WO2012020720A1 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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WO2012020720A1
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magnetic resonance
resonance imaging
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博志 草原
由守 葛西
豊 待井
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G—PHYSICS
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5616—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using gradient refocusing, e.g. EPI
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    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method.
  • MRI is an imaging method in which a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF pulse having a Larmor frequency, and an image is reconstructed from MR signals generated along with this excitation.
  • the MRI means magnetic resonance imaging
  • the RF pulse means radio frequency pulse
  • the MR signal means nuclear magnetic resonance signal. .
  • EPI echo planar imaging
  • SE EPI using spin echo method SE: spin echo
  • field echo that collects echo signals generated after application of excitation pulse
  • FE EPI using the method
  • FFE EPI using the FFE (Fast FE) method.
  • EPI that generates image data for one sheet by combining echo train data obtained by applying a plurality of excitation pulses
  • multi-shot EPI whereas only one excitation pulse is applied.
  • the EPI for reconstructing an image is called a single shot EPI.
  • phase error In the EPI sequence, imaging is performed while reversing the gradient magnetic field at a high speed, so that the collected echo data includes a phase error. Therefore, distortion occurs in the image reconstructed based on the echo data.
  • Two main causes of phase error in EPI are considered to be static magnetic field inhomogeneity and eddy magnetic field generated by switching of a gradient magnetic field (see, for example, Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2).
  • phase error due to the above-mentioned static magnetic field inhomogeneity differs depending on the signal intensity distribution of the imaging target and the spatial distribution of the static magnetic field inhomogeneity in the imaging region.
  • the phase error due to the eddy magnetic field has a primary gradient mainly in the readout direction of the real space, and the direction of the phase gradient is reversed depending on the polarity of the gradient magnetic field in the readout direction during echo data collection.
  • Patent Document 1 As a conventional technique for reducing a phase error due to static magnetic field inhomogeneity, there is a method for correcting static magnetic field inhomogeneity described in Patent Document 1.
  • Patent Document 2 As a method for reducing the phase error due to factors other than the static magnetic field inhomogeneity, the technique described in Patent Document 2 is known.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a technique different from the conventional technique for further reducing image distortion caused by a phase error in EPI.
  • the MRI apparatus transmits an excitation pulse for causing nuclear magnetic resonance to a subject in a static magnetic field, collects a plurality of echo signals generated by repeated polarity reversal of a readout direction gradient magnetic field, EPI that reconstructs image data based on a plurality of echo signals can be executed, and includes a first acquisition unit, a second acquisition unit, and a correction unit.
  • the first collection unit collects a plurality of generated echo signals as first template data by executing an EPI echo signal collection sequence including application of a phase encoding direction gradient magnetic field.
  • the second collection unit collects the EPI echo signal collection sequence including the application of the gradient magnetic field in the phase encoding direction and the start timing of the application of the gradient magnetic field in the reading direction from the time when the first template data is collected. By executing later, a plurality of generated echo signals are collected as second template data.
  • the correction unit corrects at least a phase error included in the echo signal by using the first and second template data.
  • image distortion caused by a phase error in EPI can be further reduced by a technique different from the conventional technique.
  • the MRI method includes EPI and has the following steps.
  • One is a step of collecting a plurality of generated echo signals as first template data by executing an EPI echo signal collection sequence including application of a gradient magnetic field in the phase encoding direction.
  • One includes the application of a gradient magnetic field in the phase encoding direction, and executes the EPI echo signal collection sequence after the collection of the first template data, with the application timing of the gradient magnetic field in the readout direction being shifted from the time of collecting the first template data.
  • This is a step of collecting a plurality of generated echo signals as second template data.
  • One is a step of correcting at least a phase error included in the echo signal using the first and second template data.
  • image distortion caused by a phase error in EPI can be further reduced by a technique different from the conventional technique.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment.
  • the functional block diagram of the computer 58 shown in FIG. FIG. 5 is a timing chart showing an example of a pulse sequence of main scan and template shots 1 and 2 as a spin echo single shot EPI in the first embodiment.
  • sequence order of MR signal on k space, when the number of matrix elements of a phase encoding and a frequency encoding is 256x256.
  • the schematic diagram which shows an example of the 1st phase image obtained from the template data 1.
  • FIG. The schematic diagram which shows an example of the 2nd phase image obtained from the template data 2.
  • FIG. 9 is an example of an image obtained by imaging the same phantom as in FIG. 8 after correcting the static magnetic field inhomogeneity by the magnetic field correction map before the main scan.
  • FIG. 9 is a schematic diagram illustrating a difference between a case where correction by a magnetic field correction map is not performed (FIG. 8) and a case where correction is performed (FIG. 9) by extracting four strain regions in FIG. 8.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a flow of operations of the MRI apparatus in the first embodiment.
  • FIG. 10 is a timing chart showing an example of a pulse sequence of main scan and template shots 1 and 2 ′ as a spin echo single shot EPI in the second embodiment.
  • the flowchart which shows the flow of operation
  • FIG. 10 is a timing chart showing an example of a pulse sequence of template shots 1, 2, and 3 as a spin echo single shot EPI in the third embodiment.
  • the timing diagram which shows an example of the pulse sequence of the main scan as FID type single shot EPI, template shot 1 ", 2".
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 20 in the first embodiment.
  • the MRI apparatus 20 includes a cylindrical static magnetic field magnet 22 for forming a static magnetic field, a cylindrical shim coil 24 provided with the same axis inside the static magnetic field magnet 22, A gradient magnetic field coil 26, an RF coil 28, a control device 30, and a bed 32 on which the subject P is placed are provided.
  • the X-axis, Y-axis, and Z-axis that are orthogonal to each other in the apparatus coordinate system are defined as follows.
  • the static magnetic field magnet 22 and the shim coil 24 are arranged so that their axial directions are orthogonal to the vertical direction, and the axial direction of the static magnetic field magnet 22 and the shim coil 24 is the Z-axis direction.
  • the vertical direction is the Y-axis direction
  • the bed 32 is arranged such that the normal direction of the surface for placing the top plate is the Y-axis direction.
  • the control device 30 includes a static magnetic field power supply 40, a shim coil power supply 42, a gradient magnetic field power supply 44, an RF transmitter 46, an RF receiver 48, a sequence controller 56, and a computer 58.
  • the gradient magnetic field power supply 44 has an X-axis gradient magnetic field power supply 44x, a Y-axis gradient magnetic field power supply 44y, and a Z-axis gradient magnetic field power supply 44z.
  • the computer 58 includes an arithmetic device 60, an input device 62, a display device 64, and a storage device 66.
  • the static magnetic field magnet 22 is connected to the static magnetic field power supply 40, and forms a static magnetic field in the imaging space by the current supplied from the static magnetic field power supply 40.
  • the imaging space means, for example, a space in the gantry where the subject P is placed and a static magnetic field is applied.
  • the gantry is a structure formed, for example, in a cylindrical shape so as to include the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, and the RF coil 28.
  • the gantry and the bed 32 are configured so that the bed 32 on which the subject P is placed can move inside the gantry. 1, the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, and the RF coil 28 in the gantry are illustrated as components, and the gantry itself is not illustrated.
  • the imaging area is an MR signal collection range used for generating “one image” or “one set of images”, for example, and means an area set as a part of the imaging space.
  • “one image” and “one set of images” may be a two-dimensional image or a three-dimensional image.
  • “one set of images” means “multiple images” when MR signals of “multiple images” are collected in one pulse sequence, such as multi-slice imaging. It is.
  • the imaging region is defined three-dimensionally by, for example, the apparatus coordinate system.
  • the imaging region is referred to as a slice if the region is thin, and is referred to as a slab if the region is thick to some extent.
  • the shim coil 24 is connected to a shim coil power source 42 and makes the static magnetic field uniform by a current supplied from the shim coil power source 42.
  • the static magnetic field magnet 22 is often composed of a superconducting coil, and is connected to the static magnetic field power source 40 and supplied with current when excited, but after being excited, it is disconnected. Is common.
  • the static magnetic field magnet 22 may be formed of a permanent magnet without providing the static magnetic field power supply 40.
  • the gradient magnetic field coil 26 includes an X-axis gradient magnetic field coil 26 x, a Y-axis gradient magnetic field coil 26 y, and a Z-axis gradient magnetic field coil 26 z, and is formed in a cylindrical shape inside the static magnetic field magnet 22.
  • the X-axis gradient magnetic field coil 26x, the Y-axis gradient magnetic field coil 26y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 26z are connected to the X-axis gradient magnetic field power source 44x, the Y-axis gradient magnetic field power source 44y, and the Z-axis gradient magnetic field power source 44z, respectively.
  • the X-axis gradient magnetic field power supply 44x, the Y-axis gradient magnetic field power supply 44y, and the Z-axis gradient magnetic field power supply 44z respectively supply the X-axis gradient magnetic field coil 26x, the Y-axis gradient magnetic field coil 26y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 26z
  • An axial gradient magnetic field Gx, a Y-axis gradient magnetic field Gy, and a Z-axis gradient magnetic field Gz are formed in the imaging region.
  • the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the X, Y, and Z axis directions of the apparatus coordinate system are synthesized, and the slice selection direction gradient magnetic field Gss, the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe, and the readout direction (frequency) are used as logical axes.
  • Gradient magnetic field Gro can be set arbitrarily.
  • the gradient magnetic fields Gss, Gpe, and Gro in the slice selection direction, the phase encoding direction, and the readout direction are superimposed on the static magnetic field.
  • the RF transmitter 46 generates an RF pulse (RF current pulse) with a Larmor frequency for causing nuclear magnetic resonance based on the control information input from the sequence controller 56 and transmits this to the RF coil 28 for transmission.
  • the RF coil 28 includes a whole body coil for transmitting and receiving RF pulses built in the gantry, and a local coil for receiving RF pulses provided in the vicinity of the bed 32 or the subject P.
  • the transmitting RF coil 28 receives the RF pulse from the RF transmitter 46 and transmits it to the subject P.
  • the receiving RF coil 28 receives an MR signal (high frequency signal) generated by exciting the nuclear spin inside the subject P by the RF pulse, and this MR signal is detected by the RF receiver 48. .
  • the RF receiver 48 performs various signal processing such as pre-amplification, intermediate frequency conversion, phase detection, low-frequency amplification, and filtering on the detected MR signal, and then performs A / D (analog to digital) conversion. Then, raw data (raw data) which is digitized complex data is generated. The RF receiver 48 inputs the generated raw data of the MR signal to the sequence controller 56. The arithmetic device 60 performs system control of the entire MRI apparatus 20.
  • the sequence controller 56 stores control information necessary for driving the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48 in accordance with a command from the arithmetic unit 60.
  • the control information here is, for example, sequence information describing operation control information such as the intensity, application time, and application timing of the pulse current to be applied to the gradient magnetic field power supply 44.
  • the sequence controller 56 drives the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48 in accordance with the stored predetermined sequence, whereby the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, the Z-axis gradient magnetic field Gz, and RF Generate a pulse. Further, the sequence controller 56 receives raw data (raw data) of the MR signal input from the RF receiver 48 and inputs this to the arithmetic device 60.
  • FIG. 2 is a functional block diagram of the computer 58 shown in FIG.
  • the computing device 60 of the computer 58 includes an MPU (Micro Processor Unit) 86, a system bus 88, an image reconstruction unit 90, an image database 94, an image processing unit 96, a display control unit 98, and a correction unit 100. Is provided.
  • MPU Micro Processor Unit
  • the MPU 86 performs system control of the entire MRI apparatus 20 via wiring such as the system bus 88 in setting of imaging conditions, imaging operation, and image display after imaging.
  • Imaging condition refers to, for example, transmitting an RF signal or the like under any kind of pulse sequence such as spin echo or EPI, and collecting MR signals from the subject under any condition. Or the meaning.
  • Each item of “imaging condition” includes, for example, an imaging area as position information in an imaging space, a flip angle, a repetition time (TR), a number of slices, a number of steps in a phase encoding direction and a frequency encoding direction. And types of pulse sequences such as EPI and spin echo method.
  • the MPU 86 also functions as an imaging condition setting unit, sets imaging conditions including a pulse sequence based on instruction information from the input device 62, and inputs the set imaging conditions to the sequence controller 56. For this purpose, the MPU 86 controls the display control unit 98 to display the imaging condition setting screen information on the display device 64.
  • the input device 62 provides a user with a function of setting imaging conditions and image processing conditions.
  • the image reconstruction unit 90 has a k-space database 92 inside.
  • the image reconstruction unit 90 arranges raw data of MR signals input from the sequence controller 56 as k-space data in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the image reconstruction unit 90 performs image reconstruction processing on the k-space data, generates image data of each slice of the subject P, and stores the generated image data in the image database 94.
  • the image processing unit 96 takes in image data from the image database 94, performs predetermined image processing on the image data, and stores the image data after the image processing in the storage device 66 as display image data.
  • the storage device 66 stores the above-described display image data with the imaging conditions used to generate the display image data, information about the subject P (patient information), and the like attached thereto as incidental information.
  • the display control unit 98 causes the display device 64 to display an imaging condition setting screen and an image indicated by image data generated by imaging under the control of the MPU 86.
  • the correction unit 100 performs the following two operations based on the collected data of the template shots 1 and 2 performed as a pre-scan before collecting the target MR signals for the image (main scan).
  • the correction unit 100 generates a magnetic field correction map for correcting (homogenizing) the static magnetic field inhomogeneity.
  • the correction unit 100 generates phase correction data for removing the influence of the phase error included in the MR signal when the image data is reconstructed from the MR signal collected in the main scan. Details of these will be described below.
  • FIG. 3 is a timing chart showing an example of each pulse sequence of the main scan and template shots 1 and 2.
  • the upper, middle, and lower stages of FIG. 3 show the pulse sequences of the main scan (MAIN SCAN), template shot 1 (TEMPLATE SHOT 1), and template shot 2 (TEMPLATE SHOT 1), respectively.
  • Each horizontal axis represents the elapsed time t.
  • RF represents an RF pulse
  • Gss represents a gradient magnetic field in the slice selection direction
  • Gpe represents a phase encode direction gradient magnetic field
  • Gro represents a read direction gradient magnetic field
  • Signal represents an echo (MR signal). Note that one of the features of this embodiment is that the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is applied in the template shots 1 and 2.
  • the main scan of FIG. 3 shows a spin-echo single shot EPI. That is, after applying an excitation pulse (RF pulse) with a flip angle of 90 °, a 180 ° excitation pulse is applied at the timing when about half of the effective echo time has elapsed, and MR signals are collected.
  • RF pulse excitation pulse
  • template shot 1 has the same pulse sequence as the main scan. There are only two differences in the pulse sequences of template shots 1 and 2 as follows.
  • the “application start timing” of the phase encoding step pulse and the application start timing of the readout direction gradient magnetic field Gro are set to a time width twice the echo interval as compared with the template shot 1. I'll delay it.
  • “application start timing” is based on, for example, the application start time of a 180 ° RF pulse.
  • the application start timings of the 90 ° RF pulse and the 180 ° RF pulse are common for the main scan and the template shots 1 and 2 (template shot 2 ′ and second shot in the second embodiment described later). The same applies to the template shot 3 of the third embodiment).
  • the “echo interval” is a time width from the reversal of the polarity of the readout gradient magnetic field Gro to the re-inversion, and is hereinafter referred to as “Gro inversion interval”.
  • the generation start timing of the echo (MR signal) based on the application of the 90 ° excitation pulse in the template shot 2 is delayed by a time width twice as long as the Gro inversion interval.
  • phase encoding step pulse is a phase encoding direction gradient magnetic field pulse other than the pre-pulse applied first, and is applied at Gro inversion intervals.
  • the pre-pulse is shown in a trapezoidal shape below the horizontal axis (time axis) in FIG.
  • phase encoding direction gradient magnetic field Gpe only the pre-pulse applied first is different from the others, and the phase encoding step pulses applied at a predetermined time interval after the second are the same.
  • phase encoding step pulses are applied in synchronization with the reversal of the gradient magnetic field in the readout direction, whereby positional information in the phase encode direction is given to each MR signal that is continuously generated along with the reversal of the gradient magnetic field.
  • the second difference is that the absolute value of the time integral value of the application intensity of the pre-pulse of the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe differs between the template shots 1 and 2 (the application timing of both is the same).
  • the MR signal received at the timing when the phase encoding step is zero is arranged in the center line of the k-space data.
  • the phase encode step is zero is a timing at which the total area of the phase encode step pulses sequentially applied at predetermined intervals becomes equal to the area of the pre-pulse of the phase encode direction gradient magnetic field Gpe.
  • the area is the absolute value of the time integral value of the signal intensity.
  • the phase encoding step is zero in the step of collecting without applying the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe when the MR signal is collected each time the phase encoding step is changed by a normal spin echo method. Correspond.
  • the area of the first pre-pulse is equal to the total area of five phase encoding step pulses immediately after that.
  • the MR signal having the maximum signal intensity is collected at the effective echo time indicated by the broken line in FIG. 3, and this data is arranged in the center line of the k space.
  • the area of the first pre-pulse is equal to the total area of the four phase encoding step pulses immediately thereafter. Furthermore, in the template shot 2, the MR signal generation start timing is delayed by two echoes as much as the application start timing of the reading direction gradient magnetic field is delayed compared to the template shot 1. Therefore, in template shot 2, the MR signal collected immediately after the application of the fourth phase encoding step pulse (from the earliest in time) corresponds to the phase encoding step zero and is arranged at the center line of k-space. (This MR signal has the maximum intensity).
  • the acquisition timing of the MR signal of the k-space center line (collected signal at the timing when the phase encoding step is zero) is delayed by one echo from the template shot 1.
  • the phase image obtained from the template shot 2 has a phase advanced from the phase image obtained from the template shot 1 by the non-uniformity of the static magnetic field.
  • phase correction data for correcting the phase error and the magnetic field correction map can be generated by using the difference between the collected data of the template shots 1 and 2 described above.
  • the following two conditions can be said as the principle of the first embodiment.
  • the generation timing of the MR signal corresponding to the phase encoding step of zero is shifted in template shots 1 and 2 from the point of generation of the magnetic field correction map (for example, by a natural number multiple of the Gro inversion interval). Is desirable.
  • “shifting” is performed, for example, with reference to the start of applying a pre-pulse of the phase encoding gradient magnetic field Gpe or the start of applying a 180 ° RF pulse.
  • the polarities of the reading direction gradient magnetic field Gro at the timing when the phase encoding step is zero are reversed from each other in the template shots 1 and 2. This is because the phase error component due to the static magnetic field inhomogeneity is eliminated and only the phase error component can be extracted by the difference between the data of the two template shots obtained by inverting the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the above timing.
  • the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at the timing when the phase encoding step is zero may be the same in the two template shots. This point will be described with reference to template shots 1 and 3 of a third embodiment described later and FIG.
  • the template shots 1 and 2 satisfy the first and second conditions in order to generate the magnetic field correction map and the phase correction data.
  • the phase encoding step is zero at the effective echo time indicated by the broken line, and the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at this timing is negative.
  • the phase encoding step becomes zero at the timing delayed by the Gro inversion interval (by one echo) compared to the template shot 1, and the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at this timing is positive. .
  • the MR signal generation start timing shifted between the template shots 1 and 2 is doubled in the example of FIG. 3 on the basis of the Gro inversion interval, but may be delayed by a time width of another natural number. .
  • This can be realized by appropriately shifting the phase encoding step pulse and the application start timing of the readout direction gradient magnetic field Gro.
  • the magnetic field correction map and the phase correction data are generated using the collected data of the template shots 1 and 2 described above.
  • the method of generating the phase correction data will be described first.
  • the real part of k-space data is obtained by performing processing such as subtracting the cosine function of the carrier frequency from each MR signal (hereinafter referred to as template data 1) collected in the template shot 1. Further, the imaginary part of the k-space data is obtained by performing a process such as subtracting the sine function of the carrier frequency from the template data 1.
  • processing such as subtracting the cosine function of the carrier frequency from each MR signal (hereinafter referred to as template data 1) collected in the template shot 1.
  • the imaginary part of the k-space data is obtained by performing a process such as subtracting the sine function of the carrier frequency from the template data 1.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing an example of the arrangement order of MR signals in k space when the number of matrix elements for phase encoding and frequency encoding is 256 ⁇ 256.
  • TR is a repetition time (Repetition Time)
  • Ts in the horizontal direction is a sampling time (Sampling Time)
  • the vertical direction is a phase encoding step (Phase Encode Step).
  • phase encoding is changed 256 times, and the cosine function or sine function of the carrier frequency is subtracted from the collected 256-line MR signals, respectively.
  • the 256 MR signals after this processing are arranged from the bottom in the order of phase encoding steps as shown in FIG. 4 such as ⁇ 127, ⁇ 126,... -1, 0, 1,.
  • matrix data composed of 256 ⁇ 256 matrix elements, that is, real part or imaginary part of k-space data is obtained.
  • the 124 lines that have not been collected contain, for example, zero as data in the k space.
  • template shot 1 For example, zero is entered as MR signal data in each line in which the phase encoding step is ⁇ 127 to ⁇ 6 (see FIG. 4).
  • the MR signals collected in the template shot 1 have phase encode steps of ⁇ 5, ⁇ 4, ⁇ 3, ⁇ 2, ⁇ 1, 0, 1,... 127, 128 in time order. It becomes the order. That is, in the template shot 1, the MR signal collected earliest in time is arranged on the line where the phase encoding step is ⁇ 5 in the k space. In the template shot 1, the MR signal collected the sixth earliest in time is arranged on a line in which the phase encoding step is zero in the k space (center line in the k space).
  • the intensity of the MR signal is set to a matrix value for each ⁇ Ts obtained by dividing the sampling time Ts of each MR signal by 256 at equal intervals.
  • matrix data of 256 rows and 256 columns is obtained for each of the real number and the imaginary number. This is k-space data.
  • the data of the center line of the real part of the k-space data obtained from the template data 1 is subjected to a one-dimensional inverse Fourier transform to obtain data with the horizontal axis representing the frequency and the vertical axis representing the spectral intensity.
  • a value obtained by frequency integrating the data after the one-dimensional inverse Fourier transform from ⁇ to + ⁇ is defined as Real1.
  • Imag1 is a value obtained by performing frequency integration from ⁇ to + ⁇ after the one-dimensional inverse Fourier transform of the data of the center line of the imaginary part of the k-space data obtained from the template data 1.
  • the phase angle Ph1 of the template data 1 is calculated according to the following equation using arctangent.
  • Ph1 arctan (Imag1 / Real1) (1)
  • template data 2 by subtracting the cosine function or sine function of the carrier frequency from each MR signal collected in template shot 2 (hereinafter referred to as template data 2), the real part and imaginary part of the k-space data are obtained. Get each.
  • a value obtained by performing frequency integration from ⁇ to + ⁇ after the one-dimensional Fourier inverse transform of the data of the center line of the real part of the k-space data obtained from the template data 2 is defined as Real2.
  • Imag2 is a value obtained by performing frequency integration from ⁇ to + ⁇ after the one-dimensional inverse Fourier transform of the data of the center line of the imaginary part of the k-space data obtained from the template data 2. Then, the phase angle Ph2 of the template data 2 is calculated by the following equation (2).
  • Ph2 arctan (Imag2 / Real2) (2)
  • phase correction is performed based on the phase correction data.
  • phase image having 256 ⁇ 256 pixels in the vertical and horizontal directions is generated. Specifically, the arc tangent based on the ratio of the 256 ⁇ 256 matrix elements of the real part of the k-space data and the 256 ⁇ 256 matrix elements of the imaginary part of the k-space data at the same position. Is calculated.
  • the value of the matrix element in the first row and first column of the real part of the k-space data is a
  • the value of the matrix element in the first row and first column of the imaginary part of the k-space data is b.
  • an angle ⁇ given by ⁇ arctan (b / a) is calculated, and this is set as the matrix element value in the first row and the first column in the first phase image.
  • the data of the calculated matrix element values are subjected to two-dimensional Fourier transform, thereby obtaining a first phase image having 256 ⁇ 256 pixels. Further, the phase image of the template data 2 is generated in the same manner, and this is used as the second phase image.
  • the difference image (the number of pixels 256) is multiplied by a predetermined coefficient.
  • X256 is generated.
  • the pixel value of the first row and the first column of the first phase image is ⁇ 1
  • the pixel value of the first row and the first column of the second phase image is ⁇ 2.
  • ⁇ sub given by the following expression (3) is set as the pixel value of the first row and first column of the difference image.
  • ⁇ is the magnetic rotation ratio (42.6 MHz / T) of hydrogen atoms
  • DT is the time difference (seconds) at which data collection is started, shifted by template shots 1 and 2.
  • twice the Gro inversion interval is DT.
  • a difference value is generated by calculating pixel values in the same manner using equation (3).
  • the difference image between the first phase image and the second phase image generated in this way is used as a magnetic field correction map.
  • the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is applied so that the MR signal data at the effective echo time based on the spin echo method is arranged in the center line of the k space.
  • the MR signal data at the effective echo time based on the spin echo method shows that the phases of the spins of all hydrogen nuclei in the selected slice are ideally aligned by applying 90 ° and 180 ° RF pulses.
  • the first phase image is generated as a substantially symmetric magnetic field map.
  • the timing at which the MR signal should have the maximum intensity by applying the 90 ° and 180 ° RF pulses of the spin echo method and the timing at which the phase encoding step becomes zero are Gro inversion. Deviation by the interval.
  • a second phase image is generated as an asymmetric magnetic field map by the amount of phase shift. That is, in the template shot 2, the second phase image is generated as a magnetic field map with a non-uniform magnetic field as compared with the template shot 1. Therefore, by generating a difference image between the first phase image and the second phase image as described above, this can be used as a magnetic field correction map.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing an example of the first phase image obtained from the template data 1.
  • the number of pixels is coarsened by 20 ⁇ 20 (the same applies to FIGS. 6 and 7 described later).
  • a pixel having a larger pixel value is whiter (a luminance level is higher) and a pixel having a smaller pixel value is blackened (the same applies to FIGS. 6, 7, 8, and 9 described later).
  • a first phase image as a substantially symmetric magnetic field map is obtained.
  • FIG. 6 is a schematic diagram showing an example of the second phase image obtained from the template data 2. As shown in FIG. 6, a second phase image having a lower symmetry than that of the template shot 1 is obtained from the template shot 2.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing an example of a difference image (magnetic field correction map) obtained based on the equation (3) using the first phase image and the second phase image. As shown in FIG. 7, the phase difference appears as the gradient of the pixel value by taking the difference between the phase images obtained from the template shots 1 and 2, respectively.
  • FIG. 8 shows an example of an image obtained by imaging a uniform phantom without correcting the static magnetic field inhomogeneity by the magnetic field correction map before the main scan.
  • FIG. 9 shows an example of an image obtained by imaging the same phantom as in FIG. 8 after correcting the static magnetic field inhomogeneity by the magnetic field correction map before the main scan.
  • FIG. 10 is a schematic diagram for explaining the difference between the case where the correction by the magnetic field correction map is not performed (FIG. 8) and the case where the correction is performed (FIG. 9).
  • FIG. 10 shows the four distorted areas extracted from the image of FIG. 8, which are distorted areas 122, 124, 126, and 128.
  • strain regions 122, 124, 126, and 128 appear as shown in a comparison between FIG. 8 and FIG.
  • the distortion region 122 is on the upper left outer edge of the phantom
  • the distortion region 124 is on the upper right outer edge of the phantom
  • the distortion region 126 is on the lower right side of the phantom.
  • the strain area 128 has moved to the outer edge on the lower left side of the phantom.
  • FIG. 11 is a flowchart showing a flow of operations of the MRI apparatus 20 in the first embodiment.
  • the operation of the MRI apparatus 20 will be described according to the step numbers shown in FIG.
  • Step S1 The MPU 86 (see FIG. 2) performs initial setting of the MRI apparatus 20 based on the imaging conditions input to the MRI apparatus 20 via the input apparatus 62. In this initial setting, the provisional center frequency of the RF pulse when the positioning image is captured is set.
  • Step S2 The sequence controller 56 drives a bed control system (not shown) and moves the bed 32 (see FIG. 1) so that the imaging region of the subject P is positioned at the center of the magnetic field in the gantry serving as the imaging space.
  • the imaging region means which part of the subject P such as the head, chest, abdomen, waist, and legs is imaged as an imaging region.
  • the MRI apparatus 20 transmits an RF pulse for collecting data of the positioning image and detects the MR signal by the RF receiver 48.
  • the RF receiver 48 performs predetermined signal processing on the MR signal, generates raw data which is a digitized MR signal, and inputs this to the sequence controller 56.
  • the sequence controller 56 inputs the raw data of the MR signal to the image reconstruction unit 90, and the image reconstruction unit 90 performs predetermined processing on the raw data to generate the image data of the positioning image, which is generated in the image database. 94.
  • the image processing unit 96 performs predetermined image processing on the input image data, and the storage device 66 stores the image data of the positioning image after the image processing. Thereafter, the display control unit 98 displays a positioning image on the display device 64 in accordance with an instruction from the MPU 86, and an imaging condition such as a region of interest is set based on the positioning image.
  • Step S3 The MRI apparatus 20 executes two types of template shots for generating phase correction data and magnetic field correction data as a pre-scan according to the following flow ⁇ 1> to ⁇ 4>, and then performs a target image. Data collection (main scan) is executed.
  • template shots 1 and 2 are performed on the spatially identical area and the same area as the imaging area of the main scan.
  • the MPU 86 sets the same pulse sequence of the main scan set based on the imaging conditions input up to step S2 as the pulse sequence of the template shot 1 (see FIG. 3). Next, the MPU 86 inputs the pulse sequence of the template shot 1 to the sequence controller 56, and commands acquisition start.
  • the MRI apparatus 20 transmits an RF pulse for data collection in accordance with the pulse sequence of the template shot 1 and detects the MR signal by the RF receiver 48.
  • the sequence controller 56 inputs the raw data of the MR signal detected and generated by the RF receiver 48 to the image reconstruction unit 90.
  • the image reconstruction unit 90 arranges this raw data as k-space data of the template shot 1 in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the MPU 86 sets, as the template shot 2 pulse sequence, a phase encoding step pulse and a timing at which application of the readout direction gradient magnetic field Gro is delayed from the template shot 1. Further, the polarities of the gradient magnetic fields Gro in the reading directions of the template shots 1 and 2 at the timing when the phase encoding step is zero are reversed. Details of the differences between the template shots 1 and 2 have already been described with reference to FIG.
  • the MPU 86 inputs the pulse sequence of the template shot 2 to the sequence controller 56 and commands the start of collection.
  • the k-space data of the template shot 2 is arranged in the k-space formed in the k-space database 92 in the same manner as (1) above.
  • the correction unit 100 acquires the k-space data of the template shots 1 and 2 from the k-space database 92 of the image reconstruction unit 90, respectively, and the first phase image that is the phase image of the template 1 and the template shot And a second phase image, which is a second phase image.
  • the correction unit 100 uses the first phase image and the second phase image to generate a difference image according to the equation (3), and inputs this difference image to the MPU 86 as a magnetic field correction map.
  • the first and second phase images and the difference image generation method are as described above.
  • MR signals for the main scan are collected according to the set imaging conditions.
  • the MPU 86 calculates an offset magnetic field that makes the static magnetic field uniform by offsetting the magnetic field inhomogeneity indicated by the magnetic field correction map. And MPU86 controls each part via the sequence controller 56 so that an offset magnetic field may be superimposed and applied to a static magnetic field.
  • the second and higher order components in the non-uniform component of the static magnetic field can be shimmed by adjusting the supply current to the shim coil 24, for example.
  • the primary component in the non-uniform component of the static magnetic field can be shimmed by adjusting the supply currents to the X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 26x, 26y, and 26z, for example.
  • a static magnetic field is formed in the imaging space by the static magnetic field magnet 22 excited by the static magnetic field power supply 40.
  • the MPU 86 inputs imaging conditions including a pulse sequence of the main scan to the sequence controller 56.
  • the sequence controller 56 drives the gradient magnetic field power supply 44, the RF transmitter 46, and the RF receiver 48 in accordance with the input pulse sequence, so that the slice selection direction gradient magnetic field Gss, the phase encode direction gradient magnetic field Gpe, and the read direction gradient magnetic field Gro. Are formed in the imaging region, and an RF signal is generated from the RF coil 28.
  • the supply current from the gradient magnetic field power supply 44 to the X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 26x, 26y, and 26z is superimposed with the amount of generation of the offset magnetic field, so that the static magnetic field is substantially uniformized.
  • the MR signal generated by the nuclear magnetic resonance in the subject P is received by the RF coil 28 and detected by the RF receiver 48.
  • the RF receiver 48 performs the predetermined signal processing described above on the detected MR signal to generate raw data of the MR signal, and inputs this to the sequence controller 56.
  • the sequence controller 56 inputs the raw data to the image reconstruction unit 90, and the image reconstruction unit 90 arranges the raw data as k-space data in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the MRI apparatus 20 collects data for all slices by using the above processes ⁇ 1> to ⁇ 4> as data collection for one slice.
  • the correction unit 100 calculates phase correction data for all slices.
  • the correction unit 100 inputs each phase correction data to the image reconstruction unit 90 in association with each slice for which each phase correction data is calculated.
  • the correction unit 100 calculates each frequency integral value of each data obtained by performing one-dimensional Fourier inverse transformation on each center line of the real part and the imaginary part of the k-space data of the template data 1, and then performs the inverse as described above.
  • the phase angle Ph1 of the template data 1 is calculated using the tangent.
  • the correction unit 100 calculates the phase angle Ph2 of the template data 2, and sets the phase angles Ph1 and ph2 as phase correction data of slices corresponding to the template data 1 and 2.
  • the image reconstruction unit 90 reconstructs image data for each slice by taking k-space data from the k-space database 92 and subjecting it to image reconstruction processing including Fourier transform.
  • the image reconstruction unit 90 performs correction to remove the influence of the phase error included in the MR signal, using the phase correction data calculated separately for each slice.
  • the processing up to the generation of phase correction data is different from the conventional one, the phase error correction processing after generating the phase correction data may be the same as that of the conventional technology (see Patent Document 2 etc.). Description is omitted.
  • the image reconstruction unit 90 generates image data of all slices as described above, and stores these in the image database 94.
  • the image processing unit 96 takes in image data from the image database 94, performs predetermined image processing on the image data, generates two-dimensional display image data, and stores the display image data in the storage device 66.
  • Step S6 The display control unit 98 acquires display image data from the storage device 66 according to the control of the MPU 86, and causes the display device 64 to display an image indicated by the display image data.
  • the above is the description of the operation of the MRI apparatus 20 of the first embodiment.
  • template shots 1 and 2 including the application of the phase encoding direction gradient magnetic field corresponding to each echo and the echo generation start timings being shifted from each other are executed before the main scan.
  • the correction for equalizing the static magnetic field in the main scan and the correction of the phase error after collecting the MR signal of the main scan are performed at once. Can be done automatically.
  • the correction for homogenizing the static magnetic field is first performed based on the magnetic field correction map, and after the MR signals of the main scan are collected, the phase error is corrected based on the phase correction data. That is, the MR signal of the main scan is collected from an imaging region to which a static magnetic field that is well uniformized based on the magnetic field correction map is applied. Therefore, the accuracy of correcting the phase error can be improved.
  • the magnetic field correction data is generated based on the collected data from the same section as the imaging slice and the non-uniformity of the static magnetic field is corrected for each slice, the static magnetic field correction effect is enhanced.
  • the MRI apparatus of the second and third embodiments is the same as the MRI apparatus 20 of the first embodiment as the apparatus configuration.
  • correction for equalizing the static magnetic field based on the magnetic field correction map is not performed, but only phase error correction is performed.
  • the second embodiment will be described with a focus on differences from the first embodiment.
  • FIG. 12 is a timing chart showing an example of a pulse sequence of main scan and template shots 1 and 2 'as a spin-echo single shot EPI in the second embodiment. 12, the format of the horizontal axis and the like is the same as in FIG. 3, and the upper main scan and the middle template shot 1 in FIG. 12 are the main scan and template shot 1 of the first embodiment, respectively. Is the same.
  • the generation timing of the MR signal corresponding to the phase encoding step of zero is the same as that in the template shot 1.
  • the generation timing of the MR signal corresponding to zero in the phase encoding step is shifted in template shots 1 and 2, but the magnetic field correction map is not generated in the second embodiment.
  • the area of the pre-pulse of the phase encode gradient magnetic field Gpe (the absolute value of the time integral value of the intensity) is equal to the combined area of the first four phase encode step pulses. That is, in the template shot 2 ', the MR signal collected fifth in time corresponds to the phase encoding step zero, and the intensity of this MR signal is maximized.
  • the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at this timing is negative in the template shot 1 and positive in the template shot 2 '. This is because in order to obtain the phase correction data, it is desired to reverse the polarities of the read direction gradient magnetic field Gro at the timing when the phase encoding step is zero in the template shots 1 and 2 ′.
  • phase correction data can be generated based on the same principle as in the first embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart showing an operation flow of the MRI apparatus 20 in the second embodiment.
  • the operation of the MRI apparatus 20 of the second embodiment will be described according to the step numbers shown in FIG.
  • Step S21 Similar to step S1 of the first embodiment, the initial setting of the MRI apparatus 20 is performed.
  • Step S22 As in step S2 of the first embodiment, image data of a positioning image is generated, and this is displayed on the display device 64, and imaging conditions such as a region of interest are set.
  • Step S23 The MRI apparatus 20 executes main scan after executing two types of template shots for generating phase correction data as pre-scans according to the following flow ⁇ 1> to ⁇ 3>.
  • the template shots 1 and 2 ′ are respectively performed on the same area as the imaging area of the main scan, which are spatially the same area.
  • the MRI apparatus 20 executes the template shot 1 pulse sequence in the same manner as ⁇ 1> in step S3 of the first embodiment.
  • the k-space data of the template shot 1 is arranged (stored) in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the MPU 86 After setting the pulse sequence of the template shot 2 'described above, the MPU 86 inputs this pulse sequence to the sequence controller 56 and commands the start of collection. As a result, the k-space data of the template shot 2 ′ is arranged in the k-space formed in the k-space database 92.
  • MR signals for the main scan are collected according to the set imaging conditions without correcting the static magnetic field homogenization based on the magnetic field correction map.
  • the specific operation of MR signal acquisition is the same as ⁇ 4> in step S3 of the first embodiment except that the magnetic field correction map is not used.
  • the MRI apparatus 20 collects data for all slices by using the above processes ⁇ 1> to ⁇ 3> as data collection for one slice.
  • the correction unit 100 uses the k-space data of the template shots 1 and 2 'to calculate phase correction data for all slices, as in step S4 of the first embodiment.
  • the correction unit 100 inputs the calculated phase correction data to the image reconstruction unit 90 in association with each slice to be calculated.
  • Step S25 As in step S5 of the first embodiment, the image reconstruction unit 90 corrects the phase error included in the MR signal based on the phase correction data for each slice, and the image data of each slice. Reconfigure. Thereafter, display image data is generated and stored in the storage device 66, as in step S5 of the first embodiment.
  • Step S26 Similar to step S6 of the first embodiment, the image data for display is displayed.
  • the above is the description of the operation of the MRI apparatus 20 of the second embodiment.
  • the phase error in EPI can be reduced on the same principle as in the first embodiment.
  • the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is not applied in the template shot for reducing the phase error.
  • FIG. 14 is a timing diagram showing an example of a pulse sequence of template shots 1, 2, and 3 as a spin echo single shot EPI in the third embodiment.
  • the format such as the horizontal axis is the same as in FIG.
  • the pulse sequence of the main scan of the third embodiment is not shown because it is the same as the main scan of the first embodiment and the template shot 1 of the third embodiment.
  • the template shot 1 (TEMPLATE SHOT 1) shown in the upper part of FIG. 14 is the same as the template shot 1 of the first embodiment.
  • the template shot 2 '(TEMPLATE SHOT 2') shown in the middle part of Fig. 14 is the same as the template shot 2 'of the second embodiment.
  • phase correction data is generated and the phase error is corrected as in the second embodiment.
  • the template shot 3 (TEMPLATE SHOT 3) shown in the lower part of FIG. 14 is for generating a magnetic field correction map.
  • a magnetic field correction map is generated as in the first embodiment, and the static magnetic field uniformity is corrected.
  • the generation timing of the MR signal corresponding to the phase encoding step of zero is delayed from the template shot 1 by 1 time of the Gro inversion interval.
  • delay is based on, for example, the start of applying a pre-pulse of the phase encoding gradient magnetic field Gpe.
  • the area of the pre-pulse of the phase encoding gradient magnetic field Gpe (the absolute value of the time integral value of the intensity) is equal to the combined area of the first five phase encoding step pulses. That is, in template shot 3, the MR signal collected sixth in time is arranged in the center line of the k space corresponding to the phase encoding step zero, and the intensity of this MR signal is maximized.
  • This timing corresponds to the effective echo time (EFFECTIVE ECHO TIME) indicated by the vertical broken line in FIG. 14 in the template shot 1, but is delayed by one echo in the template shot 3 from the template shot 1.
  • the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at the generation timing of the MR signal corresponding to the phase encoding step of zero is negative in both template shots 1 and 3 (see FIG. 14). That is, in the first embodiment, since the template shot 2 is used to generate both the phase correction data and the magnetic field correction map, the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at this timing is reversed. This is because it is desired to generate phase correction data.
  • the template shot 3 of the third embodiment is not used for generating phase correction data.
  • attention is paid only to the generation of the magnetic field correction map, it is not necessary to reverse the polarities of the read-direction gradient magnetic field Gro at the timing of the phase encoding step zero in the two template shots.
  • FIG. 15 is a flowchart showing a flow of operations of the MRI apparatus 20 in the third embodiment. The operation of the MRI apparatus 20 according to the third embodiment will be described below according to the step numbers shown in FIG.
  • Step S31 Similar to step S1 of the first embodiment, the initial setting of the MRI apparatus 20 is performed.
  • Step S32 As in step S2 of the first embodiment, image data of a positioning image is generated, displayed on the display device 64, and imaging conditions such as a region of interest are set.
  • Step S33 The MRI apparatus 20 executes the main scan after executing three types of template shots for generating the phase correction data and the magnetic field correction map as a pre-scan according to the following flow ⁇ 1> to ⁇ 5>. To do. Note that the template shots 1, 2 ′, and 3 are respectively performed on the same area as the imaging area of the main scan.
  • the MRI apparatus 20 executes the template shot 1 pulse sequence in the same manner as ⁇ 1> in step S3 of the first embodiment.
  • the k-space data of the template shot 1 is arranged (stored) in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the MRI apparatus 20 executes the pulse sequence of the template shot 2 'as in ⁇ 2> of step S23 of the second embodiment.
  • the k-space data of the template shot 2 ′ is arranged (stored) in the k-space formed in the k-space database 92.
  • the MPU 86 After setting the template shot 3 pulse sequence described above, the MPU 86 inputs this pulse sequence to the sequence controller 56 and commands the start of collection. Thereby, the k space data of the template shot 3 is arranged in the k space formed in the k space database 92.
  • the correction unit 100 acquires the k-space data of the template shots 1 and 3 from the k-space database 92 of the image reconstruction unit 90, respectively.
  • the correction unit 100 generates a first phase image that is a phase image of the template shot 1 and a second phase image that is a phase image of the template shot 3.
  • the correction unit 100 uses the first phase image and the second phase image to generate a difference image according to equation (3) as described above, and inputs this difference image to the MPU 86 as a magnetic field correction map.
  • step S3 of the first embodiment the correction for homogenizing the static magnetic field is performed based on the magnetic field correction map, and then the MR of the main scan according to the set imaging conditions Signal collection is performed.
  • the MRI apparatus 20 collects data for all slices by using the above processes ⁇ 1> to ⁇ 5> as data collection for one slice.
  • the correction unit 100 calculates the phase correction data for all slices by using the k-space data of the template shots 1 and 2 'as in step S4 of the first embodiment.
  • the correction unit 100 inputs the calculated phase correction data to the image reconstruction unit 90 in association with the slice to be calculated.
  • Step S35 Similar to step S5 of the first embodiment, the image reconstruction unit 90 corrects the phase error included in the MR signal based on the phase correction data for each slice, and the image data of each slice. Reconfigure. Thereafter, display image data is generated and stored in the storage device 66, as in step S5 of the first embodiment.
  • Step S36 As in step S6 of the first embodiment, the image data for display is displayed.
  • the above is the description of the operation of the MRI apparatus 20 of the third embodiment.
  • the effect similar to 1st Embodiment is acquired.
  • the pulse sequences of the template shots 1, 2, 2'3 are the same except for the timing of application of the phase encoding step pulse and the readout direction gradient magnetic field Gro. This is because, if the conditions are changed, it may be difficult to extract only the phase difference. The same applies to the following supplementary items [2] and [3].
  • each template shot 1, 2, 2 is performed.
  • '3 is preferably performed before the main scan.
  • the magnetic field correction map is not generated before the main scan, the correction of the static magnetic field uniformity based on the magnetic field correction map cannot be executed.
  • any one of the template shots 1, 2, 2 'and 3 may be performed first.
  • the phase error is corrected based on the data obtained from the echo signal group (MR signal group) collected in the main scan without performing the template shot 1. You may go.
  • the phase correction data is calculated by the equation (1) using the MR signal of the main scan as the template data 1.
  • the template shot 1 can be omitted, so that the imaging time can be shortened.
  • the main scan is executed after the static magnetic field is made uniform using the shim coil 24 or the like based on the magnetic field correction map.
  • the following processing is performed instead of the static magnetic field homogenization using the shim coil 24 or the like.
  • the MR signal group collected in the main scan is set as the template data 1, and based on this and the template data 2, the magnetic field correction map is also generated in step S4 after the main scan. Then, a distortion amount is calculated based on the magnetic field correction map, and distortion correction (pixel movement) can be performed on the image data reconstructed by performing phase correction on the MR signal.
  • the template shots 1 and 3 are omitted, and a modified example using the data obtained by the main scan may be the same as the modified example of the first embodiment.
  • FIG. 16 is a timing chart showing an example of a pulse sequence of main scan and template shots 1 ′′ and 2 ′′ in a single shot EPI of FID type (free induction decay signal: Free Induction Decay).
  • the upper stage, the middle stage, and the lower stage show the pulse sequences of the main scan, template shot 1 ", and template shot 2", respectively.
  • the application start of the read direction gradient magnetic field Gro is shifted by twice the echo interval in the template shots 1 ′ and 2 ′, but this is only an example and may be shifted by a natural multiple other than double.
  • the imaging area may be a slab.
  • the image data to be generated may be image data for a two-dimensional image or three-dimensional volume data.
  • the RF receiver 48 exists outside the gantry including the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil unit 26, and the RF coil 28 has been described (see FIG. 1).
  • the embodiment of the present invention is not limited to such an aspect.
  • the RF receiver 48 may be included in the gantry.
  • an electronic circuit board corresponding to the RF receiver 48 is disposed in the gantry. Then, the MR signal converted from the electromagnetic wave to the analog electric signal by the receiving RF coil may be amplified by the preamplifier in the electronic circuit board, output as a digital signal outside the gantry, and input to the sequence controller 56. .
  • the preamplifier in the electronic circuit board For output to the outside of the gantry, for example, it is desirable to transmit as an optical digital signal using an optical communication cable, because the influence of external noise is reduced.
  • the imaging function according to claim 1, wherein the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, the RF coil 28, and the entire control device 30 collect MR signals in the main scan based on the EPI sequence. It is an example of a data collection part.
  • the function of the magnetostatic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, the RF coil 28, and the control device 30 to collect the MR signals by executing the template shot 1 is an example of the first collecting unit according to claim. is there.
  • the phase correction data is calculated by the equation (1) using the MR signal of the main scan as the template data 1 without executing the template shot 1, the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, the RF coil 28.
  • the function of the entire control device 30 to collect the MR signals of the main scan is an example of a first acquisition unit recited in the claims.
  • the function that the whole of the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, the RF coil 28, and the control device 30 executes the template shot 2 (or 2 ′) and collects MR signals is the second aspect of the invention. It is an example of a collection part.
  • the function that the whole of the static magnetic field magnet 22, the shim coil 24, the gradient magnetic field coil 26, the RF coil 28, and the control device 30 executes the template shot 3 and collects MR signals is an example of the third collection unit according to claim. is there.
  • the function of the correction unit 100 that generates the phase correction data and the magnetic field correction map, the function of the image reconstruction unit 90 that corrects the phase error based on the phase correction data, and the uniform static magnetic field before the main scan based on the magnetic field correction map The overall functions of the gradient magnetic field power supply 44, the gradient magnetic field coil 26, and the control device 30 that perform magnetic field correction for conversion to one another are examples of the correction unit described in the claims.

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Abstract

　一実施形態では、ＭＲＩ装置（２０）は、第１収集部、第２収集部、補正部（１００）を備える。第１収集部および第２収集部は、位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで複数のエコー信号を発生させ、複数のエコー信号を第１、第２テンプレートデータとしてそれぞれ収集する。第２収集部は、第１テンプレートデータの収集後、第１テンプレートデータの収集時とは読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらしたシーケンスによって、第２テンプレートデータを収集する。補正部（１００）は、第１および第２テンプレートデータを用いて、エコー信号に含まれる位相誤差を補正する。

Description

磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法に関する。
　ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｍａｇｉｎｇ）の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス（ｒａｄｉｏ　ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ｐｕｌｓｅ）の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号（ｎｕｃｌｅａｒ　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｓｉｇｎａｌ）の意味である。
　ＭＲＩでは、ＥＰＩ（ｅｃｈｏ　ｐｌａｎａｒ　ｉｍａｇｉｎｇ：エコープラナーイメージング）と呼ばれる撮像法がある。ＥＰＩは、高速撮像法の１つであり、１回の核磁気励起に対して傾斜磁場を高速で連続的に反転させ、連続的にエコーを生じさせてＭＲ信号を収集するものである。
　具体的には、ＥＰＩでは、励起パルスを印加後、ｘｙ平面内の磁化が横緩和（Ｔ２緩和）により減衰して消滅する前に、位相エンコードのステップにより連続的なグラジエントエコーを発生させ、画像再構成に必要な全てのデータを収集する。
　ＥＰＩには、励起パルスおよび再収束パルスの後に発生するスピンエコー信号を収集するスピンエコー法（ＳＥ：ｓｐｉｎ　ｅｃｈｏ）を用いたＳＥ　ＥＰＩや、励起パルスの印加後に発生するエコー信号を収集するフィールドエコー法（ＦＥ：ｆｉｅｌｄ　ｅｃｈｏ）を用いたＦＥ　ＥＰＩや、ＦＦＥ（Ｆａｓｔ　ＦＥ）法を用いたＦＦＥ　ＥＰＩがある。
　また、複数回に亘る励起パルスを印加して得られるエコートレインのデータを合わせて１枚分の画像データを生成するＥＰＩがマルチショットＥＰＩと呼ばれるのに対して、１回の励起パルスの印加のみで画像を再構成するＥＰＩは、シングルショットＥＰＩと呼ばれる。
　ＥＰＩシーケンスでは傾斜磁場を高速に反転させながら撮像するため、収集されるエコーデータには位相誤差が含まれてしまう。従って、かかるエコーデータに基づき再構成される画像には歪みが発生する。ＥＰＩにおける位相誤差の主な原因は、静磁場不均一性と、傾斜磁場のスイッチングにより発生する渦磁場の２つと考えられている（例えば、非特許文献１および非特許文献２参照）。
　上記の静磁場不均一性による位相誤差は、撮像対象の信号強度分布と撮像領域内の静磁場不均一性の空間分布によって異なる。一方、上記の渦磁場による位相誤差は、主に実空間のリードアウト方向に１次の傾斜を持ち、エコーデータ収集中のリードアウト方向傾斜磁場の極性により、その位相傾斜の方向が反転する。
　静磁場不均一性による位相誤差を低減する従来技術としては、特許文献１に記載の静磁場不均一性の補正方法などがある。
　一方、静磁場不均一性以外の要因による位相誤差を低減する方法としては、特許文献２に記載の技術が知られている。
　具体的には、特許文献２では、リードアウト方向傾斜磁場の極性を反転させた２回のテンプレートショットＡ、Ｂのエコーデータを本撮像前に収集している。そして、テンプレートショットＡ、Ｂでそれぞれ収集された１対のエコーデータは、同一のエコー時間を持つため、静磁場不均一性による位相ずれの値が等しいことに基づき、静磁場不均一性による位相誤差成分を取り除いている。これにより、静磁場不均一性以外の要因による位相誤差成分のみを抽出し、これを位相補正データとしている。
特開２００６−２５５０４６号公報 特開平９−２７６２４３号公報
Ｓｅｌｆ−Ｃｏｒｒｅｃｔｉｎｇ　ＥＰＩ　Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ；Ａ．Ｊｅｓｍａｎｏｗｉｃｚ．ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　ＳＭＲ，Ｎｏ．６１９，１９９５ Ｐｈａｓｅ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　ｆｏｒ　ＥＰＩ　Ｕｓｉｎｇ　Ｉｎｔｅｒｎａｌ　Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ　Ｌｉｎｅ；Ａ．Ｊｅｓｍａｎｏｗｉｃｚ．ｅｔ．ａｌ．；Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ　ｏｆ　ＳＭＲ，Ｎｏ．１２３９，１９９５
　エコーデータに含まれる位相誤差のうち、静磁場不均一性に起因するものと、その他の原因によるものとを補正する方法は、上記のように様々なものがある。従来技術のＥＰＩによっても実用上は十分に良好な画像が得られているが、位相誤差に起因する画像歪みは、できる限り小さいことが望ましい。
　本発明が解決しようとする課題は、ＥＰＩにおける位相誤差に起因する画像歪みをさらに低減するための、従来とは異なる技術を提供することである。
　一実施形態では、ＭＲＩ装置は、静磁場内の被検体に核磁気共鳴を起こすための励起パルスを送信し、読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって発生させた複数のエコー信号を収集し、複数のエコー信号に基づいて画像データを再構成するＥＰＩを実行可能であって、第１収集部と、第２収集部と、補正部とを備える。
　第１収集部は、位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、発生させた複数のエコー信号を第１テンプレートデータとして収集する。
　第２収集部は、位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、第１テンプレートデータの収集時とは読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらしたＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを第１テンプレートデータの収集後に実行することで、発生させた複数のエコー信号を第２テンプレートデータとして収集する。
　補正部は、前記第１および第２テンプレートデータを用いて、少なくとも、エコー信号に含まれる位相誤差の補正を行う。
　上記構成のＭＲＩ装置によれば、従来とは異なる技術により、ＥＰＩにおける位相誤差に起因する画像歪みをさらに低減できる。
　一実施形態では、ＭＲＩ方法は、ＥＰＩを含むものであり、以下のステップを有する。
　一つは、位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、発生させた複数のエコー信号を第１テンプレートデータとして収集するステップである。
　一つは、位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、第１テンプレートデータの収集時とは読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらしたＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを第１テンプレートデータの収集後に実行することで、発生させた複数のエコー信号を第２テンプレートデータとして収集するステップである。
　一つは、第１および第２テンプレートデータを用いて、少なくとも、エコー信号に含まれる位相誤差の補正を行うステップである。
　上記構成のＭＲＩ方法によれば、従来とは異なる技術により、ＥＰＩにおける位相誤差に起因する画像歪みをさらに低減できる。
一実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 図１に示すコンピュータ５８の機能ブロック図。 第１の実施形態において、スピンエコー系シングルショットＥＰＩとしての本スキャン、テンプレートショット１、２のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図。 位相エンコード及び周波数エンコードのマトリクス要素数が２５６×２５６の場合に、ｋ空間上でのＭＲ信号の配列順の一例を示す模式図。 テンプレートデータ１から得られる第１位相画像の一例を示す模式図。 テンプレートデータ２から得られる第２位相画像の一例を示す模式図。 第１位相画像と第２位相画像とを用いて、（３）式に基づいて得られる差分画像（磁場補正マップ）の一例を示す模式図。 磁場補正マップによる静磁場不均一性の補正を本スキャン前に行わずに、均一なファントムを撮像して得られる画像の一例。 磁場補正マップによる静磁場不均一性の補正を本スキャン前に行ってから、図８と同一のファントムを撮像して得られる画像の一例。 図８における４箇所の歪み領域を抽出することで、磁場補正マップによる補正を行わない場合（図８）と、行う場合（図９）との違いを示す模式図。 第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。 第２の実施形態において、スピンエコー系シングルショットＥＰＩとしての本スキャン、テンプレートショット１、２‘のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図。 第２の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。 第３の実施形態において、スピンエコー系シングルショットＥＰＩとしてのテンプレートショット１、２‘、３のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図。 第３の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。 ＦＩＤタイプのシングルショットＥＰＩとしての本スキャン、テンプレートショット１”、２”のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図。
　以下、ＭＲＩ装置およびＭＲＩ方法の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
　（第１の実施形態）
　図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置２０の全体構成を示すブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御装置３０と、被検体Ｐが乗せられる寝台３２とを備える。
　ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、鉛直方向をＹ軸方向とし、寝台３２は、その天板の載置用の面の法線方向がＹ軸方向となるように配置されているものとする。
　制御装置３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。
　傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとを有する。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とを有する。
　静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給された電流により撮像空間に静磁場を形成させる。
　上記撮像空間とは、例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ内の空間の意味である。ガントリとは、静磁場磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８を含むように、例えば円筒状に形成された構造体である。被検体Ｐが乗せられた寝台３２がガントリの内部に移動できるように、ガントリおよび寝台３２は構成される。なお、図１では煩雑となるので、ガントリ内の静磁場磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８を構成要素として図示し、ガントリ自体は図示していない。
　撮像領域は、例えば、「１つの画像」または「１セットの画像」の生成に用いるＭＲ信号の収集範囲であって、撮像空間の一部として設定される領域の意味である。ここでの「１つの画像」および「１セットの画像」とは、２次元画像の場合もあれば３次元画像の場合もある。ここでの「１セットの画像」とは、例えば、マルチスライス撮像などのように、１つのパルスシーケンス内で「複数の画像」のＭＲ信号が一括的に収集される場合の、「複数の画像」である。撮像領域は、例えば、装置座標系によって３次元的に規定される。ここでは一例として、撮像領域は、厚さの薄い領域であればスライスと称し、ある程度の厚みのある領域であればスラブと称することとする。
　シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。
　傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとを有し、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。
　Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像領域にそれぞれ形成される。
　即ち、装置座標系のＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏを任意に設定できる。スライス選択方向、位相エンコード方向、および、読み出し方向の各傾斜磁場Ｇｓｓ、Ｇｐｅ、Ｇｒｏは、静磁場に重畳される。
　ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成し、これを送信用のＲＦコイル２８に送信する。ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイルや、寝台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。
　送信用のＲＦコイル２８は、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて被検体Ｐに送信する。受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、このＭＲ信号は、ＲＦ受信器４８により検出される。
　ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データ（ｒａｗ　ｄａｔａ）を生成する。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。
　演算装置６０は、ＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行うものである。
　シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４４に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
　シーケンスコントローラ５６は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることにより、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８から入力されるＭＲ信号の生データ（ｒａｗ　ｄａｔａ）を受けて、これを演算装置６０に入力する。
　図２は、図１に示すコンピュータ５８の機能ブロック図である。コンピュータ５８の演算装置６０は、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ　Ｕｎｉｔ）８６と、システムバス８８と、画像再構成部９０と、画像データベース９４と、画像処理部９６と、表示制御部９８と、補正部１００とを備える。
　ＭＰＵ８６は、撮像条件の設定、撮像動作および撮像後の画像表示において、システムバス８８等の配線を介してＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行う。
　「撮像条件」とは、例えば、スピンエコーやＥＰＩなどの内のどの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦ信号等を送信して、どのような条件で被検体からＭＲ信号を収集するか、の意味である。
　「撮像条件」の各項目としては、例えば、撮像空間内での位置的情報としての撮像領域、フリップ角、繰り返し時間（ＴＲ：Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ　Ｔｉｍｅ）、スライス数、位相エンコード方向及び周波数エンコード方向のステップ数、ＥＰＩやスピンエコー法などのパルスシーケンスの種類、などが挙げられる。
　また、ＭＰＵ８６は、撮像条件設定部としても機能し、入力装置６２からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。そのために、ＭＰＵ８６は、表示制御部９８を制御して、撮像条件の設定用画面情報を表示装置６４に表示させる。
　入力装置６２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。
　画像再構成部９０は、内部にｋ空間データベース９２を有する。画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、シーケンスコントローラ５６から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置する。画像再構成部９０は、ｋ空間データに画像再構成処理を施して、被検体Ｐの各スライスの画像データを生成し、生成した画像データを画像データベース９４に保存する。
　画像処理部９６は、画像データベース９４から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置６６に記憶させる。
　記憶装置６６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。
　表示制御部９８は、ＭＰＵ８６の制御に従って、撮像条件の設定用画面や、撮像により生成された画像データが示す画像を表示装置６４に表示させる。
　補正部１００は、目的とする画像用のＭＲ信号の収集（本スキャン）の前に、プレスキャンとして行われるテンプレートショット１、２の収集データに基づいて、以下の２つを行う。
　第１に、補正部１００は、静磁場不均一性を補正（均一化）するための磁場補正マップを生成する。
　第２に、補正部１００は、本スキャンで収集されたＭＲ信号から画像データを再構成する際にＭＲ信号に含まれる位相誤差の影響を取り除くための位相補正データを生成する。以下、これらの詳細について説明する。
　図３は、本スキャンおよびテンプレートショット１、２の各パルスシーケンスの一例を示すタイミング図である。図３の上段、中段、下段はそれぞれ、本スキャン（ＭＡＩＮ　ＳＣＡＮ）、テンプレートショット１（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　１）、テンプレートショット２（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　１）の各パルスシーケンスを示し、各横軸は経過時間ｔを示す。図３の上段、中段、下段において、ＲＦはＲＦパルス、Ｇｓｓはスライス選択方向の傾斜磁場、Ｇｐｅは位相エンコード方向傾斜磁場、Ｇｒｏは読み出し方向傾斜磁場、Ｓｉｇｎａｌはエコー（ＭＲ信号）をそれぞれ示す。なお、本実施形態の特徴の１つとして、テンプレートショット１、２で位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加される点が挙げられる。
　図３の本スキャンでは一例として、スピンエコー系のシングルショットＥＰＩを示す。即ち、フリップ角が９０°の励起パルス（ＲＦパルス）の印加後、実効エコー時間の約半分が経過したタイミングで１８０°励起パルスが印加され、ＭＲ信号が収集される。ここでは一例として、テンプレートショット１は、本スキャンと同じパルスシーケンスとする。
　テンプレートショット１、２のパルスシーケンス上の違いは、次の２点のみである。
　第１の相違点として、テンプレートショット２では、位相エンコードステップパルスの「印加開始のタイミング」、および、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始のタイミングをテンプレートショット１よりもエコー間隔の２倍の時間幅で遅らす。
　ここでの「印加開始のタイミング」とは、例えば、１８０°ＲＦパルスの印加開始時刻を基準とするものである。なお、ここでは一例として、本スキャンおよび各テンプレートショット１、２について、９０°ＲＦパルス、１８０°ＲＦパルスの印加開始タイミングは共通である（後述の第２の実施形態のテンプレートショット２’、第３の実施形態のテンプレートショット３についても同様）。
　また、上記「エコー間隔」とは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性が反転してから再反転するまでの時間幅であり、以下、「Ｇｒｏ反転間隔」と表記する。これにより、テンプレートショット２における９０°励起パルスの印加時を基準としたエコー（ＭＲ信号）の発生開始タイミングは、テンプレートショット１の場合よりもＧｒｏ反転間隔の２倍の時間幅で遅れる。
　また、上記「位相エンコードステップパルス」とは、図３の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅの例では、最初に印加されるプレパルスを除く他の位相エンコード方向傾斜磁場パルスであり、Ｇｒｏ反転間隔で印加される。プレパルスは、図３では横軸（時間軸）の下側に台形状で示すものである。位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅについては、始めに印加されるプレパルスだけが他とは異なり、２番目以降に所定の時間間隔で印加される位相エンコードステップパルスは、互いに同じである。
　これら位相エンコードステップパルスが読み出し方向傾斜磁場の反転に同期して印加されることで、傾斜磁場の反転に伴って連続発生する各ＭＲ信号に位相エンコード方向の位置的情報が付与される。
　第２の相違点として、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの印加強度の時間積分値の絶対値がテンプレートショット１、２で異なる（両者の印加タイミングは同じである）。
　具体的には、ｋ空間データの中心ラインには、位相エンコードステップがゼロのタイミングで受信したＭＲ信号が配列される。位相エンコードステップがゼロとは、シングルショットのＥＰＩの場合、所定間隔で順次印加される位相エンコードステップパルスの合算面積が、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの面積に等しくなるタイミングである。ここでの面積とは、信号強度の時間積分値の絶対値である。また、ここでの位相エンコードステップがゼロとは、通常のスピンエコー法で位相エンコードステップを変えてその都度ＭＲ信号を収集する場合に、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅを印加せずに収集するステップに対応する。
　テンプレートショット１では、以下の２つのタイミングが同じにされている。一方は、スピンエコー法による９０°および１８０°ＲＦパルスの印加により、選択スライスにおける全水素原子核のスピンの位相（各スピンの横磁化ベクトルの方向）が揃い、ＭＲ信号強度が最大になるべきタイミングである。このタイミングは、実効エコー時間（ＥＦＦＥＣＴＩＶＥ　ＥＣＨＯ　ＴＩＭＥ）として、図３では縦方向の破線で示す。他方は、位相エンコード方向傾斜磁場によって信号強度が最大になるべきタイミング、即ち、位相エンコードステップがゼロのタイミングである。
　即ち、テンプレートショット１では、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅにおいて、始めのプレパルスの面積は、その直後の位相エンコードステップパルス５個の合算面積に等しい。この場合、図３に破線で示す実効エコー時間において、信号強度が最大のＭＲ信号が収集され、このデータがｋ空間の中心ラインに配置される。
　一方、テンプレートショット２の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅでは、始めのプレパルスの面積は、その直後の位相エンコードステップパルス４個の合算面積に等しい。さらに、テンプレートショット２では、テンプレートショット１よりも読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングを遅らせた分、ＭＲ信号の発生開始タイミングも２エコー分遅れる。従って、テンプレートショット２では、（時間的に早い方から）４つ目の位相エンコードステップパルスの印加直後に収集されるＭＲ信号が、位相エンコードステップゼロに該当して、ｋ空間の中心ラインに配置される（このＭＲ信号が、最大強度となる）。
　即ち、テンプレートショット２では、ｋ空間中心ラインのＭＲ信号（位相エンコードステップがゼロのタイミングでの収集信号）は、テンプレートショット１よりも、収集タイミングが１エコー分遅れる。このため、テンプレートショット２から得られる位相画像は、テンプレートショット１から得られる位相画像よりも、静磁場の不均一性等によって位相が進んだものとなる。
　従って、上記のテンプレートショット１、２の収集データの差分を用いることで、位相誤差を補正するための位相補正データ、および、磁場補正マップを生成できる。
　このように、第１の実施形態の原理として以下の２条件が言える。
　第１の条件として、磁場補正マップの生成の点から、テンプレートショット１、２で、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングを、（例えばＧｒｏ反転間隔の自然数倍で）ずらすことが望ましい。ここでの「ずらす」とは、例えば、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの印加開始時、或いは、１８０°ＲＦパルスの印加開始時を基準としてずらす。
　第２の条件として、位相補正データの生成の点から、位相エンコードステップがゼロのタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を、テンプレートショット１、２で互いに逆にする。上記タイミングでの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を反転させた２つのテンプレートショットのデータの差分により、静磁場不均一性による位相誤差成分が消去され、位相誤差成分のみを抽出できるからである。
　従って、磁場補正マップを生成せずに、位相補正データを生成する場合、上記第１の条件を満たす必要はなく、テンプレートショット１、２で位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングを同じでもよい（後述の第２の実施形態および図１２参照）。
　同様に、位相補正データの生成を考慮せずに、磁場補正マップの生成のみに着目した場合、上記第２の条件を満たす必要はない。即ち、位相エンコードステップがゼロのタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性は、２つのテンプレートショットで同じにしてもよい。この点は、後述の第３の実施形態のテンプレートショット１、３と、図１４で説明する。
　第１の実施形態では、磁場補正マップおよび位相補正データを生成するため、テンプレートショット１、２は、上記第１および第２の条件を満たす。
　具体的には、図３のテンプレートショット１の例では、破線で示す実効エコー時間において、位相エンコードステップがゼロとなり、このタイミングの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性はマイナスである。
　一方、テンプレートショット２では、テンプレートショット１の場合よりもＧｒｏ反転間隔だけ（１エコー分だけ）遅れたタイミングにおいて、位相エンコードステップがゼロとなり、このタイミングの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性はプラスである。
　また、テンプレートショット１、２間でずらすＭＲ信号の発生開始タイミングは、Ｇｒｏ反転間隔を基準として、図３の例ではその２倍としているが、他の自然数倍の時間幅で遅らせてもよい。これは、位相エンコードステップパルス、および、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始タイミングを適宜ずらすことで実現できる。
　本実施形態では、上記のテンプレートショット１、２の収集データを用いて、磁場補正マップおよび位相補正データを生成するが、位相補正データの生成方法について先に説明する。
　まず、テンプレートショット１で収集される各ＭＲ信号（以下、テンプレートデータ１という）から、搬送周波数の余弦関数を差し引く等の処理をして、ｋ空間データの実数部分を得る。また、テンプレートデータ１から、搬送周波数の正弦関数を差し引く等の処理をして、ｋ空間データの虚数部分を得る。以下、図４を用いてｋ空間データの作成手段の一例について具体的に説明する。
　図４は、位相エンコード及び周波数エンコードのマトリクス要素数が２５６×２５６の場合に、ｋ空間でのＭＲ信号の配列順の一例を示す模式図である。図４において、ＴＲは繰り返し時間（Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ　Ｔｉｍｅ）であり、横方向のＴｓはサンプリング時間（Ｓａｍｐｌｉｎｇ　Ｔｉｍｅ）であり、縦方向は位相エンコードステップ（Ｐｈａｓｅ　Ｅｎｃｏｄｅ　Ｓｔｅｐ）である。
　通常のスピンエコー法のようなパルスシーケンスでは、位相エンコードを２５６回変えて、収集した２５６ラインのＭＲ信号からそれぞれ、搬送周波数の余弦関数又は正弦関数を引く。この処理後の２５６のＭＲ信号を、図４のように位相エンコードステップ順に下から−１２７、−１２６、・・・−１、０、１、・・・１２７、１２８のように並べる。これにより、２５６×２５６のマトリクス要素からなるマトリクスデータ、即ち、ｋ空間データの実数部分又は虚数部分を得る。
　一方、本実施形態のようなシングルショットのＥＰＩでは、位相エンコードステップがゼロのタイミングの前に４ライン分のＭＲ信号しか収集できなければ、収集数は（２５６／２）＋４＝１３２ラインとなる。この場合、収集されなかった１２４ラインは、ｋ空間上では例えばデータとしてゼロが入る。
　テンプレートショット１の場合、位相エンコードステップが−１２７~−６の各ラインには、ＭＲ信号のデータとして、例えばゼロが入る（図４参照）。そして、テンプレートショット１で収集されるＭＲ信号は、図３のように、時間順に位相エンコードステップが−５、−４、−３、−２、−１、０、１、・・・１２７、１２８の順番となる。即ち、テンプレートショット１では、時間的に最も早く収集されるＭＲ信号は、ｋ空間において位相エンコードステップが−５のラインに配置される。また、テンプレートショット１では、時間的に６番目に早く収集されるＭＲ信号は、ｋ空間において位相エンコードステップがゼロのライン（ｋ空間の中心ライン）に配置される。
　ここで、図４の横方向では、例えば、各ＭＲ信号のサンプリング時間Ｔｓを２５６で等間隔に割ったΔＴｓ毎に、ＭＲ信号の強度をマトリクス値にする。これにより、実数と虚数についてそれぞれ、２５６行２５６列のマトリクスデータが求まる。これをｋ空間データとする。
　次に、テンプレートデータ１から得たｋ空間データの実数部分の中心ラインのデータに１次元フーリエ逆変換を施すことで、横軸を周波数、縦軸をスペクトル強度とするデータを得る。次に、この１次元フーリエ逆変換後のデータを−∞から＋∞（単位はヘルツまたはラジアン）までで周波数積分した値をＲｅａｌ１とする。
　同様に、テンプレートデータ１から得たｋ空間データの虚数部分の中心ラインのデータを１次元フーリエ逆変換後に、−∞から＋∞までで周波数積分した値をＩｍａｇ１とする。次に、逆正接（ａｒｃｔａｎｇｅｎｔ）を用いた次式によって、テンプレートデータ１の位相角度Ｐｈ１を算出する。
　Ｐｈ１＝ａｒｃｔａｎ（Ｉｍａｇ１／Ｒｅａｌ１）　…（１）
　同様に、テンプレートショット２で収集される各ＭＲ信号（以下、テンプレートデータ２という）から、搬送周波数の余弦関数または正弦関数を差し引く等の処理をして、ｋ空間データの実数部分および虚数部分をそれぞれ得る。次に、テンプレートデータ２から得たｋ空間データの実数部分の中心ラインのデータを１次元フーリエ逆変換後に、−∞から＋∞までで周波数積分した値をＲｅａｌ２とする。
　同様に、テンプレートデータ２から得たｋ空間データの虚数部分の中心ラインのデータを１次元フーリエ逆変換後に、−∞から＋∞までで周波数積分した値をＩｍａｇ２とする。そして、次の（２）式によって、テンプレートデータ２の位相角度Ｐｈ２を算出する。
　Ｐｈ２＝ａｒｃｔａｎ（Ｉｍａｇ２／Ｒｅａｌ２）　…（２）
　上記の位相角度Ｐｈ１、Ｐｈ２を位相補正データとして、本スキャンで収集したＭＲ信号から画像データを再構成する際に、位相補正データに基づいて位相補正を行う。
　次に、磁場補正マップの生成方法について、位相エンコードステップ数および周波数エンコード数が共に２５６の場合を例に説明する。但し、位相エンコードステップ数および周波数エンコードステップ数については、２５６以外でもよい。
　まず、第１位相画像として、テンプレートデータ１から得たｋ空間データの実数部分および虚数部分を用いて、縦横の画素数が２５６×２５６の位相画像を生成する。具体的には、ｋ空間データの実数部分の２５６×２５６の各マトリクス要素と、ｋ空間データの虚数部分の２５６×２５６の各マトリクス要素とで、同じ位置にあるもの同士の比に基づき逆正接を算出する。
　例えばｋ空間データの実数部分の第１行第１列目のマトリクス要素の値をａとし、ｋ空間データの虚数部分の第１行第１列目のマトリクス要素の値をｂとする。
　そして、θ＝ａｒｃｔａｎ（ｂ／ａ）で与えられる角度θを算出し、これを第１位相画像における、第１行第１列目のマトリクス要素値とする。同様にして２５６×２５６の全てのマトリクス要素値を算出後、算出したマトリクス要素値のデータに２次元フーリエ変換を施すことで、画素数２５６×２５６の第１位相画像を得る。
　さらに、テンプレートデータ２の位相画像も同様にして生成し、これを第２位相画像とする。
　次に、（同じ位置にある画素同士で）第１位相画像の各画素値と、第２位相画像の各画素値との差分を算出後、所定の係数を乗じることで差分画像（画素数２５６×２５６）を生成する。具体的には、例えば第１位相画像の第１行第１列目の画素値をθ１とし、第２位相画像の第１行第１列目の画素値をθ２とする。そして、以下の（３）式で与えられるθｓｕｂを差分画像の第１行第１列目の画素値とする。
　θｓｕｂ＝γ×（θ１−θ２）／ＤＴ　…（３）
　（３）式において、γは水素原子の磁気回転比（４２．６ＭＨｚ／Ｔ）であり、ＤＴはテンプレートショット１、２でずらしたデータ収集開始の時間差（秒）である。
　図３の例では、Ｇｒｏ反転間隔の２倍がＤＴとなる。他の画素についても（３）式によって同様に画素値を算出することで、差分画像を生成する。このようにして生成した第１位相画像と第２位相画像との差分画像を磁場補正マップとする。
　より詳細には、図３のテンプレートショット１では、スピンエコー法に基づく実効エコー時間でのＭＲ信号のデータがｋ空間の中心ラインに配置されるように、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加される。スピンエコー法に基づく実効エコー時間でのＭＲ信号のデータは、９０°および１８０°ＲＦパルスの印加により、選択スライス内の全水素原子核のスピンの位相が理想的には揃っており、これがｋ空間の中心に配置されれば、ほぼ対称的な磁場マップとして第１位相画像が生成される。
　一方、テンプレートショット２では、前述のように、スピンエコー法の９０°および１８０°ＲＦパルスの印加によってＭＲ信号が最大強度になるべきタイミングと、位相エンコードステップがゼロになるタイミングとが、Ｇｒｏ反転間隔だけずれる。
　このため、テンプレートショット２では、位相をずらした分だけ非対称な磁場マップとして、第２位相画像が生成される。即ち、テンプレートショット２では、テンプレートショット１の場合よりも磁場が不均一な磁場マップとして、第２位相画像が生成される。従って、上記のように第１位相画像と第２位相画像との差分画像を生成することで、これを磁場補正マップとして活用できる。
　図５は、テンプレートデータ１から得られる第１位相画像の一例を示す模式図である。図５では、簡単化のため、画素数を２０×２０の粗めにしている（後述の図６、図７も同様）。また、図５では、画素値が大きい画素ほど白く（輝度レベルを高く）、画素値が小さい画素ほど黒くしている（後述の図６、図７、図８、図９も同様）。図５に示すように、テンプレートショット１からは、ほぼ対称的な磁場マップとしての第１位相画像が得られる。
　図６は、テンプレートデータ２から得られる第２位相画像の一例を示す模式図である。図６に示すように、テンプレートショット２からは、テンプレートショット１の場合よりも対称性の悪い第２位相画像が得られる。
　図７は、第１位相画像と第２位相画像とを用いて（３）式に基づいて得られる差分画像（磁場補正マップ）の一例を示す模式図である。図７に示すように、テンプレートショット１、２からそれぞれ得られる位相画像の差分を取ることで、画素値の高低の勾配として、位相差が表れる。
　図８は、磁場補正マップによる静磁場不均一性の補正を本スキャン前に行わずに、均一なファントムを撮像して得られる画像の一例を示す。
　図９は、磁場補正マップによる静磁場不均一性の補正を本スキャン前に行ってから、図８と同一のファントムを撮像して得られる画像の一例を示す。
　図１０は、磁場補正マップによる補正を行わない場合（図８）と、行う場合（図９）との違いを説明するための模式図である。図１０は、図８の画像に存在する４箇所の歪み領域を抽出し、歪み領域１２２、１２４、１２６、１２８としたものである。
　磁場補正マップによる補正を行わない場合、図８と図１０との対比で示されるように、４箇所の歪み領域１２２、１２４、１２６、１２８が表れている。磁場補正マップによる補正を行う場合、図９に示すように、歪み領域１２２はファントムの左上側の外縁に、歪み領域１２４はファントムの右上側の外縁に、歪み領域１２６はファントムの右下側の外縁に、歪み領域１２８はファントムの左下側の外縁にそれぞれ移動している。これにより、歪みが大きく改善され、本来均一なはずのファントムが図８の場合よりも均一に改善されている。
　図１１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置２０の動作の流れを示すフローチャートである。以下、前述の各図を適宜参照しながら、図１１に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置２０の動作を説明する。
　［ステップＳ１］ＭＰＵ８６（図２参照）は、入力装置６２を介してＭＲＩ装置２０に対して入力された撮像条件に基づいて、ＭＲＩ装置２０の初期設定を行う。この初期設定において、位置決め画像の撮像時におけるＲＦパルスの暫定的な中心周波数等が設定される。
　［ステップＳ２］シーケンスコントローラ５６は、不図示の寝台制御系を駆動して、撮像空間となるガントリ内の磁場中心に被検体Ｐの撮像部位が位置するように、寝台３２（図１参照）移動させる。撮像部位とは、頭部、胸部、腹部、腰部、脚部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するか、の意味である。
　次に、ＭＲＩ装置２０は、位置決め画像のデータ収集用のＲＦパルス等を送信し、ＭＲ信号をＲＦ受信器４８により検出する。ＲＦ受信器４８は、ＭＲ信号に所定の信号処理を施し、デジタル化したＭＲ信号である生データを生成し、これをシーケンスコントローラ５６に入力する。
　シーケンスコントローラ５６は、ＭＲ信号の生データを画像再構成部９０に入力し、画像再構成部９０は、この生データに所定の処理を施して位置決め画像の画像データを生成し、これを画像データベース９４に入力する。
　画像処理部９６は、入力された画像データに所定の画像処理を施し、記憶装置６６は、画像処理後の位置決め画像の画像データを記憶する。この後、表示制御部９８は、ＭＰＵ８６の指令に従って表示装置６４に位置決め画像を表示させ、これに基づいて関心領域等の撮像条件が設定される。
　［ステップＳ３］ＭＲＩ装置２０は、以下の＜１＞~＜４＞のフローに従って、位相補正データおよび磁場補正データを生成するための２種類のテンプレートショットをプレスキャンとして実行後、目的とする画像用のデータ収集（本スキャン）を実行する。
　なお、以下のテンプレートショット１、２は、空間的に互いに同一の領域であって、本スキャンの撮像領域と同一の領域に対してそれぞれ行う。
　＜１＞　ＭＰＵ８６は、テンプレートショット１のパルスシーケンスとして、例えば、ステップＳ２までに入力された撮像条件に基づいて設定される本スキャンのパルスシーケンスと同じものを設定する（図３参照）。次に、ＭＰＵ８６は、テンプレートショット１のパルスシーケンスをシーケンスコントローラ５６に入力し、収集開始を指令する。
　これにより、ＭＲＩ装置２０は、テンプレートショット１のパルスシーケンスに従って、データ収集用のＲＦパルス等を送信し、ＭＲ信号をＲＦ受信器４８により検出する。
　シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８により検出および生成されたＭＲ信号の生データを画像再構成部９０に入力する。
　画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間に、この生データをテンプレートショット１のｋ空間データとして配置する。
　＜２＞　ＭＰＵ８６は、テンプレートショット２のパルスシーケンスとして、位相エンコードステップパルス、および、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始のタイミングをテンプレートショット１よりも遅らせたものを設定する。また、位相エンコードステップがゼロのタイミングにおける、テンプレートショット１、２の各読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を逆にする。テンプレートショット１、２の違いの詳細については、図３を用いて説明済なので、説明を省略する。
　次に、ＭＰＵ８６は、テンプレートショット２のパルスシーケンスをシーケンスコントローラ５６に入力し、収集開始を指令する。これにより、上記（１）と同様にしてｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、テンプレートショット２のｋ空間データが配置される。
　＜３＞　補正部１００は、画像再構成部９０のｋ空間データベース９２からテンプレートショット１、２のｋ空間データをそれぞれ取得し、テンプレートショント１の位相画像である第１位相画像と、テンプレートショット２の位相画像である第２位相画像とを生成する。
　次に、補正部１００は、第１位相画像と第２位相画像とを用いて、（３）式によって差分画像を生成し、この差分画像を磁場補正マップとしてＭＰＵ８６に入力する。第１および第２位相画像と、差分画像の生成方法については、前述した通りである。
　＜４＞　磁場補正マップに基づいて静磁場を均一化するための補正（シミング）を行ってから、設定された撮像条件に従って本スキャンのＭＲ信号の収集が行われる。
　そのために、ＭＰＵ８６は、磁場補正マップが示す磁場の不均一性を相殺して静磁場を均一化するオフセット磁場を計算する。そして、ＭＰＵ８６は、静磁場にオフセット磁場が重畳して印加されるように、シーケンスコントローラ５６を介して各部を制御する。なお、一般に静磁場の不均一成分における２次以上の成分は、例えばシムコイル２４への供給電流の調整でシミング可能である。また、静磁場の不均一成分における１次成分は、例えばＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、２６ｙ、２６ｚへの各供給電流の調整でシミング可能である。
　具体的動作としては、まず、静磁場電源４０により励磁された静磁場用磁石２２によって撮像空間に静磁場が形成される。そして、入力装置６２からＭＰＵ８６に撮像開始指示が入力されると、ＭＰＵ８６は、本スキャンのパルスシーケンス等を含む撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。
　シーケンスコントローラ５６は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることで、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏを撮像領域に形成させると共に、ＲＦコイル２８からＲＦ信号を発生させる。
　このとき、傾斜磁場電源４４からＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、２６ｙ、２６ｚへの供給電流には、上記オフセット磁場を生成させる分が重畳され、静磁場がほぼ均一化されたのと等価になる。
　そして、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイル２８により受信されて、ＲＦ受信器４８により検出される。ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に前述の所定の信号処理を施して、ＭＲ信号の生データを生成し、これをシーケンスコントローラ５６に入力する。
　シーケンスコントローラ５６は、生データを画像再構成部９０に入力し、画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、生データをｋ空間データとして配置する。
　ＭＲＩ装置２０は、以上の＜１＞~＜４＞の処理を１スライスのデータ収集として、全スライスのデータ収集を行う。
　［ステップＳ４］補正部１００は、全てのスライスに対してそれぞれ位相補正データを算出する。補正部１００は、各々の位相補正データを、各位相補正データの算出対象となった各スライスとそれぞれ関連付けて画像再構成部９０に入力する。
　具体的には、補正部１００は、テンプレートデータ１のｋ空間データの実数部分および虚数部分の各中心ラインを１次元フーリエ逆変換した各データの各周波数積分値を算出後、前述のように逆正接を用いてテンプレートデータ１の位相角度Ｐｈ１を算出する。補正部１００は、同様にしてテンプレートデータ２の位相角度Ｐｈ２を算出し、位相角度Ｐｈ１、ｐｈ２を、当該テンプレートデータ１、２に対応するスライスの位相補正データとする。
　［ステップＳ５］画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２からｋ空間データを取り込み、これにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで、各スライス毎に画像データを再構成する。
　この画像再構成処理において、画像再構成部９０は、スライス毎に別々に算出した位相補正データを用いて、ＭＲ信号に含まれる位相誤差の影響を取り除く補正を併せて行う。なお、位相補正データを生成するまでの処理は従来とは異なるが、位相補正データを生成後の位相誤差の補正処理については従来技術と同様でよいため（特許文献２等を参照）、詳細な説明を省略する。
　画像再構成部９０は、上記のようにして全スライスの画像データを生成し、これらを画像データベース９４に保存する。画像処理部９６は、画像データベース９４から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置６６に保存する。
　［ステップＳ６］表示制御部９８は、ＭＰＵ８６の制御に従って表示用画像データを記憶装置６６から取得し、表示用画像データが示す画像を表示装置６４に表示させる。以上が第１の実施形態のＭＲＩ装置２０の動作説明である。
　このように第１の実施形態では、各エコーに対応する位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、エコーの発生開始タイミングを互いにずらしたテンプレートショット１、２を本スキャン前に実行してテンプレートデータ１、２を得る。
　そして、テンプレートデータ１、２に基づき磁場補正マップと位相補正データを生成するため、本スキャンでの静磁場を均一化する補正と、本スキャンのＭＲ信号の収集後における位相誤差の補正とを一括的に行うことができる。
　このとき、磁場補正マップに基づいて静磁場を均一化する補正を先に行ってから、本スキャンのＭＲ信号を収集後、位相補正データに基づく位相誤差の補正を行う。即ち、本スキャンのＭＲ信号は、磁場補正マップに基づいて良好に均一化された静磁場が印加された撮像領域から収集される。従って、位相誤差の補正の精度を向上できる。
　さらに、撮像スライスと同一断面からの収集データに基づいて磁場補正データを生成して、各スライス毎に静磁場の不均一性の補正を行うため、静磁場の補正効果が高くなる。
　従って、ＥＰＩにおける位相誤差に起因する画像歪みを従来よりも低減可能である（図８、図９参照）。
　なお、各エコーに含まれる位相誤差の内、静磁場不均一性に起因するものと、その他の原因によるものとを補正する方法は様々なものがあるが、従来はそれぞれ単独で行われていた。
　（第２の実施形態）
　第２および第３の実施形態のＭＲＩ装置は、装置構成としては、第１の実施形態のＭＲＩ装置２０と同様である。第２の実施形態では、磁場補正マップに基づく静磁場を均一化する補正を行わず、位相誤差の補正のみを行う。以下、第１の実施形態との違いに焦点をおいて、第２の実施形態について説明する。
　図１２は、第２の実施形態において、スピンエコー系のシングルショットＥＰＩとしての本スキャン、テンプレートショット１、２’のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図である。図１２において、横軸等の書式は、図３と同じであり、図１２の上段の本スキャン、および、中段のテンプレートショット１はそれぞれ、第１の実施形態の本スキャン、および、テンプレートショット１と同じである。
　図１２において、下段のテンプレートショット２’（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　２’）のみ、第１の実施形態のテンプレートショット２とは異なる。
　例えば位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの印加開始時を基準として、テンプレートショット２’では、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングは、テンプレートショット１と同じである。磁場補正マップを生成するには、テンプレートショット１、２で、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングをずらすが、第２の実施形態では磁場補正マップを生成しないからである。
　テンプレートショット２’では、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの面積（強度の時間積分値の絶対値）は、始めの４つの位相エンコードステップパルスの合算面積に等しい。即ち、テンプレートショット２’では、時間的に５番目に収集されるＭＲ信号が位相エンコードステップゼロに対応し、このＭＲ信号の強度が最大になる。
　ここで、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミング（図１２では縦の破線で示す実効エコー時間）に着目する。このタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性は、テンプレートショット１ではマイナスであり、テンプレートショット２’ではプラスである。位相補正データを得るためには、位相エンコードステップがゼロのタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を、テンプレートショット１、２’で互いに逆にすることが望まれるからである。
　以上のテンプレートショット１、２’を用いることで、第１の実施形態と同様の原理で位相補正データを生成できる。
　図１３は、第２の実施形態におけるＭＲＩ装置２０の動作の流れを示すフローチャートである。以下、図１３に示すステップ番号に従って、第２の実施形態のＭＲＩ装置２０の動作を説明する。
　［ステップＳ２１］第１の実施形態のステップＳ１と同様に、ＭＲＩ装置２０の初期設定が行われる。
　［ステップＳ２２］第１の実施形態のステップＳ２と同様に、位置決め画像の画像データが生成され、これが表示装置６４に画像表示され、関心領域等の撮像条件が設定される。
　［ステップＳ２３］ＭＲＩ装置２０は、以下の＜１＞~＜３＞のフローに従って、位相補正データを生成するための２種類のテンプレートショットをプレスキャンとして実行後、本スキャンを実行する。なお、テンプレートショット１、２’は、空間的に互いに同一の領域であって、本スキャンの撮像領域と同一の領域に対してそれぞれ行う。
　＜１＞　ＭＲＩ装置２０は、第１の実施形態のステップＳ３の＜１＞と同様に、テンプレートショット１のパルスシーケンスを実行する。これにより、テンプレートショット１のｋ空間データが、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間に配置（記憶）される。
　＜２＞　ＭＰＵ８６は、前述したテンプレートショット２’のパルスシーケンスを設定後、このパルスシーケンスをシーケンスコントローラ５６に入力し、収集開始を指令する。これにより、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、テンプレートショット２’のｋ空間データが配置される。
　＜３＞　磁場補正マップに基づく静磁場均一化の補正を行わずに、設定された撮像条件に従って、本スキャンのＭＲ信号の収集が行われる。ＭＲ信号収集の具体的動作については、磁場補正マップが用いられないことを除き、第１の実施形態のステップＳ３の＜４＞と同様である。
　ＭＲＩ装置２０は、以上の＜１＞~＜３＞の処理を１スライスのデータ収集として、全スライスのデータ収集を行う。
　［ステップＳ２４］補正部１００は、テンプレートショット１、２’のｋ空間データを用いることで、第１の実施形態のステップＳ４と同様に、全スライスに対してそれぞれ位相補正データを算出する。補正部１００は、算出した各位相補正データを、算出対象の各スライスと関連付けて画像再構成部９０に入力する。
　［ステップＳ２５］第１の実施形態のステップＳ５と同様に、画像再構成部９０は、各スライス毎の位相補正データに基づいてＭＲ信号に含まれる位相誤差を補正しつつ、各スライスの画像データを再構成する。この後、第１の実施形態のステップＳ５と同様に、表示用画像データが生成され、記憶装置６６に保存される。
　［ステップＳ２６］第１の実施形態のステップＳ６と同様に、表示用画像データの画像表示が行われる。以上が第２の実施形態のＭＲＩ装置２０の動作説明である。
　このように第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様の原理でＥＰＩにおける位相誤差を低減できる。なお、従来技術では、位相誤差を低減させるテンプレートショットにおいて、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅを印加していなかった。
　（第３の実施形態）
　第３の実施形態では、第１の実施形態と同様に、磁場補正マップに基づく静磁場を均一化する補正と、位相誤差の補正とを行う。第３の実施形態では、３つのテンプレートショットを行う。以下、第１の実施形態との違いに焦点をおいて、第３の実施形態について説明する。
　図１４は、第３の実施形態において、スピンエコー系のシングルショットＥＰＩとしてのテンプレートショット１、２’、３のパルスシーケンスの一例を示すタイミング図である。図１４において、横軸等の書式は、図３と同じである。
　第３の実施形態の本スキャンのパルスシーケンスは、第１の実施形態の本スキャンおよび第３の実施形態のテンプレートショット１と同じであるので、図示していない。
　図１４の上段に示すテンプレートショット１（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　１）は、第１の実施形態のテンプレートショット１と同じである。
　図１４の中段に示すテンプレートショット２’（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　２’）は、第２の実施形態のテンプレートショット２’と同じである。第３の実施形態では、テンプレートショット１、２’を用いることで、第２の実施形態と同様に位相補正データを生成し、位相誤差の補正を行う。
　図１４の下段に示すテンプレートショット３（ＴＥＭＰＬＡＴＥ　ＳＨＯＴ　３）は、磁場補正マップの生成用である。第３の実施形態では、テンプレートショット１、３を用いることで、第１の実施形態と同様にして磁場補正マップを生成し、静磁場均一性の補正を行う。磁場補正マップの生成のためには、テンプレートショット１、３で、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングをずらすことが望ましい。
　従って、テンプレートショット３では、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングは、テンプレートショット１よりもＧｒｏ反転間隔の１倍だけ遅れている。ここでの「遅れ」とは、例えば、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの印加開始時を基準とする。
　テンプレートショット３では、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの面積（強度の時間積分値の絶対値）は、始めの５つの位相エンコードステップパルスの合算面積に等しい。即ち、テンプレートショット３では、時間的に６番目に収集されるＭＲ信号が位相エンコードステップゼロに対応してｋ空間の中心ラインに配置され、このＭＲ信号の強度が最大になる。
　ここで、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングに着目する。このタイミングは、テンプレートショット１では、図１４の縦方向の破線で示す実効エコー時間（ＥＦＦＥＣＴＩＶＥ　ＥＣＨＯ　ＴＩＭＥ）に対応するが、テンプレートショット３では、テンプレートショット１よりも１エコー分遅れる。
　そうすると、位相エンコードステップがゼロに対応するＭＲ信号の発生タイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性は、テンプレートショット１、３の双方においてマイナスである（図１４参照）。即ち、第１の実施形態では、テンプレートショット２は位相補正データおよび磁場補正マップの双方の生成に用いられるため、このタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を逆にしている。位相補正データの生成のためには、それが望まれるからである。
　しかし、第３の実施形態のテンプレートショット３は、位相補正データの生成には用いられない。磁場補正マップの生成のみに着目した場合、位相エンコードステップゼロのタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性を、２つのテンプレートショットで互いに逆にする必要はない。
　図１５は、第３の実施形態におけるＭＲＩ装置２０の動作の流れを示すフローチャートである。以下、図１５に示すステップ番号に従って、第３の実施形態のＭＲＩ装置２０の動作を説明する。
　［ステップＳ３１］第１の実施形態のステップＳ１と同様に、ＭＲＩ装置２０の初期設定が行われる。
　［ステップＳ３２］第１の実施形態のステップＳ２と同様に、位置決め画像の画像データが生成され、これが表示装置６４に画像表示され、関心領域等の撮像条件が設定される。
　［ステップＳ３３］ＭＲＩ装置２０は、以下の＜１＞~＜５＞のフローに従って、位相補正データおよび磁場補正マップを生成するための３種類のテンプレートショットをプレスキャンとして実行後、本スキャンを実行する。なお、テンプレートショット１、２’、３は、空間的に互いに同一の領域であって、本スキャンの撮像領域と同一の領域に対してそれぞれ行う。
　＜１＞　ＭＲＩ装置２０は、第１の実施形態のステップＳ３の＜１＞と同様に、テンプレートショット１のパルスシーケンスを実行する。これにより、テンプレートショット１のｋ空間データが、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間に配置（記憶）される。
　＜２＞　ＭＲＩ装置２０は、第２の実施形態のステップＳ２３の＜２＞と同様に、テンプレートショット２’のパルスシーケンスを実行する。これにより、テンプレートショット２’のｋ空間データが、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間に配置（記憶）される。
　＜３＞　ＭＰＵ８６は、前述したテンプレートショット３のパルスシーケンスを設定後、このパルスシーケンスをシーケンスコントローラ５６に入力し、収集開始を指令する。これにより、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、テンプレートショット３のｋ空間データが配置される。
　＜４＞　補正部１００は、画像再構成部９０のｋ空間データベース９２からテンプレートショット１、３のｋ空間データをそれぞれ取得する。補正部１００は、テンプレートショット１の位相画像である第１位相画像と、テンプレートショット３の位相画像である第２位相画像とを生成する。
　次に、補正部１００は、第１位相画像と第２位相画像とを用いて、前述同様に（３）式によって差分画像を生成し、この差分画像を磁場補正マップとしてＭＰＵ８６に入力する。
　＜５＞　第１の実施形態のステップＳ３の＜４＞と同様にして、磁場補正マップに基づいて静磁場を均一化するための補正を行ってから、設定された撮像条件に従って本スキャンのＭＲ信号の収集が行われる。
　ＭＲＩ装置２０は、以上の＜１＞~＜５＞の処理を１スライスのデータ収集として、全スライスのデータ収集を行う。
　［ステップＳ３４］補正部１００は、テンプレートショット１、２’の各ｋ空間データを用いることで、第１の実施形態のステップＳ４と同様に、全スライスに対してそれぞれ位相補正データを算出する。補正部１００は、算出した各位相補正データを、算出対象のスライスと関連付けて画像再構成部９０に入力する。
　［ステップＳ３５］第１の実施形態のステップＳ５と同様に、画像再構成部９０は、各スライス毎の位相補正データに基づいてＭＲ信号に含まれる位相誤差を補正しつつ、各スライスの画像データを再構成する。この後、第１の実施形態のステップＳ５と同様に、表示用画像データが生成され、記憶装置６６に保存される。
　［ステップＳ３６］第１の実施形態のステップＳ６と同様に、表示用画像データの画像表示が行われる。以上が第３の実施形態のＭＲＩ装置２０の動作説明である。
　このように第３の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果が得られる。
　（実施形態の補足事項）
　［１］第１~第３の実施形態では、図３、図１２、図１４に示したように、本スキャンとテンプレートショット１とでパルスシーケンスを全く同じにする例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。本スキャンとテンプレートショット１とでパルスシーケンスに若干の変更を加えてもよい。
　但し、位相エンコードステップパルス、および、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始のタイミングを除き、テンプレートショット１、２、２’３のパルスシーケンスは同じにすることが望ましい。条件を変えると、位相の差分のみを抽出することが困難となりうるからである。以上の点については、以下の補足事項［２］、［３］についても同様である。
　［２］第１および第３の実施形態のように、磁場補正マップに基づく静磁場均一性の補正を行った上で本スキャンのＭＲ信号の収集を行う場合、各テンプレートショット１、２、２’、３は、本スキャンの前に行うことが望まれる。この場合、本スキャンの前に、磁場補正マップが生成されていないと、磁場補正マップに基づく静磁場均一性の補正を実行できないからである。この場合、各テンプレートショット１、２、２’、３は、どれを先に行ってもよい。
　但し、例えば以下の変形例のように、本スキャンのＭＲ信号の収集時に、磁場補正マップに基づく静磁場均一性の補正を実行しない場合、各テンプレートショット（２、２’等）は、本スキャンの後に行ってもよい。
　具体的には、第１~第３の実施形態において、テンプレートショット１を行わないで、本スキャンで収集されたエコー信号群（ＭＲ信号群）から得られるデータに基づいて、位相誤差の補正を行ってもよい。この場合、例えば、本スキャンのＭＲ信号をテンプレートデータ１として、（１）式により位相補正データを計算する。これによりテンプレートショット１を省略できるので、撮像時間を短縮できる。
　ここで、第１および第３の実施形態では、磁場補正マップに基づきシムコイル２４等を用いて静磁場を均一化した上で本スキャンを実行するとの説明をした。しかし、以下のような第１および第３の実施形態の変形例を考える。具体的には、第１の実施形態においてテンプレートショット１を省略し、本スキャンで得られたデータを用いる変形例では、シムコイル２４等を用いた静磁場均一化の代わりに、例えば、以下の処理を行えばよい。即ち、本スキャンで収集されたＭＲ信号群をテンプレートデータ１とし、これと、テンプレートデータ２とに基づいて、本スキャン後のステップＳ４において磁場補正マップの生成も行う。そして、磁場補正マップに基づき歪み量を算出し、ＭＲ信号に位相補正を施して再構成した画像データに対して、歪補正（画素の移動）を行うことができる。
　第３の実施形態においてテンプレートショット１、３を省略し、本スキャンにより得られたデータを用いる変形例も、上記第１の実施形態の変形例と同様にすればよい。
　［３］第１~第３の実施形態ではスピンエコー系のシングルショットのＥＰＩの例を述べた。上記各実施形態の原理は、フィールドエコー系などの他のＥＰＩにも適用可能であると共に、シングルショットＥＰＩに限らずマルチショットＥＰＩにも適用可能である。
　図１６は、ＦＩＤタイプ（自由誘導減衰信号：Ｆｒｅｅ　Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ　Ｄｅｃａｙ）のシングルショットＥＰＩでの本スキャン、テンプレートショット１”、２”のパルスシーケンスの一例を図３と同様に示すタイミング図である。
　図１６において、上段、中段、下段はそれぞれ、本スキャン、テンプレートショット１”、テンプレートショット２”の各パルスシーケンスを示す。図１６では、テンプレートショット１’、２’で読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始をエコー間隔の２倍ずらしているが、これは一例にすぎず、２倍以外の自然倍ずらしてもよい。
　［４］上記各実施形態では、スライスを撮像領域として設定し、２次元的な画像データを生成する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。撮像領域は、スラブであってもよい。また、生成する画像データは、２次元画像用の画像データでも、３次元的なボリュームデータであってもよい。
　［５］ＭＲＩ装置２０として、静磁場磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイルユニット２６、ＲＦコイル２８が含まれるガントリの外にＲＦ受信器４８が存在する例を述べた（図１参照）。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。ＲＦ受信器４８がガントリ内に含まれる態様でもよい。
　具体的には例えば、ＲＦ受信器４８に相当する電子回路基盤をガントリ内に配設する。そして、受信用ＲＦコイルによって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号を、当該電子回路基盤内のプリアンプによって増幅し、デジタル信号としてガントリ外に出力し、シーケンスコントローラ５６に入力してもよい。ガントリ外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので、望ましい。
　［６］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈にすぎず、本発明を限定するものではない。
　静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御装置３０の全体（図１参照）が、ＥＰＩシーケンスに基づく本スキャンにおいてＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の撮像データ収集部の一例である。
　静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御装置３０の全体がテンプレートショット１を実行してＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の第１収集部の一例である。但し、テンプレートショット１を実行せずに、本スキャンのＭＲ信号をテンプレートデータ１として（１）式により位相補正データを計算する場合、静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御装置３０の全体が本スキャンのＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の第１収集部の一例である。
　静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御装置３０の全体がテンプレートショット２（または２’）を実行してＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の第２収集部の一例である。
　静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御装置３０の全体がテンプレートショット３を実行してＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の第３収集部の一例である。
　位相補正データおよび磁場補正マップを生成する補正部１００の機能、位相補正データに基づいて位相誤差の補正を行う画像再構成部９０の機能、磁場補正マップに基づいて本スキャン前に静磁場を均一化するための磁場補正を行う傾斜磁場電源４４、傾斜磁場コイル２６、制御装置３０の全体の機能は、請求項記載の補正部の一例である。
　［６］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。

Claims (20)

  1. 　静磁場内の被検体に核磁気共鳴を起こすための励起パルスを送信し、読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって発生させた複数のエコー信号を収集し、複数の前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを再構成するＥＰＩ（エコープラナーイメージング）を実行可能な磁気共鳴イメージング装置であって、
    　位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含む前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、発生させた複数の前記エコー信号を第１テンプレートデータとして収集する第１収集部と、
    　前記位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、前記第１テンプレートデータの収集時とは前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらした前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを前記第１テンプレートデータの収集後に実行することで、発生させた複数の前記エコー信号を第２テンプレートデータとして収集する第２収集部と、
    　前記第１および第２テンプレートデータを用いて、少なくとも、前記エコー信号に含まれる位相誤差の補正を行う補正部と
    　を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正部は、前記第１および第２テンプレートデータを用いて、前記位相誤差の補正、および、前記静磁場を均一化するための磁場補正の双方を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１および第２テンプレートデータの収集後、前記ＥＰＩのエコー信号シーケンスを実行することで、前記被検体からの複数の前記エコー信号を収集する撮像データ収集部をさらに備え、
    　前記補正部は、前記撮像データ収集部による複数の前記エコー信号の収集前に前記磁場補正を行うと共に、前記撮像データ収集部により収集された複数の前記エコー信号から前記画像データを再構成する際に前記位相誤差の補正を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１および前記第２収集部は、前記撮像データ収集部による複数の前記エコー信号の収集対象となる撮像領域と同一の領域に対して前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスをそれぞれ実行することで、前記同一の領域から前記第１および第２テンプレートデータを収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第２収集部は、前記読み出し方向傾斜磁場の極性が反転してから再反転するまでの時間幅の自然数倍の時間幅だけ、前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングを前記第１テンプレートデータの収集時とはずらす
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生時における前記読み出し方向傾斜磁場の極性が逆になるように、前記第２収集部は前記第２テンプレートデータの収集を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正部は、前記第１および第２テンプレートデータから得られる各ｋ空間データに対して、虚数データの中心ラインを１次元フーリエ逆変換したデータの周波数積分値と、実数データの中心ラインを１次元フーリエ逆変換したデータの周波数積分値との比に基づく値の逆正接をそれぞれ算出し、前記逆正接に基づいて前記位相誤差の補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第２収集部は、前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生タイミングがずれるように、前記第２テンプレートデータの収集を行い、
    　前記補正部は、前記第１テンプレートデータに基づく位相画像と、前記第２テンプレートデータに基づく位相画像との差分画像を前記磁場補正マップとして生成し、前記磁場補正マップに基づいて前記磁場補正を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生タイミングがずれるように、前記第２収集部は前記第２テンプレートデータの収集を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正部は、前記第１テンプレートデータと、前記第２テンプレートデータとの位相差に相当する磁場補正マップを生成し、前記磁場補正マップに基づいて前記磁場補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正部は、前記第１テンプレートデータに基づく位相画像と、前記第２テンプレートデータに基づく位相画像との差分画像を前記磁場補正マップとして生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記補正部は、前記静磁場を均一化するための磁場補正を行い、その後に、前記位相誤差の補正を行うように構成される
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生時における前記読み出し方向傾斜磁場の極性が逆になるように、前記第２収集部は前記第２テンプレートデータの収集を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生タイミングがずれるように、前記第２収集部は前記第２テンプレートデータの収集を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、前記第１テンプレートデータの収集時とは前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらした前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを前記第２テンプレートデータの収集後に実行することで、発生させた複数の前記エコー信号を第３テンプレートデータとして収集する第３収集部をさらに備え、
    　前記第２収集部は、前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生時における前記読み出し方向傾斜磁場の極性が逆になるように前記第２テンプレートデータの収集を行い、
    　前記第３収集部は、前記第１収集部による前記第１テンプレートデータの収集時とは、位相エンコードステップがゼロに対応する前記エコー信号の発生タイミングがずれるように前記第３テンプレートデータの収集を行い、
    　前記補正部は、前記第１および第２テンプレートデータを用いて、前記位相誤差の補正を行い、前記第１および第３テンプレートデータを用いて静磁場を均一化するための磁場補正を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　請求項１５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１および第３テンプレートデータの収集後、前記ＥＰＩのエコー信号シーケンスを実行することで、前記被検体からの複数の前記エコー信号を収集する撮像データ収集部をさらに備え、
    　前記補正部は、前記撮像データ収集部による複数の前記エコー信号の収集前に前記磁場補正を行うと共に、前記撮像データ収集部により収集された複数の前記エコー信号から前記画像データを再構成する際に前記位相誤差の補正を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項１６記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１、第２、第３収集部は、前記撮像データ収集部による複数の前記エコー信号の収集対象となる撮像領域と同一の領域に対して前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスをそれぞれ実行することで、前記同一の領域から前記第１、第２、第３テンプレートデータを収集し、
    　前記補正部は、前記第１テンプレートデータに基づく位相画像と前記第３テンプレートデータに基づく位相画像との差分画像に基づいて前記磁場補正を行い、前記第１および第２テンプレートデータから得られる各ｋ空間データに対して、虚数データの中心ラインを１次元フーリエ逆変換したデータの周波数積分値と、実数データの中心ラインを１次元フーリエ逆変換したデータの周波数積分値との比に基づく値の逆正接をそれぞれ算出し、前記逆正接に基づいて前記位相誤差の補正を行う
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 静磁場内の被検体に核磁気共鳴を起こすための励起パルスを送信し、読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって発生させた複数のエコー信号を収集し、複数の前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを再構成するＥＰＩ（エコープラナーイメージング）を実行可能な磁気共鳴イメージング装置であって、
    　位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含む前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスにより本スキャンを実行することで、第１の前記エコー信号群を収集する第１収集部と、
    　前記位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、前記本スキャンの前記ＥＰＩのエコー信号収集時とは前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらした前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、第２の前記エコー信号群を収集する第２収集部と、
    　前記第１および第２のエコー信号群を用いて、少なくとも前記本スキャンのエコー信号に含まれる位相誤差の補正を行う補正部と
    　を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 　静磁場内の被検体に核磁気共鳴を起こすための励起パルスを送信し、読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって発生させた複数のエコー信号を収集し、複数の前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを再構成するＥＰＩ（エコープラナーイメージング）を含む磁気共鳴イメージング方法であって、
    　位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含む前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、発生させた複数の前記エコー信号を第１テンプレートデータとして収集するステップと、
    　前記位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、前記第１テンプレートデータの収集時とは前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらした前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを前記第１テンプレートデータの収集後に実行することで、発生させた複数の前記エコー信号を第２テンプレートデータとして収集するステップと、
    　前記第１および第２テンプレートデータを用いて、少なくとも、前記エコー信号に含まれる位相誤差の補正を行うステップと
    　を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  20. 静磁場内の被検体に核磁気共鳴を起こすための励起パルスを送信し、読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって発生させた複数のエコー信号を収集し、複数の前記エコー信号に基づいて前記被検体の画像データを再構成するＥＰＩ（エコープラナーイメージング）を含む磁気共鳴イメージング方法であって、
    　位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含む前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスにより本スキャンを実行することで、第１の前記エコー信号群を収集するステップと、
    　前記位相エンコード方向傾斜磁場の印加を含むと共に、前記本スキャンの前記ＥＰＩのエコー信号収集時とは前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミングをずらした前記ＥＰＩのエコー信号収集シーケンスを実行することで、第２の前記エコー信号群を収集するステップと、
    　前記第１および第２のエコー信号群を用いて、少なくとも前記本スキャンのエコー信号に含まれる位相誤差の補正を行うステップと
    　を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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