WO2014199879A1 - 磁気共鳴イメージング装置、及び、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、及び、磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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nuclear magnetic
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豊 待井
博志 草原
由守 葛西
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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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    • G01R33/56572—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to magnetic resonance imaging.
  • 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. .
  • MRI has a high-speed imaging method called Echo Planar Imaging (EPI: “Echo Planar” Imaging) (see, for example, Patent Document 1 and Patent Document 2).
  • EPI performs scanning by continuously reversing the gradient magnetic field in the readout direction at a high speed for one nuclear magnetic excitation and continuously generating echoes (MR signals).
  • MR signals continuously generating echoes
  • the EPI includes a spin echo system EPI using a spin echo method (SE: spin echo) that collects MR signals generated after an excitation pulse and a refocusing pulse, and a field that collects MR signals generated after application of an excitation pulse.
  • SE spin echo
  • FE field echo
  • FFE FFE
  • EPI that generates image data for one sheet by combining echo train data obtained by applying excitation pulses over a plurality of times
  • multi-shot EPI EPI that generates image data for one sheet by combining echo train data obtained by applying excitation pulses over a plurality of times
  • SS single shot
  • the pulse waveform of the gradient magnetic field in the reading direction of the EPI has a shorter pulse width and shorter pulse period than other imaging methods, so it can be said that the frequency component is high.
  • the gradient magnetic field pulse is generated by supplying a pulsed current to the gradient coil.
  • the waveform of the pulse current supplied to the gradient magnetic field coil is ideally a rectangular wave, it is actually a trapezoidal wave having a rising region and a falling region.
  • the pulse waveform of the gradient magnetic field is not an ideal rectangular wave but a trapezoidal wave having a rising region and a falling region.
  • the pulse width of the gradient magnetic field pulse is short, and the ratio of the rising region and the falling region at both ends of the pulse to the entire pulse width is high. For this reason, a method has been proposed in which data is sampled not only in a flat pulse region but also in rising and falling regions and used as image reconstruction data.
  • the method of sampling data in the rising and falling areas is called ramp sampling. Compared to the method of sampling only the region where the gradient magnetic field strength is flat, the data collection period is shortened in the ramp sampling.
  • the MR signal raw data sampled at equal intervals in the rising region and the falling region are sampled when the gradient magnetic field changes, they are not evenly spaced in the k space. Therefore, it is desirable to rearrange the sampled raw data of MR signals so that they are equally spaced in k-space before image reconstruction. This reordering process is called regridding.
  • the gradient magnetic field waveform is calculated based on an equivalent circuit model close to an actual gradient magnetic field generation system that takes into account the skin effect and eddy current. Then, the accuracy of the gridding process is improved by executing the gridding process based on the gradient magnetic field waveform calculated in this way.
  • Patent Document 3 Although the invention of Patent Document 3 has excellent effects as described above, in order to improve the image quality, it is desirable to execute the regridding process as accurately as possible. For this reason, there has been a demand for a new technology for executing the gridding process with higher accuracy than in the prior art in MRI.
  • An MRI apparatus generates main scan k-space data composed of a plurality of matrix elements by sampling a plurality of MR signals collected from an imaging region of a main scan, and the main scan k-space.
  • the image data of the imaging area is reconstructed based on the data.
  • the MRI apparatus includes a first acquisition unit, a second acquisition unit, a phase difference data calculation unit, a main scan execution unit, and an image reconstruction unit.
  • the first acquisition unit generates first k-space data by sampling MR signals collected from a region including at least a part of the imaging region by executing a first pulse sequence including application of a gradient magnetic field in the readout direction. To do.
  • the second acquisition unit executes at least one of the imaging regions so that the acquisition region is shifted in the readout direction from the MR signal acquisition by the first acquisition unit by executing the second pulse sequence including application of the readout direction gradient magnetic field.
  • the 2k space data is generated by sampling the MR signal collected from the region including the part.
  • the phase difference data calculation unit calculates phase difference data indicating a phase difference in the reading direction between the first k space data and the second k space data.
  • the main scan execution unit collects a plurality of MR signals from the imaging region by executing a main scan pulse sequence including application of a readout direction gradient magnetic field and a phase encoding direction gradient magnetic field.
  • the image reconstruction unit reconstructs image data by generating main scan k-space data based on a plurality of MR signals collected by the main scan execution unit and phase difference data.
  • the MRI method of an embodiment generates main scan k-space data composed of a plurality of matrix elements by sampling a plurality of MR signals collected from the imaging area of the main scan, and the main scan k-space.
  • This is a method for reconstructing image data of an imaging region based on data, and includes the following steps.
  • One is a step of generating first k-space data by sampling MR signals collected from a region including at least a part of an imaging region by executing a first pulse sequence including application of a gradient magnetic field in a readout direction. It is.
  • One is to execute at least a part of the imaging region so that the acquisition region is shifted in the readout direction from the acquisition of the MR signal of the first k-space data by executing the second pulse sequence including application of the gradient magnetic field in the readout direction.
  • This is a step of generating 2k space data by sampling MR signals collected from the included region.
  • One is a step of calculating phase difference data indicating a phase difference in the reading direction between the first k-space data and the second k-space data.
  • One is a step of collecting a plurality of MR signals from the imaging region by executing a main scan pulse sequence including application of a readout direction gradient magnetic field and a phase encoding direction gradient magnetic field.
  • One is a step of reconstructing image data by generating main scan k-space data based on a plurality of MR signals acquired by the main scan pulse sequence and phase difference data.
  • FIG. 4 is a timing chart showing an example of each pulse sequence of template scans A and B for phase error correction and main scanning.
  • the schematic diagram which shows an example of the production
  • FIG. 5 is a timing chart showing an example of pulse sequences for template scanning B and C for the gridding process and the main scan.
  • the conceptual diagram which shows that MR signal sampled at equal time intervals in the area
  • the schematic diagram which shows the concept of the 1st method of the gridding process in this embodiment.
  • the schematic diagram which shows the concept of the 2nd method of the regridding process in this embodiment.
  • 9 is a flowchart showing an example of the operation flow of the MRI apparatus when the second method of regridding processing is employed in the present embodiment.
  • 9 is a flowchart showing an example of the operation flow of the MRI apparatus when the first method of the regridding process is adopted in the present embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 10 in the present embodiment.
  • the constituent elements of the MRI apparatus 10 will be described by dividing them into three parts: a bed unit 20, a gantry 30, and a control apparatus 40.
  • the couch unit 20 includes a couch 21, a couchtop 22, and a couchtop moving mechanism 23 disposed in the couch 21.
  • a subject P is placed on the top surface of the top plate 22.
  • a reception RF coil 24 that detects an MR signal from the subject P is disposed in the top plate 22.
  • a plurality of connection ports 25 to which the wearable RF coil device 100 is connected are arranged on the top surface of the top plate 22.
  • the bed 21 supports the top plate 22 so as to be movable in the horizontal direction (Z-axis direction of the apparatus coordinate system).
  • the top plate moving mechanism 23 adjusts the position of the top plate 22 in the vertical direction by adjusting the height of the bed 21 when the top plate 22 is located outside the gantry 30. Further, the top plate moving mechanism 23 moves the top plate 22 in the horizontal direction to put the top plate 22 into the gantry 30 and takes the top plate 22 out of the gantry 30 after imaging.
  • the gantry 30 is configured in a cylindrical shape, for example, and is installed in the imaging room.
  • the gantry 30 includes a static magnetic field magnet 31, a shim coil unit 32, a gradient magnetic field coil unit 33, and an RF coil unit 34.
  • the static magnetic field magnet 31 is, for example, a superconducting coil and is configured in a cylindrical shape.
  • the static magnetic field magnet 31 forms a static magnetic field in the imaging space by a current supplied from a static magnetic field power supply 42 of the control device 40 described later.
  • the imaging space means, for example, a space in the gantry 30 where the subject P is placed and a static magnetic field is applied.
  • the shim coil unit 32 is configured, for example, in a cylindrical shape, and is arranged inside the static magnetic field magnet 31 with the same axis as the static magnetic field magnet 31.
  • the shim coil unit 32 forms an offset magnetic field that makes the static magnetic field uniform by a current supplied from a shim coil power supply 44 of the control device 40 described later.
  • the gradient magnetic field coil unit 33 is configured in a cylindrical shape, for example, and is disposed inside the shim coil unit 32.
  • the gradient coil unit 33 includes an X-axis gradient coil 33x, a Y-axis gradient coil 33y, and a Z-axis gradient coil 33z.
  • the X axis, the Y axis, and the Z axis are the apparatus coordinate system unless otherwise specified.
  • the X axis, Y axis, and Z axis of the apparatus coordinate system are defined as follows.
  • the vertical direction is the Y-axis direction
  • the top plate 22 is arranged so that the normal direction of the upper surface thereof is the Y-axis direction.
  • the horizontal movement direction of the top plate 22 is taken as the Z-axis direction
  • the gantry 30 is arranged so that the axial direction becomes the Z-axis direction.
  • the X-axis direction is a direction orthogonal to the Y-axis direction and the Z-axis direction, and is the width direction of the top plate 22 in the example of FIG.
  • the X-axis gradient magnetic field coil 33x forms, in the imaging region, a gradient magnetic field Gx in the X-axis direction corresponding to a current supplied from an X-axis gradient magnetic field power supply 46x described later.
  • the Y-axis gradient magnetic field coil 33y forms in the imaging region a gradient magnetic field Gy in the Y-axis direction corresponding to a current supplied from a Y-axis gradient magnetic field power supply 46y described later.
  • the Z-axis gradient magnetic field coil 33z forms a gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction corresponding to a current supplied from a Z-axis gradient magnetic field power supply 46z described later in the imaging region.
  • the slice selection direction gradient magnetic field Gss, the phase encode direction gradient magnetic field Gpe, and the readout direction (frequency encode direction) gradient magnetic field Gro can be arbitrarily determined by combining the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the three-axis directions of the apparatus coordinate system. Can be set in the direction of.
  • the imaging area is, for example, an area that is an image that is at least a part of an MR signal collection range used to generate one image or one set of images.
  • the imaging region is three-dimensionally defined in the apparatus coordinate system as a part of the imaging space.
  • the imaging region is part of the MR signal collection range.
  • the entire MR signal acquisition range may be an image, and the MR signal acquisition range may coincide with the imaging region.
  • the “one set of images” is a plurality of images when MR signals of a plurality of images are collected in a single pulse sequence, such as multi-slice imaging.
  • the RF coil unit 34 is configured in a cylindrical shape, for example, and is disposed inside the gradient magnetic field coil unit 33.
  • the RF coil unit 34 includes, for example, a whole-body coil that performs both RF pulse transmission and MR signal reception, and a transmission RF coil that performs only RF pulse transmission.
  • control device 40 includes a static magnetic field power supply 42, a shim coil power supply 44, a gradient magnetic field power supply 46, an RF transmitter (Radio Frequency Transmitter) 48, an RF receiver (Radio Frequency Receiver) 50, and a sequence controller. 58, an arithmetic device 60, an input device 72, a display device 74, and a storage device 76.
  • the gradient magnetic field power supply 46 has an X-axis gradient magnetic field power supply 46x, a Y-axis gradient magnetic field power supply 46y, and a Z-axis gradient magnetic field power supply 46z.
  • the X-axis gradient magnetic field power supply 46x, the Y-axis gradient magnetic field power supply 46y, and the Z-axis gradient magnetic field power supply 46z are used to generate currents for forming the gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz as X-axis gradient magnetic field coils 33x and Y-axis gradient magnetic field coils. 33y and the Z-axis gradient magnetic field coil 33z, respectively.
  • the RF transmitter 48 generates an RF current pulse having a Larmor frequency that causes nuclear magnetic resonance based on the control information input from the sequence controller 58, and transmits this to the RF coil unit 34.
  • An RF pulse corresponding to the RF current pulse is transmitted from the RF coil unit 34 to the imaging region.
  • the whole body coil and the reception RF coil 24 of the RF coil unit 34 detect the MR signal generated when the nuclear spin in the subject P is excited by the RF pulse, and the detected MR signal is the RF receiver 50. Is input.
  • the RF receiver 50 performs predetermined signal processing on the received MR signal and then performs A / D (analog to digital) conversion to generate raw data that is complex data of the digitized MR signal. .
  • the RF receiver 50 inputs the raw data of the MR signal to the arithmetic device 60 (the image reconstruction unit 62 and the phase difference data calculation unit 65).
  • the sequence controller 58 stores control information necessary for driving the gradient magnetic field power supply 46, the RF transmitter 48, and the RF receiver 50 in accordance with a command from the arithmetic device 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 46.
  • the sequence controller 58 generates the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz, and RF pulses by driving the gradient magnetic field power supply 46, the RF transmitter 48, and the RF receiver 50 according to the stored predetermined sequence.
  • the computing device 60 includes a system control unit 61, a system bus SB, an image reconstruction unit 62, an image database 63, an image processing unit 64, and a phase difference data calculation unit 65.
  • the system control unit 61 performs system control of the entire MRI apparatus 10 via wiring such as the system bus SB in setting of imaging conditions for the main scan, imaging operation, and image display after imaging.
  • the imaging condition means, for example, what kind of pulse sequence is used, what kind of condition is used to transmit an RF pulse or the like, and under what kind of condition the MR signal is collected from the subject P.
  • imaging conditions include the imaging area as positional information in the imaging space, flip angle, repetition time TR (Repetition Time), number of slices, imaging location, type of pulse sequence such as spin echo method and parallel imaging, etc. Can be mentioned.
  • the imaging part means, for example, which part of the subject P such as the head, chest, and abdomen is imaged as an imaging region.
  • the “main scan” is a scan for capturing a target diagnostic image such as a T1-weighted image, and does not include an MR signal acquisition scan for a positioning image and a calibration scan.
  • a scan refers to an MR signal acquisition operation and does not include image reconstruction.
  • the calibration scan is performed separately from the main scan in order to determine, for example, unconfirmed imaging conditions of the main scan, conditions and data used for image reconstruction processing and correction processing after image reconstruction.
  • Examples of the calibration scan include “template scan” for obtaining EPI phase correction data (see Patent Document 2).
  • Patent Document 2 a calibration scan in EPI is described as a “template shot”.
  • system control unit 61 displays the imaging condition setting screen information on the display device 74, sets the imaging condition based on the instruction information from the input device 72, and inputs the set imaging condition to the sequence controller 58. Further, the system control unit 61 causes the display device 74 to display an image indicated by the generated display image data after imaging.
  • the input device 72 provides a user with a function of setting imaging conditions and image processing conditions.
  • the image reconstruction unit 62 includes a regridding processing unit 62a and a Fourier transform unit 62b.
  • the regridding processing unit 62a arranges and stores the raw data of the MR signal input from the RF receiver 50 as k-space data according to the number of phase encoding steps and the number of frequency encoding steps.
  • the k space means a frequency space.
  • the gridding processing unit 62a generates k-space data that has been subjected to the gridling process. Details of the regridding process will be described later.
  • the Fourier transform unit 62b generates image data of the subject P by performing image reconstruction processing including phase error correction and Fourier transform described later on the k-space data.
  • the image reconstruction unit 62 stores the generated image data in the image database 63.
  • the MRI image data is constituted by each pixel having a pixel value, for example.
  • the pixel value indicates, for example, the luminance level (the intensity of the MR signal detected from the subject area corresponding to the pixel) when the pixel is displayed.
  • the MRI image data has the number of vertical and horizontal pixels, for example, the number of phase encoding steps ⁇ the number of frequency encoding steps.
  • the image processing unit 64 fetches image data from the image database 63, performs predetermined image processing on the image data, and stores the image data after the image processing in the storage device 76 as display image data.
  • the storage device 76 stores the imaging condition used for generating the display image data, information about the subject P (patient information), and the like as incidental information with respect to the display image data.
  • the arithmetic device 60, the input device 72, the display device 74, and the storage device 76 may be configured as one computer and installed in a control room, for example.
  • the components of the MRI apparatus 10 are classified into the gantry 30, the couch unit 20, and the control apparatus 40, but this is only an example of interpretation.
  • the top plate moving mechanism 23 may be regarded as a part of the control device 40.
  • the RF receiver 50 may be disposed inside the gantry 30 instead of outside the gantry 30.
  • an electronic circuit board corresponding to the RF receiver 50 is disposed in the gantry 30.
  • the MR signal converted from the electromagnetic wave to the analog electric signal by the RF coil device 100, the reception RF coil 24, etc. is amplified by the preamplifier in the electronic circuit board, outputted as a digital signal to the outside of the gantry 30, and the image is reproduced.
  • the data is input to the configuration unit 62 and the phase difference data calculation unit 65.
  • ⁇ Principle of this embodiment> three template scans A, B, and C as calibration scans are executed for each slice or each slab.
  • the template scan A is used only for acquisition of phase correction data
  • the template scan C is used only for regridding processing
  • the template scan B is used for acquisition of phase correction data and regridding processing.
  • FIG. 2 is a timing chart showing an example of each pulse sequence of template scans A and B and main scan used for phase error correction.
  • the upper, middle, and lower stages of Fig. 2 show the pulse sequences of main scan (MAIN SCAN), template scan A (TEMPLATE SCAN A), and template scan B (TEMPLATE SCAN B), respectively. Show.
  • RF is an RF pulse
  • Gss is a slice selection direction gradient magnetic field
  • Gpe is a phase encoding direction gradient magnetic field
  • Gro is a readout direction gradient magnetic field
  • MR SIGNAL is an echo (MR signal).
  • the main scan in the upper part of FIG. 2 shows a single shot EPI of a spin echo system as an example.
  • a refocusing pulse with a flip angle of 180 ° is applied.
  • the MR signal is collected by repeating the inversion of the polarity of the reading direction gradient magnetic field pulse.
  • a blip pulse (BLIP PULSE) having a polarity opposite to that of the pre-pulse is repeatedly applied when the polarity of the readout direction gradient magnetic field pulse is reversed.
  • the encoding amount is added sequentially.
  • the area of the pre-pulse of the phase encoding gradient magnetic field Gpe (the time integral value of the absolute value of the intensity) is equal to the total area of the first four blip pulses. That is, the phase encoding amount becomes zero at the timing after the application of the fourth blip pulse.
  • the MR signal collected fifth in the main scan corresponds to an effective echo time (EFFECTIVE ECHO TIME) determined by the application timing of the excitation pulse and the refocusing pulse in addition to the phase encoding step being zero.
  • the intensity of the MR signal is maximized.
  • Template scan A is the same pulse sequence as the main scan except for the following two points as an example here.
  • the phase encoding gradient magnetic field Gpe is not applied for the following reason.
  • the phase shift of the phase encode direction gradient magnetic field Gpe is also included in each MR signal, and it is arranged at each position in the phase encode axis direction in the k space. Since it differs every time, the phase shift in the reading direction cannot be calculated accurately.
  • phase encode direction gradient magnetic field Gpe may be applied, but the phase encode gradient magnetic field Gpe is not applied as in the present embodiment. Is desirable.
  • the MR signal collection area (FOV: Field Of View: imaging field of view) of the template scan A is enlarged more than the main scan only in the readout direction so as to include the FOV of the main scan in the center, for example.
  • FOV Field Of View: imaging field of view
  • the degree of enlargement will be described later.
  • an image cannot be reconstructed from the k-space data obtained by the template scan A to which the phase encoding gradient magnetic field Gpe is not applied. Therefore, strictly speaking, for the template scan A, it is not accurate to refer to the MR signal collection region as “FOV”.
  • the template scan A Since the only difference is the above two points, the template scan A has the same MR signal acquisition region in the phase encode direction and slice selection direction as the main scan (in the template scan A, the phase encode direction gradient magnetic field Gpe is not applied). Therefore, the phase encoding direction of the template scan A is strictly a direction orthogonal to the reading direction and the slice selection direction).
  • the fifth collected MR signal AC (see the middle stage in FIG. 2) having the maximum intensity has the maximum intensity and is arranged at the center line of the k-space data. This is the same as the main scan including the effective echo time based on the application timing of the excitation pulse or the refocusing pulse.
  • Template scan B is the same pulse sequence as template scan A except for the following two points.
  • the even-numbered fourth MR signal BC collected has the maximum intensity and is arranged at the center line of the k-space data (see the lower part of FIG. 2). That is, in the template scan B, the application start timing of the readout direction gradient magnetic field Gro is delayed by a time width of “Gro inversion interval” than the template scan A. Accordingly, the MR signal generation start timing based on the application of the 90 ° excitation pulse in the template scan B is delayed from the template scan A by a time width of “Gro inversion interval”.
  • the “Gro inversion interval” is a time width from the reversal of the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro to the reinversion.
  • the “application start timing” here is based on, for example, the application start time of the excitation pulse.
  • the application start timings of the excitation pulse and the refocusing pulse are common to the main scan and the template scans A, B, and C.
  • the polarity at the start of application of the read direction gradient magnetic field Gro is determined so that the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at the timing of the effective echo time is opposite to that of the template scan A. Is done. This is because, under this condition, the phase error component due to the static magnetic field inhomogeneity is easy to be erased, which is desirable for obtaining the phase correction data.
  • phase error in EPI two main causes of phase error in EPI are static magnetic field inhomogeneity and eddy magnetic field generated by switching of gradient magnetic field.
  • the phase error component due to the static magnetic field inhomogeneity is eliminated by the difference between the data of the two template scans A and B in which the polarity of the gradient magnetic field Gro in the readout direction is inverted at the timing of the effective echo time. Can be extracted (see Patent Document 2).
  • the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at the timing of the effective echo time indicated by the vertical broken line in FIG. 2 is negative in the template scan A (the fifth MR signal AC in the middle stage of FIG. 2). Timing) is positive in the template scan B (generation timing of the fourth MR signal BC in the lower part of FIG. 2).
  • the extent of expansion of the MR signal collection area in the template scans A and B will be described. For example, when the lengths of the phase encoding direction and the reading direction in the FOV of the main scan are equal to each other, in the template scans A and B, the MR signal collection area is enlarged twice as much as the main scan in the reading direction.
  • the MR area of the template scan C which will be described later, be shifted in the reading direction so that no wraparound occurs. Therefore, for example, twice as large as that of the main scan is desirable as an indication of the degree of enlargement.
  • the rate at which the FOV is expanded in the readout direction may be smaller than twice. Further, when expanding the FOV in the reading direction, it is desirable to maintain the same resolution as the main scan even if the FOV is expanded in the reading direction. The reason is as follows.
  • Template scan B is also used for regridding processing together with template scan C as described above.
  • the purpose of the template scans B and C is to accurately calculate how the waveform of the read direction gradient magnetic field Gro in the main scan is rounded. Then, the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro in the main scan is more when the conditions of the template scans B and C such as the time interval of reversal of the readout direction gradient magnetic field Gro and the wave height (maximum intensity) are the same as those in the execution of the main scan. Can be accurately calculated from the execution results of template scans B and C.
  • the template scan B is used for correcting the phase error together with the template scan A, it is desirable that the template scans A and B have the MR signal collection areas aligned with each other.
  • the number of frequency encoding steps in the template scans A and B may be double that in the main scan. desirable.
  • both the number of phase encoding steps and the number of frequency encoding steps are 256 in the main scan, and the number of frequency encoding steps is 512 in the template scans A and B. Therefore, in the template scans A and B, the MR signal collection due to the inversion of the readout direction gradient magnetic field Gro is approximately twice as large as the main scan.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing an example of a method for generating k-space data when the number of matrix elements in the phase encoding direction and the frequency encoding direction is 256 ⁇ 256.
  • the upper part of FIG. 3 shows the real part or the imaginary part of the k-space data, and the lower part of FIG. 3 shows an example of the readout direction gradient magnetic field pulse.
  • TR is a repetition time (Repetition Time)
  • the vertical axis is a phase encoding axis (PHASE ENCODE AXIS) in k-space.
  • Each number on the right side of the vertical axis is a phase encoding step number (Phase Encode Step) when the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is applied as in the main scan.
  • the horizontal axis in the upper part of FIG. 3 is a frequency encoding axis (FREQUENCY ENCODE AXIS) in k space.
  • Ts in the horizontal direction is a sampling time.
  • the horizontal axis represents the elapsed time t, that is, the sampling time t
  • the vertical axis represents the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field pulse.
  • the cosine function of the carrier frequency is subtracted from each of 256 lines of MR signals collected by changing the phase encoding, for example, 256 times.
  • the 256 MR signals after this processing are arranged in the order of phase encoding steps from the bottom as -127, -126, ...-1, 0, 1, ... 127, 128 as shown in the upper part of FIG. .
  • the MR signal intensity is matrixed for each ⁇ Ts obtained by dividing 256 lines of each MR signal (256 lines in this example) at equal intervals in the direction of the upper frequency encode axis (direction of sampling time t) in FIG. Value.
  • matrix data composed of 256 ⁇ 256 matrix elements, that is, a real part of k-space data is obtained.
  • phase encode amount does not change between all 256 MR signal lines buried in the k space.
  • template data A k-space data obtained from the MR signal collected by the template scan A
  • template data B and template data C k-space data obtained from the MR signals collected in the template scans B and C
  • the real part of the template data A that is, the real part of the k-space data obtained by subtracting the sine wave of the carrier frequency from each MR signal of the template scan A.
  • the number of frequency encoding steps is 512.
  • the center line of the real part of the template data A (corresponding to the MR signal AC of the effective echo time in FIG. 2) is divided into 512 in the frequency encoding axis direction of the k space, and the MR signal intensity is sampled.
  • This may be regarded as dividing 512 the time width from the application start time t0 (reversal time in the case of EPI) to the application end time t511 (reinversion time in the case of EPI) of the readout direction gradient magnetic field Gro. .
  • the number of frequency encoding steps is 256, it is divided into 256 sampling times t0 to t255.
  • each intensity of the MR signal of the effective echo time at each sampling time t0 to t511 is defined as the real number data KAreal (kr) of the center line of the template data A.
  • kr is the spatial frequency [radian / meter] in the reading direction
  • (kr) means a function of the spatial frequency kr (the same applies to other parameters described in the following description).
  • KAreal (kr) is precisely a function of the spatial frequency kr in the reading direction, but may be regarded as a function of the sampling time t as described above.
  • the intensity of the MR signal is high, the amount of information is large, and the spatial frequency kr in the readout direction is data in the low frequency region.
  • the MR signal has a low intensity and becomes data in a high frequency region.
  • the imaginary number data Kaimag (kr) of the center line of the template data A is obtained by sampling the MR signal of the center line of the imaginary part of the template data A by dividing it into 512 in the frequency encoding axis direction of the k space in the same manner as described above. . Accordingly, the complex data KA (kr) of the center line of the template data A is given by the following equation where j is an imaginary unit.
  • KA (kr) KAreal (kr) + ⁇ j ⁇ KAimag (kr) ⁇ (1)
  • KB (kr) KBreal (kr) + ⁇ j ⁇ KBimag (kr) ⁇ ...
  • the real space data RA (xr) is obtained by performing one-dimensional Fourier inverse transform on the complex data KA (kr) of the center line of the template data A in the frequency encoding axis direction of the k space.
  • the real space data RB (xr) is obtained by inversely transforming the complex data KB (kr) of the center line of the template data B in the frequency encoding axis direction of the k space.
  • the real space data RA (xr) and RB (xr) are both complex data.
  • the template data A and B from which the real space data RA (xr) and RB (xr) are generated have the same effective echo time, and the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro when the MR signal is collected is reversed. is there. Accordingly, the phase error components due to the static magnetic field inhomogeneity included in the phase components of the real space data RA (xr) and RB (xr) are equal to each other.
  • phase error correction data dV (xr) for phase error correction is given by the following equation (3).
  • the above equation (3) corresponds to obtaining a unit vector having a phase corresponding to the phase difference between two vectors RA (xr) and RB (xr) and having an absolute value of 1. Therefore, the phase error component due to the static magnetic field inhomogeneity is eliminated by the phase correction data dV (xr) given by the equation (3), and only the other phase error components can be extracted.
  • k-space data of the main scan obtained by the method shown in FIG. 3 is defined as KM (shot, echo, kr).
  • shot is a shot number (number indicating the order of scanning) in which the k-space data is collected.
  • the real space data obtained by performing one-dimensional inverse Fourier transform in the frequency encoding axis direction of the k space on the k space data KM (shot, echo, kr) of the main scan is converted into RM (shot, echo, xr).
  • RM Real space data with phase error correction for real space data RM (shot, echo, xr) of this scan is defined as RM '(shot, echo, xr).
  • phase error correction is not performed for data with an odd echo, and phase error correction is performed only for data with an even echo.
  • the phase error is corrected by the following equation using conjugate complex data of the phase correction data dV (xr).
  • RM '(shot, echo, xr) RM (shot, echo, xr) x ⁇ dV (xr) ⁇ * (4)
  • the obtained error component is returned by the equation (4) only for the even-numbered MR signal (echo), so that each MR signal Phase discontinuities are reduced.
  • Phase errors due to causes other than static magnetic field inhomogeneity have a primary gradient mainly in the readout direction of real space, and the phase gradient direction is reversed by the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro during acquisition of MR signals. To do.
  • the correction method is based on this regularity (see, for example, JP-A-9-276243).
  • phase error correction method is novel, the correction of the phase error after the calculation of the phase correction data dV (xr) may be the same as in the prior art, and further description is omitted. Therefore, the above phase error correction method is merely an example, and another method may be used.
  • FIG. 4 is a timing chart showing an example of each pulse sequence of the template scans B and C for the regridding process and the main scan.
  • the upper, middle, and lower stages of FIG. 4 show the pulse sequences of main scan (MAIN SCAN), template scan B (TEMPLATE SCAN B), and template scan C (TEMPLATE SCAN C), respectively.
  • the notation method of FIG. 4 is the same as that of FIG. 2, and the pulse sequences of the main scan and template scan B of FIG. 4 are the same as those of FIG.
  • Template scan C is the same as template scan B except for the following one point.
  • the MR signal acquisition region of the template data C is shifted (shifted) from the MR signal acquisition region of the template data B by a predetermined interval in the reading direction.
  • the shift amount of the MR signal collection region in the readout direction is desirably about 5 to 10 pixels, for example, for the following two reasons.
  • phase difference in the reading direction between the template data B and C does not appear sufficiently large when the shift amount is about one pixel, the phase difference data ⁇ (t) between them is calculated sufficiently accurately. It may not be possible.
  • the shift amount in the readout direction is too large, for example, about half of the image, the phase data often folds back and the phase difference data ⁇ (t) between them cannot be calculated sufficiently accurately.
  • the frequency of the carrier used for phase detection of the MR signal may be shifted by a frequency proportional to the amount of shift in the reading direction.
  • the intensity of the reading direction gradient magnetic field pulse during acquisition of MR signals is I Gro [Tesla / meter]
  • the amount of shift in the reading direction of the MR signal acquisition region is r 0 [meter]
  • the magnetic rotation ratio of hydrogen atoms is ⁇ [ radian / (Tesla ⁇ second)]
  • the frequency shift amount ⁇ f [Hz] of the carrier wave is expressed by the following equation (see, for example, paragraph [0008] of Patent Document 1).
  • the detection frequency (carrier frequency) in the RF receiver 50 collecting MR signals by the template scan B is, for example, the Larmor frequency at the magnetic field center
  • the detection frequency at the template scan C is calculated from the Larmor frequency at the magnetic field center. It is sufficient to shift by ⁇ f.
  • the phase difference data ⁇ (t) in the readout direction for the regridding process is calculated as a function of the elapsed time t from the application start time of the readout direction gradient magnetic field pulse, and the phase difference data ⁇ (t) is calculated. From the above, the waveform of the readout direction gradient magnetic field pulse is accurately calculated. In the present embodiment, the accuracy of the regridding process is improved by executing the regridding process based on the waveform of the reading direction gradient magnetic field pulse calculated accurately in this way.
  • phase difference data ⁇ (t) means a function of the sampling time t (the same applies to other parameters described below).
  • the phase difference data ⁇ (t) for the regridding process uses k-space data, and is strictly a function of the spatial frequency kr in the reading direction.
  • the phase difference data ⁇ (t) can be said to be a function of the sampling time t from the equation (10) described later.
  • the phase difference data ⁇ (t) is treated as a function of the sampling time t.
  • the matrix value at the time t of the line of the phase encoding step PS in the real part of the k-space data is defined as KR (PS, t).
  • the matrix value at the time t of the line of the phase encoding step PS in the imaginary part of the k-space data is defined as KI (PS, t).
  • the time t is the sampling time t in the lower part of FIG.
  • the MR signal acquisition region is expanded, for example, twice in the reading direction compared to the main scan, so that the number of frequency encoding steps is doubled from that in the main scan from the viewpoint of the aforementioned resolution.
  • the total 512 sampling times of times t 0, t 1, t 2,..., T 511 correspond to the frequency encoding steps ⁇ 255 to 256, respectively, in order from the earliest sampling time t.
  • Time t0 is the application start time of the readout direction gradient magnetic field pulse
  • time t511 is the application end time of the readout direction gradient magnetic field pulse. Since FIG. 3 corresponds to the main scan, the number of frequency encoding steps is described as 256 in the lower part of FIG.
  • the matrix value with the earliest detection timing of the MR signal in the center line of the real part of the k-space data is expressed as KR (0, t0).
  • the center line of the k-space data corresponds to the MR signal collected at the timing of the effective echo time, and in the case of the main scan, it is also a line where the phase encoding step is zero.
  • the matrix value with the last MR signal detection timing in the center line of the real part of the k-space data is expressed as KR (0, t511).
  • the matrix value with the earliest MR signal detection timing in the center line of the imaginary part of the k-space data is expressed as KI (0, t0).
  • the intensity of the MR signal at the time of detection is the highest in the center line, and the SN ratio (Signal-to-Noise ratio) is the highest. Therefore, here, as an example, the phase data ⁇ (t) in the reading direction is calculated using the center lines in the real part and the imaginary part of the k-space data.
  • phase data ⁇ (t0) and ⁇ (t1) at time t0 and time t1 are calculated by the following equations (6) and (7) using arctangent arctan.
  • ⁇ (t0) arctan ⁇ KI (0, t0) / KR (0, t0) ⁇ (6)
  • ⁇ (t1) arctan ⁇ KI (0, t1) / KR (0, t1) ⁇ (7)
  • phase data ⁇ (t) 512 can be calculated as a function of the sampling time t from the sampling time t0 to t511. Therefore, the phase data in the reading direction obtained from the center line of the template data B is defined as ⁇ b (t), and the phase data in the reading direction obtained from the center line of the template data C is defined as ⁇ c ( t).
  • phase difference data ⁇ (t) in the reading direction can be calculated by the following equation.
  • the magnetic field intensity [Tesla / meter] of the readout direction gradient magnetic field pulse is defined as Gro (t) as a function of the sampling time t while the application start time of the readout direction gradient magnetic field pulse is set as the starting point of the sampling time t.
  • the spatial frequency kr (t) in the reading direction at an arbitrary sampling time t is expressed by the following equation (see paragraph [0016] and the like in Patent Document 1).
  • ⁇ is the magnetic rotation ratio of the hydrogen atom. If the equation (10) is differentiated with respect to the sampling time t, the following equation is established.
  • phase difference data ⁇ (t) is calculated from the template scans B and C, the waveform of the readout direction gradient magnetic field pulse Gro (t) can be accurately calculated by the equation (12).
  • the data of the center line of the k-space data with the maximum signal strength is used, but the embodiment of the present invention is not limited to such a mode.
  • the phase difference data ⁇ (t) in the readout direction is calculated using data of a plurality of lines in the vicinity of the center line (a plurality of lines in a low-frequency region where the signal intensity is high), and the final result is obtained by averaging them.
  • the phase difference data ⁇ (t) may be determined.
  • the accuracy of the phase difference data ⁇ (t) can be further improved by averaging.
  • phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is not applied in the template scans B and C.
  • the embodiment of the present invention is not limited to such a mode.
  • the phase difference data ⁇ (t) in the readout direction for the regridding process is calculated only from the center line of the k-space data, the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe is applied in the template scans B and C. Also good.
  • phase difference data ⁇ (t) when a plurality of lines of k-space data are used for calculation of the phase difference data ⁇ (t), it is desirable not to apply the phase encoding direction gradient magnetic field Gpe.
  • the phase shift in the phase encode direction is also included in the MR signal, and the degree of phase shift in the phase encode direction varies from echo to echo, so the phase shift in the readout direction is accurately calculated. It becomes difficult.
  • Each matrix value of k-space data obtained by sampling MR signals at equal intervals or unequal intervals under the application of the read direction gradient magnetic field Gro is the intensity (of the read direction gradient magnetic field Gro in the k space. This corresponds to the amount obtained by integrating the absolute value) in the time axis direction, that is, the zero-order moment of the gradient magnetic field Gro in the readout direction.
  • FIG. 5 is a conceptual diagram showing that MR signals sampled at equal time intervals in a region where the reading direction gradient magnetic field Gro is nonlinear are unequal on the k space.
  • the upper part of FIG. 5 shows an example of the waveform of the reading direction gradient magnetic field Gro that is accurately calculated by the phase difference data ⁇ (t) in the reading direction for the above-described regridding processing. That is, in the upper part of FIG. 5, the horizontal axis indicates the elapsed time t (same as the sampling time t) from the pulse application start time of the readout direction gradient magnetic field Gro, and the vertical axis indicates the magnetic field intensity of the readout direction gradient magnetic field Gro. Indicates.
  • the middle part of FIG. 5 is obtained by time integration of the absolute value of the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field Gro in the upper part of FIG.
  • the start of the integration period is in common the application start time of the pulse of the readout direction gradient magnetic field Gro. Therefore, in the middle of FIG. 5, the horizontal axis indicates the end time of the integration period, and the vertical axis indicates the time integral value of the absolute value of the magnetic field strength of the readout direction gradient magnetic field Gro, that is, the 0th order moment (0-ORDER MOMENT). Indicates.
  • FIG. 5 The lower part of FIG. 5 is a schematic diagram of each sampling period for an MR signal (one line MR signal) for one phase encoding step when sampling is performed at equal intervals in time.
  • the horizontal axis indicates the elapsed time t from the application start time of the pulse in the readout direction gradient magnetic field Gro
  • the vertical axis indicates the intensity of the MR signal, as in the upper part.
  • the number of frequency encoding steps is 256
  • 256 sampling periods SP1, SP2, SP3, SP4,..., SP256 are set. That is, one line of MR signals is divided into 256 sampling periods SP1 to SP256 at equal intervals, as indicated by a one-dot chain line in the vertical direction of FIG.
  • the “region where the gradient magnetic field is not flat” is a region where the zero-order moment of the gradient magnetic field is non-linear
  • the “region where the gradient magnetic field is flat” is a region where the zero-order moment of the gradient magnetic field is linear. Therefore, as can be seen from the upper, middle, and lower stages of FIG. 5, the read direction gradient magnetic field Gro is generated when the MR signal is sampled at equal intervals in time including the flat area and the non-flat area.
  • the k-space data is unequal on the k-space.
  • the MR signal sampled under the application of the readout direction gradient magnetic field Gro corresponds to the 0th order moment of the readout direction gradient magnetic field Gro in the k space. This is because, as indicated by a plurality of one-dot chain lines, the intervals are unequal.
  • 0th moment simply refers to the 0th moment of the read direction gradient magnetic field Gro.
  • FIG. 6 is a schematic diagram showing the concept of the first method of the regridding process in the present embodiment.
  • the upper part of FIG. 6 is the same as the upper part of FIG.
  • the lower part of FIG. 6 is a schematic diagram of each sampling period for MR signals for one phase encoding step when sampling is performed at unequal intervals.
  • one line of MR signals is unequally spaced in 256 sampling periods SP1 ′, SP2 ′, SP3 ′,..., SP256 ′, as indicated by the vertical dashed lines in the middle and lower stages of FIG. Divided by.
  • the middle part of FIG. 6 shows how to define the sampling intervals SP1 'to SP256' having unequal intervals.
  • the middle part of FIG. 6 shows the 0th-order moment similar to FIG. 5, but only a plurality of one-dot chain lines in the horizontal direction in FIG. In other words, each alternate long and short dash line is drawn so that the zero-order moment rises at equal intervals.
  • Each dash-dot line in the vertical direction is drawn so as to pass through each intersection of each dash-dot line in the horizontal direction and a thick line indicating the zeroth-order moment.
  • each time integration value of the absolute value of the magnetic field intensity of the read-direction gradient magnetic field Gro having the representative time of each sampling period SP1 ′ to SP256 ′ as the end of the integration period is equally spaced from each other.
  • Sampling periods SP1 ′ to SP256 ′ are determined.
  • the start of the integration period in the above “time integration value” is, for example, the application start time of the pulse of the readout direction gradient magnetic field Gro in common.
  • the “representative time” may be, for example, the end time of each sampling period SP1 ′ to SP256 ′, or may be the center time.
  • k-space data is generated by sampling MR signals at unequal intervals in time according to the sampling period determined as described above.
  • the matrix elements of the k-space data generated in this way are arranged at equal intervals in the k-space.
  • the “arranged at equal intervals in the k space” means that the values of the zero-order moments corresponding to the respective sampling periods are equal to each other as indicated by a plurality of one-dot chain lines in the horizontal direction in the middle of FIG. It means to become.
  • the MR signals are unequal in time so that the zeroth moments at the collection time (reception time) of the portion corresponding to each sampling period in the MR signal are equally spaced. It is sampled at.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing the concept of the second method of the regridding process in the present embodiment.
  • the upper part of FIG. 7 shows matrix values ME1, ME2, ME3, ME4,... Of matrix elements for one line of k-space data generated by sampling at equal intervals in time as in the lower part of FIG. , ME256.
  • each matrix value ME1, ME2, ME3,..., ME256 corresponds to each sampling period SP1, SP2, SP3,.
  • k-space data is once generated by sampling MR signals at regular intervals in time. Thereafter, the k-space data is rearranged so that the time integral values of the pulse intensities of the readout direction gradient magnetic field Gro up to the representative time in the sampling period corresponding to each matrix element are equally spaced, and a new k Spatial data. Interpolation or the like may be used for the rearrangement, and the “representative time” is the same as in the first method.
  • FIG. 7 shows the matrix values ME1 ′, ME2 ′, ME3 ′,..., ME256 ′ of the rearranged k-space data on the upper side, and the original MR signal on the lower side (same as the upper stage in FIG. 7). Indicates.
  • These matrix values ME1 'to ME256' are values that should have been generated from the signal intensities in the respective sampling periods SP1 'to SP256' (same as the lower part of Fig. 6) in the original MR signal.
  • Fig. 7 shows the same 0th-order moment as the middle part of Fig. 6.
  • the zeroth-order moment corresponding to each matrix element of the k-space data after rearrangement is equal to It becomes an interval.
  • the k-space data is rearranged so that the zero-order moments at the respective collection times (reception times) of the portions corresponding to the matrix elements in the MR signal are equally spaced.
  • FIG. 8 is a flowchart showing an example of the operation flow of the MRI apparatus 10 when the second method of the regridding process is adopted in the present embodiment.
  • the operation of the MRI apparatus 10 will be described according to the step numbers shown in FIG.
  • Step S1 The system control unit 61 (see FIG. 1) sets a part of the imaging conditions of the main scan of the MRI apparatus 10 based on the imaging conditions input to the MRI apparatus 10 via the input device 72. To do.
  • EPI is set as the main scan.
  • the center frequency of the RF pulse is set by pre-scanning or the like.
  • the RF coil device 100 is set on the subject P on the top plate 22. Thereafter, the process proceeds to step S2.
  • Step S2 The top board moving mechanism 23 moves the top board 22 so that the imaging part of the subject P is located at the center of the magnetic field in the gantry 30 under the control of the sequence controller 58.
  • the system control unit 61 causes the MRI apparatus 10 to collect positioning image data. Specifically, a static magnetic field is formed in the imaging space by the static magnetic field magnet 31 excited by the static magnetic field power source 42. Further, current is supplied from the shim coil power supply 44 to the shim coil unit 32, and the static magnetic field formed in the imaging space is made uniform.
  • the system control unit 61 inputs a pulse sequence to the sequence controller 58.
  • the sequence controller 58 drives the gradient magnetic field power source 46, the RF transmitter 48, and the RF receiver 50 according to the input pulse sequence, thereby forming a gradient magnetic field in the imaging region including the imaging region of the subject P, and An RF pulse is generated from the RF coil unit 34.
  • the MR signal generated by the nuclear magnetic resonance in the subject P is detected by the reception RF coil 24 or the RF coil device 100 and input to the RF receiver 50.
  • the RF receiver 50 generates the raw data of the MR signal by performing the above-described processing on the MR signal, and inputs the raw data to the image reconstruction unit 62.
  • the image reconstruction unit 62 arranges and stores the raw data of the MR signal as k-space data.
  • the Fourier transform unit 62 b of the image reconstruction unit 62 reconstructs image data by performing image reconstruction processing including Fourier transform on the k-space data, and stores the obtained image data in the image database 63.
  • the image processing unit 64 takes in image data from the image database 63, performs predetermined image processing on the image data, generates two-dimensional display image data, and stores the display image data in the storage device 76. Thereafter, the system control unit 61 causes the display device 74 to display the positioning image indicated by the display image data. Thereafter, the process proceeds to step S3.
  • Step S3 The system control unit 61 sets the remaining imaging conditions of the main scan including the pulse sequence according to the imaging conditions such as FOV selected by the user based on the displayed positioning image.
  • the system control unit 61 sets the template scan A pulse sequence changed from the pulse sequence of the main scan only at the two points described above (see the middle part of FIG. 2). Further, the system control unit 61 sets the pulse sequence of the template scan B that is changed from the template scan A only at the two points described above (see the lower part of FIG. 2).
  • the system control unit 61 sets a pulse sequence of the template scan C that is shifted by a predetermined interval in the reading direction as compared with the case where the MR signal collection region is the template scan B (see the lower part of FIG. 4).
  • the system control unit 61 inputs the pulse sequences of the template scans A to C and the main scan to the sequence controller 58 (see FIG. 1). Thereafter, the process proceeds to step S4.
  • Step S4 The MRI apparatus 10 executes the template scans A to C described in FIGS. 2 and 4 and the main scan in accordance with the following flow ⁇ 1> to ⁇ 4>.
  • the system control unit 61 controls each unit of the MRI apparatus 10 to execute the template scan A pulse sequence in the same manner as when the MR signal of the positioning image is acquired. Thereby, the MR signal collected by the template scan A is sampled and stored as k-space data in the phase difference data calculation unit 65.
  • a template scan B pulse sequence is executed in the same manner as described above, and MR signals collected thereby are sampled and stored in the phase difference data calculation unit 65 as k-space data.
  • the template scan C pulse sequence is executed in the same manner as described above, and the raw data of the MR signal collected thereby is sampled and stored in the phase difference data calculation unit 65 as k-space data.
  • the following two points are supplemented when the template scans A to C are executed.
  • the detection frequency in the reading direction in the RF receiver 50 is shifted by ⁇ f from that at the time of executing the template scan B.
  • the MR signal collection area in the template scan C is shifted from the template scan B in the reading direction by a predetermined interval (for example, 5 to 10 pixels).
  • the center line (effective echo time) of the k-space data is used in the above example. Only MR signals). Therefore, it is sufficient to collect even MR signals corresponding to the center line of k-space data, and MR signals generated thereafter may not be collected.
  • the MRI apparatus 10 collects data for all slices (all slabs) using the above processes ⁇ 1> to ⁇ 4> as data collection for one slice (or one slab).
  • k-space data is once generated by sampling the MR signal at equal intervals in time.
  • step S5 the order of the above ⁇ 1> to ⁇ 4> is merely an example and may be changed. Thereafter, the process proceeds to step S5.
  • Step S5 The phase difference data calculation unit 65 applies to all slices (or slabs) based on the template data A and B stored in the image reconstruction unit 62 and the above-described equation (3). Then, phase correction data dV (xr) for phase error correction is calculated. The phase difference data calculation unit 65 inputs the phase correction data dV (xr) to the Fourier transform unit 62 b of the image reconstruction unit 62.
  • phase difference data calculation unit 65 applies to all slices (or slabs) based on the template data B and C stored in the image reconstruction unit 62 and the above-described equations (5) to (12).
  • the phase difference data ⁇ (t) in the readout direction for the regridding process is calculated.
  • the regridding processing unit 62a of the image reconstruction unit 62 acquires the phase difference data ⁇ (t) from the phase difference data calculation unit 65, and reads out the main scan based on the phase difference data ⁇ (t). Calculate (reproduce) the waveform of the gradient magnetic field Gro. Thereafter, the process proceeds to step S6.
  • Step S6 The regridding processing unit 62a performs the above-described first processing on the k-space data of each slice (or slab) of the main scan generated by sampling the MR signal at equal time intervals in step S5.
  • the regridding process is performed by two methods (see FIG. 7).
  • the time integral values of the magnetic field strengths of the read-direction gradient magnetic fields Gro with the representative times of the sampling periods corresponding to the matrix elements of the k-space data once generated as the end of the integration period are equally spaced from each other.
  • the k-space data is rearranged to become k-space data after the regridding process.
  • the Fourier transform unit 62b acquires the k-space data after the regridding processing from the regridding processing unit 62a, and corrects the phase error based on the phase correction data dV (xr) with respect to the acquired k-space data.
  • An image reconstruction process including the process is performed (this process is executed for each slice or each slab, and the image reconstruction process includes Fourier transform).
  • the Fourier transform unit 62 b stores the generated image data of the main scan in the image database 63.
  • the image processing unit 64 takes in image data from the image database 63, performs predetermined image processing on the image data, generates two-dimensional display image data, and stores the display image data in the storage device 76. Thereafter, the process proceeds to step S7.
  • Step S7 The system control unit 61 causes the display device 74 to display the image indicated by the display image data. The above is the description of the flow of FIG.
  • FIG. 9 is a flowchart showing an example of the operation flow of the MRI apparatus 10 when the first method of the regridding process is adopted in the present embodiment. The operation of the MRI apparatus 10 will be described below according to the step numbers shown in FIG.
  • Steps S11 to S13 Same as steps S1 to S3 in FIG. Thereafter, the process proceeds to step S14.
  • Step S14 The MRI apparatus 10 executes template scans A, B, and C for each slice (or one slab), and the template data A, B, and C are converted into k-space data in the phase difference data calculation unit 65. Saved. Except that the pulse sequence of the main scan is not executed, this is the same as step S4 in FIG. Thereafter, the process proceeds to step S15.
  • Step S15 Similar to step S5 in FIG. 8, the phase difference data calculation unit 65 calculates phase difference data ⁇ (t) in the reading direction for the regridding process, and sends this to the regrid processing unit 62a. input. As described above, the regridding processing unit 62a calculates the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro when executing the main scan based on the phase difference data ⁇ (t). Thereafter, the process proceeds to step S16.
  • Step S16 The MRI apparatus 10 executes the pulse sequence of the main scan for each slice (or one slab), samples the collected MR signal, generates k-space data, and the image reconstruction unit 62 Save k-space data.
  • the regridding processing unit 62a of the image reconstruction unit 62 temporally outputs the MR signal by the first method (see FIG. 6) based on the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro calculated in step S15.
  • K-space data is generated by sampling at unequal intervals.
  • each line of the collected MR signal is sampled at unequal intervals in time so that the zero-order moment of the gradient magnetic field in the readout direction is equal. In this way, k-space data that has undergone the gridling process is generated. Thereafter, the process proceeds to step S17.
  • the phase difference data calculation unit 65 calculates phase correction data dV (xr) for phase error correction, and inputs it to the Fourier transform unit 62b.
  • the Fourier transform unit 62b includes an image including phase error correction based on the phase correction data dV (xr) for the k-space data that has undergone the gridding process generated in step S16, as in step S6 described above. Reconstruction processing is performed.
  • the Fourier transform unit 62 b stores the image data of the main scan generated thereby in the image database 63.
  • the image processing unit 64 performs predetermined image processing on the image data to generate two-dimensional display image data, and stores the display image data in the storage device 76. Thereafter, the process proceeds to step S18.
  • Step S18 The system control unit 61 causes the display device 74 to display the image indicated by the display image data.
  • the above is the description of the operation of the MRI apparatus 10 of the present embodiment.
  • the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro is not a rectangular wave, and may be ramp-sampled during the rising and falling periods, and may include overshoot and undershoot.
  • the detection frequency in the reading direction is shifted by ⁇ f during the period in which the intensity of the reading direction gradient magnetic field Gro is changed in this way, the phase in the reading direction at each time is “the intensity of the reading direction gradient magnetic field Gro at each time”.
  • ⁇ f and the phase in the reading direction is shifted at unequal intervals at each time.
  • the template data B cannot reproduce the waveform of the read direction gradient magnetic field Gro during the period in which the collected MR signals are detected by the reception RF coil 24 or the RF coil device 100.
  • the k-space data of the template scans B and C whose detection frequencies in the readout direction are shifted by ⁇ f are appropriately used, the influence on the phase due to the magnetic field inhomogeneity can be offset by the difference between the two, so The phase difference data ⁇ (t) can be calculated.
  • the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro is accurately reproduced by the phase difference data ⁇ (t) in the readout direction, and the regridding process is performed based on the readout direction gradient magnetic field Gro thus accurately reproduced. Executed. As a result, the accuracy of the regridding process can be improved.
  • the readout direction gradient magnetic field Gro is not calculated by measurement using a search coil and an integrator, simulation, or measurement using an MR signal.
  • the reading direction gradient magnetic field Gro is calculated from the k-space data of two template scans B and C obtained by spatially shifting the MR signal acquisition region in the reading direction, measurement does not take time. The regridding process can be executed easily and accurately.
  • the number of template scans is four, and the imaging time is increased.
  • the template scan B is used for phase error correction together with the template scan A. Since only three template scans are required, a good image can be obtained without significantly increasing the imaging time.
  • the regridding process can be executed with higher accuracy than in the past.
  • phase difference data ⁇ (t) in the reading direction is calculated from the center line of the k-space data of the template scans B and C, and the gridding is performed based on the phase difference data ⁇ (t).
  • the waveform of the gradient magnetic field Gro in the readout direction of the main scan may be different between an echo (MR signal) collected at the beginning in time and an MR signal collected at the end.
  • the regridding process may be executed as follows. .
  • the regridding processing for the k-space data collected for one image can be executed for each line of the k-space data as described with reference to FIGS. That is, if the number of phase encoding steps and the number of read encoding steps are both 256 k-space data, it can be executed for every 256 lines.
  • the phase difference data ⁇ (t) in the reading direction is calculated for each line in the k space using all the MR signals collected in the template scans B and C in FIG. Then, for each line in the k space, the regridding process (see FIGS. 6 and 7) is executed based on the phase difference data ⁇ (t) calculated for the line.
  • the regridding process for the line with k ⁇ 2 in FIG.
  • phase error correction phase correction data and the phase difference data for the gridding process are calculated, and then the phase error is calculated.
  • image reconstruction including correction and regridding processing is performed has been described. This is only a convenient order for ease of explanation.
  • Calculation of phase correction data for phase error correction, calculation of phase difference data for regridding processing, and image reconstruction including phase error correction and regridding processing include template scans A to C for one slice and After completion of the main scan, the template scans A to C for the other slices and the main scan may be executed in parallel.
  • phase difference data for the gridding process is calculated by the two template scans B and C.
  • the embodiment of the present invention is not limited to such an aspect.
  • the phase difference data for the gridding process may be calculated by three template scans in which the MR signal acquisition regions are shifted from each other in the reading direction, or four or more template scans.
  • the amount by which the MR signal collection region is shifted from the template scan B in the reading direction is 5 pixels, 6 pixels, 7 pixels, 8 pixels, and 9 pixels in the template scans C, D, E, F, G, and H, respectively. It may be 10 pixels.
  • the first phase difference data calculated from the template data B and C, the second phase difference data calculated from the template data B and D, and the third phase difference data calculated from the template data B and E Fourth phase difference data calculated from template data B, F, fifth phase difference data calculated from template data B, G, and sixth phase difference data calculated from template data B, H
  • the final phase difference data for the regridding process is calculated.
  • phase error correction phase error correction
  • the template scan A may be omitted, and the phase correction data calculation (phase error correction) may not be performed.
  • the scan time can be further shortened and the power consumption can be further reduced.
  • the MR signal at the effective echo time is an even-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time is positive.
  • the embodiment of the present invention is not limited to such an aspect.
  • the MR signal at the effective echo time may be an odd-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time may be positive.
  • the MR signal at the effective echo time is an even-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time is negative.
  • the MR signal at the effective echo time may be an even-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time may be negative.
  • the MR signal at the effective echo time is an odd-numbered echo, and the polarity of the read direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time is positive.
  • the MR signal at the effective echo time may be an even-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time may be positive.
  • the MR signal at the effective echo time is an odd-numbered echo, and the polarity of the readout direction gradient magnetic field Gro at the effective echo time is negative.
  • the waveform of the readout gradient magnetic field Gro cannot be considered constant as compared with the sampling interval when generating k-space data. In that case, it is desirable that the raw data of the sampled MR signal is rearranged so as to be equally spaced in the k-space before image reconstruction by regridding processing.
  • the read direction gradient magnetic field waveform of the main scan is accurately calculated by the method of the above embodiment, and the gradient magnetic field waveform is calculated.
  • the image quality can be improved by executing the regridding process based on the above.
  • the method of the above-described embodiment can be applied to any pulse sequence that includes even a period in which the magnetic field strength is not constant in the waveform of the readout direction gradient magnetic field Gro during the MR signal detection period.
  • the accuracy of the padding process can be improved.
  • Each component in the gantry 30 and the entire control device 40 collects MR signals from the subject P by executing the pulse sequence of the main scan. It is an example.
  • the function of the components of the gantry 30 and the entire control device 40 to collect MR signals by executing the template scan B and to generate k-space data by sampling the MR signals is as follows. It is an example. That is, the template scan B is an example of the first pulse sequence described in the claims.
  • the function of the constituent elements in the gantry 30 and the entire control device 40 to collect MR signals by executing the template scan C and to generate k-space data by sampling the MR signals is as follows. It is an example. That is, the template scan C is an example of the second pulse sequence described in the claims.
  • each component in the gantry 30 and the whole of the control device 40 collecting MR signals by executing the template scan A and sampling them to generate k-space data is the third collecting unit according to claim 3. It is an example. That is, the template scan A is an example of the third pulse sequence described in the claims.
  • the RF coil device 100 and the reception RF coil 24 are examples of the reception RF coil recited in the claims.
  • 10 MRI apparatus
  • 20 Sleeper unit
  • 22 Top plate
  • 31 Static magnetic field magnet
  • 32 Shim coil unit
  • 33 Gradient magnetic field coil unit
  • 34 RF coil unit
  • 40 control device
  • 60 arithmetic device

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Abstract

　一実施形態のＭＲＩ装置（１０）は、第１収集部と、第２収集部と、画像再構成部（６２）とを有する。第１収集部は、読み出し方向傾斜磁場の印加の下で撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングし、第１ｋ空間データを生成する。第２収集部は、第１収集部による収集時とは収集領域が読み出し方向にずれるように、読み出し方向傾斜磁場の印加の下で撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングし、第２ｋ空間データを生成する。画像再構成部は、第１ｋ空間データと第２ｋ空間データとの位相差を示す位相差データ、及び、本スキャンで収集されたＭＲ信号に基づいて生成されるｋ空間データから画像データを再構成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置、及び、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には、エコープラナーイメージング(EPI: Echo Planar Imaging)と呼ばれる高速撮像法がある（例えば、特許文献１及び特許文献２参照）。ＥＰＩは、１回の核磁気励起に対して読み出し方向傾斜磁場を高速で連続的に反転させ、連続的にエコー（ＭＲ信号）を生じさせてスキャンを行うものである。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により減衰して消滅する前に、位相エンコード量を順次変えつつ連続的なグラジエントエコーを発生させて、画像再構成に必要な全てのデータを収集する。
　ＥＰＩには、励起パルス及び再収束パルスの後に発生するＭＲ信号を収集するスピンエコー法(SE: spin echo)を用いたスピンエコー系ＥＰＩや、励起パルスの印加後に発生するＭＲ信号を収集するフィールドエコー法（FE: field echo）を用いたフィールドエコー系ＥＰＩや、ＦＦＥ(Fast FE)法を用いたＦＦＥ系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は、マルチショットＥＰＩと呼ばれる。これに対して、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(SS: single shot)ＥＰＩと呼ばれる。
　ＥＰＩの読み出し方向傾斜磁場のパルス波形は、他の撮像法に比べると、パルス幅が短く、パルス周期が短いので、周波数成分が高いと言える。
　他方、傾斜磁場パルスは、傾斜磁場コイルにパルス状の電流を供給することで生成される。傾斜磁場コイルに供給されるパルス電流の波形は、理想的には矩形波であるが、実際には、立ち上がり領域と立ち下り領域とを有する台形波となる。この結果、傾斜磁場のパルス波形も、理想的な矩形波とはならず、立ち上がり領域と立ち下り領域を有する台形波となる。
　一般に、ＥＰＩ等の高速撮像法では、傾斜磁場パルスのパルス幅は短く、パルス両端における立ち上り領域及び立ち下り領域のパルス幅全体に対する比率は高くなる。このため、パルスの平坦な領域だけではなく、立ち上り及び立ち下り領域においてもデータをサンプリングし、画像再構成用のデータとして使用する手法が提案されている。
　立ち上り領域及び立ち下り領域においてデータをサンプリングする手法は、ランプサンプリング(Ramp Sampling)と呼ばれる。傾斜磁場強度が平坦な領域のみをサンプリングする手法に比べると、ランプサンプリングではデータ収集期間が短縮される。
　しかし、立ち上り領域及び立ち下り領域において時間的に等間隔でサンプリングされるＭＲ信号の生データは、傾斜磁場が変化しているときにサンプリングされるため、ｋ空間上では等間隔にならない。従って、サンプリングされたＭＲ信号の生データを画像再構成前にｋ空間上で等間隔となるように再配列することが望ましい。この再配列の処理は、リグリッディング（regridding）と呼ばれる。
　特許文献３の従来技術では、表皮効果や渦電流などが考慮された実際の傾斜磁場発生システムに近い等価回路モデルに基づいて傾斜磁場波形を算出している。そして、このように算出された傾斜磁場波形に基づいてリグリッディング処理を実行することで、リグリッディング処理の精度の向上を図っている。
特開２００１－１４９３４２号公報 特開２０１２－５５６８４号公報 特開２０１３－１７８１１号公報
　特許文献３の発明は、上述のように優れた作用効果を有するものの、画質を向上させるためには、リグリッディング処理をできる限り高精度に実行することが望ましい。
　このため、ＭＲＩにおいて、リグリッディング処理を従来よりも高精度に実行する新技術が要望されていた。
　以下、本発明の実施形態が取り得る態様を、態様毎に説明する。
　（１）一実施形態のＭＲＩ装置は、本スキャンの撮像領域から収集された複数のＭＲ信号をサンプリングすることで複数のマトリクス要素で構成される本スキャンｋ空間データを生成し、本スキャンｋ空間データに基づいて撮像領域の画像データを再構成する。このＭＲＩ装置は、第１収集部と、第２収集部と、位相差データ算出部と、本スキャン実行部と、画像再構成部とを有する。
　第１収集部は、読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第１パルスシーケンスの実行により、撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングすることで、第１ｋ空間データを生成する。
　第２収集部は、読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第２パルスシーケンスの実行により、第１収集部によるＭＲ信号の収集時とは収集領域が読み出し方向にずれるように、撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングすることで、第２ｋ空間データを生成する。
　位相差データ算出部は、第１ｋ空間データと第２ｋ空間データとの間の読み出し方向の位相差を示す位相差データを算出する。
　本スキャン実行部は、読み出し方向傾斜磁場及び位相エンコード方向傾斜磁場の印加が含まれる本スキャンパルスシーケンスを実行することで、撮像領域から複数のＭＲ信号を収集する。
　画像再構成部は、本スキャン実行部により収集された複数のＭＲ信号と、位相差データとに基づいて本スキャンｋ空間データを生成することで、画像データを再構成する。
　（２）一実施形態のＭＲＩ方法は、本スキャンの撮像領域から収集された複数のＭＲ信号をサンプリングすることで複数のマトリクス要素で構成される本スキャンｋ空間データを生成し、本スキャンｋ空間データに基づいて撮像領域の画像データを再構成する方法であり、以下のステップを有する。
　１つは、読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第１パルスシーケンスの実行により、撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングすることで、第１ｋ空間データを生成するステップである。
　１つは、読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第２パルスシーケンスの実行により、第１ｋ空間データのＭＲ信号の収集時とは収集領域が読み出し方向にずれるように、撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集されたＭＲ信号をサンプリングすることで、第２ｋ空間データを生成するステップである。
　１つは、第１ｋ空間データと第２ｋ空間データとの間の読み出し方向の位相差を示す位相差データを算出するステップである。
　１つは、読み出し方向傾斜磁場及び位相エンコード方向傾斜磁場の印加が含まれる本スキャンパルスシーケンスを実行することで、撮像領域から複数のＭＲ信号を収集するステップである。
　１つは、本スキャンパルスシーケンスにより収集された複数のＭＲ信号と、位相差データとに基づいて本スキャンｋ空間データを生成することで、画像データを再構成するステップである。
本実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 位相誤差補正用のテンプレートスキャンＡ、Ｂ、及び、本スキャンの各パルスシーケンスの一例を示すタイミング図。 位相エンコード方向及び周波数エンコード方向のマトリクス要素数が２５６×２５６の場合のｋ空間データの生成方法の一例を示す模式図。 リグリッディング処理用のテンプレートスキャンＢ、Ｃ、及び、本スキャンの各パルスシーケンスの一例を示すタイミング図。 読み出し方向傾斜磁場が非線形な領域において等時間間隔でサンプリングされたＭＲ信号が、ｋ空間上では不等間隔になることを示す概念図。 本実施形態におけるリグリッディング処理の第１方法の概念を示す模式図。 本実施形態におけるリグリッディング処理の第２方法の概念を示す模式図。 本実施形態において、リグリッディング処理の第２方法が採用される場合のＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。 本実施形態において、リグリッディング処理の第１方法が採用される場合のＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。
　以下、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ方法の実施形態について、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。
　＜本実施形態の構成＞
　図１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の全体構成を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。
　第１に、寝台ユニット２０は、寝台２１と、天板２２と、寝台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２内には、被検体ＰからのＭＲ信号を検出する受信ＲＦコイル２４が配置される。さらに、天板２２の上面には、装着型のＲＦコイル装置１００が接続される接続ポート２５が複数配置される。
　寝台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、寝台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。
　第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。
　静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。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３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。
　シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。
　傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有する。
　本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。
　まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。
　Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。
　そして、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、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。
　上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「１セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンスで複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の複数画像である。
　ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルや、ＲＦパルスの送信のみを行う送信ＲＦコイルを含む。
　第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器(Radio Frequency Transmitter)４８と、ＲＦ受信器(Radio Frequency Receiver)５０と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置６０と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。
　傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚにそれぞれ供給する。
　ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８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ラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から撮像領域に送信される。
　ＲＦコイルユニット３４の全身用コイル、受信ＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。
　ＲＦ受信器５０は、受信したＭＲ信号に所定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ＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２及び位相差データ算出部６５）に入力する。
　シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動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４６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５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。
　演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４と、位相差データ算出部６５とを有する。
　システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。
　上記撮像条件とは例えば、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パルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、撮像空間内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、撮像部位、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類などが挙げられる。
　上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。
　上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。
　スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。
　較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。較正スキャンの例としては、ＥＰＩの位相補正データを得る「テンプレートスキャン」などが挙げられる（特許文献２参照）。なお、特許文献２では、ＥＰＩにおける較正スキャンを「テンプレートショット」と記載している。
　また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
　入力装置７２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６２は、リグリッディング処理部６２ａと、フーリエ変換部６２ｂとを有する。リグリッディング処理部６２ａは、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０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及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。
　リグリッディング処理部６２ａは、リグリッディング処理が施されたｋ空間データを生成する。リグリッディング処理の詳細については、後述する。
　フーリエ変換部６２ｂは、後述の位相誤差の補正やフーリエ変換が含まれる画像再構成処理をｋ空間データに施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。
　なお、ＭＲＩの画像データは、例えば各画素が画素値を有することで構成される。画素値は、例えば、その画素が表示される際の輝度レベル（その画素に対応する被検体領域から検出されたＭＲ信号の強度）を示す。スライスの場合、ＭＲＩの画像データは、縦横の画素数が例えば位相エンコードステップ数×周波数エンコードステップ数となる。
　画像処理部６４は、画像データベース６３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７６に保存する。
　記憶装置７６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。
　なお、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。
　また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台ユニット２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。
　或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、ＲＦコイル装置１００や受信ＲＦコイル２４等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信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２及び位相差データ算出部６５に入力される。ガントリ３０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。
　＜本実施形態の原理説明＞
　本実施形態では一例として、各スライス又は各スラブに対して較正スキャンとしての３つのテンプレートスキャンＡ、Ｂ、Ｃが実行される。テンプレートスキャンＡは、位相補正データの取得のみに用いられ、テンプレートスキャンＣは、リグリッディング処理のみに用いられ、テンプレートスキャンＢは、位相補正データの取得及びリグリッディング処理に用いられる。
　図２は、位相誤差補正に用いられるテンプレートスキャンＡ、Ｂ、及び、本スキャン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２の上段、中段、下段はそれぞれ、本スキャン(MAIN SCAN)、テンプレートスキャンＡ(TEMPLATE SCAN A)、テンプレートスキャンＢ(TEMPLATE SCAN B)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２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、MR SIGNALはエコー（ＭＲ信号）をそれぞれ示す。
　図２の上段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。この例では、フリップ角９０°の励起パルスの印加後、フリップ角１８０°の再収束パルスが印加される。その後、読み出し方向傾斜磁場パルスの極性の反転が繰り返されることで、ＭＲ信号が収集される。このとき、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅとして、１のプレパルスの印加後、プレパルスとは極性が反対のブリップパルス(BLIP PULSE)が読み出し方向傾斜磁場パルスの極性の反転時に繰り返し印加されることで、位相エンコード量が順次加算される。
　位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅのプレパルスの面積（強度の絶対値の時間積分値）は、始めの４つのブリップパルスの合算面積に等しい。即ち、４つ目のブリップパルスの印加後のタイミングにおいて、位相エンコード量がゼロとなる。この例では、本スキャンで５番目に収集されるＭＲ信号は、位相エンコードステップがゼロとなる上に、励起パルス及び再収束パルスの印加タイミングで決まる実効エコー時間(EFFECTIVE ECHO TIME)に該当するので、このＭＲ信号の強度が最大になる。
　テンプレートスキャンＡは、ここでは一例として、以下の２点を除いて本スキャンと同じパルスシーケンスである。
　第１の相違点として、テンプレートスキャンＡでは、以下の理由で位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅが印加されない。位相誤差の補正において、ｋ空間の中心ライン近辺の複数ラインが使用される場合を考える。この場合、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されると、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅの位相ずれも各ＭＲ信号に含まれ、それがｋ空間において位相エンコード軸方向の位置毎に配列されるＭＲ信号毎に異なるから、読み出し方向の位相ずれを正確に算出できない。
　但し、本実施形態では一例として、ｋ空間の中心ラインのデータのみが位相誤差の補正に用いられるので、各ラインのＭＲ信号同士の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅの位相ずれの違いは、あまり影響しない。従って、ｋ空間の１ラインのＭＲ信号のみが位相誤差の補正に用いられる場合、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅを印加してもよいが、本実施形態のように位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅが印加されない方が望ましい。
　第２の相違点として、テンプレートスキャンＡのＭＲ信号の収集領域（ＦＯＶ:Field Of View: 撮像視野)は、本スキャンのＦＯＶを例えば中央に含むように、読み出し方向にのみ本スキャンよりも拡大される。拡大の程度については、後述する。ここで、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐｅが印加されないテンプレートスキャンＡで得られたｋ空間データから画像を再構成することはできない。従って、厳密には、テンプレートスキャンＡについて、ＭＲ信号の収集領域を「ＦＯＶ」と称することは正確ではない。
　相違点は上記２点のみであるから、テンプレートスキャンＡは、位相エンコード方向及びスライス選択方向におけるＭＲ信号の収集領域が本スキャンと同じである（テンプレートスキャンＡでは位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されないので、テンプレートスキャンＡの位相エンコード方向は、厳密には読み出し方向及びスライス選択方向に直交する方向である）。
　また、テンプレートスキャンＡは、奇数番目である５番目に収集されるＭＲ信号ＡＣ（図２の中段参照）が最大強度であり、ｋ空間データの中心ラインに配置される。この点は、励起パルス又は再収束パルスの印加タイミングを基準とした実効エコー時間も含めて、本スキャンと同じである。
　テンプレートスキャンＢは、以下の２点を除いてテンプレートスキャンＡと同じパルスシーケンスである。
　第１の相違点として、テンプレートスキャンＢでは、偶数番目である４番目に収集されるＭＲ信号ＢＣが最大強度となり、ｋ空間データの中心ラインに配置される（図２の下段参照）。
　即ち、テンプレートスキャンＢでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始タイミングをテンプレートスキャンＡよりも「Ｇｒｏ反転間隔」の時間幅で遅らす。
　これにより、テンプレートスキャンＢにおける９０°励起パルスの印加時を基準としたＭＲ信号の発生開始タイミングは、テンプレートスキャンＡよりも「Ｇｒｏ反転間隔」の時間幅で遅れる。
　上記「Ｇｒｏ反転間隔」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る。また、ここでの「印加開始タイミング」とは、例えば、励起パルスの印加開始時刻を基準とするものである。ここでは一例として、本スキャン及び各テンプレートスキャンＡ、Ｂ、Ｃについて、励起パルス、再収束パルスの印加開始タイミングは共通である。
　第２の相違点として、テンプレートスキャンＢでは、実効エコー時間のタイミングにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がテンプレートスキャンＡとは逆になるように、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始時の極性が決定される。この条件の場合には静磁場不均一性による位相誤差成分を消去し易く、位相補正データの取得する上で望ましいからである。
　より詳細には、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。実効エコー時間の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つのテンプレートスキャンＡ、Ｂ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るので、それ以外の理由による位相誤差成分を抽出できる（特許文献２参照）。
　上記条件を満たすため、図２の縦の破線で示す実効エコー時間のタイミングでの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性は、テンプレートスキャンＡではマイナスであり（図２の中段の５番目のＭＲ信号ＡＣのタイミング）、テンプレートスキャンＢではプラスである（図２の下段の４番目のＭＲ信号ＢＣの発生タイミング）。
　次に、テンプレートスキャンＡ、ＢにおけるＭＲ信号の収集領域の拡大の程度について説明する。例えば、本スキャンのＦＯＶにおける位相エンコード方向及び読み出し方向の長さが互いに等しい場合、テンプレートスキャンＡ、Ｂでは、ＭＲ信号の収集領域が読み出し方向において本スキャンの２倍に拡大される。
　読み出し方向のＦＯＶの拡大に際しては、後述するテンプレートスキャンＣのＭＲ信号の収集領域を読み出し方向にシフトさせることによって折り返し(wraparound)が生じない程度、の拡大であることが望ましい。従って、拡大の程度の目安としては、例えば、本スキャンの２倍が望ましい。
　なお、ＦＯＶ内における被検体の領域がおよそ中央にあり、ＦＯＶに占める被検体の領域が少なければ、読み出し方向にＦＯＶを拡大する割合は、２倍よりも小さくてよい。
　また、読み出し方向のＦＯＶの拡大に際しては、読み出し方向にＦＯＶを拡大しても、本スキャンと同じ分解能が維持されることが望ましい。理由は以下である。
　テンプレートスキャンＢは、前述のように、テンプレートスキャンＣと共にリグリッディング処理にも用いられる。テンプレートスキャンＢ、Ｃの目的は、本スキャンにおける読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形のなまり方を正確に算出することである。そうすると、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの反転の時間間隔や波高（最大強度）などのテンプレートスキャンＢ、Ｃの各条件が本スキャン実行時と同じである方が、本スキャンの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形をテンプレートスキャンＢ、Ｃの実行結果から正確に算出し易い。
　また、テンプレートスキャンＢは、テンプレートスキャンＡと共に位相誤差の補正に用いられるので、テンプレートスキャンＡ、ＢはＭＲ信号の収集領域を互いに揃えることが望まれる。
　以上の理由から、テンプレートスキャンＡ、ＢにおいてＭＲ信号の収集領域が本スキャンよりも読み出し方向に拡大される場合、テンプレートスキャンＡ、Ｂでは、周波数エンコードステップ数を本スキャンの２倍にすることが望ましい。
　本実施形態では一例として、本スキャンでは位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数が共に２５６であり、テンプレートスキャンＡ、Ｂでは周波数エンコードステップ数が５１２であるものとする。従って、テンプレートスキャンＡ、Ｂでは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの反転によるＭＲ信号の収集が、どちらも本スキャンの約２倍となる。
　次に、位相誤差の補正用の位相補正データの算出方法の説明の前に、その算出の概念に関わるｋ空間データの生成方法の一例について説明する。
　図３は、位相エンコード方向及び周波数エンコード方向のマトリクス要素数が２５６×２５６の場合のｋ空間データの生成方法の一例を示す模式図である。図３の上段は、ｋ空間データの実数部分又は虚数部分を示し、図３の下段は、読み出し方向傾斜磁場パルスの一例を示す。
　図３の上段において、ＴＲは繰り返し時間(Repetition Time)であり、縦軸は、ｋ空間における位相エンコード軸(PHASE ENCODE AXIS)である。縦軸の右側に付した各数字は、本スキャンのように位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加される場合の位相エンコードステップ番号（Phase Encode Step）である。図３の上段における横軸は、ｋ空間における周波数エンコード軸(FREQUENCY ENCODE AXIS)である。
　また、図３において、横方向のＴｓはサンプリング時間(Sampling Time)である。図３の下段において、横軸は経過時間ｔ、即ち、サンプリング時刻ｔであり、縦軸は読み出し方向傾斜磁場パルスの磁場強度を示す。
　通常のスピンエコー法のようなパルスシーケンスでは、位相エンコードを例えば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を差し引く。この処理後の２５６のＭＲ信号を、図３の上段のように、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。
　さらに、図３の上段の周波数エンコード軸の方向（サンプリング時刻ｔの方向）に、各ＭＲ信号のライン（この例では２５６ライン）を等間隔に２５６分割したΔＴｓ毎に、ＭＲ信号の強度をマトリクス値にする。これにより、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が得られる。
　また、搬送周波数の余弦関数の代わりに搬送周波数の正弦関数を引く点を除いて、上記同様に処理することで、２５６×２５６のマトリクス要素からなるｋ空間データの虚数部分が得られる。
　一方、図２の上段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いので、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。
　なお、テンプレートスキャンＡ、Ｂでは位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されないので、ｋ空間に埋められる全２５６のＭＲ信号のライン同士で、位相エンコード量は変わらない。
　次に、位相誤差補正用の位相補正データの算出方法について説明する。以下の説明では、テンプレートスキャンＡで収集されたＭＲ信号から得られるｋ空間データをテンプレートデータＡと表記する。同様に、テンプレートスキャンＢ、Ｃでそれぞれ収集されたＭＲ信号から得られる各ｋ空間データをテンプレートデータＢ、テンプレートデータＣと表記する。
　まず、テンプレートデータＡの実数部分、即ち、テンプレートスキャンＡの各ＭＲ信号から搬送周波数の正弦波を差し引くことで得られるｋ空間データの実数部分を考える。ここでは一例として、ｋ空間データの中心ラインのみを用いる。テンプレートスキャンＡでは、周波数エンコードステップ数が５１２である。
　従って、テンプレートデータＡの実数部分の中心ライン（図２の実効エコー時間のＭＲ信号ＡＣに対応）を、ｋ空間の周波数エンコード軸方向に５１２分割し、ＭＲ信号の強度をサンプリングする。
　これは、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加開始時刻ｔ０（ＥＰＩの場合は反転時刻）から、印加終了時刻ｔ５１１（ＥＰＩの場合は再反転時刻）までの時間幅を５１２分割することと捉えてもよい。なお、これと同様の概念を示す図３の下段では、周波数エンコードステップ数が２５６なので、サンプリング時刻ｔ０～ｔ２５５に２５６分割されている。
　このようにして、各サンプリング時刻ｔ０～ｔ５１１における、実効エコー時間のＭＲ信号の各強度を、テンプレートデータＡの中心ラインの実数データKAreal(kr)と定義する。ここで、krは、読み出し方向の空間周波数[radian / meter]であり、(kr)は、空間周波数krの関数という意味である（以下の説明で出てくる他のパラメータも同様である）。
　従って、KAreal(kr)は、正確には読み出し方向の空間周波数krの関数であるが、上記のようにサンプリング時刻ｔの関数として捉えてもよい。サンプリング時刻がｋ空間の中心に近いｔ２５５付近では、ＭＲ信号の強度が高く、情報量が大きく、読み出し方向の空間周波数ｋｒが低周波領域のデータとなる。一方、サンプリング時刻がｋ空間の端側であるｔ０付近やｔ５１１付近では、ＭＲ信号の強度が低く、高周波領域のデータとなる。
　テンプレートデータＡの虚数部分の中心ラインのＭＲ信号を、上記同様にｋ空間の周波数エンコード軸方向に５１２分割してサンプリングすることで、テンプレートデータＡの中心ラインの虚数データKAimag(kr)が得られる。従って、テンプレートデータＡの中心ラインの複素データKA(kr)は、jを虚数単位とすれば次式で与えられる。
　KA(kr) ＝ KAreal(kr) ＋ ｛j × KAimag(kr)｝　…（１）
　上記同様にして、テンプレートデータＢの中心ラインの実数データKBreal(kr)と、テンプレートデータＢの中心ラインの虚数データKBimag(kr)とを算出後、次式によりテンプレートデータＢの中心ラインの複素データKB(kr)が得られる。
　KB(kr) ＝ KBreal(kr) ＋ ｛j × KBimag(kr)｝　…（２）
　次に、テンプレートデータＡの中心ラインの複素データKA(kr)をｋ空間の周波数エンコード軸方向に１次元フーリエ逆変換することで、その実空間データRA(xr)が得られる。
　同様に、テンプレートデータＢの中心ラインの複素データKB(kr)をｋ空間の周波数エンコード軸方向に１次元フーリエ逆変換することで、その実空間データRB(xr)が得られる。
　実空間データRA(xr)，RB(xr)における(xr)は、読み出し方向の位置xr[meter]の関数という意味である（以下の説明で出てくる他のパラメータも同様である）。実空間データRA(xr)，RB(xr)は、どちらも複素データである。
　ここで、実空間データRA(xr)，RB(xr)の生成元のテンプレートデータＡ、Ｂは、実効エコー時間が等しく、且つ、ＭＲ信号の収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性が逆である。従って、実空間データRA(xr)，RB(xr)の位相成分にそれぞれ含まれる静磁場不均一性による位相誤差成分は、互いに等しくなる。
　次に、｛QQ｝＊をQQの共役複素数と定義する。そうすると、位相誤差補正用の位相補正データdV(xr)は、以下の（３）式で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　上記（３）式は、２つのベクトルRA(xr)，RB(xr)の位相差にあたる位相を持ち、絶対値が１の単位ベクトルを求めることに相当する。従って、（３）式で与えられる位相補正データdV(xr)により、静磁場不均一性による位相誤差成分は消去され、その他の位相誤差成分のみを抽出できる。
　次に、例えば図３で示す手法により得られる本スキャンのｋ空間データをKM(shot, echo, kr）と定義する。shotは、そのｋ空間データを収集したショット番号（スキャンの順番を示す番号）である。echoは、励起パルスの印加後、何番目に収集されたＭＲ信号のデータかを意味する。例えば図２の上段の実効エコー時間で収集されるＭＲ信号の場合、echo＝５となる。
　次に、本スキャンのｋ空間データKM(shot, echo, kr）に対して、ｋ空間の周波数エンコード軸方向に１次元フーリエ逆変換を施すことで得られる実空間データをRM(shot, echo, xr）と定義する。
　本スキャンの実空間データRM(shot, echo, xr）に対して、位相誤差補正を施した実空間データをRM'(shot, echo, xr）と定義する。
　ここでは一例として、本スキャンの実空間データRM(shot, echo, xr）において、echoが奇数のデータについては位相誤差の補正が行われず、echoが偶数のデータについてのみ位相誤差の補正が行われる。echoが偶数の場合、位相補正データdV(xr)の共役複素数データを用いた次式により、位相誤差が補正される。
　RM'(shot, echo, xr） ＝ RM(shot, echo, xr）× ｛dV(xr)｝*　…（４）
　即ち、本スキャンの実空間データRM(shot, echo, xr）において、偶数番目のＭＲ信号（エコー）に対してのみ、求められた誤差成分を（４）式により戻すことで、各ＭＲ信号の位相の不連続が減少する。静磁場不均一性以外の原因による位相誤差は、主に実空間の読み出し方向に１次の傾斜を持ち、ＭＲ信号の収集中の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性により、その位相傾斜の方向が反転する。上記補正方法は、この規則性を前提とする（例えば特開平９－２７６２４３号公報等を参照）。
　位相補正データdV(xr)の算出方法は新規であるが、位相補正データdV(xr)の算出後の位相誤差の補正については従来技術と同様でよいため、さらなる説明を省略する。従って、上記の位相誤差の補正方法は、一例にすぎず、他の手法でもよい。
　図４は、リグリッディング処理用のテンプレートスキャンＢ、Ｃ、及び、本スキャン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４の上段、中段、下段はそれぞれ、本スキャン(MAIN SCAN)、テンプレートスキャンＢ(TEMPLATE SCAN B)、テンプレートスキャンＣ(TEMPLATE SCAN C)の各パルスシーケンスを示す。図４の表記方法は、図２と同様であり、図４の本スキャン及びテンプレートスキャンＢのパルスシーケンスは図２と同じである。
　テンプレートスキャンＣは、以下の１点を除いてテンプレートスキャンＢと同じである。テンプレートデータＣのＭＲ信号の収集領域は、テンプレートデータＢのＭＲ信号の収集領域とは、読み出し方向に所定間隔ずれる（シフトする）。
　読み出し方向におけるＭＲ信号の収集領域のシフト量は、以下の２つの理由により、例えば５画素程度から１０画素程度が望ましい。
　第１に、１画素程度のシフト量だと、テンプレートデータＢ、Ｃの間での読み出し方向の位相差が十分に大きく表れないために、両者の位相差データΔθ（ｔ）を十分正確に算出できないおそれがある。
　第２に、例えば画像の半分程度など、読み出し方向のシフト量が大きすぎると、位相データの折り返しが多く発生し、両者の位相差データΔθ（ｔ）を十分正確に算出できない。
　ＭＲ信号の収集領域を読み出し方向にシフトさせるためには、読み出し方向へのシフト量に比例した周波数だけ、ＭＲ信号の位相検波時に用いる搬送波の周波数をシフトさせればよい。例えば、ＭＲ信号を収集中の読み出し方向傾斜磁場パルスの強度をIGro［Tesla／meter］、ＭＲ信号の収集領域の読み出し方向でのシフト量をr0［meter］、水素原子の磁気回転比をγ［radian／(Tesla・second）］とすると、搬送波の周波数シフト量Δｆ［Ｈｚ］は次式で表される（例えば、特許文献１の段落［０００８］等を参照）。
　Δｆ＝γ／｛2π × IGro × r0｝　…（５）
　即ち、テンプレートスキャンＢでＭＲ信号を収集中のＲＦ受信器５０における検波周波数（搬送波の周波数）が例えば磁場中心のラーモア周波数である場合、テンプレートスキャンＣでの検波周波数は、磁場中心のラーモア周波数からΔｆだけシフトすればよい。
　本実施形態では、読み出し方向傾斜磁場パルスの印加開始時刻からの経過時間ｔの関数として、リグリッディング処理用の読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出し、位相差データΔθ（ｔ）から読み出し方向傾斜磁場パルスの波形を正確に算出する。本実施形態では、このように正確に算出された読み出し方向傾斜磁場パルスの波形に基づいてリグリッディング処理を実行することで、リグリッディング処理の精度が向上する。
　なお、（ｔ）は、サンプリング時刻ｔの関数、という意味である（以下の説明の他のパラメータも同様）。また、リグリッディング処理用の位相差データΔθ（ｔ）は、ｋ空間データを用いるので、厳密には読み出し方向の空間周波数krの関数である。しかし、ＭＲ信号の収集期間内で空間周波数を変化させながらＭＲ信号を収集しているので、位相差データΔθ（ｔ）は、後述の（１０）式からサンプリング時刻ｔの関数とも言える。ここでは、磁場波形の観点から、位相差データΔθ（ｔ）をサンプリング時刻ｔの関数として扱う。
　以下、読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）の算出方法、読み出し方向傾斜磁場パルスの波形の算出方法、リグリッディング処理の方法、の順に説明する。
　まず、ｋ空間データの実数部分における、位相エンコードステップＰＳのラインの時刻ｔでのマトリクス値を、ＫＲ（ＰＳ，ｔ）と定義する。
　同様に、ｋ空間データの虚数部分における、位相エンコードステップＰＳのラインの時刻ｔでのマトリクス値を、ＫＩ（ＰＳ，ｔ）と定義する。
　上記時刻ｔは、図３の下段におけるサンプリング時刻ｔである。テンプレートスキャンＢ、Ｃでは、本スキャンよりも読み出し方向にＭＲ信号の収集領域が例えば２倍に拡張されるので、前述の分解能の観点から周波数エンコードステップ数が本スキャンの２倍にされる。
　サンプリング時刻ｔの早い順に時刻ｔ０，ｔ１，ｔ２，…，ｔ５１１の合計５１２のサンプリング時刻がそれぞれ、周波数エンコードステップの－２５５～２５６に対応する。時刻ｔ０は、読み出し方向傾斜磁場パルスの印加開始時刻であり、時刻ｔ５１１は、当該読み出し方向傾斜磁場パルスの印加終了時刻である。なお、図３は本スキャンに対応するので、図３の下段において、周波数エンコードステップ数は５１２ではなく、２５６で記載されている。
　従って、例えばｋ空間データの実数部分の中心ラインにおける、ＭＲ信号の検出タイミングが最先のマトリクス値は、ＫＲ（０，ｔ０）と表される。なお、ｋ空間データの中心ラインは、実効エコー時間のタイミングで収集されたＭＲ信号に対応し、本スキャンの場合には位相エンコードステップがゼロのラインでもある。
　同様に、ｋ空間データの実数部分の中心ラインにおける、ＭＲ信号の検出タイミングが最後のマトリクス値は、ＫＲ（０、ｔ５１１）と表される。
　同様に、ｋ空間データの虚数部分の中心ラインにおける、ＭＲ信号の検出タイミングが最先のマトリクス値は、ＫＩ（０，ｔ０）と表される。
　ｋ空間データでは、中心ラインにおいて、検出時のＭＲ信号の強度が最も高く、ＳＮ比(Signal to Noise ratio:信号／ノイズ比)が最も高い。そこで、ここでは一例として、ｋ空間データの実数部及び虚数部における中心ラインを用いて読み出し方向の位相データθ（ｔ）が算出される。
　例えば時刻ｔ０、時刻ｔ１における各位相データθ（ｔ０），θ（ｔ１）は、逆正接arctanを用いた以下の（６）式、（７）式で算出される。
　θ（ｔ０）＝arctan｛ＫＩ（０，ｔ０）／ＫＲ（０，ｔ０）｝　…（６）
　θ（ｔ１）＝arctan｛ＫＩ（０，ｔ１）／ＫＲ（０，ｔ１）｝　…（７）
　上記同様にして、サンプリング時刻ｔ０～ｔ５１１まで、５１２の位相データθ（ｔ）をサンプリング時刻ｔの関数として算出できる。
　そこで、テンプレートデータＢの中心ラインから上記のように得られる読み出し方向の位相データをθｂ（ｔ）と定義し、テンプレートデータＣの中心ラインから上記のように得られる読み出し方向の位相データをθｃ（ｔ）とする。
　ここで、読み出し方向の位相データθｂ（ｔ）、θｃ（ｔ）は、共に中心ラインであり、共に偶数番目（図４では４番目）のエコーであるから、対応するＭＲ信号の検出期間における読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性が同じである。従って、両者の単純な差分によって、磁場不均一性による位相への影響を相殺できるので、次式で読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出できる。
　Δθ（ｔ）＝θｂ（ｔ）－θｃ（ｔ）　…（８）
　次に、読み出し方向の空間周波数kr（ｔ）は次式で表される。
　kr（ｔ）＝Δθ（ｔ）／r0　…（９）
　また、読み出し方向傾斜磁場パルスの印加開始時刻をサンプリング時刻ｔの起点としつつ、読み出し方向傾斜磁場パルスの磁場強度[Tesla / meter]を、サンプリング時刻ｔの関数としてＧｒｏ（ｔ）と定義する。このとき、任意のサンプリング時刻ｔにおける読み出し方向の空間周波数kr（ｔ）は、次式で表される（特許文献１の段落［００１６］等を参照）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　上記（１０）式において、γは前記水素原子の磁気回転比である。（１０）式をサンプリング時刻ｔで時間微分すれば、次式が成り立つ。
　Ｇｒｏ（ｔ）＝｛ｄ kr（ｔ）/ ｄｔ｝／γ　…（１１）
　（１１）式に（９）式を代入すれば、次式が成り立つ。
　Ｇｒｏ（ｔ）＝｛ｄ Δθ（ｔ）/ ｄｔ｝／｛γ × r0｝　…（１２）
　テンプレートスキャンＢ、Ｃから位相差データΔθ（ｔ）を算出すれば、（１２）式により、読み出し方向傾斜磁場パルスＧｒｏ（ｔ）の波形を正確に算出できる。
　なお、上記の例では、信号強度が最大となるｋ空間データの中心ラインのデータを用いるが、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。
　例えば、中心ライン近辺の複数ライン（信号強度が高い低周波領域の複数ライン）のデータを用いて読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）をそれぞれ算出後、それらを平均することで最終的な位相差データΔθ（ｔ）を決定してもよい。この変形例の場合、平均により、位相差データΔθ（ｔ）の精度をさらに向上できる。
　また、テンプレートスキャンＢ、Ｃでは位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されない例を述べたが、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。前述のように、ｋ空間データの中心ラインのみからリグリッディング処理用の読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出する場合、テンプレートスキャンＢ、Ｃにおいて位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅを印加してもよい。
　但し、ｋ空間データの複数ラインが位相差データΔθ（ｔ）の算出に用いられる場合、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅを印加しないことが望ましい。位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されると、位相エンコード方向の位相ずれもＭＲ信号に含まれ、位相エンコード方向の位相ずれの程度がエコー毎に異なるから、読み出し方向の位相ずれを正確に算出しにくくなる。
　次に、リグリッディング処理の方法について、２つの例を説明する。
　読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加の下で等間隔又は不等間隔にＭＲ信号をサンプリングすることで得られたｋ空間データの各マトリクス値は、ｋ空間上では、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの強度（の絶対値）を時間軸方向に積分した量、即ち、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの０次モーメントに対応する。
　傾斜磁場が平坦な領域では、０次モーメントは直線状に変化するが、傾斜磁場が平坦ではない領域の０次モーメントは、非線形となる。画像再構成は、サンプリングされたデータがｋ空間上で線形な領域にあることを前提とするため、非線形なサンプリングされたデータをｋ空間上で線形となるように補正することが望まれる。
　図５は、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏが非線形な領域において等時間間隔でサンプリングされたＭＲ信号が、ｋ空間上では不等間隔になることを示す概念図である。
　図５の上段は、前述のリグリッディング処理用の読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）により、正確に算出された読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形の一例を示す。
　即ち、図５の上段において、横軸は、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻からの経過時間ｔ（上記サンプリング時刻ｔと同じ）を示し、縦軸は読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度を示す。
　図５の中段は、図５の上段の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度の絶対値を時間積分したものである。積分期間の始期は、共通して、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻である。従って、図５の中段において、横軸は積分期間の終期時刻を示し、縦軸は、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度の絶対値の時間積分値、即ち、０次モーメント(0-ORDER MOMENT)を示す。
　図５の下段は、時間的に等間隔でサンプリングされる場合における、１つの位相エンコードステップ分のＭＲ信号（１ラインのＭＲ信号）に対する各サンプリング期間の模式図である。
　図５の下段において、横軸は、上段と同様に、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻からの経過時間ｔを示し、縦軸は、ＭＲ信号の強度を示す。この例では、周波数エンコードステップ数が２５６の例を示し、２５６のサンプリング期間ＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，ＳＰ４，…，ＳＰ２５６が設定される。即ち、１ラインのＭＲ信号は、図５の縦方向の一点鎖線で示すように、２５６のサンプリング期間ＳＰ１～ＳＰ２５６に等間隔に分割される。
　「傾斜磁場が平坦ではない領域」は、傾斜磁場の０次モーメントが非線形な領域であり、「傾斜磁場が平坦な領域」は、傾斜磁場の０次モーメントが線形な領域である。従って、図５の上段、中段、下段から分かるように、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏが平坦な領域及び平坦ではない領域を含めて、ＭＲ信号が時間的に等間隔でサンプリングされる場合、生成されるｋ空間データは、ｋ空間上では不等間隔になる。
　読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの印加の下でサンプリングされたＭＲ信号は、ｋ空間上では、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの０次モーメントに対応するところ、この０次モーメントは、図５の中段の横方向の複数の一点鎖線で示すように、互いに不等間隔となるからである。
　なお、以下の説明では、単に「０次モーメント」と言った場合、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの０次モーメントを指すものとする。
　図６は、本実施形態におけるリグリッディング処理の第１方法の概念を示す模式図である。図６の上段は図５の上段と同じである。図６の下段は、不等間隔でサンプリングされる場合における、１つの位相エンコードステップ分のＭＲ信号に対する各サンプリング期間の模式図である。
　第１方法では、１ラインのＭＲ信号は、図６の中段及び下段の縦方向の一点鎖線で示すように、２５６のサンプリング期間ＳＰ１’，ＳＰ２’，ＳＰ３’，…，ＳＰ２５６’に不等間隔で分割される。
　上記の不等間隔なサンプリング期間ＳＰ１’～ＳＰ２５６’の定め方を示すのが、図６の中段である。図６の中段は、図５と同様の０次モーメントを示すが、図中の横方向の複数の一点鎖線のみが図５とは異なる。即ち、０次モーメントが等間隔で上昇するように、横方向の各一点鎖線が引かれている。横方向の各一点鎖線と、０次モーメントを示す太線との各交点を通るように、縦方向の各一点鎖線が引かれている。
　第１方法では、各サンプリング期間ＳＰ１’～ＳＰ２５６’の各代表時刻を積分期間の終期とする読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度の絶対値の各時間積分値が互いに等間隔となるように、各サンプリング期間ＳＰ１’～ＳＰ２５６’は定められる。上記の「時間積分値」における積分期間の始期は例えば、共通に、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルスの印加開始時刻である。また、上記「代表時刻」とは、例えば、各サンプリング期間ＳＰ１’～ＳＰ２５６’の終期時刻でもよいし、中心時刻でもよい。
　第１方法では、上記のように定められたサンプリング期間に従って、ＭＲ信号が時間的に不等間隔でサンプリングされることで、ｋ空間データが生成される。このようにして生成されるｋ空間データの各マトリクス要素は、ｋ空間で等間隔に配置される。上記「ｋ空間で等間隔に配置される」とは、各サンプリング期間に対応する各０次モーメントの値が、図６の中段の横方向の複数の一点鎖線で示すように、互いに等間隔になることを意味する。
　換言すれば、第１方法では、ＭＲ信号における、各サンプリング期間に対応する部分の収集時刻（受信時刻）での各０次モーメントが等間隔になるように、ＭＲ信号が時間的に不等間隔でサンプリングされる。
　図７は、本実施形態におけるリグリッディング処理の第２方法の概念を示す模式図である。図７の上段は、図５の下段のように時間的に等間隔でサンプリングされることで生成されるｋ空間データの１ライン分の各マトリクス要素のマトリクス値ＭＥ１，ＭＥ２，ＭＥ３，ＭＥ４，…，ＭＥ２５６を示す。
　ここでは一例として、周波数エンコードステップ数を２５６で考えるので、１ライン分のマトリクス要素数も２５６である。各マトリクス値ＭＥ１，ＭＥ２，ＭＥ３，…，ＭＥ２５６は、その上に示すＭＲ信号における各サンプリング期間ＳＰ１，ＳＰ２，ＳＰ３，…，ＳＰ２５６にそれぞれ対応する。
　第２方法では、図７の上段のように、時間的に等間隔でＭＲ信号をサンプリングすることで、一旦ｋ空間データが生成される。この後、ｋ空間データは、各マトリクス要素に対応するサンプリング期間の各代表時刻までの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏのパルス強度の各時間積分値が等間隔となるように再配列されて、新たなｋ空間データとなる。再配列に際しては補間等の処理を用いればよく、上記「代表時刻」は、第１方法と同様である。
　図７の中段は、再配列後のｋ空間データの各マトリクス値ＭＥ１’，ＭＥ２’，ＭＥ３’，…，ＭＥ２５６’を上側に示し、下側に元のＭＲ信号（図７の上段と同じ）を示す。これらマトリクス値ＭＥ１’～ＭＥ２５６’は、元のＭＲ信号における各サンプリング期間ＳＰ１’～ＳＰ２５６’（図６の下段と同じ）の各信号強度からそれぞれ生成されたはずの値である。
　図７の下段は、図６の中段と同じ０次モーメントを示す。図７の下段の縦軸である０次モーメントを等間隔で分割する横方向の複数の一点鎖線に示すように、再配列後のｋ空間データの各マトリクス要素に対応する０次モーメントは、等間隔となる。
　即ち、第２方法では、ＭＲ信号における、各マトリクス要素に対応する部分の各収集時刻（受信時刻）での各０次モーメントが等間隔になるように、ｋ空間データは再配列される。
　＜本実施形態の動作＞
　図８は、本実施形態においてリグリッディング処理の第２方法が採用される場合のＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図８に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。
　［ステップＳ１］システム制御部６１（図１参照）は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件に基づいて、ＭＲＩ装置１０の本スキャンの撮像条件の一部を設定する。ここでは一例として、ＥＰＩが本スキャンとして設定されるものとする。また、プレスキャンなどによってＲＦパルスの中心周波数等が設定される。また、例えば、天板２２上の被検体ＰにＲＦコイル装置１００がセットされる。
　この後、ステップＳ２に進む。
　［ステップＳ２］天板移動機構２３は、シーケンスコントローラ５８の制御に従って、ガントリ３０内の磁場中心に被検体Ｐの撮像部位が位置するように、天板２２を移動させる。
　次に、システム制御部６１は、位置決め画像のデータ収集をＭＲＩ装置１０に実行させる。具体的には、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。
　そして、システム制御部６１は、パルスシーケンスをシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。
　このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号は、受信ＲＦコイル２４やＲＦコイル装置１００により検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。
　画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。画像再構成部６２のフーリエ変換部６２ｂは、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース６３に保存する。
　画像処理部６４は、画像データベース６３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７６に保存する。この後、システム制御部６１は、表示用画像データが示す位置決め画像を表示装置７４に表示させる。
　この後、ステップＳ３に進む。
　[ステップＳ３]システム制御部６１は、表示される位置決め画像に基づいてユーザが選択したＦＯＶなどの撮像条件に応じて、パルスシーケンスを含む本スキャンの残りの撮像条件を設定する。
　次に、システム制御部６１は、前述の２点のみ本スキャンのパルスシーケンスから変更されたテンプレートスキャンＡのパルスシーケンスを設定する（図２の中段参照）。
　また、システム制御部６１は、前述の２点のみテンプレートスキャンＡから変更されたテンプレートスキャンＢのパルスシーケンスを設定する（図２の下段参照）。
　また、システム制御部６１は、ＭＲ信号の収集領域がテンプレートスキャンＢの場合よりも読み出し方向に所定間隔ずれたテンプレートスキャンＣのパルスシーケンスを設定する（図４の下段参照）。
　そして、システム制御部６１は、テンプレートスキャンＡ～Ｃ、及び、本スキャンの各パルスシーケンスをシーケンスコントローラ５８（図１参照）に入力する。
　この後、ステップＳ４に進む。
　［ステップＳ４］ＭＲＩ装置１０は、以下の＜１＞～＜４＞のフローに従って、図２及び図４で説明したテンプレートスキャンＡ～Ｃ、及び、本スキャンを実行する。
　＜１＞システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、位置決め画像のＭＲ信号の収集時と同様にして、テンプレートスキャンＡのパルスシーケンスを実行させる。これにより、テンプレートスキャンＡで収集されたＭＲ信号がサンプリングされて、位相差データ算出部６５においてｋ空間データとして保存される。
　＜２＞上記同様にテンプレートスキャンＢのパルスシーケンスが実行され、これにより収集されたＭＲ信号がサンプリングされ、位相差データ算出部６５においてｋ空間データとして保存される。
　＜３＞上記同様にテンプレートスキャンＣのパルスシーケンスが実行され、これにより収集されたＭＲ信号の生データがサンプリングされ、位相差データ算出部６５においてｋ空間データとして保存される。
　ここで、上記テンプレートスキャンＡ～Ｃの実行に際して、以下の２点を補足する。
　第１に、テンプレートスキャンＣの実行時において、ＲＦ受信器５０における読み出し方向の検波周波数は、テンプレートスキャンＢの実行時よりもΔｆだけシフトされる。これにより、テンプレートスキャンＣにおけるＭＲ信号の収集領域は、テンプレートスキャンＢとは所定間隔（例えば５画素～１０画素）だけ読み出し方向にずれる。
　第２に、位相誤差補正用の位相補正データdV(xr)、及び、リグリッディング処理用の位相差データΔθ（ｔ）の算出では、前述の例ではｋ空間データの中心ライン（実効エコー時間でのＭＲ信号）のみ用いられる。従って、ｋ空間データの中心ラインに相当するＭＲ信号まで収集すれば十分であり、その後に発生するＭＲ信号は、収集しないでもよい。
　＜４＞上記同様に本スキャンのパルスシーケンスが実行され、これにより収集されたＭＲ信号がサンプリングされ、画像再構成部６２においてｋ空間データとして保存される。
　ＭＲＩ装置１０は、以上の＜１＞～＜４＞の処理を１スライス（又は１スラブ）のデータ収集として、全スライス（全スラブ）のデータ収集を行う。
　なお、上記＜１＞～＜４＞の各ＭＲ信号の収集では、一例として、ＭＲ信号を時間的に等間隔でサンプリングすることでｋ空間データが一旦生成される。
　また、上記＜１＞～＜４＞の順番は一例にすぎず、変更してもよい。
　この後、ステップＳ５に進む。
　［ステップＳ５］位相差データ算出部６５は、画像再構成部６２に保存されたテンプレートデータＡ、Ｂと、前述の（３）式等に基づいて、全てのスライス（又はスラブ）に対してそれぞれ、位相誤差補正用の位相補正データdV(xr)を算出する。位相差データ算出部６５は、位相補正データdV(xr)を画像再構成部６２のフーリエ変換部６２ｂに入力する。
　また、位相差データ算出部６５は、画像再構成部６２に保存されたテンプレートデータＢ、Ｃと、前述の（５）～（１２）式に基づいて、全てのスライス（又はスラブ）に対してそれぞれ、リグリッディング処理用の読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出する。
　画像再構成部６２のリグリッディング処理部６２ａは、位相差データΔθ（ｔ）を位相差データ算出部６５から取得し、位相差データΔθ（ｔ）に基づいて本スキャンの実行時における読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形を算出（再現）する。
　この後、ステップＳ６に進む。
　［ステップＳ６］リグリッディング処理部６２ａは、ステップＳ５においてＭＲ信号を等時間間隔でサンプリングすることで生成された本スキャンの各スライス（又はスラブ）のｋ空間データに対してそれぞれ、前述の第２方法（図７参照）によりリグリッディング処理を施す。
　即ち、一旦生成されたｋ空間データの各マトリクス要素に対応するサンプリング期間の各代表時刻を積分期間の終期とする読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの磁場強度の時間積分値が互いに等間隔となるように、ｋ空間データが再配列され、リグリッディング処理後のｋ空間データとなる。
　フーリエ変換部６２ｂは、リグリッディング処理後のｋ空間データをリグリッディング処理部６２ａから取得し、取得したｋ空間データに対して、前述の位相補正データdV(xr)に基づく位相誤差の補正処理が含まれた画像再構成処理を施す（この処理は、スライス毎又はスラブ毎に実行され、画像再構成処理にはフーリエ変換が含まれる）。
　これにより、位相誤差が補正された本スキャンの画像データがスライス（又はスラブ）毎に生成される。フーリエ変換部６２ｂは、生成した本スキャンの画像データを画像データベース６３に保存する。
　画像処理部６４は、画像データベース６３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７６に保存する。
　この後、ステップＳ７に進む。
　［ステップＳ７］システム制御部６１は、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。以上が図８のフローの説明である。
　図９は、本実施形態においてリグリッディング処理の第１方法が採用される場合のＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図９に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。
　［ステップＳ１１～Ｓ１３］図８のステップＳ１～Ｓ３と同じである。この後、ステップＳ１４に進む。
　［ステップＳ１４］ＭＲＩ装置１０は、各スライス（又は１スラブ）に対して、テンプレートスキャンＡ、Ｂ、Ｃを実行し、テンプレートデータＡ、Ｂ、Ｃが位相差データ算出部６５においてｋ空間データとして保存される。本スキャンのパルスシーケンスが実行されない点を除いて、図８のステップＳ４と同様である。
　この後、ステップＳ１５に進む。
　［ステップＳ１５］図８のステップＳ５と同様に、位相差データ算出部６５は、リグリッディング処理用の読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出し、これをリグリッディング処理部６２ａに入力する。リグリッディング処理部６２ａは、前述同様に、位相差データΔθ（ｔ）に基づいて、本スキャン実行時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形を算出する。
　この後、ステップＳ１６に進む。
　［ステップＳ１６］ＭＲＩ装置１０は、各スライス（又は１スラブ）に対して、本スキャンのパルスシーケンスを実行し、収集されたＭＲ信号サンプリングしてｋ空間データを生成し、画像再構成部６２においてｋ空間データを保存する。
　このとき、画像再構成部６２のリグリッディング処理部６２ａは、ステップＳ１５で算出された読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形に基づいて、前述の第１方法（図６参照）によりＭＲ信号を時間的に不等間隔でサンプリングすることでｋ空間データを生成する。
　即ち、収集されたＭＲ信号の各ラインは、読み出し方向傾斜磁場の０次モーメントが等間隔となるように、時間的に不等間隔でサンプリングされる。このようにして、リグリッディング処理済のｋ空間データが生成される。
　この後、ステップＳ１７に進む。
　［ステップＳ１７］図８のステップＳ５と同様に、位相差データ算出部６５は、位相誤差補正用の位相補正データdV(xr)を算出し、フーリエ変換部６２ｂに入力する。フーリエ変換部６２ｂは、ステップＳ１６で生成されたリグリッディング処理済のｋ空間データに対して、前述のステップＳ６と同様に、位相補正データdV(xr)に基づく位相誤差の補正が含まれる画像再構成処理を施す。フーリエ変換部６２ｂは、これにより生成された本スキャンの画像データを画像データベース６３に保存する。
　画像処理部６４は、上記画像データ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７６に保存する。
　この後、ステップＳ１８に進む。
　［ステップＳ１８］システム制御部６１は、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
　以上が本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。
　＜本実施形態の効果＞
　本実施形態のリグリッディング処理の原理を概念的に説明すると、以下になる。
　読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの強度が一定のサンプリング時刻ｔｘ～ｔｙにおいて読み出し方向の検波周波数をΔｆずらす場合を考える。この場合、各サンプリング時刻において読み出し方向の位相が等間隔にずれ、各サンプリング時刻のＭＲ信号に付与される読み出し方向の位置情報は、等間隔でずれる。このような理想的な場合、リグリッディング処理は不要である。
　しかし、実際には読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形は矩形波ではなく、立ち上がり及び立ち下がりの期間でランプサンプリングされる場合もある上、オーバーシュートやアンダーシュートなどがある。このように読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの強度が変化している期間に読み出し方向の検波周波数をΔｆずらすと、各時刻での読み出し方向の位相は、「各時刻の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの強度」と、Δｆとの積に等価となり、各時刻において読み出し方向の位相が不等間隔でずれる。
　ここで、テンプレートデータＢのみでは、収集されたＭＲ信号が受信ＲＦコイル２４やＲＦコイル装置１００で検出された期間における読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形を再現できない。しかし、読み出し方向の検波周波数がΔｆだけずれたテンプレートスキャンＢ、Ｃの各ｋ空間データを適切に用いれば、両者の差分で磁場不均一性による位相への影響を相殺できるので、読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出できる。
　本実施形態では、読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）によって読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形が正確に再現され、このように正確に再現された読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏに基づいてリグリッディング処理が実行される。この結果、リグリッディング処理の精度を向上できる。
　また、本実施形態は、サーチコイル及び積分器による計測、又は、シミュレーション、又は、ＭＲ信号による計測によって読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏを計算するものではない。本実施形態では、ＭＲ信号の収集領域を読み出し方向に空間的シフトさせた２つのテンプレートスキャンＢ、Ｃの各ｋ空間データから読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏを計算するので、計測に時間を要することはなく、容易且つ正確にリグリッディング処理を実行できる。
　また、位相誤差補正用と、リグリッディング処理用とに２つずつのテンプレートスキャンを実行する場合、テンプレートスキャンの数が４となり、撮像時間が長くなる。本実施形態では、テンプレートスキャンＢは、テンプレートスキャンＡと共に位相誤差補正にも用いられる。テンプレートスキャンの数が３で済むため、撮像時間をそれほど長くすることなく、良好な画像が得られる。
　以上説明した実施形態によれば、ＭＲＩにおいて、リグリッディング処理を従来よりも高精度に実行できる。
　＜本実施形態の補足事項＞
　［１］上記実施形態では、テンプレートスキャンＢ、Ｃの各ｋ空間データの中心ラインから読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出し、この位相差データΔθ（ｔ）に基づいてリグリッディング処理を実行する例を述べた。
　これは、ｋ空間の中心ラインのＭＲ信号を収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形の歪みと、ｋ空間の端側の各ラインのＭＲ信号を収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形の歪みとが同じであるという前提に基づく。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。
　例えば、傾斜磁場電源４６内の傾斜磁場アンプ（図示せず）などのデバイスの性能が十分ではない場合を考える。この場合、本スキャンの読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形は、時間的に始めの方に収集されるエコー（ＭＲ信号）と、最後の方で収集されるＭＲ信号とで異なることがある。
　このように、ｋ空間のライン毎に、そのラインに該当するエコー（ＭＲ信号）を収集時の読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形が異なる場合、以下のようにリグリッディング処理を実行してもよい。
　具体的には、１の画像用に収集されたｋ空間データに対するリグリッディング処理は、図６、図７で説明したように、このｋ空間データのライン毎に実行できる。即ち、位相エンコードステップ数及び読出しエンコードステップ数が共に２５６のｋ空間データであれば、２５６のライン毎に実行できる。
　そこで、例えば、図４のテンプレートスキャンＢ、Ｃで収集される全てのＭＲ信号を用いて、ｋ空間のライン毎に読み出し方向の位相差データΔθ（ｔ）を算出する。そして、ｋ空間のライン毎に、当該ライン用に算出された位相差データΔθ（ｔ）に基づいてリグリッディング処理（図６、図７参照）を実行する。
　より詳細には、例えば、各テンプレートスキャンＢ、Ｃの始めに収集されるＭＲ信号同士で、ｋ＝－３のライン（仮に位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅが印加されていれば位相エンコードステップ－３に相当）の位相差データΔθｋ＝－３（ｔ）を算出する。この位相差データΔθｋ＝－３（ｔ）に基づいて、ｋ空間データにおけるｋ＝－３のラインのリグリッディング処理を実行できる。
　同様に、各テンプレートスキャンＢ、Ｃの２番目に収集されるＭＲ信号同士で、ｋ＝－２のラインの位相差データΔθｋ＝－２（ｔ）を算出し、これに基づいてｋ空間データにおけるｋ＝－２のラインのリグリッディング処理を実行できる。
　以下、ｋ＝－１のラインから、最後に収集されるラインまで、同様の処理を繰り返せばよい。
　［２］本実施形態では、テンプレートスキャンＡ、Ｂ、Ｃ、及び、本スキャンの実行後に、位相誤差補正用の位相補正データ及びリグリッディング処理用の位相差データが算出されてから、位相誤差補正及びリグリッディング処理が含まれる画像再構成が実行される例を述べた。これは、説明を分かり易くするための便宜的な順序にすぎない。
　位相誤差補正用の位相補正データの算出、リグリッディング処理用の位相差データの算出、及び、位相誤差補正及びリグリッディング処理が含まれる画像再構成は、１スライスに対するテンプレートスキャンＡ～Ｃ及び本スキャンの終了後、他のスライスに対するテンプレートスキャンＡ～Ｃ及び本スキャンの実行と並行して実行してもよい。
　［３］本実施形態では、２つのテンプレートスキャンＢ、Ｃにより、リグリッディング処理用の位相差データが算出される例を述べた。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。読み出し方向にＭＲ信号の収集領域を互いにずらした３つのテンプレートスキャン、或いは、４つ以上のテンプレートスキャンにより、リグリッディング処理用の位相差データを算出してもよい。
　例えば、ＭＲ信号の収集領域をテンプレートスキャンＢから読み出し方向にシフトさせる量を、テンプレートスキャンＣ、Ｄ、Ｅ、Ｆ、Ｇ、Ｈにおいてそれぞれ、５画素、６画素、７画素、８画素、９画素、１０画素としてもよい。
　この場合、テンプレートデータＢ、Ｃから算出される第１の位相差データ、テンプレートデータＢ、Ｄから算出される第２の位相差データ、テンプレートデータＢ、Ｅから算出される第３の位相差データ、テンプレートデータＢ、Ｆから算出される第４の位相差データ、テンプレートデータＢ、Ｇから算出される第５の位相差データ、及び、テンプレートデータＢ、Ｈから算出される第６の位相差データの６つの平均により、リグリッディング処理用の最終的な位相差データが算出される。
　［４］上記実施形態では、テンプレートスキャンＡを実行することで、位相誤差の補正を実行する例を述べた。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。
　位相誤差があまり大きくない場合、テンプレートスキャンＡを省略し、位相補正データの算出（位相誤差の補正）を実行しないシーケンスとしてもよい。この場合、テンプレートスキャンの回数を２回に減らせるので、スキャン時間をさらに短縮できると共に、消費電力をさらに低減できる。
　［５］上記実施形態では、本スキャン及びテンプレートスキャンＡにおいて、実効エコー時間でのＭＲ信号が奇数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がマイナスである例を述べた。
　この場合、前述の理由で、テンプレートスキャンＢ、Ｃでは、実効エコー時間でのＭＲ信号が偶数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がプラスであることが望ましい。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。
　本スキャン及びテンプレートスキャンＡにおいて、実効エコー時間でのＭＲ信号が奇数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がプラスであってもよい。この場合、テンプレートスキャンＢ、Ｃでは、実効エコー時間でのＭＲ信号が偶数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がマイナスであることが望ましい。
　或いは、本スキャン及びテンプレートスキャンＡにおいて、実効エコー時間でのＭＲ信号が偶数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がマイナスであってもよい。この場合、テンプレートスキャンＢ、Ｃでは、実効エコー時間でのＭＲ信号が奇数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がプラスであることが望ましい。
　或いは、本スキャン及びテンプレートスキャンＡにおいて、実効エコー時間でのＭＲ信号が偶数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がプラスであってもよい。この場合、テンプレートスキャンＢ、Ｃでは、実効エコー時間でのＭＲ信号が奇数番目のエコーであり、実効エコー時間での読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの極性がマイナスであることが望ましい。
　［６］ＭＲ信号の収集時間を短縮すると、ｋ空間データ生成時のサンプリング間隔と対比して、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形が一定とはみなせない場合が出てくる。その場合、リグリッディング処理により、サンプリングされたＭＲ信号の生データを画像再構成前にｋ空間上で等間隔となるように再配列することが望ましい。
　従って、ＥＰＩのパルスシーケンスに限らず、アンダーシュートやオーバーシュートの部分がある場合などにも、上記実施形態の手法で本スキャンの読み出し方向傾斜磁場の波形を正確に算出し、この傾斜磁場波形に基づいてリグリッディング処理を実行することで画質を向上できる。
　即ち、ＭＲ信号の検出期間中における読み出し方向傾斜磁場Ｇｒｏの波形において、その磁場強度が一定ではない期間が少しでも含まれるパルスシーケンスであれば、上記実施形態の手法を適用可能であり、リグリッディング処理の精度を向上できる。
　［７］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であり、本発明を限定するものではない。
　ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体（図１参照）が本スキャンのパルスシーケンスの実行により被検体ＰからＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の本スキャン実行部の一例である。
　ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体がテンプレートスキャンＢの実行によりＭＲ信号を収集し、これをサンプリングしてｋ空間データを生成する機能は、請求項記載の第１収集部の一例である。即ち、テンプレートスキャンＢは、請求項記載の第１パルスシーケンスの一例である。
　ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体がテンプレートスキャンＣの実行によりＭＲ信号を収集し、これをサンプリングしてｋ空間データを生成する機能は、請求項記載の第２収集部の一例である。即ち、テンプレートスキャンＣは、請求項記載の第２パルスシーケンスの一例である。
　ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体がテンプレートスキャンＡの実行によりＭＲ信号を収集し、これをサンプリングしてｋ空間データを生成する機能は、請求項記載の第３収集部の一例である。即ち、テンプレートスキャンＡは、請求項記載の第３パルスシーケンスの一例である。
　ＲＦコイル装置１００、及び、受信ＲＦコイル２４は、請求項記載の受信ＲＦコイルの一例である。
　［８］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。
１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台ユニット，２２：天板，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置

Claims (19)

  1. 　本スキャンの撮像領域から収集された複数の核磁気共鳴信号をサンプリングすることで複数のマトリクス要素で構成される本スキャンｋ空間データを生成し、前記本スキャンｋ空間データに基づいて前記撮像領域の画像データを再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    　読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第１パルスシーケンスの実行により、前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第１ｋ空間データを生成する第１収集部と、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第２パルスシーケンスの実行により、前記第１収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは収集領域が読み出し方向にずれるように、前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第２ｋ空間データを生成する第２収集部と、
    　前記第１ｋ空間データと前記第２ｋ空間データとの間の前記読み出し方向の位相差を示す位相差データを算出する位相差データ算出部と、
    　前記読み出し方向傾斜磁場及び位相エンコード方向傾斜磁場の印加が含まれる本スキャンパルスシーケンスを実行することで、前記撮像領域から複数の核磁気共鳴信号を収集する本スキャン実行部と、
    　前記本スキャン実行部により収集された複数の核磁気共鳴信号と、前記位相差データとに基づいて前記本スキャンｋ空間データを生成することで、前記画像データを再構成する画像再構成部と
    　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、
    　前記位相差データ算出部は、前記読み出し方向傾斜磁場が印加される際の経過時間の関数として前記位相差データを算出し、
    　前記画像再構成部は、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の波形を前記位相差データに基づいて算出後、前記本スキャン実行部により収集された複数の核磁気共鳴信号と、前記読み出し方向傾斜磁場の波形とに基づいて、各々の前記マトリクス要素に対応するサンプリング期間までの前記読み出し方向傾斜磁場の強度の時間積分値が等間隔になるように、前記本スキャンｋ空間データを生成するリグリッディング処理部と、
    　前記本スキャンｋ空間データに対して、フーリエ変換が含まれる画像再構成処理を施すことで前記画像データを再構成するフーリエ変換部とを有する
    　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、
    　前記位相差データ算出部は、前記第１ｋ空間データにおける実効エコー時間のタイミングで収集された核磁気共鳴信号に対応するデータと、前記第２ｋ空間データにおける実効エコー時間のタイミングで収集された核磁気共鳴信号に対応するデータとに基づいて、前記位相差データを算出する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  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収集部は、前記読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで前記第１ｋ空間データを生成し、
    　前記第２収集部は、前記読み出し方向傾斜磁場の極性反転の繰り返しによって収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで前記第２ｋ空間データを生成し、
    　前記本スキャン実行部は、前記本スキャンパルスシーケンスとして、前記読み出し方向傾斜磁場の極性反転を繰り返すエコープラナーイメージングのパルスシーケンスを実行する
    　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、
    　複数の核磁気共鳴信号を検出する受信ＲＦコイルと、前記受信ＲＦコイルにより検出された複数の核磁気共鳴信号を収集して前記画像再構成部側に送信するＲＦ受信器とをさらに備え、
    　前記第２収集部は、前記第１収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは前記ＲＦ受信器の検波周波数をずらして核磁気共鳴信号を収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記本スキャン実行部による複数の核磁気共鳴信号の収集領域よりも読み出し方向に拡張された領域から核磁気共鳴信号をそれぞれ収集する
    　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、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第３パルスシーケンスの実行により前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第３ｋ空間データを生成する第３収集部をさらに備え、
    　前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記第３収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは、実効エコー時間での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１パルスシーケンス及び前記第２パルスシーケンスをそれぞれ実行し、
    　前記画像再構成部は、前記第１ｋ空間データ及び前記第３ｋ空間データから得られる位相補正データに基づいて、前記本スキャン実行部により収集された複数の核磁気共鳴信号に含まれる位相誤差を補正しつつ、前記画像データを再構成する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記リグリッディング処理部は、複数の核磁気共鳴信号に対する各サンプリング期間の各代表時刻を積分期間の終期とする前記時間積分値が互いに等間隔になるように、不等間隔なサンプリング期間を定めてサンプリングすることで、前記本スキャンｋ空間データを生成する
    　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、
    　前記リグリッディング処理部は、複数の核磁気共鳴信号を時間的に等間隔でサンプリングすることで前記本スキャンｋ空間データを生成後、前記本スキャンｋ空間データの各マトリクス要素に対応するサンプリング期間の各代表時刻を積分期間の終期とする前記時間積分値が互いに等間隔となるように、前記本スキャンｋ空間データを再配列し、
    　前記フーリエ変換部は、再配列後の前記本スキャンｋ空間データに対して、フーリエ変換が含まれる画像再構成処理を施すことで前記画像データを再構成する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　複数の核磁気共鳴信号を検出する受信ＲＦコイルと、前記受信ＲＦコイルにより検出された複数の核磁気共鳴信号を収集して前記画像再構成部側に送信するＲＦ受信器とをさらに備え、
    　前記第２収集部は、前記第１収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは前記ＲＦ受信器の検波周波数をずらして核磁気共鳴信号を収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　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収集部及び前記第２収集部は、前記本スキャン実行部による複数の核磁気共鳴信号の収集領域よりも読み出し方向に拡張された領域から核磁気共鳴信号をそれぞれ収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第３パルスシーケンスの実行により前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第３ｋ空間データを生成する第３収集部をさらに備え、
    　前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記第３収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは、実効エコー時間での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１パルスシーケンス及び前記第２パルスシーケンスをそれぞれ実行し、
    　前記画像再構成部は、前記第１ｋ空間データ及び前記第３ｋ空間データから得られる位相補正データに基づいて、前記本スキャン実行部により収集された複数の核磁気共鳴信号に含まれる位相誤差を補正しつつ、前記画像データを再構成する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記リグリッディング処理部は、複数の核磁気共鳴信号に対する各サンプリング期間の各代表時刻を積分期間の終期とする前記時間積分値が互いに等間隔になるように、不等間隔なサンプリング期間を定めてサンプリングすることで、前記本スキャンｋ空間データを生成する
    　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、
    　前記リグリッディング処理部は、複数の核磁気共鳴信号を時間的に等間隔でサンプリングすることで前記本スキャンｋ空間データを生成後、前記本スキャンｋ空間データの各マトリクス要素に対応するサンプリング期間の各代表時刻を積分期間の終期とする前記時間積分値が互いに等間隔となるように、前記本スキャンｋ空間データを再配列し、
    　前記フーリエ変換部は、再配列後の前記本スキャンｋ空間データに対して、フーリエ変換が含まれる画像再構成処理を施すことで前記画像データを再構成する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　複数の核磁気共鳴信号を検出する受信ＲＦコイルと、前記受信ＲＦコイルにより検出された複数の核磁気共鳴信号を収集して前記画像再構成部側に送信するＲＦ受信器とをさらに備え、
    　前記第２収集部は、前記第１収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは前記ＲＦ受信器の検波周波数をずらして核磁気共鳴信号を収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　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収集部及び前記第２収集部は、前記本スキャン実行部による複数の核磁気共鳴信号の収集領域よりも読み出し方向に拡張された領域から核磁気共鳴信号をそれぞれ収集する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第３パルスシーケンスの実行により前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第３ｋ空間データを生成する第３収集部をさらに備え、
    　前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記第３収集部による核磁気共鳴信号の収集時とは、実効エコー時間での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１パルスシーケンス及び前記第２パルスシーケンスをそれぞれ実行し、
    　前記画像再構成部は、前記第１ｋ空間データ及び前記第３ｋ空間データから得られる位相補正データに基づいて、前記本スキャン実行部により収集された複数の核磁気共鳴信号に含まれる位相誤差を補正しつつ、前記画像データを再構成する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  18. 　請求項１７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    　前記第３収集部は、励起パルスの印加タイミングを基準とした前記読み出し方向傾斜磁場の印加開始タイミング、前記実効エコー時間、及び、前記実効エコー時間での前記読み出し方向傾斜磁場の極性が前記本スキャンパルスシーケンスと同じになるように、前記第３パルスシーケンスを実行し、
    　前記第３パルスシーケンスにおいて前記実効エコー時間での核磁気共鳴信号が奇数番目のエコーとなる場合、前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記実効エコー時間での核磁気共鳴信号が偶数番目のエコーとなるように、前記第１パルスシーケンス及び前記第２パルスシーケンスをそれぞれ実行し、
    　前記第３パルスシーケンスにおいて前記実効エコー時間での核磁気共鳴信号が偶数番目のエコーとなる場合、前記第１収集部及び前記第２収集部は、前記実効エコー時間での核磁気共鳴信号が奇数番目のエコーとなるように、前記第１パルスシーケンス及び前記第２パルスシーケンスをそれぞれ実行する
    　ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 　本スキャンの撮像領域から収集された複数の核磁気共鳴信号をサンプリングすることで複数のマトリクス要素で構成される本スキャンｋ空間データを生成し、前記本スキャンｋ空間データに基づいて前記撮像領域の画像データを再構成する磁気共鳴イメージング方法であって、
    　読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第１パルスシーケンスの実行により、前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第１ｋ空間データを生成するステップと、
    　前記読み出し方向傾斜磁場の印加が含まれる第２パルスシーケンスの実行により、前記第１ｋ空間データの核磁気共鳴信号の収集時とは収集領域が読み出し方向にずれるように、前記撮像領域の少なくとも一部を含む領域から収集された核磁気共鳴信号をサンプリングすることで、第２ｋ空間データを生成するステップと、
    　前記第１ｋ空間データと前記第２ｋ空間データとの間の前記読み出し方向の位相差を示す位相差データを算出するステップと、
    　前記読み出し方向傾斜磁場及び位相エンコード方向傾斜磁場の印加が含まれる本スキャンパルスシーケンスを実行することで、前記撮像領域から複数の核磁気共鳴信号を収集するステップと、
    　前記本スキャンパルスシーケンスにより収集された複数の核磁気共鳴信号と、前記位相差データとに基づいて前記本スキャンｋ空間データを生成することで、前記画像データを再構成するステップと
    　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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