリスキャンと、第１のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なる位相エンコード用傾斜磁場を印加する第２のパルスシーケンスを用いた第２のプリスキャンとを実行する。

例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、第１のプリスキャンとして、複数ショットのうち、先頭エコーにおいて最大の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットの位相エンコード用傾斜磁場を印加し、第２のプリスキャンとして、先頭エコーにおいて最小の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットの位相エンコード用傾斜磁場を印加する。

図８は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。図８は、図５に示した位相エンコード方向の位相ずれのうち、１番目のエコー信号（Ｅｃｈｏ１）から４番目のエコー信号（Ｅｃｈｏ４）までの位相ずれを示している。図５と同様に、実線６１は、エコー信号ごとの位相エンコード方向の０次の位相ずれを表しており、破線６２は、位相エンコード用傾斜磁場の強度を表している。

例えば、図８に示す例では、複数のショットａ，ｂ，ｃ，・・・，ｋ，ｌ，ｍが用いられる場合を示している。また、例えば、図８に示すように、複数のショットａ，ｂ，ｃ，・・・，ｋ，ｌ，ｍのうち、１番目のエコー信号（Ｅｃｈｏ１）において、最大の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットはショットａであり、最小の位相エンコード用傾斜磁場を印加するショットはショットｍであったとする。この場合には、プリスキャン実行部２６ｂは、第１のプリスキャンとして、ショットａの位相エンコード（図８に示す三角の印を参照）を印加し、第２のプリスキャンとして、ショットｍの位相エンコード（図８に示す黒い三角の印を参照）を印加する。

この場合には、補正量算出部２６ｃは、例えば、第１のプリスキャンの位相差をｐ１、第２のプリスキャンの位相差をｐ２として、ｐ１をショットａに対する補正量とし、ｐ２をショットｍに対する補正量とし、途中のショットに対する補正量は補間により求めてもよい。具体的には、ショット数をＮとすると、ｉ番目に位相エンコード用傾斜磁場が大きいショットに対する補正量は、ｐ１＋（ｐ２−ｐ１）＊（ｉ−１）／（Ｎ−１）となる。

図９Ａは、従来のプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。図９Ｂは、第１の実施形態におけるプリスキャンにより得られた画像の一例を示す図である。図９Ａは、従来の位相エンコードを抜いたプリスキャンにより収集した画像の一例である。また、図９Ｂは、第１の実施形態のプリスキャンにより収集された画像の一例である。これらの図に示すように、第１の実施形態では、位相エンコード用傾斜磁場による０次の位相ずれによる信号低下が改善していることが分かる。

（第２の実施形態）
なお、第１の実施形態では、ｋ空間の中心近傍に配置されるエコー信号の位相ずれを補正する場合について説明したが、ＭＲＩ装置１００の実施形態はこれに限られるものではない。そこで、以下では第２の実施形態として、複数のエコー信号の位相ずれを補正する場合について説明する。第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には図１及び２に示したものと同じであるが、撮像条件設定部２６ａ、プリスキャン実行部２６ｂ、補正量算出部２６ｃ、及びシーケンス補正部２６ｄによって行われる処理が第１の実施形態と異なる。

第２の実施形態では、撮像条件設定部２６ａは、本スキャン用のパルスシーケンス、第１のプリスキャン用の第１のパルスシーケンス（図４に示したパルスシーケンス）に加えて、以下で説明する第２のプリスキャン用のパルスシーケンスについて、さらにシーケンス実行データを作成する。

図１０は、第２の実施形態に係る第２のプリスキャン用の第２のパルスシーケンスを示す図である。第２のパルスシーケンスは、第１のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なるエコー数分の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、図１０に示すように、第２のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様の位相エンコード用傾斜磁場を、第１のプリスキャンより少ないエコー数分、印加するものである。なお、リードアウト用傾斜磁場及びスライス選択用傾斜磁場は、第１のプリスキャンと同じである。

例えば、図１０に示すように、第２のパルスシーケンスは、３番目のエコー信号まで位相エンコード用傾斜磁場を印加するように設定される。

また、第２の実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂは、第１のプリスキャンに加えて、図１０に示した第２のパルスシーケンスを用いた第２のプリスキャンをさらに実行する。

また、第２の実施形態では、補正量算出部２６ｃは、第１のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号から第１の位相ずれを算出する。また、補正量算出部２６ｃは、第２のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から第２の位相ずれを算出する。そして、補正量算出部２６ｃは、算出した第１の位相ずれと第２の位相ずれとから、複数のエコー信号に関する補正量を算出する。

例えば、図４に示した第１のパルスシーケンスと、図１０に示した第２のパルスシーケンスとがそれぞれ実行されたとする。その場合には、補正量算出部２６ｃは、図４に示した１０番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１０と１１番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１１との間の位相差ｐ１と、図１０に示した５番目のエコー信号Ｅｃｈｏ５と４番目のエコー信号Ｅｃｈｏ４との間の位相差ｐ２とをそれぞれ算出する。

さらに、補正量算出部２６ｃは、第１の位相ずれとしてｐ１を算出する。また、補正量算出部２６ｃは、第２の位相ずれとしてｐ２を算出する。ここで、第１の位相ずれであるｐ１は、１０番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１０における位相ずれｄｉｆ１０となる。また、第２の位相ずれであるｐ２は、４番目のエコー信号Ｅｃｈｏ４における位相ずれｄｉｆ４となる。

そして、補正量算出部２６ｃは、第１の位相ずれと第２の位相ずれとから、４番目及び１０番目のエコー信号以外のエコー信号に関する補正量を算出する。例えば、本スキャンにおいて、１０番目に収集されるエコー信号Ｅｃｈｏ１０で位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる場合には、エコー信号における位相ずれは、Ｅｃｈｏ１０までは徐々に増加し、Ｅｃｈｏ１０を超えると徐々に減少する。このことから、例えば、１６番目のエコー信号における位相ずれｄｉｆ１６は、４番目のエコー信号Ｅｃｈｏ４における位相ずれｄｉｆ４に等しいと仮定することができる。

そこで、補正量算出部２６ｃは、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号を基準にして、そのエコー信号より前半に収集されたエコー信号における位相ずれから、後半に収集されるエコー信号における位相ずれを推計する。さらに、補正量算出部２６ｃは、算出した各エコー信号における位相ずれを線形補間することで、複数のエコー信号における位相ずれを算出する。

図１１は、第２の実施形態に係るシーケンス補正部２６ｄによって行われる位相ずれの算出を説明するための図である。図１１に示すように、例えば、シーケンス補正部２６ｄは、１０番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１０を基準にして、４番目のエコー信号Ｅｃｈｏ４における位相ずれｄｉｆ４から１６番目のエコー信号Ｅｃｈｏ１６における位相ずれｄｉｆ１６を推計する。その後、補正量算出部２６ｃは、エコー信号Ｅｃｈｏ４における位相ずれｄｉｆ４、エコー信号Ｅｃｈｏ１０における位相ずれｄｉｆ１０、エコー信号Ｅｃｈｏ１６におけるｄｉｆ１６を線形補間することで、複数のエコー信号における位相ずれを算出する。

また、第２の実施形態では、シーケンス補正部２６ｄは、補正量算出部２６ｃにより算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスにおいて各エコー信号に印加される位相エンコード方向の傾斜磁場の強度を補正する。このとき、例えば、シーケンス補正部２６ｄは、各エコー信号における位相ずれがゼロになるように、各エコー信号で印加される位相エンコード用傾斜磁場の強度を変更する。または、シーケンス補正部２６ｄは、リワインド用傾斜磁場の強度を変更することで、各エコー信号における位相ずれがゼロになるようにしてもよい。

上述してきたように、第２の実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂが、第２のプリスキャンをさらに実行する。ここで、第２のプリスキャンは、第１のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場と異なるエコー数分の位相エンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、第２のプリスキャンは、本スキャン用のパルスシーケンスと同様の位相エンコード用傾斜磁場を、第１のプリスキャンより少ないエコー数分、印加するものである。また、補正量算出部２６ｃが、第１のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差と第２のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差から第２の位相ずれを算出し、算出した第１の位相ずれと第２の位相ずれとから複数のエコー信号に関する位相ずれを算出する。そして、シーケンス補正部２６ｄが、補正量算出部２６ｃによりエコー信号ごとに算出された位相ずれに基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第２の実施形態によれば、本スキャンによって収集される各エコー信号の位相ずれが補正されるので、画像劣化をより精度よく防ぐことができる。

なお、第２の実施形態では、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号を基準にして、そのエコー信号より前半に収集されたエコー信号における位相ずれから、後半に収集されるエコー信号における位相ずれを推計することとした。これに対し、さらに１回プリスキャンを行うことで、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号より後半に収集されるエコー信号における位相ずれを計測するようにしてもよい。これにより、位相エンコード方向の位相ずれによって生じる画像劣化をさらに精度よく防ぐことができるようになる。

なお、上記第１及び第２の実施形態では、１回の収集でｋ空間の全ての領域にエコー信号を配置する場合について説明した。これに対し、例えば、ｋ空間が位相エンコード方向に複数の領域に分割され、複数回の収集によって複数のエコー信号がグループ分けされて収集される場合もある。そのような場合には、グループごとに位相ずれを算出し、グループごとに本スキャン用のパルスシーケンスを補正してもよい。

図１２は、第１及び第２の実施形態の変形例を説明するための図である。図１２は、位相エンコード方向に沿ったｋ空間を示しており、ｋ空間が３つの領域に分割される場合の一例を示している。なお、図１２に示す矢印は、ｋ空間の中心を示している。ここで、例えば、エコー信号が２つのグループＧｒ１及びＧｒ２にグループ分けされて収集されるとする。その場合には、例えば、図１２に示すように、真ん中の領域に対して、グループＧｒ１のエコー信号が位相エンコード方向に順番に配置される。また、両側の領域のうち一方の側の領域に対して、グループＧｒ２のエコー信号のうち前半に収集されたエコー信号が順番に配置され、他方の側の領域に対して、グループＧｒ２のエコー信号のうち後半に収集されたエコー信号が順番に配置される。

このような場合には、例えば、補正量算出部２６ｃが、グループごとに補正量を算出してもよい。また、その場合には、シーケンス補正部２６ｄが、グループごとに本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。なお、例えば、補正量算出部２６ｃがいずれか１つのグループについて補正量を算出し、シーケンス補正部２６ｄが、全てのグループについて、同じ補正量に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正するようにしてもよい。

（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態として、ｋ空間の中心が先頭エコーである場合のエコー信号の収集及び補正の例を説明する。第３の実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂが、プリスキャンとして、少なくとも１つの位相エンコード用傾斜磁場を印加する。図１３は、第３の実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスを示す図である。図１３に示すように、例えば、プリスキャン実行部２６ｂは、２番目のエコー信号まで位相エンコード用傾斜磁場を印加し、３番目以降のエコー信号を補正量の算出に用いる。

図１４は、第３の実施形態に係るエコー信号の収集を説明するための図である。図１４に示すように、通常、ｋ空間の中心が先頭エコーの場合には、ｋ空間を２つのＧｒに分割してエコー信号が収集される。このような場合には、プリスキャン実行部２６ｂは、第１のプリスキャンとして、Ｇｒ１の代表的な位相エンコード用傾斜磁場を印加し、第２のプリスキャンとして、Ｇｒ２の代表的な位相エンコード用傾斜磁場を印加する。そして、補正量算出部２６ｃが、第１及び第２の実施形態と同様に、各プリスキャンの複数エコーの位相差から補正量を算出する。

なお、プリスキャンで使用するパルスシーケンスは、本スキャンで使用するプリパルスなどの傾斜磁場を同様に印加する。

（第４の実施形態）
次に、第４の実施形態として、第１〜第３の実施形態を３Ｄ収集シーケンスのスライスエンコードによる位相ずれを考慮したプリスキャンと併用する場合の例を説明する。図１５は、第４の実施形態に係る第２のプリスキャン用の第２のパルスシーケンスを示す図である。第４の実施形態では、プリスキャン実行部２６ｂが、図４に示した第１のパルスシーケンスを用いた第１のプリスキャンと、図１５に示す第２のパルスシーケンスを用いた第２のプリスキャンを実行する。

ここで、例えば、第１のパルスシーケンスは、第１の実施形態と同様に、本スキャンの代表的な位相エンコード用傾斜磁場をｋ空間中心の近傍のエコーの手前まで印加するものである。また、第２のパルスシーケンスは、第１のプリスキャンで印加される位相エンコード用傾斜磁場に加えて、本スキャン用の少なくとも一つのスライスエンコード用傾斜磁場を印加するものである。例えば、第２のパルスシーケンスは、本スキャン用のパルスシーケンスで印加されるスライスエンコード用傾斜磁場の中で、代表的なスライスエンコード用傾斜磁場を印加するものである。

そして、第４の実施形態では、補正量算出部２６ｃが、第１のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差と第２のプリスキャンにより収集された複数のエコー信号における位相差とから、スライスエンコード用傾斜磁場によってスライスエンコード方向に生じる位相ずれを補正量として算出する。また、シーケンス補正部２６ｄが、補正量算出部２６ｃにより算出された補正量に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、第４の実施形態によれば、スライスエンコード方向の位相ずれによって生じる画像劣化も防ぐことができる。

例えば、スライスエンコード数（スライス枚数）が６４の場合、スライスエンコードステップは−３２〜３１となるが、例えば、第２のパルスシーケンスで、−３２のスライスエンコードを印加し、第１のプリスキャンのＥｃｈｏ１０とＥｃｈｏ１１の位相差（１次または０次）をｓ１、第２のプリスキャンのＥｃｈｏ１０とＥｃｈｏ１１の位相差をｓ２とすると、ｉ番目のスライスエンコードによる位相差は（ｓ２−ｓ１）＊（−ｉ）／３２で求められる。１８０度パルスの位相を補正することで、スライスエンコードによる位相ずれを補正することができる。また、上記でプリスキャンの数を増やすことで（例えば＋３１のスライスエンコードを印加する）、精度を向上させることができる。

以上説明したとおり、第１〜第４の実施形態によれば、位相エンコード傾斜磁場の０次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。

（第５の実施形態）
次に、第５の実施形態について説明する。上記第１〜第４の実施形態によれば、位相エンコード傾斜磁場の０次の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができるが、プリスキャンで位相エンコード傾斜磁場を印可することによって、撮像に用いられるＲＦコイルや撮像領域に依存して位相補正量が正しく求められず、画質を悪化させる場合もあり得る。

図１６は、第５の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。図１６は、Ｚ軸方向を位相エンコード方向として腰椎のサジタル断面を撮像する場合の例を示している。また、図１６に示す例では、ＲＦコイルとしてフェイズドアレイコイル（Phased Array Coil：ＰＡＣ）が用いられ、ＰＡＣコイルに含まれる４つのコイルエレメントがＺ軸方向に並べられている。この例において、上記実施形態のように、位相エンコード傾斜磁場を印可すると、Ｚ方向に１次の位相ずれが発生する。しかし、上記実施形態では、位相エンコード方向にサンプリングを行っていないため、位相エンコード方向の１次位相ずれを算出及び補正することはできない。

ここで、従来の方法によって、ＲＦコイルごとに位相補正量を求めると、図１６に示すように、４つのコイルエレメントに接続されたチャンネルｃｈ１〜ｃｈ４で、０次の位相ずれｐ１〜ｐ４がそれぞれ求められる。この場合には、例えば、補正対象となる０次の位相ずれ量は、ｐ１〜ｐ４の平均で求めたり、コイルエレメントの信号強度で重み付けをした平均を採用したりするなどの方法がある。しかし、例えば、ｐ１が−１７０度となり、ｐ３が１８０度近傍で１７８度となる場合やー１８２度となる場合には、Ｕｎｗｒａｐ処理を適切に行うことができない。また、ＲＦコイルの種類によっては、位相を正しく算出することができないものもあり、コイルエレメントごとに位相を求める方法は、必ずしも適切に行われない場合がある。

一方、コイルエレメントごとに位相を求める代わりに、最大信号を検出したコイルエレメントのデータを使うという方法もある。しかし、この方法では、ｃｈ１又はｃｈ４が最大信号検出した場合には、そのコイルエレメント近傍の画質は改善されるが、そのコイルエレメントから離れると、極端に画質劣化が引き起こされる。

このような課題を解決するため、第５の実施形態では、ＭＲＩ装置１００は、全てのコイルエレメントのデータを加算して一つの位相補正量を算出する。具体的には、補正量算出部２６ｃが、以下のように、プリスキャンにより複数のエレメントを介して収集された複数のエコー信号を加算して、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための一つの位相補正量を算出する。

例えば、算出する位相補正量として、１次（傾斜）位相角（ｒａｄ）をθ_１とし、ｉ番目のスライスの０次（オフセット）位相角（ｒａｄ）をθ_0，iとする。そして、リードアウトのポイント数をＮ、エコー数をＭ、スライス枚数をＮＳ（０≦ｉ＜ＮＳ）、ＰＡＣチャンネル数をＬ（０≦ｌ＜Ｌ）、プリスキャンデータをＰ（ｘ，ｉ，ｌ）（ただし、１Ｄフーリエ変換後の複素データ：０≦ｘ＜Ｎ）、１次位相を求めるための点数（例えば、４点）をｄｘｘとすると、θ_１及びθ_0，iは、以下に示す式（１）及び式（２）で求められる。

補正量算出部２６ｃは、上記の式（１）及び式（２）を用いて、位相補正量としてθ_１及びθ_0，iを算出する。この方法によれば、コイルエレメントごとのＳＮＲ（Signal-to-Noise Ratio）の差、及び、位相の差の影響を受けない、撮像対象内で平均的な補正量を求めることが可能になる。なお、この方法は、位相エンコード傾斜磁場を印可しない、従来のプリスキャンに対しても有効である。

上記第５の実施形態によれば、コイルエレメントによらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。

（第６の実施形態）
次に、第６の実施形態について説明する。上記第５の実施形態では、位相算出の際に、リードアウト方向の全てのデータを使用した。しかし、例えば、位相算出に用いるデータを操作者が指定したＦＯＶ（Field Of View：撮像領域）内のデータに絞ってもよい。

図１７は、第６の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。図１７は、Ｘ軸方向をリードアウト方向として手首のアキシャル断面を撮像する場合の例を示している。図１７において、実線で示す範囲は、操作者によって指定されたＦＯＶを示しており、点線で示す範囲は、ＮｏＷｒａｐを加味したＦＯＶである。

ここで、ＮｏＷｒａｐとは、撮影プラン時に操作者によって設定されたＦＯＶよりも広いＦＯＶを展開ＦＯＶとして設定し、アンフォールド処理によって展開ＦＯＶの画像を生成した後に、操作者によって設定されたＦＯＶの画像を展開ＦＯＶの画像から切り出して表示することで、折り返しアーチファクトを低減させる機能である。

図１７に示すように、例えば、Ｘ軸方向の中心から離れた位置では非線形な位相ずれが発生する場合がある（図１７下側の図を参照）。このような場合に、リードアウト方向の全てのデータを使用すると、操作者によって指定されたＦＯＶ外のデータも位相算出時に寄与してしまい、位相補正量が正確に求められない。

このような課題を解決するため、第６の実施形態では、ＭＲＩ装置１００は、リードアウト方向の計算対象領域を、操作者によって指定されたＦＯＶ内に限定する。具体的には、補正量算出部２６ｃが、以下のように、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、操作者によってリードアウト方向に指定されたＦＯＶ内のデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する。

例えば、操作者によって指定されたＦＯＶをＦｕ、ＮｏＷｒａｐを加味したＦＯＶをＦｎ、リードアウトの計算開始ポイント数をＮstart、リードアウトの計算終了ポイント数をＮendとすると、Ｎstartは、以下に示す式（３）及び式（４）で求められる。

Ｎstart＝Ｎ＊（１−Ｎｕ／Ｎｆ）／２ ・・・式（３）

Ｎend＝Ｎ−Ｎstart ・・・式（４）

補正量算出部２６ｃは、式（３）及び式（４）を用いてＮstart及びＮend−１を算出した後に、式（１）及び式（２）におけるｘの加算を、ＮstartからＮend−１まで行う。この方法によれば、操作者によって指定されたＦＯＶの内側と外側とで位相が異なる振る舞いをする場合に、位相補正量算出におけるＦＯＶ外のデータの影響を取り除くことができる。なお、この方法は、従来のプリスキャンに対しても有効である。

上記第６の実施形態によれば、撮像領域によらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。

（第７の実施形態）
次に、第７の実施形態について説明する。上記第６の実施形態では、位相算出の際に、リードアウト方向のデータを操作者が指定したＦＯＶ内のデータに絞った。しかし、例えば、リードアウト方向がＺ軸方向であった場合には、静磁場不均一の影響を受けることもある。そこで、位相算出の際に、リードアウト方向のデータを静磁場不均一の影響が小さい範囲内のデータに絞ってもよい。

図１８は、第７の実施形態に係るＭＲＩ装置を説明するための図である。図１８は、Ｚ軸方向をリードアウト方向として腹部を撮像する場合の例を示している。Ｚ軸方向の中心から離れた位置では非線形の位相ずれが発生し（図１８中段の図を参照）、かつ、磁場不均一性の影響で信号強度が強くなる場合がある（図１８下段の図を参照）。このような場合に、リードアウト方向の全てのデータを使用すると、Ｚ軸方向の中心から離れた位置のデータが位相算出時に強く影響してしまい、補正量が正確に求められない。

このような課題を解決するため、第７の実施形態では、ＭＲＩ装置１００は、リード方向の計算対象領域を、少なくともシステムが補償するＺ軸方向のＦＯＶに限定する。具体的には、補正量算出部２６ｃが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、少なくとも静磁場均一性が補償された範囲内のデータを用いて、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための位相補正量を算出する。例えば、補正量算出部２６ｃは、システムが補償するＺ軸方向のＦＯＶの半分の領域（図１８の点線で囲んだ領域）のデータを用いて、位相補正量を算出する。この方法によれば、位相補正量算出における静磁場不均一の影響を取り除くことができる。なお、この方法は、従来のプリスキャンに対しても有効である。

上記第７の実施形態によれば、静磁場不均一によらずに安定して位相補正量を得ることができ、画質劣化を防ぐことができる。

以上説明したとおり、第１〜第７の実施形態によれば、エコー信号の位相ずれによって生じる画像劣化を防ぐことができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）
２０ 計算機システム
２６ 制御部
２６ｂ プリスキャン実行部
２６ｃ 補正量算出部
２６ｄ シーケンス補正部

Claims (3)

1. 位相エンコード方向に複数のエレメントコイルを有するフェイズドアレイコイルと、
   本スキャン用のパルスシーケンスと同様にリードアウト用傾斜磁場及びスライス方向傾斜磁場を印加するプリスキャンを実行する実行部と、
   前記プリスキャンにより前記複数のエレメントコイルを介して収集された複数のエコー信号を加算して、本スキャンで収集される複数のエコー信号における位相差を補正するための一つの位相補正量であって、位相エンコード方向の１次位相ずれを補正するための位相補正量を算出する算出部と、
   前記算出部により算出された前記位相補正量に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部と
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記算出部は、リードアウト方向に指定された撮像領域内のデータを用いて、前記位相補正量を算出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記算出部は、少なくとも静磁場均一性が補償された範囲内のデータを用いて、前記位相補正量を算出する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。