"核磁気共鳴を起こすためのRFパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する画像生成部と、前記画像データに基づいて、前記被検体内におけるインプラントの存在するインプラント領域を判定する判定部と、前記被検体内において前記インプラント領域を避けた領域である生体領域から磁気共鳴周波数情報を取得し、前記RFパルスの中心周波数を前記磁気共鳴周波数情報に基づいて補正する補正部とを備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、前記画像データから関心領域を抽出し、前記関心領域の各画素のデータが示す前記磁気共鳴信号の強度分布を算出し、前記強度分布に基づいて前記被検体内における前記インプラントの有無を判定することで、前記インプラント領域を判定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、前記画像データから前記関心領域を複数抽出すると共に複数の前記関心領域に対し前記強度分布をそれぞれ算出し、前記生体領域の少なくとも一部の位置を前記強度分布に基づいて特定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、複数の前記関心領域として、線状の前記関心領域を複数抽出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正部は、前記判定部の特定結果に基づいた前記生体領域から前記磁気共鳴信号を受信し、受信した前記磁気共鳴信号の周波数スペクトラムを前記磁気共鳴周波数情報として用い、前記RFパルスの中心周波数を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、それぞれの前記関心領域の各画素値のプロファイルを前記強度分布として算出してから、前記プロファイルの円滑さを表す円滑度評価値をそれぞれの前記関心領域に対して算出し、それぞれの前記関心領域内の前記インプラントの有無を前記円滑度評価値に基づいて判定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、複数の前記関心領域として、線状の前記関心領域を複数抽出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項7記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、それぞれの前記関心領域の各画素値のプロファイルを前記強度分布として求め、所定周波数以上の空間周波数成分を遮断するフィルタを前記強度分布に対して適用後、前記フィルタの適用前後における画素値の変化分を各画素毎に求め、前記変化分の絶対値を前記関心領域の画素数に応じて平均して前記円滑度評価値とし、前記円滑度評価値が閾値以下の前記関心領域をインプラント有りと判定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、インプラント有りと判定した前記関心領域を複数の分割領域に分けると共に前記分割領域毎に前記円滑度評価値を算出し、前記インプラントを含む前記分割領域と、前記生体領域のみの前記分割領域とを前記円滑度評価値に基づいて識別することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正部は、前記判定部の識別結果に基づいて、インプラント有りと判定された前記関心領域における前記生体領域のみの前記分割領域から前記磁気共鳴周波数情報を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、それぞれの前記関心領域の各画素値のプロファイルを前記強度分布として求め、所定周波数以上の空間周波数成分を遮断するフィルタを前記強度分布に対して適用後、前記フィルタの適用前後における画素値の変化分を各画素毎に求め、前記変化分の絶対値を前記関心領域の画素数に応じて平均して円滑度評価値とし、前記円滑度評価値が閾値以下の前記関心領域をインプラント有りと判定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、複数の前記関心領域として、線状の前記関心領域を複数抽出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正部は、前記生体領域から前記磁気共鳴信号を収集すると共に収集によって得られる周波数スペクトラムに基づいて前記RFパルスの暫定的中心周波数を算出するシーケンスと、最後に算出した前記暫定的中心周波数と前に算出した前記暫定的中心周波数との差が所定範囲内か否かを判定する判定処理とを、前記判定処理の結果が肯定的になるまで順次繰り返し、最後に算出した前記暫定的中心周波数を前記RFパルスの補正後の中心周波数とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正部は、前記生体領域から前記磁気共鳴信号を収集すると共に収集によって得られる周波数スペクトラムに基づいて前記RFパルスの暫定的中心周波数を算出するシーケンスと、最後に算出した前記暫定的中心周波数と前に算出した前記暫定的中心周波数との差が所定範囲内か否かを判定する判定処理とを、前記判定処理の結果が肯定的になるまで順次繰り返し、最後に算出した前記暫定的中心周波数を前記RFパルスの補正後の中心周波数とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記インプラントの内部は、シリコーン、生理食塩水、吸水性ポリマー、の少なくともいずれかで形成された部分を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正部は、前記生体領域および前記インプラント領域にそれぞれ共鳴周波数計測シーケンスを実行することで前記生体領域および前記インプラント領域からそれぞれ前記磁気共鳴周波数情報を取得し、前記生体領域からの前記磁気共鳴周波数情報に基づいて前記RFパルスの中心周波数を補正すると共に、前記インプラント領域からの前記磁気共鳴周波数情報に基づいて前記インプラントからの前記磁気共鳴信号を抑制するプレパルスの中心周波数を設定し、前記画像生成部は、前記補正部によって中心周波数が設定された前記プレパルスと、中心周波数が補正された前記RFパルスとの送信によって生じた前記磁気共鳴信号を前記被検体から受信することで、前記磁気共鳴信号に基づく前記被検体の画像データを再度生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。核磁気共鳴を起こすためのRFパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する画像生成部と、前記画像データに基づいて前記被検体内におけるインプラントの有無を判定する判定部とを備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項17記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記判定部は、前記インプラントが存在する場合には、前記インプラントの存在領域であるインプラント領域を位置的に特定し、前記画像生成部は、前記判定部の特定結果に基づいて前記インプラントからの前記磁気共鳴信号を抑制するプレパルスを前記インプラント領域に印加後、前記RFパルスの送信により生じる前記磁気共鳴信号を前記被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記画像データを再度生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。核磁気共鳴を起こすためのRFパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成するステップと、前記画像データに基づいて前記被検体内におけるインプラントの有無を判定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。インプラントには複数のタイプがあり、そのMR信号をRFパルスによって抑制することが困難な場合がある。その場合、従来とは異なる技術によって水組織の共鳴周波数を正確に検出した上で、RFパルスの中心周波数を設定することが望まれるが、その事前情報として、予めインプラントの有無を自動的かつ正確に判定しておくことが好ましい。そこで本発明の一実施形態は、磁気共鳴イメージングにおいて、被検体の胸部などにおけるインプラントの有無を自動的かつ正確に判定するための技術の提供を目的とする。一実施形態では、磁気共鳴イメージング装置は、画像生成部と、判定部と、補正部とを備える。画像生成部は、核磁気共鳴を起こすためのRFパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、この磁気共鳴信号に基づいて被検体の画像データを生成する。判定部は、生成された画像データに基づいて、被検体内におけるインプラントの存在するインプラント領域を判定する。補正部は、被検体内においてインプラント領域を避けた領域である生体領域から、磁気共鳴周波数情報を取得し、RFパルスの中心周波数を磁気共鳴周波数情報に基づいて補正する。一実施形態では、磁気共鳴イメージング方法は、以下の2つのステップを有する。1つは、核磁気共鳴を起こすためのRFパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、磁気共鳴信号に基づいて被検体の画像データを生成するステップである。1つは、この画像データに基づいて被検体内におけるインプラントの有無を判定するステップである。以下、磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。本実施形態の構成図1は、第1の実施形態におけるMRI装置20の全体構成を示すブロック図である。図1に示すように、MRI装置20は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石22と、静磁場用磁石22の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル24と、傾斜磁場コイル26と、RFコイル28と、制御系30と、被検体Pが乗せられる寝台32とを備える。ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するX軸、Y軸、Z軸を以下のように定義する。まず、静磁場用磁石22およびシムコイルユニット24は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石22およびシムコイルユニット24の軸方向をZ軸方向とする。また、鉛直方向をY軸方向とし、寝台32は、その天板の載置用の面の法線方向がY軸方向となるように配置されているものとする。制御系30は、静磁場電源40と、シムコイル電源42と、傾斜磁場電源44と、RF送信器46と、RF受信器48と、シーケンスコントローラ56と、コンピュータ58とを備える。傾斜磁場電源44は、X軸傾斜磁場電源44xと、Y軸傾斜磁場電源44yと、Z軸傾斜磁場電源44zとで構成されている。また、コンピュータ58は、演算装置60と、入力装置62と、表示装置64と、記憶装置66とで構成されている。静磁場用磁石22は、静磁場電源40に接続され、静磁場電源40から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる。シムコイル24は、シムコイル電源42に接続され、シムコイル電源42から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石22は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源40に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源40を設けずに、静磁場用磁石22を永久磁石で構成してもよい。傾斜磁場コイル26は、X軸傾斜磁場コイル26xと、Y軸傾斜磁場コイル26yと、Z軸傾斜磁場コイル26zとで構成され、静磁場用磁石22の内側で筒状に形成されている。X軸傾斜磁場コイル26x、Y軸傾斜磁場コイル26y、Z軸傾斜磁場コイル26zはそれぞれ、X軸傾斜磁場電源44x、Y軸傾斜磁場電源44y、Z軸傾斜磁場電源44zに接続される。そして、X軸傾斜磁場電源44x、Y軸傾斜磁場電源44y、Z軸傾斜磁場電源44zからX軸傾斜磁場コイル26x、Y軸傾斜磁場コイル26y、Z軸傾斜磁場コイル26zにそれぞれ供給される電流により、X軸方向の傾斜磁場Gx、Y軸方向の傾斜磁場Gy、Z軸方向の傾斜磁場Gzが撮像領域にそれぞれ形成される。即ち、物理軸としての3軸であるX、Y,Z方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzを合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Gss、位相エンコード方向傾斜磁場Gpe、および、読出し方向周波数エンコード方向傾斜磁場Groの各方向を任意に設定することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および、読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。RF送信器46は、シーケンスコントローラ56から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のRFパルスRF電流パルスを生成し、これを送信用のRFコイル28に送信する。RFコイル28には、ガントリに内蔵されたRFパルスの送受信用の全身用コイルや、寝台32または被検体Pの近傍に設けられるRFパルスの受信用の局所コイルなどがある。送信用のRFコイル28は、RF送信器46からRFパルスを受けて被検体Pに送信する。受信用のRFコイル28は、被検体Pの内部の原子核スピンがRFパルスによって励起されることで発生したMR信号高周波信号を受信し、このMR信号は、RF受信器48により検出される。RF受信器48は、検出したMR信号に位相検波、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、A/Danalogtodigital変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データを生成する。RF受信器48は、生成したMR信号の生データをシーケンスコントローラ56に入力する。演算装置60は、MRI装置20全体のシステム制御を行うものであり、これについては後述の図2を用いて説明する。シーケンスコントローラ56は、演算装置60の指令に従って、傾斜磁場電源44、RF送信器46およびRF受信器48を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは例えば、傾斜磁場電源44に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。シーケンスコントローラ56は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源44、RF送信器46およびRF受信器48を駆動させることで、X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy,Z軸傾斜磁場GzおよびRFパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ56は、RF受信器48から入力されるMR信号の生データを受けて、これを演算装置60に入力する。図2は、図1に示すコンピュータ58の機能ブロック図である。コンピュータ58の演算装置60は、MPUMicroProcessorUnit86と、システムバス88と、画像再構成部90と、画像データベース94と、画像処理部96と、表示制御部98と、判定部102と、中心周波数設定部104とを備える。MPU86は、撮像条件の設定、撮像動作および撮像後の画像表示において、システムバス88等の配線を介してMRI装置20全体のシステム制御を行う。また、MPU86は、撮像条件設定部としても機能し、入力装置62からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ56に入力する。そのために、MPU86は、表示制御部98を制御して、撮像条件の設定用画面情報を表示装置64に表示させる。入力装置62は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。画像再構成部90は、内部にk空間データベース92を有する。画像再構成部90は、k空間データベース92に形成されたk空間において、シーケンスコントローラ56から入力されるMR信号の生データをk空間データとして配置する。画像再構成部90は、k空間データに2次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施して、被検体Pの各スライスの画像データを生成する。画像再構成部90は、生成した画像データを画像データベース94に保存する。画像処理部96は、画像データベース94から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置66に記憶させる。記憶装置66は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Pの情報患者情報等を付帯情報として付属させて記憶する。表示制御部98は、MPU86の制御に従って、撮像条件の設定用画面や、撮像により生成された画像データが示す画像を表示装置64に表示させる。判定部102は、画像データに対して線状の関心領域LinearRegionofInterest:以下、線ROIというを複数設定し、各々の線ROIの信号強度プロファイルに基づいてインプラントの有無を判定する。中心周波数設定部104は、判定部102の判定結果と、インプラントを含まない領域からのMR信号の周波数スペクトラムとに基づいて、RFパルスの中心周波数を補正する。上記の判定部102と中心周波数設定部104の機能は、本実施形態の特徴の1つであり、以下、インプラントの有無の判定方法について説明する。図3は、MRI装置によって、2つの円筒状のインプラントのモデルをファントム120a、120bとして撮像して得られた画像を上側に、その線ROI130の信号強度プロファイルを下側に示した模式図である。線ROI130は、図3の上側の画像におけるファントム120a、120bを通る直線領域として設定されている。ここでの信号強度とは、例えば、線ROI130の各画素の輝度レベルを規定する画素値であり、この画素値は、ファントムや被検体におけるMR信号の強度に応じた値となる。即ち、ファントムや被検体におけるMR信号の強度が強い部分に対応する画素ほど、画素値が大きく、高輝度で表される。従って、図3の下側において、縦軸は画素値PixelValueを示し、横軸は線ROIの延在方向における画素の位置PixelPositionを示す。但し、画像の白黒を反転させ、MR信号の強度が強い部分ほど、画素値を小さくし、低輝度で表してもよい。また、ここでの線ROIとは、一例として、幅が1画素分であって直線状に繋がった画像上の領域である。以下の説明では、単に線ROIと表記した場合には、幅が1画素分で、直線状の画像領域を指すものとする。なお、線ROIの幅は、1画素分に限定されるものではなく、例えば2画素分の幅として、幅方向に隣接する2画素の画素値の平均値を用いて、図3と同様の線ROIの信号強度プロファイルを作成してもよい。図4は、MRI装置によって、インプラントが含まれない被検体Pの胸部を撮像したアキシャル断面像を上側に、その線ROI132の信号強度プロファイルを図3と同様に下側に示した模式図である。ここでのアキシャル断面とは、患者座標系のX軸、Y軸、Z軸を以下のように定義した場合の、患者座標系のX-Y平面である。即ち、被検体Pの左右方向をX軸方向とし、腹側を前、背中側を後ろとした被検体Pの前後方向をY軸方向とし、およそ背骨延在方向に頭を上、足を下とした被検体Pの上下方向をZ軸方向とする患者座標系である。また、線ROI132は、原則、被検体の双方の乳房の部分を通るように設定される。但し、被検体Pの胸部の画像において片側の乳房しか認識できない場合、線ROI132は、被検体Pの片側の乳房の部分を通るように設定される。具体的には、目的とする撮像部位が胸部の左半分または右半分の場合、撮像目的ではない方の乳房を凹ませて撮像する場合もある。その場合、アキシャル断面像であっても、被検体Pの胸部の画像において片側の乳房しか認識できないことになる。図3、図4を比較すれば分かるように、人体組織の領域以下、生体領域というは、線ROIの信号強度プロファイルの起伏が激しい増減が激しい一方、インプラントの領域は、線ROIの信号強度プロファイルが滑らかになる。この要因を説明すると、人体組織は、構造が複雑であるため、微視的に見て組成分子の変化が大きく、隣接画素間での信号強度の変化が大きくなる。一方、インプラントの内部は、例えば医療用シリコーン、生理食塩水、吸水性ポリマーwaterabsorptivepolymerなどの素材で形成されている。インプラントは、上記の材質に拘らず、人体組織と対比すれば構造が単純であるため、微視的に見て組成分子の変化はあまりなく、信号強度プロファイルが滑らかになる。なお、図3の例では、不図示の受信用表面コイルをファントム120a、120bの周囲に巻いているので、ファントム120a、120bの表面側ほど、MR信号を受ける表面コイルに近い分、信号レベルが高くなっている。これは一例にすぎず、適切な信号処理によって、ファントム120a、120bの内部ほど窪んでいる信号強度プロファイルを平らにすることも可能である。但し、このような信号処理に拘らず、インプラントは構造が単純であるために信号強度プロファイルが滑らかになることに、変わりはない。そこで、本実施形態では一例として、信号強度プロファイルの円滑さを表す円滑度評価値Tを複数の線ROIに対して求め、円滑度評価値Tによってインプラントの有無を判定する。図5は、本実施形態のMRI装置20によって、インプラント120c、120dが含まれる被検体Pの胸部を撮像したアキシャル断面像と、この断面像に設定した複数の線ROIの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。図5Aは、被検体Pの胸部のアキシャル断面像である。判定部102図2参照は、一例として17個の線ROI140a~140qを、このアキシャル断面像の横方向に平行に等間隔で設定する。図5B、図5C、図5D、図5Eはそれぞれ、図5Aの線ROI140c、140e、140g、140iにおける信号強度プロファイルである。図5B~図5Eにおいて、縦軸は画素値を示し、横軸は線ROIの延在方向における画素の位置を示す。図5B~図5Eから分かるように、被検体Pの外側の領域では水素原子が存在しないため、MR信号は殆ど収集されず、画素値も低い。生体領域では、水素原子が存在するため、MR信号の強度が高くなり、画素値も大きくなるが、前述の理由でプロファイルの起伏が激しくなる。インプラント120c、120dの領域では、前述の理由でプロファイルは滑らかになる。ここで、本実施形態では一例として、以下の1式のように円滑度評価値Tを定義する。1式において、Nは、線ROIの延在方向における、線ROIの画素数である。ここでは一例として線ROIの幅を1画素分としているので、Nは線ROIの画素数に等しい。iは、線ROIの延在方向における、各画素の1次元的な座標である1式では、線ROIの一端の座標を1とする。縦横がそれぞれ256画素の断面像の場合、iは、1から256までの整数値をとりうる。Aiは、iによって位置が規定される各画素の画素値である。LAiは、低域通過フィルタを通した後のAiである。図6は、インプラント領域と、生体領域とで、低域通過フィルタを透過させる前後における信号強度プロファイルの変化を比較した模式図である。図6A~図6Dにおいて、縦軸は画素値を示し、横軸は線ROIの延在方向における画素の位置を示す。図6Aは、図5Bにおける線ROI140cの一部である線ROI150c図5Bの一点鎖線部分の信号強度プロファイルである。線ROI150cは、主に生体領域の部分に相当する。図6Bは、線ROI150cの信号強度プロファイルを前記Aiとし、これに対して低域通過フィルタを適用した後の信号強度プロファイルである。図6Cは、図5Dにおける線ROI140gの一部である線ROI150g図5Dの一点鎖線部分の信号強度プロファイルである。線ROI150gは、主にインプラント120dの部分に相当する。図6Dは、線ROI150gの信号強度プロファイルをAiとし、これに対して低域通過フィルタを適用した後の信号強度プロファイルである。図6B、図6Dにおいて、低域通過フィルタを適用する前のプロファイルは点線で示し、低域通過フィルタを適用した後のプロファイルは太線で示す。図6C、図6Dを比較すれば分かるように、インプラント120dの領域は、もともと信号強度プロファイルが滑らかであるので、低域通過フィルタの適用前後でプロファイルがあまり変わらない。即ち、インプラントの領域の各画素の画素値は、低域通過フィルタの適用前後においてそれほど大きくは変化しない。従って、インプラントの領域は、1式において、Ai-LAiの絶対値が小さくなるから、インプラントの領域では円滑度評価値Tは小さくなる。また、図6Bから分かるように、生体領域は、もともと信号強度プロファイルの起伏が激しいので、低域通過フィルタの適用後においてプロファイルが大分滑らかになる。即ち、生体領域の各画素の画素値は、低域通過フィルタの適用前後において、インプラントの領域の場合よりも大きく変化する。このため、生体領域は、1式において、Ai-LAiの絶対値が大きくなるから、生体領域では円滑度評価値Tは大きくなる。即ち、1式で一例として定義した円滑度評価値Tの場合、信号強度プロファイルが滑らかであるほど、値が小さくなる。従って、インプラントが含まれる線ROIは、インプラントが含まれない線ROIよりも、円滑度評価値Tが小さくなる。そこで判定部102は、図5の各線ROI140a~140qに対して1式で円滑度評価値Tをそれぞれ計算し、円滑度評価値Tが第1の閾値未満の線ROIにはインプラントが含まれ、円滑度評価値Tが第1の閾値以上の線ROIにはインプラントが含まれないと判定する。なお、低域通過フィルタとしては例えば、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分の内の、上位10~90のいずれかの範囲の高周波成分を遮断するフィルタを用いればよい。上位10の高周波成分を遮断するフィルタとは、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分が例えば0.1Hz~1000Hzの場合、約900Hzより高周波の成分を遮断する意味であり、この場合は遮断周波数900Hzの低域通過フィルタになる。上位90の高周波成分を遮断するフィルタとは、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分が例えば0.1Hz~1000Hzの場合、約100Hzより高周波の周波数成分を遮断する意味である。即ち、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分を解析後、解析結果に応じて空間フィルタを通過すべき所定の空間周波数範囲通過すべき最大周波数を適切に定め、通過すべき最大周波数を遮断周波数とする低域通過フィルタを用いることが望ましい。ここでの適切とは、生体領域と、インプラント領域とで、1式で計算される円滑度評価値Tが十分識別できる程度に異なるようにするという意味である。従って、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分に応じて、低域通過フィルタの遮断周波数を適切に変えることが好ましい。図7は、線ROIを複数に分割し、分割領域毎にインプラントの有無を判定する例として、図5Cの線ROI140eの信号強度プロファイルを20個に分割した模式図である。即ち、図7に破線で境界を示すように、線ROI140eを、その端から順に分割領域140e1~140e20の20個の領域に分割する。そして、各々の分割領域140e1~140e20に対してそれぞれ、円滑度評価値T1~T20をそれぞれ求める。例えば、線ROI140eの延在方向において画素数が200の場合、各分割領域140e1~140e20の画素数は、200/20=10である。この場合、分割領域140e1に対する円滑度評価値T1は以下の2式で求め、分割領域140e2に対する円滑度評価値T2は以下の3式で求めればよい。分割領域140e3~140e20についても同様に、円滑度評価値T3~T20を求めることができる。判定部102は、この円滑度評価値T1~T20に基づいて、生体領域とインプラント領域とを特定する。例えば線ROI140eの場合、判定部102は、分割領域140e1~140e20毎に、画素値の平均値を求める。これにより、画素値の平均値が第2の閾値未満の分割領域140e1~140e20のいずれかは被検体Pの外側の領域であると、判定部102は判定する。図5、図7に示す線ROI140eの場合、例えば、分割領域140e1、140e9~140e12、140e20が被検体Pの外側の領域であると判定される。さらに判定部102は、画素値の平均値が第2の閾値以上の分割領域については、円滑度評価値T1~T20のいずれかが第3の閾値未満の分割領域はインプラントの領域であり、それ以外の分割領域は生体領域であると判定する。図5、図7に示す線ROI140eの場合、例えば、分割領域140e2、140e8、140e13、140e19が生体領域であり、分割領域140e3~140e7、140e14~140e18がインプラントの領域であると判定される。図8は、本実施形態のMRI装置20によって、インプラントが含まれる被検体Pの胸部を撮像したサジタル断面像と、この断面像に設定した複数の線ROIの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。ここでのサジタル断面とは、前記患者座標系のY-Z平面である。図8Aは、被検体Pの片側の乳房を含むサジタル断面像であり、判定部102は、このサジタル断面像に対して図5Aの場合と同様に17個の線ROI160a~160qを設定する。図8Bは線ROI160cについて、図8Cは線ROI160gについて、図5の場合と同様に信号強度プロファイルを示したものである。線ROI160cは、図8Aから分かるように、インプラントがなく、主に生体領域を含むので、図8Bのように画素値の変化MR信号強度の変化が激しい。一方、線ROI160gは、図8Aから分かるようにインプラント120cを含むので、図8Cのように、インプラント120cに相当する部分で画素値の変化MR信号強度の変化が滑らかになる。図9は、本実施形態のMRI装置20によって、インプラントが含まれる被検体の胸部を撮像したコロナル断面像と、この断面像に設定した複数の線ROIの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。ここでのコロナル断面とは、前記患者座標系のX-Z平面である。図9Aは、被検体Pの両側の乳房を含むコロナル断面像であり、判定部102は、このコロナル断面像に対して図5Aの場合と同様に17個の線ROI170a~170qを設定する。図9Bは線ROI170eについて、図9Cは線ROI170gについて、図5の場合と同様に信号強度プロファイルを示したものである。線ROI170eは、図9Aから分かるように、インプラントがなく、生体領域を含むので、図9Bのように画素値の変化が激しい。一方、線ROI170gは、図9Aから分かるようにインプラント120c、120dを含むので、図9Cのようにインプラント120c、120dに相当する部分で画素値の変化が滑らかになる。図8に示すサジタル断面像の場合も、図9に示すコロナル断面像の場合も、図5、図6、式1を用いて前述した手段により、各々の線ROI160a~160q、170a~170q毎にインプラントの有無を判定できる。また、図7、式2、式3を用いて前述した手段により、各々の線ROI160a~160q、170a~170qを複数の分割領域に分け、インプラントの領域か、生体領域か、被検体Pの外側の領域かを分割領域毎に判定することができる。本実施形態の動作説明図10は、MRI装置20の動作の流れを示すフローチャートである。以下、図10に示すステップ番号に従って、前述の図1~図9を適宜参照しながら、MRI装置20の動作を説明する。[ステップS1]MPU86図2参照は、入力装置62に対して行われた入力情報等に基づいて、MRI装置20の初期設定を行う。この初期設定において、装置座標系のX軸、Y軸、Z軸に対する被検体Pの体位情報や、位置決め画像の撮像時におけるRFパルスの暫定的な中心周波数等が設定される。なお、インプラントの有無の判定、および、生体領域とインプラントの領域との特定において、アキシャル断面、コロナル断面、サジタル断面のどれを用いるかをステップS1でユーザが設定できるように、表示装置64および入力装置62は構成される。片胸だけの検査の場合、人体座標系でのサジタル断面像でもよいが、両胸の検査の場合には、人体座標系でのアキシャル断面像またはコロナル断面像をインプラントの有無の判定に用いることが望ましい。この後、ステップS2に進む。[ステップS2]シーケンスコントローラ56は、不図示の寝台制御系統を駆動して、被検体Pが乗せられた寝台32図1参照を移動させ、被検体Pの撮像部位この例では胸部に不図示の投光器の光が当たるようにする。この後、ガントリ内の磁場中心に被検体Pの撮像部位が位置するように、寝台32が移動し、アキシャル断面、コロナル断面、サジタル断面の位置決め画像の画像データが生成される。具体的には、MRI装置20は、画像データ収集用のRFパルス等を送信し、被検体PからのMR信号をRF受信器48により検出する。シーケンスコントローラ56は、MR信号の生データを画像再構成部90に入力し、画像再構成部90は、この生データに所定の処理を施して位置決め画像の画像データを生成し、これを画像データベース94に入力する。画像処理部96は、入力された画像データに所定の画像処理を施し、記憶装置66は、画像処理後の位置決め画像の画像データを記憶する。この後、ステップS3に進む。[ステップS3]判定部102は、ステップS1で設定されたインプラントの有無の判定用の位置決め画像の画像データを記憶装置66から取得し、この画像データに対して前述のように複数の線ROIを設定する図5、図8、図9参照。インプラントの有無を正確に判定する上では、5本以上の線ROIを設定することが望ましく、10本以上の線ROIを設定することがさらに望ましい。線ROIは、図5、図8、図9のように画像の上から下に向けて、或いは、画像の右から左に向けて、画像を等分するように画像全体に亘って設定してもよいが、これは一例にすぎない。例えば、判定部102は、人体の各骨や臓器の形状、大きさ等を含む標準的な人体モデルに基づいて、位置決め画像における被検体Pの領域とテンプレートマッチングを行い、被検体Pの乳房の領域のみを抽出してもよい。この場合、判定部102は、全ての線ROIが被検体Pの乳房の領域を通るように、画像の一部に対してのみ線ROIを設定する。これにより、インプラントの有無の判定において、背中側の線ROIなどの確実にインプラントを含まない領域に対する円滑度評価値Tの計算処理を省略できる。次に、判定部102は、ここでは一例として、設定した全ての線ROIに対して1式により円滑度評価値Tを計算し、各々の線ROIがインプラントを含むか否かを判定する。但し、全ての線ROIに対して円滑度評価値Tの計算および上記判定を行う必要はない。例えば画像の横方向に沿って複数の線ROIを設定した場合、画像上側の線ROIから順にインプラントの有無の判定を行い、インプラント有りの線ROIが検出された時点で、円滑度評価値Tの計算および上記判定の処理を中止してもよい。この後、ステップS4に進む。[ステップS4]ステップS3において、インプラント有りの線ROIが検出された場合、ステップS5に進み、全ての線ROIにおいてインプラント無しと判定された場合、ステップS6に進む。[ステップS5]判定部102は、線ROIを複数の分割領域に分け、各分割領域が生体領域か、インプラントの領域か、被検体Pの外側の領域かを前述の手法で判定する図7、2式、3式参照。この判定は、インプラント有りと判定された線ROIに対してのみ行うことで、計算負荷を減らしてもよい。或いは、後述の共鳴周波数計測パルスシーケンスの対象領域として、生体領域を特定しておくことが望ましいから、生体領域と、被検体Pの外側の領域とを特定するために、全ての線ROIに対して上記の判定を行ってもよい。この後、ステップS6に進む。[ステップS6]中心周波数設定部104は、上記判定結果に基づいて生体領域をMR信号の収集領域として設定した上で、生体組織としての水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数を検出する。ここでのMR信号の収集領域について、ステップS3、S4の判定結果によって2つに分けて説明する。ステップS3、S4において全ての線ROIでインプラント無しと判定された場合、例えば位置決め画像に基づいて生体領域を特定し、特定した生体領域の一部或いは全体をMR信号の収集領域とする。なお、被検体Pの外側の領域は、水素原子が殆どないのでMR信号強度が低く、例えば位置決め画像の各画素値を閾値処理することで、生体領域と、被検体Pの外側の領域とに分けることができる。ステップS3、S4においてインプラント有りと判定された場合、MR信号の収集領域は、2通りある。第1に、インプラント有りと判定された線ROIの一部である分割領域の内、生体領域と判定された領域周囲をMR信号の収集領域とすることができる。例えば、図5、図7に示した線ROI140eの場合、分割領域140e2、140e8、140e13、140e19のいずれかを含む小さい領域をMR信号の収集領域とすることができる。ここでの小さい領域とは、線ROIの延在方向に直交する方向の幅が各々の線ROI同士の幅より狭く、線ROIの延在方向の長さが各分割領域の長さ以下の領域である。あまり大きくすると、インプラント領域まで含まれてしまうからである。第2に、インプラント有りと判定された線ROIを避けた生体領域を、MR信号の収集領域とすることができる。例えば、位置決め画像の各画素値を閾値処理して、被検体Pの内側の領域を判別し、被検体Pの内側の領域からインプラント有りの線ROIを避ければ、MR信号の収集領域とする生体領域を選択できる。なお、ステップS5において、全ての線ROIを分割領域に分け、分割領域毎に生体領域か、インプラントの領域か、被検体Pの外側の領域かを判別している場合、その結果に基づいて、MR信号の収集領域とする生体領域を選択してもよい。中心周波数設定部104は、MR信号の収集領域を設定し、これをMPU86およびシーケンスコントローラ56に入力する。MPU86は、脂肪組織からのMR信号を抑制する飽和パルス等をプレパルスとした共鳴周波数計測パルスシーケンスの条件を設定し、シーケンスコントローラ56に入力する。シーケンスコントローラ56は、MRI装置20の各部を制御して共鳴周波数計測パルスシーケンスを実行し、上記収集領域からMR信号を収集し、これを中心周波数設定部104に入力する。中心周波数設定部104は、収集したMR信号の周波数スペクトラムのピーク周波数を、水組織における水素原子核スピンの共鳴周波数として検出する。なお、共鳴周波数計測パルスシーケンスや、周波数スペクトラムの解析については、例えば特許文献1に記載の技術などの従来手法を用いることができる。中心周波数設定部104は、検出した水素原子核スピンの共鳴周波数を第1の暫定的中心周波数として記憶する。次に、中心周波数設定部104は、収集領域を変えずに上記の共鳴周波数計測パルスシーケンスを再実行させ、水素原子核スピンの共鳴周波数を検出し、これを第2の暫定的中心周波数として記憶する。次に、中心周波数設定部104は、第2の暫定的中心周波数を第1の暫定的中心周波数と比較する。中心周波数設定部104は、上記のように共鳴周波数計測パルスシーケンスで暫定的中心周波数を検出する検出処理と、最後に検出した暫定的中心周波数が収束値と言える範囲内か否かを判定する判定処理とを、判定処理の結果が肯定的になるまで順次繰り返す。収束したか否かは、例えば、最後に検出したものから数えて、最後4回分の暫定的中心周波数の最大値と最小値の差が所定値の範囲内か否かによって判定すればよい。静磁場強度が1.5テスラの場合、上記所定値は、例えば20Hzとすればよい。判定処理の結果が肯定的になった場合、中心周波数設定部104は、最後に検出した暫定的中心周波数を、収集領域の水組織における水素原子核スピンの共鳴の中心周波数として記憶する。この後、ステップS7に進む。[ステップS7]中心周波数設定部104は、ステップS1で暫定的に設定したRFパルスの中心周波数を補正する。即ち、中心周波数設定部104は、ステップS6で検出および最終的に決定した水組織における水素原子核スピンの共鳴の中心周波数を、RFパルスの中心周波数として設定する。また、MPU86は、入力情報等に基づいて、イメージング用のパルスシーケンスを含むその他の撮像条件を設定する。この後、ステップS8に進む。[ステップS8]ステップS7で補正されたRFパルスの中心周波数、および、設定された他の撮像条件に従ってデータ収集が行われる。具体的には、静磁場電源40により励磁された静磁場用磁石22によって撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源42からシムコイル24に電流が供給されて、撮像領域に形成された静磁場が均一化される。そして、入力装置62からMPU86に撮像開始指示が入力されると、MPU86は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ56に入力する。シーケンスコントローラ56は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源44、RF送信器46およびRF受信器48を駆動させることで、被検体Pがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、RFコイル28からRF信号を発生させる。このため、被検体Pの内部の核磁気共鳴により生じたMR信号がRFコイル28により受信されて、RF受信器48により検出される。RF受信器48は、検出したMR信号に所定の信号処理を施した後、これをA/D変換することで、デジタル化したMR信号である生データを生成する。RF受信器48は、生成した生データをシーケンスコントローラ56に入力する。シーケンスコントローラ56は、生データを画像再構成部90に入力し、画像再構成部90は、k空間データベース92に形成されたk空間において、生データをk空間データとして配置する。画像再構成部90は、k空間データベース92からk空間データを取り込み、これにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで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94に保存する。画像処理部96は、画像データベース94から画像データを取り込み、これに例えば最大値投影MIP:MaximumIntensityProjection処理等の画像処理を施すことで2次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置66に保存する。以上が本実施形態のMRI装置20の動作説明である。以上説明した実施形態によれば、磁気共鳴イメージングにおいて、被検体Pの胸部などにおけるインプラントの有無を自動的かつ正確に判定できる。具体的には、位置決め画像から複数の線ROIを抽出し、線ROIの画素値のプロファイルの円滑さを表す円滑度評価値Tを求め、これに基づいてインプラントの有無を判定するため、インプラントの有無を正確に判定できる。そして、上記判定結果に基づき、インプラントを確実に避けた生体領域を共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるMR信号の収集領域とする。このため、RFパルスではそのMR信号を抑制しにくいインプラントが含まれる場合にも、生体領域の水素原子の共鳴の中心周波数を正確に検出できる。さらに、共鳴周波数計測パルスシーケンスによって検出される中心周波数の値がほぼ収束するまで、共鳴周波数計測パルスシーケンスを繰り返す。従って、生体領域の水素原子の共鳴の中心周波数をより正確に検出できる。このように正確に検出した水素原子の共鳴周波数に基づいて、イメージングシーケンスにおけるRFパルスの中心周波数を設定するため、良好な画像を得ることができる。また、インプラント有りと判定した場合、インプラントが含まれる線ROIを複数の分割領域に分け、分割領域毎に、インプラント領域か、生体領域か、被検体の外側かを判定する。このため、インプラントが含まれる乳房を避けた領域に限らず、インプラントが含まれる線ROIの近傍の生体領域も、共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるMR信号の収集領域とすることができる。即ち、共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるMR信号の収集領域の選択の幅が広がる。本実施形態の補足事項[1]本実施形態では、位置決め画像を用いることで、インプラントの有無の判定およびインプラントのない領域の解析を行う例を述べた。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く、例えば、前のイメージングシーケンスで同じ領域この例では胸部を撮像した画像を用いて、インプラントの有無の判定を行ってもよい。或いは、インプラントの有無の判定には、MPRmultiplanarreconstructionsなど、撮像画像から画像処理画像変換によって生成された画像を用いてもよい。例えば胸部のアキシャル断面像50枚からなるボリュームデータがある場合、このボリュームデータに基づいて右側の乳房中央を通るサジタル断面像と、左側の乳房中央を通るサジタル断面像とを画像処理によって生成できる。そして、これらサジタル断面像に基づいてインプラントの有無を判定してもよい。[2]被検体Pの胸部を対象として、インプラントの有無の判定およびインプラントのない領域の解析を行う例を述べた。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。例えば、被検体Pにおける胸部以外に医療用シリコーンのインプラントが存在する場合にも、上記実施形態のシーケンスは適用可能である。[3]線ROIとして、直線状の画像領域の信号強度プロファイルを求め、このプロファイルに基づいてインプラントの有無やインプラントの領域を特定する例を述べた。本発明は、かかる実施形態に限定されるものではない。線ROIは、例えば弧状などの曲線状の領域であってもよい。[4]1つの断面像に対して17個の線ROIを等間隔で設定する例を述べた。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。線ROIは、必ずしも等間隔で設定しなくてもよい。また、線ROIの数は17個に限定されるものではなく、例えば10個などの他の数でもよい。[5]線ROIの各画素の画素値に基づく信号強度プロファイルに基づいて円滑度評価値Tを求め、円滑度評価値Tが小さいほど、信号強度プロファイルが滑らかであるからインプラントの領域であると判定する例を述べた。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。1式で計算されるTを円滑度評価値と称したが、1式で計算されるTを、信号強度プロファイルの起伏の程度を示す起伏度評価値として捉えてもよい。この場合、起伏度評価値Tが大きいほど、信号強度プロファイルの起伏が激しいから生体領域である、と判定すればよい。円滑度評価値、起伏度評価値にせよ、捉え方の違いにすぎず、技術的には同じである。[6]インプラントの有無の判定結果、および、インプラントのない領域の解析結果に基づいて、RFパルスの中心周波数の設定を行う例を述べた。これは一例にすぎず、インプラントの有無の判定結果、および、インプラントのない領域の解析結果については、他の目的にも用いることができる。例えば、上記解析結果からインプラントの領域を特定し、インプラントの構成物質の共鳴周波数に基づいて、インプラントからのMR信号を抑制してもよい。具体的には例えば、空間選択的且つ周波数選択的なプレサチュレーションパルス例えば縦磁化ベクトルを90°傾ける飽和パルスをインプラントの領域に印加すればよい。図11は、インプラントのMR信号を抑制するプレサチュレーションパルスの印加を伴う場合のMRI装置20の動作を示すフローチャートである。図11において、ステップS1’~S5’の動作内容は、図10のステップS1~S5と同様である。図11のステップS6’では、ステップS4’でインプラントありと判定された場合には中心周波数設定部104は、以下の2つの共鳴周波数計測シーケンスを実行させ、インプラントなしと判定された場合には以下の片方のみを実行させる。1つは、生体領域を対象領域として実行する共鳴周波数計測シーケンスであり、これはインプラントの有無に拘らずに行う。中心周波数設定部104は、これにより得られた周波数スペクトラムに基づいて、水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数を求める。もう1つは、インプラント領域を対象領域として実行する共鳴周波数計測シーケンスであり、これはインプラント有りと判定された場合のみに行う。例えばインプラントがシリコーンで形成されている場合、中心周波数設定部104は、これにより得られた周波数スペクトラムに基づいて、シリコーンの磁気共鳴の中心周波数を求める。この後のステップS7’では、中心周波数設定部104は、ステップS4’でインプラントありと判定された場合には以下の2つの処理を行い、インプラントなしの場合には前者のみを行う。1つは、シミングステップS6’で検出した水組織の水素原子の共鳴中心周波数に合うように、RFパルスの中心周波数を補正であり、これはインプラントの有無に拘らずに行う。もう1つは、ステップS6’で検出されたシリコーンの共鳴中心周波数に基づいて合致するように、シリコーンのMR信号を抑制するプレサチュレーションパルスの中心周波数を設定する。これはインプラント有りと判定された場合のみに行う。ステップS8’では、インプラント有りの場合にはステップS6’までに特定されたインプラント領域に対して選択的に、ステップS7’で周波数条件が設定されたプレサチュレーションパルスを印加し、磁気共鳴イメージングを行って同様に被検体の画像データを生成する。インプラント無しの場合には、このプレサチュレーションパルスを印加しないで、同様に磁気共鳴イメージングを行って被検体の画像データを生成する。なお、図11のステップS6’では、インプラント領域を対象とした共鳴周波数計測シーケンスを省略してもよい。この場合、ステップS7’では、以下の2つの情報に基づいて、シリコーンのMR信号を抑制するプレサチュレーションパルスの中心周波数を設定する。第1に、ステップS6’で検出された生体領域の水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数である。第2に、シリコーンの共鳴周波数と、水組織の共鳴周波数との差であり、この値は既知の値を用いる。[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。静磁場用磁石22、シムコイル24、傾斜磁場コイル26、RFコイル28、制御系30の全体図1参照が、傾斜磁場およびRFパルスの印加を伴った撮像により被検体Pの画像データを生成する構成は、請求項記載の画像生成部の一例である。判定部102の特定結果に基づいて、共鳴周波数計測パルスシーケンスによって生体領域からMR信号を収集する制御系30全体の機能、および、収集したMR信号の周波数スペクトラムに基づいてRFパルスの中心周波数を補正する中心周波数設定部104の機能は、請求項記載の補正部の一例である。[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。"