"複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する実行部と、前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する算出部と、前記算出部により算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部と、を備える、磁気共鳴イメージング装置。前記算出部は、前記複数のエコー信号のうち、前記プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のRFパルスのフリップ角の変化量が減少から増加に変化した以降で収集されたエコー信号を用いる、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記算出部は、前記複数のエコー信号のうち、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号を用いる、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記算出部は、前記位相差の変動が安定したエコー信号として、前記本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又は該期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記算出部は、前記位相差の変動が安定したエコー信号として、前記位相差の変動の大きさが所定の閾値以下であるエコー信号を用いる、請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記算出部は、前記位相差の変動が安定した複数のエコー信号における位相差の平均値を算出し、前記補正部は、前記算出部により算出された前記位相差の平均値に基づいて前記本スキャン用のパルスシーケンスを補正する、請求項1~5のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。前記プリスキャン及び前記本スキャンで用いられるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のRFパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである、請求項1~6のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。前記補正部は、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の強度を変更する、請求項1~7のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。前記補正部は、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のRFパルスの位相を変更する、請求項1~7のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する実行部と、前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する算出部と、前記算出部により算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する補正部と、を備え、前記本スキャンで用いられるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のRFパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである、磁気共鳴イメージング装置。複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行し、前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出し、算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する、ことを含む、磁気共鳴イメージング方法。しかしながら、上述した従来技術では、撮像法の種類によっては、収集されるエコー信号に位相差のばらつきが生じる場合があり、その場合に本スキャン用のパルスシーケンスが適切に補正されず、画質劣化が生じてしまう場合があった。実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、実行部と、算出部と、補正部とを備える。実行部は、複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。算出部は、前記プリスキャンにより収集された前記複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する。補正部は、前記算出部により算出された前記位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。以下に、図面に基づいて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び方法について詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態では、磁気共鳴イメージング装置をMRIMagneticResonanceImaging装置と呼ぶ。図1は、実施形態に係るMRI装置の構成を示す図である。図1に示すように、このMRI装置100は、静磁場磁石1、傾斜磁場コイル2、傾斜磁場電源3、寝台4、寝台制御部5、送信RFコイル6、送信部7、受信RFコイル8、受信部9、シーケンス制御部10及び計算機システム20を備える。静磁場磁石1は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石1としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。傾斜磁場コイル2は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石1の内側に配置される。この傾斜磁場コイル2は、互いに直交するX,Y,Zの各軸に対応する3つのコイルが組み合わされて形成されており、これら3つのコイルは、後述する傾斜磁場電源3から個別に電流供給を受けて、X,Y,Zの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Z軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源3は、傾斜磁場コイル2に電流を供給する。ここで、傾斜磁場コイル2によって発生するX,Y,Z各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾斜磁場Ge及びリードアウト用傾斜磁場Grにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Gsは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Geは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Grは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。寝台4は、被検体Pが載置される天板4aを備え、後述する寝台制御部5による制御のもと、被検体Pが載置された状態で天板4aを傾斜磁場コイル2の空洞撮像口内へ挿入する。通常、この寝台4は、長手方向が静磁場磁石1の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部5は、制御部26による制御のもと、寝台4を制御する装置であり、寝台4を駆動して、天板4aを長手方向及び上下方向へ移動する。送信RFコイル6は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、送信部7から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部7は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信RFコイル6に送信する。受信RFコイル8は、傾斜磁場コイル2の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Pから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信RFコイル8は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部9へ出力する。受信部9は、受信RFコイル8から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴MagneticResonance:MR信号データを生成する。この受信部9は、受信RFコイル8から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによってMR信号データを生成する。このMR信号データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾斜磁場Ge及びリードアウト用傾斜磁場Grによって、位相エンコード方向、リードアウト方向、スライスエンコード方向の空間周波数の情報が対応付けられてk空間に配置される。そして、MR信号データを生成すると、受信部9は、そのMR信号データをシーケンス制御部10へ送信する。シーケンス制御部10は、計算機システム20から送信されるシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場電源3、送信部7及び受信部9を駆動することによって、被検体Pのスキャンを実行する。ここで、シーケンス実行データとは、傾斜磁場電源3が傾斜磁場コイル2に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部7が送信RFコイル6に送信するRF信号の強さやRF信号を送信するタイミング、受信部9が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、被検体Pのスキャンを実行するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。なお、シーケンス制御部10は、シーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源3、送信部7及び受信部9を駆動した後に、受信部9からMR信号データが送信されると、そのMR信号データを計算機システム20へ転送する。計算機システム20は、MRI装置100の全体制御を行う。例えば、計算機システム20は、MRI装置100が有する各部を駆動することで、被検体Pのスキャンや画像再構成などを行う。この計算機システム20は、インタフェース部21、画像再構成部22、記憶部23、入力部24、表示部25及び制御部26を有する。インタフェース部21は、シーケンス制御部10との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部21は、シーケンス制御部10に対してシーケンス実行データを送信し、シーケンス制御部10からMR信号データを受信する。MR信号データを受信すると、インタフェース部21は、各MR信号データを被検体Pごとに記憶部23に格納する。画像再構成部22は、記憶部23によって記憶されたMR信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体P内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。記憶部23は、後述する制御部26によって実行される処理に必要な各種データや各種プログラムなどを記憶する。例えば、記憶部23は、インタフェース部21によって受信されたMR信号データや、画像再構成部22によって生成されたスペクトラムデータや画像データなどを、被検体Pごとに記憶する。入力部24は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部24としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。表示部25は、制御部26による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部25としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。制御部26は、図示していないCPUCentralProcessingUnitやメモリ等を有し、MRI装置100の全体制御を行う。この制御部26は、例えば、入力部24を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて各種のシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部10に送信することによってスキャンを制御する。また、制御部26は、スキャンの結果としてシーケンス制御部10からMR信号データが送られた場合に、そのMR信号データに基づいて画像を再構成するよう画像再構成部22を制御する。以上、実施形態に係るMRI装置100の構成について説明した。このような構成のもと、MRI装置100は、複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、MRI装置100は、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する。そして、MRI装置100は、算出された位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。ここで、従来のFSE法による撮像では、例えば、バリアブルフリップアングルVariableFlipAngle:VFA法が併用された場合に、収集されるエコー信号に位相差のばらつきが生じることが知られている。なお、ここでいうFSE法とは、被検体に対して励起用のフリップパルスを印加した後に、複数のリフォーカス用のフロップパルスを順次印加することで、エコートレインと呼ばれる複数のエコー信号を収集する撮像法である。また、VFA法とは、FSE法のパルスシーケンスにおいて、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集する撮像法である。図2は、従来のVFA法により収集されるエコー信号における位相差の変動を示す図である。図2は、従来のVFA法によって収集されるエコー信号においてリードアウト方向に生じる1次位相差の変動の一例を示している。また、図3は、従来のVFA法により撮像されたファントム画像の一例を示す図である。図2に示すように、従来のVFA法では、初期に収集されたエコー信号において1次の位相差が大きく変動する。ここで、従来の方法では、プリスキャンによって収集されたエコー信号のうち1番目及び2番目のエコー信号が用いられていた。そのため、従来の方法では、位相差の変動が安定していないエコー信号に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスが補正されることになる。この結果、図3に示すように、感度むらが生じた画像が生成される場合があった。これに対し、本実施形態に係るMRI装置100によれば、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号を用いて、本スキャン用のパルスシーケンスが補正される。したがって、本実施形態によれば、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、そのばらつきによって生じる画質劣化を防ぐことができる。以下では、かかるMRI装置100が有する機能について詳細に説明する。なお、本実施形態では、VFA法による撮像が行われる場合について説明する。図4は、図1に示した計算機システム20の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図4では、計算機システム20が有する機能部のうち、インタフェース部21、記憶部23、及び制御部26を示している。記憶部23は、シーケンス実行データ記憶部23aと、MR信号データ記憶部23bとを有する。シーケンス実行データ記憶部23aは、後述する撮像条件設定部26aにより生成されるシーケンス実行データを記憶する。MR信号データ記憶部23bは、インタフェース部21によって受信されたMR信号データを記憶する。制御部26は、撮像条件設定部26a、プリスキャン実行部26b、位相差算出部26c、シーケンス補正部26d、及び本スキャン実行部26eを有する。撮像条件設定部26aは、操作者によって入力部24を介して入力された撮像条件に基づいて、撮像で用いられるパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データを生成する。例えば、撮像条件設定部26aは、操作者によってVFA法の撮像条件が入力された場合には、本スキャン用のVFA法のパルシーケンスを定義したシーケンス実行データと、プリスキャン用のVFA法のパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データとをそれぞれ生成する。例えば、撮像条件設定部26aは、以下で説明する本スキャン用のパルスシーケンス及びプリスキャン用のパルスシーケンスについて、それぞれシーケンス実行データを生成する。図5は、本実施形態に係る本スキャン用のVFA法のパルスシーケンスを示す図である。また、図6は、本実施形態に係るプリスキャン用のVFA法のパルスシーケンスを示す図である。図5及び6において、RFは、励起用のフリップパルスfli、及び、リフォーカス用のフロップパルスflo1、flo2flo63、flo64が印加されるタイミングを示している。また、Gssはスライス選択用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、Groはリードアウト用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示しており、Gpeは位相エンコード用傾斜磁場の印加タイミング及び強度を示している。また、Echo1は1番目に収集されるエコー信号を示しており、Echo63は63番目に収集されるエコー信号を示しており、Echo64は64番目に収集されるエコー信号を示している。また、図5及び6では、1つのスライス選択に関するパルスシーケンスのみを示し、スライスエンコードについては図示を省略している。また、ETSEchoTrainSpacingは、エコー間隔を示している。まず、図5に示すように、本実施形態に係る本スキャン用のパルスシーケンスは、FSE法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである。図5に示すパルスシーケンスは、位相エンコード数を128とし、128個のエコー信号のうち64番目に収集されるエコー信号において位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合の例である。一方、図6に示すように、本実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスは、図5に示した本スキャン用のパルスシーケンスにおいて、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わないようにしたものである。また、本実施形態に係るプリスキャン用のパルスシーケンスは、スティミュレイテッドエコーがキャンセルされ、スピンエコーのみが収集されるように設定される。例えば、米国特許第5818229に記載された方法を用いることができる。この方法では、リフォーカス用のフロップパルスの位相をπ,π,π,πと変えながら収集された1ショット目のエコー信号と、π,-π,π,-πと変えながら収集された2ショット目のエコー信号とを加算することで、スピンエコー成分のみが取り出される。図4の説明にもどって、プリスキャン実行部26bは、複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部26bは、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。なお、ここでは、プリスキャン用のパルスシーケンスとして、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスが用いられる場合について説明するが、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行うパルスシーケンスが用いられてもよい。具体的には、プリスキャン実行部26bは、撮像条件設定部26aによってプリスキャン用のシーケンス実行データが生成されると、そのシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部23aから読み出す。そして、プリスキャン実行部26bは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部21経由でシーケンス制御部10に送信することで、プリスキャンを実行する。例えば、プリスキャン実行部26bは、図6に示したパルスシーケンスを定義したシーケンス実行データをシーケンス制御部10に送信することで、プリスキャンを実行する。位相差算出部26cは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する。具体的には、位相差算出部26cは、プリスキャン実行部26bによってプリスキャンが実行された後に、プリスキャンにより収集されたエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号に関するMR信号データをMR信号データ記憶部23bから読み出す。そして、位相差算出部26cは、読み出したMR信号データをリードアウト方向にフーリエ変換した後に、0次の位相差及び1次の位相差を算出する。FSE法では、先に発生したエコー信号に対して印加された位相エンコード用傾斜磁場の作るデフェーズ分が、次に発生するエコー信号に加わり、次に観測するエコーに位相差を生じる。この位相差は、場所の1次関数になるので、1次の位相差と呼ばれる。また、コイル配置の不整合などによって、傾斜磁場は0次項B0成分を含む。この傾斜磁場の0次項は、場所依存性のない均一成分ではあるが、結果的に渦電流のような指数関数で落ちる時間特性を有し、位相差を生じる原因となる。この位相差は0次の位相差と呼ばれる。なお、1次の位相差はリードアウト方向の位相ずれを表し、0次の位相差はスライス選択方向の位相ずれコイル配置などの不整合による0次項を表す。例えば、位相差算出部26cは、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる。具体的な例として、例えば、図5に示したパルスシーケンスが本スキャンで用いられ、図6に示したパルスシーケンスがプリスキャンで用いられるとする。図5に示したパルスシーケンスのように、位相エンコード数が128であり、64番目に収集されるエコー信号において位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるように設定された場合には、一般的に、エコー信号の位相差の変動が安定するまでに48個程度のエコー信号が必要になる図2を参照。また、位相差の補正に用いられるエコー信号としては、画質に最も寄与するk空間中心に配置されるエコー信号を用いるのが望ましい。そこで、この場合には、例えば、位相差算出部26cは、プリスキャンにおいて64番目に収集されたエコー信号と63番目に収集されたエコー信号との位相差を算出する。または、位相差算出部26cは、プリスキャンにおいて64番目に収集されたエコー信号と、65番目に収集されたエコー信号との位相差を算出してもよい。シーケンス補正部26dは、位相差算出部26cにより算出された位相差に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。具体的には、シーケンス補正部26dは、位相差算出部26cによって位相差が算出されると、その位相差に基づいて、シーケンス実行データ記憶部23aに記憶されている本スキャン用のシーケンス実行データを変更する。このとき、シーケンス補正部26dは、位相差算出部26cによって算出された1次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリードアウト用傾斜磁場の強度を変更する。また、シーケンス補正部26dは、位相差算出部26cによって算出された0次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のフロップパルスの位相を変更する。なお、シーケンス補正部26dは、位相差算出部26cによって算出された0次の位相差がゼロになるように、本スキャン用のパルスシーケンスにおけるスライス選択用傾斜磁場の強度を変更してもよい。本スキャン実行部26eは、シーケンス補正部26dにより補正された本スキャン用のパルスシーケンスを用いて、本スキャンを実行する。具体的には、プリスキャン実行部26bは、シーケンス補正部26dによって本スキャン用のシーケンス実行データが補正されると、補正後のシーケンス実行データをシーケンス実行データ記憶部23aから読み出す。そして、本スキャン実行部26eは、読み出したシーケンス実行データをインタフェース部21経由でシーケンス制御部10に送信することで、本スキャンを実行する。ここで、本スキャン実行部26eが補正後のパルスシーケンスを用いて本スキャンを実行することによって、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、画質劣化を防ぐことができる。図8は、本実施形態に係るMRI装置100によって得られるファントム画像の一例を示す図である。図8に示すように、本実施形態に係るMRI装置100によれば、図3に示した従来のVFA法による画像と比べて、感動むらの少ない画像が得られる。次に、本実施形態に係るMRI装置100における位相差補正の処理手順について説明する。図7は、本実施形態に係るMRI装置100における位相差補正の処理手順を示すフローチャートである。図7に示すように、本実施形態に係るMRI装置100では、操作者によって撮像を開始するよう指示された場合にステップS101,Yes、撮像条件設定部26aが、入力部24を介して操作者から撮像条件の入力を受け付けるステップS102。続いて、撮像条件設定部26aは、操作者によって入力された撮像条件に基づいて、プリスキャン用のシーケンス実行データ及び本スキャン用のシーケンス実行データを生成するステップS103。このとき、撮像条件設定部26aは、プリスキャン用のシーケンス実行データについては、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号が収集されるようにシーケンス実行データを生成する。続いて、プリスキャン実行部26bが、撮像条件設定部26aによって生成されたプリスキャン用のシーケンス実行データに基づいて、位相エンコード用傾斜磁場を印加しないプリスキャンを実行するステップS104。その後、位相差算出部26cが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、位相差の変動が安定したエコー信号における位相差を算出するステップS105。続いて、シーケンス補正部26dが、位相差算出部26cにより算出されたエコー信号の位相差に基づいて、本スキャン用のシーケンス実行データを補正するステップS106。その後、本スキャン実行部26eが、シーケンス補正部26dにより補正された本スキャン用のシーケンス実行データに基づいて、本スキャンを実行するステップS107。そして、画像再構成部22が、本スキャンによって収集されたMR信号データから画像を再構成するステップS108。上述したように、本実施形態では、プリスキャン実行部26bが、位相エンコード用傾斜磁場の印加を行わずに複数のエコー信号を収集するパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、位相差算出部26cが、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定した少なくとも2つのエコー信号における位相差を算出する。そして、シーケンス補正部26dが、位相差算出部26cにより算出されたエコー信号の位相差に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。したがって、本実施形態によれば、エコー信号に位相差のばらつきが生じる撮像法が行われる場合でも、そのばらつきによって生じる画質劣化を防ぐことができる。また、本実施形態では、位相差算出部26cは、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる。したがって、本実施形態によれば、画質に最も寄与するk空間中心に配置されるエコー信号に基づいて本スキャン用のパルスシーケンスが補正されることになるので、画質をより向上させることができる。また、本実施形態では、プリスキャン及び本スキャンで用いられるパルスシーケンスは、FSE法のパルスシーケンスであり、リフォーカス用のRFパルスのフリップ角を変えながら複数のエコー信号を収集するものである。したがって、本実施形態によれば、VFA法による撮像において、プリスキャンによって収集された複数のエコー信号のうち初期に収集されたエコー信号の位相差がばらつくような場合でも、画質劣化を防ぐことができる。なお、本実施形態では、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。例えば、位相差算出部26cが、位相差の変動が安定したエコー信号として、位相差の変動の大きさが所定の閾値以下であるエコー信号を用いるようにしてもよい。この場合には、例えば、操作者が閾値の大きさを変更することで、本スキャン用のパルスシーケンスの補正に用いられるエコー信号の位相差の度合いを変更することができる。これにより、位相差補正の精度を調整することができる。また、本実施形態では、位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。MRI装置による撮像法には、例えば、ProtonDensity強調画像やT1強調画像などのように、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになるまでに収集されるエコー信号の数が少ないものもある。そのような撮像法では、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになった期間において、エコー信号の位相差がまだ安定していない場合もある。そこで、例えば、位相差算出部26cが、位相差の変動が安定した複数のエコー信号における位相差の平均値を算出するようにしてもよい。この場合には、シーケンス補正部26dが、位相差算出部26cにより算出された位相差の平均値に基づいて、本スキャン用のパルスシーケンスを補正する。例えば、n番目のエコー信号で位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになる場合には、位相差算出部26cは、n番目のエコー信号とn1番目のエコー信号との位相差をdifn、n2番目のエコー信号とn1番目のエコー信号との位相差をdifn1、n2番目のエコー信号とn3番目のエコー信号との位相差をdifn2として、位相差の平均値をdifndifn1difn2/Nとして算出する。ここで、Nは、位相差の算出に用いられるエコー信号の個数である。これにより、例えば、位相エンコード用傾斜磁場の強度がゼロになるまでに収集されるエコー信号の数が少ない撮像法が行われる場合でも、本スキャン用のパルスシーケンスを精度よく補正することができる。また、本実施形態では、プリスキャン及び本スキャンで用いられるパルスシーケンスがいずれもVFA法のパルスシーケンスである場合について説明した。しかしながら、本実施形態に係る技術はこれに限られるものではない。例えば、本スキャンではVFA法のパルスシーケンスを用い、プリスキャンではCFAConstantFlopAngle法のパルスシーケンスを用いるようにしてもよい。この場合には、プリスキャン実行部26bは、CFA法のパルスシーケンスを用いてプリスキャンを実行する。また、本スキャン実行部26eは、VFA法のパルスシーケンスを用いて本スキャンを実行する。ここでいうCFA法とは、FSE法のパルスシーケンスにおいて、リフォーカス用のフロップパルスのフリップ角を一定にして複数のエコー信号を収集する撮像法である。図9は、本実施形態の変形例に係るCFA法のパルスシーケンスの一例を示す図である。図9は、CFA法によって収集されるエコー信号における1次位相差の変動の一例を示している。図9に示すように、CFA法では、エコー信号において1次の位相差が全体的にほぼ安定する。この場合には、例えば、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるフロップパルスのフリップ角は、本スキャン用のパルスシーケンスで最初に印加されるフロップパルスのフリップ角と同じに設定する。また、位相差算出部26cは、位相差の変動が安定したエコー信号として、プリスキャンにより収集されたエコー信号のうち初期に収集されたエコー信号を用いる。初期のエコー信号を用いることで、例えば、エコー信号の数が増えるにつれてエコー信号に含まれるノイズ成分が多くなるような場合でも、本スキャン用のパルスシーケンスを精度よく補正することができる。なお、一般的に、CSF法による撮像ではSARSpecificAbsorptionRateが大きくなることが懸念されるが、プリスキャンは本スキャンに比べて実行時間が短いので、CFA法のパルスシーケンスを用いることによる影響は少ない。また、本実施形態では、位相差算出部26cが、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定したエコー信号として、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになる期間と同じ期間又はその期間の近傍で収集されたエコー信号を用いる場合について説明した。しかし、実施形態はこれに限られるものではなく、初期に収集されたエコー信号以外で位相差の変動が安定しているエコー信号であれば、他の時期に収集されたエコー信号が用いられてもよい。図10及び11は、本実施形態の他の変形例を説明するための図である。図10は、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるエコー信号ごとのフリップ角の変化の一例を示している。また、図11は、プリスキャンにより収集されるエコー信号ごとの信号強度の変化の一例を示している。例えば、位相差算出部26cは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、プリスキャン用のパルスシーケンスにおけるリフォーカス用のRFパルスのフリップ角の変化量が減少から増加に変化した以降で収集されたエコー信号を用いてもよい。この場合には、例えば、位相差算出部26cは、図10に示すように、リフォーカス用のRFパルスのフリップ角の変化量が減少から増加に変化した以降に収集されたエコー信号Aから、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号k空間中心に配置されるエコー信号Bまで複数のエコー信号のうち、少なくとも2つのエコー信号を用いる。また、例えば、位相差算出部26cは、プリスキャンにより収集された複数のエコー信号のうち、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号を用いてもよい。この場合には、例えば、位相差算出部26cは、図11に示すように、エコーごとの信号強度の変化量が所定の信号閾値以下となった以降で収集されたエコー信号Cから、本スキャンにおいて位相エンコード用傾斜磁場がゼロになるエコー信号k空間中心に配置されるエコー信号Dまで複数のエコー信号のうち、少なくとも2つのエコー信号を用いる。なお、ここで用いられる信号閾値としては、例えば、k空間中心に配置されるエコー信号とその1つ前又は1つ後のエコー信号との間の変化量に所定の係数を乗じた値とする。本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。"