本发明涉及磁共振成像装置(以下称作mri装置)及其时间序列图像作成方法，尤其涉及在mri装置中在时间序列上连续地取得水/脂肪分离图像的技术。
背景技术：
在采用mri装置的摄像方法中公知各种方法，其中之一有以下的技术，即利用高频磁场施加后的水质子和脂肪质子的行为的不同，得到分离成以高对比度描绘出水的图像(以下称作水图像)和以高对比度描绘出脂肪的图像(以下称作脂肪图像)的图像(以下称作水/脂肪分离技术)。在水/脂肪分离技术的其中一种技术中，有通过根据在使回波时间(te：echotime)不同的情况下测量到的回波信号而得到的多个图像的运算来进行水/脂肪分离的dixon法，根据te的设置方式有2点dixon法、3点dixon法等方法。
dixon法是利用取得回波信号的各te处的水质子和脂肪质子的相位旋转之差的摄像方法，容易受到静磁场不均匀的影响。因此，求取因静磁场不均匀引起的相位旋转分量(静磁场不均匀图)，使用该静磁场不均匀图，进行将该影响消除的校正。在此，在求取静磁场不均匀图时，为了防止水和脂肪的替换，进行相位解缠绕(phaseunwrapping)处理。
相位解缠绕处理是以下处理，将为了在-π～π的范围内再表现超过了-π～π的范围的相位(将该状态称作引起相位缠绕(phasewrapping))而产生的不连续的跳动消除，使空间上的相位变化连续，以超过了-π～π的范围的相位的值进行表现的处理。
上述的相位缠绕有时在摄像整体中产生。在摄像整体中产生了相位缠绕的情况下，水和脂肪的全体发生替换。在专利文献1中，公开了在2点dixon法中，为了减轻摄像整体的水和脂肪的替换而进行正误判定的处理的技术。
此外，在相位和频率之间存在一定的关系(相位＝2π×频率×时间)，公知采用由频率的偏离量而不是相位旋转分量表示的静磁场不均匀图来分离水和脂肪的技术(专利文献2)。专利文献2中记载有以下内容，即在3点dixon法或者多点dixon法中，利用静磁场不均匀图(频率的静磁场不均匀图)和由水/脂肪质子构成的信号模型，通过基于最小二乘估计的反复运算来分离水/脂肪。在该方法中，由于通过基于最小二乘估计的反复运算而求取的静磁场不均匀图有时会收敛到错误的局部的解(将该状态称作引起局部收敛)，因此与相位解缠绕处理同样地，通过进行用于连结的处理，以使得静磁场不均匀图的解在空间上连续，从而减轻该问题。
另一方面，在mri装置中，给出造影剂，在时间序列上重复进行摄像，对造影剂的涂染方式进行监控，这一方法正在实用化。这样连续取得图像的方法已知为动态成像(dynamicimaging)。在该动态成像中也有想要分离水和脂肪这样的要求，采用通过同时使用dixon法从而取得将来自脂肪的信号分离后的水图像的方法(专利文献3)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：jp特开2014-90949号公报
专利文献2：美国专利第7176683号说明书
专利文献3：jp特开2002-52005号公报
在动态成像中同时使用了dixon法的情况下，存在以下这样的课题，即在以时间序列重复的摄像期间，静磁场不均匀图发生变化，作为结果，表示最终所构成的组织的图像的准确性降低。如果也有时该静磁场不均匀图的变化部分地产生，则也会在摄像整体中产生。关于静磁场不均匀图发生变化的原因，以肝脏的动态成像为例进行说明。
在肝脏的动态成像中，为了抑制因呼吸的运动导致的伪影而在停止了呼吸的状态进行摄像。重复多次该呼吸停止和摄像并对造影剂的涂染方式进行监控。因此，由于摄像期间呼吸停止的位置产生偏离或者造影剂的流入状态发生变化，因而静磁场不均匀图部分地发生变化。由于该静磁场不均匀图的部分的变化而存在产生部分的相位缠绕的可能性。
此外，到造影剂完全涂染为止需要15分钟左右的时间。当在造影剂完全涂染之前进行摄像时，由于自摄像开始起的温度变化所引起的共振频率的偏离而在静磁场不均匀图中产生偏移。在该情况下，也在时间序列间产生相位缠绕，该相位缠绕在摄像整体中产生。
在这些时间序列图像间，作为部分或者摄像整体而产生的相位缠绕有时在现有的空间上的相位解缠绕处理中无法消除。即使采用专利文献1记载的判定正误的处理，水和脂肪整体也有时会因误判定而在时间序列间进行替换。此外，即使采用专利文献2所示的方法，也会发生局部收敛，同样会发生水和脂肪的替换。
技术实现要素：
本发明的目的在于，在mri装置及其时间序列图像作成方法中，在以时间序列重复摄像来取得时间序列的组织对比度图像时，得到更准确地表示组织的状态的图像。
为了解决上述课题，本发明的mri装置具备以下单元，该单元在根据以时间序列得到的te不同的多个回波信号作成静磁场不均匀图时，除了对因相位缠绕或者局部收敛导致的相位或者频率在空间方向的不连续进行校正的处理(空间方向不连续校正处理)之外，还进行对时间序列方向的不连续进行校正的处理(时间序列方向不连续校正处理)。此外，本发明的mri装置判断是否需要时间序列方向不连续校正处理，在判断为需要时，部分或者整体地进行时间序列方向的不连续校正处理。
此外，在本发明的mri装置的时间序列图像作成方法中，使用根据通过mri装置在时间序列的摄像中分别取得的、回波时间不同的回波信号重构出的多个原图像，通过原图像间的运算形成多种组织对比度图像作为时间序列图像，该mri装置的时间序列图像作成方法包括：在时间序列的每次摄像时，根据上述多个原图像作成表示因静磁场不均匀引起的相位旋转或者频率的偏离的静磁场不均匀图的处理；对在时间序列的每次摄像时得到的上述静磁场不均匀图，校正相位或者频率的空间方向的不连续的处理；对在时间序列的每次摄像时得到的上述静磁场不均匀图，将相位或者频率的时间序列方向的偏移的大小与规定的阈值进行比较的处理；当上述时间序列方向的偏移处于规定的阈值范围时，校正上述时间序列方向的不连续的处理；以及使用校正后的上述静磁场不均匀图和上述多个原图像，作成多种组织对比度图像的处理。
发明效果
根据本发明，在动态成像中，能够取得更准确地表示组织的状态的图像(组织对比度图像)。
附图说明
图1为表示mri装置的一实施方式的结构图。
图2为信号处理部的功能框图。
图3为信号处理部的主要部分的功能框图。
图4为表示实施方式的信号处理部的处理流程的图。
图5为表示空间方向的不连续校正处理和时间序列方向的不连续校正处理的概要的图，(a)表示时间序列的原图像，(b)表示静磁场不均匀图，(c)表示空间方向的不连续校正处理，(d)表示时间序列方向的不连续校正处理。
图6为表示2点dixon法的梯度回波序列的一例的图。
图7为表示2点dixon法的梯度回波序列的其它例的图。
图8为表示动态成像的概要的图。
图9为表示第1实施方式的处理流程的图。
图10为表示时间序列方向的相位解缠绕处理的概要的图。
图11为表示3点dixon法的梯度回波序列的一例的说明图。
图12为表示第2实施方式的处理流程的图。
图13为表示时间序列方向的区域扩展处理的概要的图。
图14为表示第3实施方式的用户界面的一例的图。
图15为表示第3实施方式的处理流程的图。
图16为第4实施方式的动态成像的序列图。
图17为表示第4实施方式的用户界面的一例的图。
符号的说明
1mri装置、101被检测体、102静磁场磁铁、103倾斜磁场线圈、104照射线圈、105接收线圈、106卧台、107倾斜磁场电源、108rf发送部、109信号检测部、110信号处理部、111显示部、112控制部、1101信号接收部、1102k空间数据库、1103图像重构部、1104图像数据库、1105图像处理部、1107图像发送部、1106参数保存部、1109存储器、1111静磁场不均匀图作成部、1113不连续校正处理部、1114空间不连续校正处理部、1115时间序列不连续校正处理部、1116判定部、1117分离图像运算部、1118图像比较部
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。此外，在用于说明本发明的实施方式的所有图中，对具有相同功能的部件赋予相同符号，并省略其重复说明。
图1为表示应用了本发明的mri装置1的一实施例的整体结构的图。该mri装置1作为摄像部在被检测体101的周围具备：产生静磁场的静磁场产生用磁铁102；产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈103；对被检测体照射高频磁场脉冲(以下记作rf脉冲)的照射线圈104；以及对来自被检测体的nmr信号进行检测的接收线圈105。此外，mri装置1具备载置被检测体101的卧台106。照射线圈104与rf发送部108连接，接收线圈105与信号检测部109连接。此外，倾斜磁场线圈103与倾斜磁场电源107连接。
mri装置1还具备：对接收线圈105所接收到的nmr信号进行处理的信号处理部110；对包括上述摄像部的倾斜磁场电源107、rf发送部108以及信号检测部109在内的装置整体进行控制的控制部112；显示作为信号处理部110的处理结果的图像等的显示部111；以及用于操作者设定摄像条件等的操作部113。显示部111和操作部113互相接近配置，操作者和装置可以通过它们交互地进行工作。
静磁场产生用磁铁102被配置在被检测体101的周边的具有一定广度的空间，且由永磁铁、或超导磁铁、或常导磁铁构成，使均匀的静磁场在与被检测体101的体轴平行或垂直的方向上产生。
倾斜磁场线圈103基于来自倾斜磁场电源107的信号，对被检测体101施加x轴、y轴、z轴这3轴方向的倾斜磁场。通过该倾斜磁场的施加方式来设定被检测体的摄像截面。
照射线圈104按照来自rf发送部108的信号产生rf脉冲。通过该rf脉冲，构成由倾斜磁场线圈103设定的被检测体101的摄像截面的生物体组织的原子的原子核被激励，诱发nmr现象。在通常的mri装置中成为测定的对象的原子核是氢的原子核即质子。
通过由从照射线圈104照射的rf脉冲诱发的构成被检测体101的生物体组织的原子的原子核的nmr现象，产生作为nmr信号的回波信号，该回波信号通过与被检测体101接近配置的接收线圈105由信号检测部109检测。所检测出的回波信号由信号处理部110进行信号处理而变换成图像。变换后的图像显示于显示部111。
控制部112为了以某规定的脉冲序列重复产生切片编码、相位编码、频率编码的各倾斜磁场和rf脉冲，而控制倾斜磁场电源107、rf发送部108，进而控制信号处理部110。脉冲序列将根据摄像方法的不同而不同的各种情况预先作为程序保存于控制部112中，操作者经由操作部113设定规定的脉冲序列和摄像参数，由此由控制部112读出并执行。
本实施方式的mri装置1具备dixon法的脉冲序列作为脉冲序列。dixon法使从基于照射线圈104的rf脉冲的施加到取得回波信号为止的回波时间(te)不同地取得多个回波信号。在测定对象为质子时，选择各个te，以使得rf照射后的水质子的相位旋转和脂肪质子的相位旋转之差成为规定的值。通过重复脉冲序列，从而在不同的每个回波时间收集回波信号的集合(回波数据)。
在dixon法中，按照所取得的原图像的数目、te的设定方式，有2点dixon法、3点dixon、多点dixon法等，本实施方式能够采用任一种方法。3点dixon法中，改变te而进行3次拍摄，在2点dixon法中，改变te而进行2次拍摄。3点dixon法由于改变te而进行3次拍摄，因此比2点dixon法更花费时间，但得到精度更高的图像。此外，在多点dixon法中，改变te而进行3次以上的拍摄。越增加拍摄的次数就越花费时间，但得到精度高的图像。此外，在脉冲序列中有得到2维数据的2d脉冲序列、得到3维数据的3d脉冲序列，其中任一种都是可以的。
控制部112以规定的间隔执行多次使用了这种dixon法的脉冲序列的摄像，取得时间序列的回波数据。摄像的间隔、次数根据成为对象的部位、摄像的目的的不同而不同，可以被预先设定，也可以由操作者经由操作部113来设定。
信号处理部110通过这种dixon法的脉冲序列的执行，对在不同的每个回波时间收集的回波数据进行图像重构，得到每个回波时间的图像(称作原图像)。通过多个原图像间的运算，得到以高对比度描绘出水质子的图像(以下称作水图像)和以高对比度描绘出脂肪质子的图像(以下称作脂肪图像)。以下，也将水图像以及脂肪图像合并称作水/脂肪图像。信号处理部110还使用在不同的每个回波时间收集的回波信号，将在这些回波信号中包含的因静磁场不均匀引起的相位旋转或者频率的偏离作成为静磁场不均匀图，并将该静磁场不均匀图用于多个原图像间的运算。信号处理部110在以时间序列执行的多次摄像的每次摄像时进行这些处理。
静磁场不均匀图是表示每个像素的相位旋转量或者频率的偏离的图，并按照此后的原图像间的运算的方法适当选择作成哪一个。
此外，在通过静磁场产生用磁铁102在载置有被检测体101的空间中产生的静磁场中，产生因磁铁结构引起的静磁场本身的空间的不均匀、和因在静磁场空间中载置的被检测体的每个部位处磁敏感度不同而引起的静磁场的空间的不均匀。由静磁场不均匀图得到的静磁场不均匀是将两者叠加后得到的。
进一步地，信号处理部110进行对在所作成的静磁场不均匀图中产生的相位、频率的不连续(相位缠绕或者局部收敛)进行校正的处理。将该处理称作不连续校正处理。信号处理部110不仅在空间方向上进行该不连续校正处理，针对时间序列方向也进行该不连续校正处理。所谓空间方向的处理是指针对一个静磁场不均匀图在相邻的像素间检测相位缠绕或局部收敛并进行校正的处理，所谓时间序列方向的处理是指针对在时间序列方向上相邻的静磁场不均匀图检测对应的像素(同一坐标的像素)之间的相位缠绕或者局部收敛并进行校正的处理。
说明进行以上所述的处理的信号处理部110的结构。图2为用于说明信号处理部110的处理功能的功能框图。
信号处理部110具备信号接收部1101、图像重构部1103、图像处理部1105、图像发送部1107以及作为存储器的k空间数据库1102、图像数据库1104以及参数保存部1106。参数保存部1106从控制部112取得并保存信号接收部1101所需的脉冲序列的切片编码、频率编码、相位编码、动态成像的摄像序号的信息、或图像重构部1103、图像处理部1105、图像发送部1107所需的图像矩阵、滤波等的参数、控制信息。
信号接收部1101基于由在参数保存部1106中保存的参数例如切片编码、频率编码、相位编码、动态成像的摄像序号构成的对k空间的配置信息，将来自信号检测部109的回波信号保存于k空间数据库1102中。图像重构部1103对在k空间数据库1102中保存的k空间数据进行傅里叶变换而将其变换为图像，并保存于图像数据库1104中。图像处理部1105对在图像数据库1104中保存的图像实施图像处理，并传送到图像发送部1107。图像处理中例如有作成水图像和脂肪图像的处理、对接收线圈105的灵敏度的不匀进行校正的处理等。图像发送部1107将进行了图像处理的图像发送到显示部111。
进一步地，图3示出与信号处理部110的图像重构以及图像处理的运算相关的功能的框图。如图示那样，信号处理部110除了图像重构部1103以及存储器1109之外，作为图像处理部1105还具备静磁场不均匀图作成部1111、不连续校正处理部1113、以及分离图像运算部1117。不连续校正处理部1113还具备进行空间方向的不连续校正处理的空间不连续校正部1114、以及进行时间序列方向的不连续校正处理的时间序列不连续校正部1115。此外，不连续校正处理部1113也可以具备判定是否进行时间序列方向的不连续校正处理的判定部1116、和判定是否进行时间序列方向的图像匹配等的图像比较部1118。也可以与进行判定的对象相应地具备多个判定部，此外，操作者也可以经由操作部113来执行判定部1116、图像比较部1118的功能。此时，可以省略判定部1116、图像比较部1118。在存储器1109中，除了由图像重构部1103进行了重构的原图像数据之外，还保存由静磁场不均匀图作成部1111作成的静磁场不均匀图、计算过程中的数据等。
此外，图3所示的信号处理部110的各功能部例如可以构筑于cpu上，也可以由cpu81以外的硬件、例如asic(applicationspecificintegratedcircuit)或fpga(fieldprogrammablegatearray)等来实现其一部分或全部功能。
接下来，参照图4所示的动作过程和图5来说明上述结构的信号处理部110的动作。
首先，图像重构部1103根据在时间序列的摄像中分别取得的、回波时间不同的回波信号(回波数据)重构多个原图像(s41)。图5(a)中作为一例以2d脉冲序列表示2幅原图像501、502。图中的各符号后的括号内的数字表示摄像的顺序，在此表示执行了n次摄像。
接下来，静磁场不均匀图作成部1111在时间序列的每次摄像时，根据多个原图像501、502作成表示因静磁场不均匀引起的相位旋转或者频率的偏离的静磁场不均匀图503(图5(b))(s42)。算出静磁场不均匀图503的具体的方法在后述的实施方式中详细叙述。静磁场不均匀图503由与原图像的各像素相对应的像素构成，像素的值是相位或者频率。
接下来，不连续校正处理部1113求取时间序列间的静磁场不均匀图的偏移，在偏移小的时间序列间实施时间序列间的不连续校正处理(相位解缠绕处理或者区域扩展处理)来消除相位缠绕或者局部收敛。另一方面，在偏移大的时间序列间，比较时间序列间的图像，使一致的程度高的图像齐整地输出。
具体来说，首先对在时间序列的每次摄像时得到的静磁场不均匀图，将相位或者频率的时间序列方向的偏移的大小与规定的阈值进行比较(s43)，在时间序列方向的偏移处于规定的阈值范围时，对时间序列方向的不连续进行校正(s44)。
如图5(d)所示那样，时间序列方向的不连续校正处理是，对在时间序列方向上相邻的静磁场不均匀图503(n)(n为1～n的整数)、503(n+1)的相同位置的像素的值进行比较，如果消除了该相位缠绕或者局部收敛后的差分处于规定的范围内，则进行不连续校正处理。时间序列方向的不连续校正处理也可以针对静磁场不均匀图的所有像素进行，但例如通过仅对存在物体的像素进行，从而将噪声的像素的影响排除在外，能得到更准确的结果。在静磁场不均匀图的时间序列方向的偏移处于规定的范围外时，即使进行不连续校正处理也得不到准确的结果的可能性高，因此不进行时间序列方向的不连续校正处理。
不连续校正处理部1113针对进行了时间序列方向的不连续校正处理的像素，或者在没有进行时间序列方向的不连续校正处理的情况下，对在时间序列的每次摄像时得到的静磁场不均匀图503，校正相位或者频率的空间方向的不连续(s45)。图5(c)示出空间方向的不连续校正处理的概要。空间方向的不连续校正处理在例如静磁场不均匀图503为相位图的情况下，是校正相位缠绕的处理，在相邻的像素间的相位的变化超过了π时，对一方进行加上2π或者减去2π这样的处理，使相位变化连续。该处理以规定的像素作为基准，在上下方向以及左右方向上依次进行扫描，同时检测不连续并进行校正，这样来推进。
执行空间方向的不连续校正处理(s45)和时间序列方向的不连续校正处理(s44)的顺序并不被限定。例如也可以在以空间方向对各次摄像中得到的静磁场不均匀图503进行了不连续校正处理之后，进行时间序列方向的不连续校正处理，也可以如针对进行了时间序列方向的不连续校正处理的像素来进行空间方向的不连续校正处理那样，针对进行了一个处理的像素进行另一个处理，依次推进校正处理。即，本实施方式中进行的不连续校正处理是在空间(3维)上加上了时间轴的4维的不连续校正处理。步骤s44～s45对每个像素进行。
最后，分离图像运算部1117使用校正后的静磁场不均匀图和多个原图像，作成多种组织对比度图像(s46)。分离图像运算部1117所进行的运算与公知的dixon法的运算相同，在后述的实施方式中详细叙述。
在根据步骤s43的比较结果而没有进行时间序列方向的不连续校正处理的情况(静磁场不均匀图的时间序列方向的偏移处于规定的范围外的情况)下，针对步骤s46中得到的多种图像，通过在时间序列方向上相邻的图像间的比较来对多种图像间的替换进行校正。图像的替换是以以下形式发生的：在2个静磁场不均匀图间产生了相位缠绕或者局部收敛，基于此结果作成的多种图像例如一部分水图像和脂肪图像发生替换，从而会在连续的水图像之中包含脂肪图像。通过评价相邻的图像彼此的一致度，能够检测图像的替换。通过将发生了替换的图像再次替换，从而得到同种图像齐整的时间序列图像。
最终所得到的时间序列的多种组织对比度图像被适当地显示于显示部111中。
如以上说明的那样，本实施方式的mri装置具备：对置于静磁场中的被检测体施加高频磁场以及倾斜磁场，在一次摄像中收集使回波时间不同的回波信号的摄像部；以及使用上述回波时间不同的多个回波信号来作成上述回波时间不同的多个图像的信号处理部。信号处理部具备：使用上述多个图像作成表示因静磁场不均匀引起而在上述图像中产生的相位旋转或者频率的偏离的静磁场不均匀图的静磁场不均匀图作成部；对在上述1次摄像中取得的静磁场不均匀图，进行在空间方向上校正相位或者频率的不连续的不连续校正处理的空间方向不连续校正部；以及对在时间序列的摄像中取得的多个静磁场不均匀图，进行在时间序列方向上校正相位或者频率的不连续的不连续校正处理的时间序列不连续校正部，使用上述回波时间不同的多个图像、和在空间方向以及/或者时间序列方向上进行了不连续校正处理后的上述静磁场不均匀图，作成具有多个不同的组织对比度的多种时间序列图像。
此外，信号处理部还具备图像比较部，该图像比较部在时间序列方向上相邻的图像间对上述多种时间序列图像进行比较，判定图像的一致度，按照上述图像比较部的判定结果作成同种图像齐整的时间序列图像。
根据本实施方式的mri装置，在动态成像中，能够取得更准确地表示组织的状态的图像(组织对比度图像)。此外，根据本实施方式，能够减少以时间序列重复进行摄像时的静磁场不均匀图的部分的相位缠绕(或者局部收敛)，更稳定地作成准确的静磁场不均匀图。通过作成准确的静磁场不均匀图，从而能够取得减少了水和脂肪的替换的水图像以及脂肪图像。此外，在某时间序列的静磁场不均匀图整体发生了相位缠绕(或者局部收敛)时，也能减少水图像和脂肪图像的替换。
将以上所说明的本实施方式的mri装置的结构作为基础，进一步在以下说明将本发明应用于2点dixon法和3点dixon法的实施方式。在以下的实施方式中，主要说明基于相位解缠绕处理的带静磁场校正的2点dixon法和使用了基于最小二乘估计的反复运算的带静磁场校正的3点dixon法，但本发明并不限定于这些，也同样能够应用于3点dixon法或多点dixon法，且能够实现同样的效果。
<第1实施方式>
第1实施方式为采用了2点dixon法的实施方式。此外，本实施方式的装置的结构与上述的实施方式相同，以下适当参照图1～图3。
首先，对在本实施方式中采用的2点dixon法中使用的脉冲序列进行说明。图6示出其一例。该脉冲序列是稳态自由进动型的3维梯度回波(gradientecho)序列，且是得到te不同的两种图像数据的序列。控制部112进行以下控制，将该脉冲序列经由rf发送部108进行发送。即，与rf脉冲201的照射同时地通过倾斜磁场线圈103施加切片编码倾斜磁场202，对成为目标的断层体进行激励，施加用于对切片方向的位置信息进行编码的切片编码倾斜磁场203。
而且，在施加了用于对位置信息进行编码的相位编码倾斜磁场204，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(前置脉冲)205之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场206，在自rf脉冲起经过了te1之后产生第1回波信号。接下来，再次施加负方向的频率编码倾斜磁场(重绕脉冲：rewindpulse)207、正方向的频率编码倾斜磁场208，在自rf脉冲起经过了te2之后产生第2回波信号。在得到将水和脂肪分离的图像的情况下，例如te1是从水和脂肪得到的回波信号彼此成为相反相位的时间，te2是从水和脂肪得到的回波信号彼此成为相同相位的时间。
接下来，施加正方向的频率编码倾斜磁场209(扰相脉冲：spoilerpulse)，同时施加切片编码倾斜磁场210(重绕脉冲)和相位编码倾斜磁场211(重绕脉冲)，以便分别将切片编码倾斜磁场203和相位编码倾斜磁场204抵消。
分别改变切片编码倾斜磁场203和210、相位编码倾斜磁场204和211的面积，同时重复执行切片编码和相位编码的次数的这种序列，收集切片编码×相位编码数量的回波信号。关于由接收线圈105接收到的回波信号，由信号检测部109取得k空间的数据，并由信号处理部110来进行处理。
图6所示的脉冲序列为一例，除此之外还有各种在2点dixon法中使用的梯度回波的脉冲序列。图7示出另一例。
在图7所示的脉冲序列中，是在经过te2之后由负方向的频率编码倾斜磁场产生第2回波信号的方法。与图6的脉冲序列相比具有能够缩短te1与te2之间的时间的优点。
在该脉冲序列中，与rf脉冲301的照射同时地施加切片编码倾斜磁场302来仅对成为目标的断层体进行激励，并施加用于对切片方向的位置信息进行编码的切片编码倾斜磁场303。接下来，在施加了用于对位置信息进行编码的相位编码倾斜磁场304，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(前置脉冲)305之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场306，在自rf脉冲起经过了te1后产生第1回波信号。接下来，施加负方向的频率编码倾斜磁场307，在自rf脉冲起经过了te2之后产生第2回波信号。
而且，施加负方向的频率编码用倾斜磁场308(扰相脉冲)，同时施加切片编码倾斜磁场309(重绕脉冲)和相位编码倾斜磁场310(重绕脉冲)，以便分别将切片编码倾斜磁场303和相位编码倾斜磁场304抵消。在此，rf脉冲301、切片编码倾斜磁场302和303、相位编码倾斜磁场304、频率编码倾斜磁场305、频率编码倾斜磁场306、切片编码倾斜磁场309、相位编码倾斜磁场310分别与图6的rf脉冲201、切片编码倾斜磁场202和203、相位编码用倾斜磁场204、前置脉冲205、频率编码倾斜磁场206、切片编码倾斜磁场210、相位编码倾斜磁场211相对应，作用和效果基本相同。
本实施方式的mri装置(控制部112)进行基于这种脉冲序列的摄像，作为动态成像。图8为表示动态成像的概要的图，白色矩形表示利用图6或者图7所示的脉冲序列取得遍及摄像范围的图像数据的各次摄像401～405。此外，由虚线示出的矩形表示在间隔较长的摄像间(图中摄像404与405之间)利用等待时间执行的与动态成像不同的摄像，例如t2增强图像的摄像406，其根据需要来追加。
此外，摄像间隔根据在动态成像中使用的造影剂的移动时间、摄像部位的不同而不同。例如，在肝脏的动态成像的情况下，在给出造影剂之前在最初的摄像401中取得最初的图像数据。摄像401在停止了呼吸的状态下以20秒左右的时间进行摄像。接下来，在给出造影剂之后，以摄像402、403、404的顺序以与造影剂的涂染程度相匹配的时间，在停止了呼吸的状态下对与摄像401相同的摄像截面进行20秒左右的摄像。而且，最后在造影剂完全被涂染完的时间进行摄像405。
接下来，按照上述结构，以本实施方式的mri装置的动作尤其以信号处理部的处理为中心来进行说明。图9为表示信号处理部110中的处理流程的图。在此，用于执行本处理流程的程序被存储于图像处理部1105内，图像处理部1105执行基于图9说明的各步骤的处理。图9的处理流程按动态成像的每个摄像序号来执行。在以下的说明中，将通过设定于水和脂肪成为相反相位的te从而得到的复数数据的图像(原图像)设为te1的图像s1，将通过设定于水和脂肪成为相同相位的te从而得到的复数数据的图像(原图像)设为te2的图像s2。
(步骤s901)
静磁场不均匀图作成部1111根据在图像数据库1104中保存的、te1的图像s1和te2的图像s2算出静磁场不均匀图。如果将静磁场不均匀图设为p，将从te2的图像s2减去了te1的图像s1的相位后得到的相位减法运算图像设为t，则静磁场不均匀图p通过下式(1)、(2)来求取。
【数学式1】
【数学式2】
在式(1)中，x表示图像的横坐标，y表示图像的纵坐标，x表示图像的切片序号、t表示动态成像的摄像序号、*表示复共轭(以下相同)。式(2)中，将相位减法运算图像t的相位设为2倍，来求取复数数据的静磁场不均匀图p，但这是由于，因为水和脂肪的相位错开180°，因此通过设为2倍而使水和脂肪的相位一致。此外，虽然未图示，但静磁场不均匀图作成部1111也可以通过对静磁场不均匀图p实施低通滤波器或者实施平滑来减小噪声的影响，减少相位缠绕。
(步骤s902)
在与前次的摄像序号(t-1)的摄像之间，求取因共振频率的偏离等引起的相位的偏移。将静磁场不均匀图p与前次摄像的静磁场不均匀图进行相位差分，算出相位的偏移α。其中，在最初的摄像序号的情况下跳过本步骤。
【数学式3】
α(t)＝arg{∑x，y，zp(x，y，z，t)×p*(x，y，z，t-1)}(3)
式(3)的arg表示根据复数数据求取相位。
(步骤s903)
利用判定部1116，使用在步骤s902中算出的相位的偏移α，进行是否实施时间序列的相位解缠绕处理的判定。在相位的偏移α大的情况下，即使进行时间序列的相位解缠绕处理，时间序列方向的相位缠绕不能消除的风险也较高，因此不进行时间序列的相位解缠绕处理较好。因此，例如如果相位的偏移α为-π/2～π/2，则设为时间序列的相位解缠绕处理的判定，向步骤s904转移。在相位的偏移α小于-π/2、大于π/2的情况下，即α的绝对值大的情况下，设为不进行时间序列的相位解缠绕处理的判定，向步骤s907转移。其中，在最初的摄像序号的情况下，由于不进行时间序列的相位解缠绕处理，因此向步骤s907转移。
(步骤s904)
不连续校正处理部1113(时间序列不连续校正部1115)使用前次的摄像序号的静磁场不均匀图来进行时间序列的相位解缠绕处理。图10为表示动态成像的静磁场不均匀图的数据的图，在此示出3d的静磁场不均匀图701、702。图10的θ是相位解缠绕完成的静磁场不均匀图，相位由角度的信息表示。时间序列方向的相位解缠绕处理是，从时间序列方向的坐标(t-1)的相位解缠绕完成的像素(例如a)起，将时间序列方向的坐标(t)的空间坐标(xyz)相同的未处理像素(例如b)设为相邻的像素来进行相位解缠绕。
如果设前次的摄像序号的静磁场不均匀图p(x，y，z，t-1)、相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t-1)、本次的摄像序号的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)，则进行了相位解缠绕处理的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)如下所示。
【数学式4】
θ(x，y，z，t)＝
θ(x，y，z，t-1)+arg{p(x，y，z，t)×p*(x，y，z，t-1)}(4)
上述的步骤s904针对静磁场不均匀图的各像素进行，但不需要对所有像素进行。例如通过仅对存在物体的像素进行实施，从而消除噪声的影响，能够进一步减少相位解缠绕处理后残留的相位缠绕。
此外，通过仅在相邻的相位解缠绕完成的像素和未处理像素间的相位差小的情况下(例如-π/2～π/2的范围内)执行步骤s904的处理，从而能够进一步减少相位缠绕。在前次(t-1)的摄像中的屏住呼吸的位置和本次(t)的摄像的屏住呼吸的位置产生了偏离的情况下，可能会有相位变化变大或者物体的位置发生偏离从而相邻像素成为噪声的情况，但通过根据存在物体的像素、相邻像素的相位差来判断是否实施相位解缠绕，从而在这种情况下电能准确地求取相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ。
(步骤s905)
在时间序列方向的相位解缠绕处理之后，通过空间不连续校正部1114执行空间上的相位解缠绕处理，从而对剩余的未处理像素(没有进行时间序列方向的相位解缠绕处理的像素)进行相位解缠绕。未处理像素在以下情况下产生：前面的摄像序号的相邻的像素不是相位解缠绕完成的情况、在时间序列方向上相邻的像素的相位差较大的情况(-π/2～π/2的范围外)。对于空间上的相位解缠绕处理来说，在存在与时间序列方向的相位解缠绕完成的像素在空间上相邻的未处理像素的情况下，对未处理像素进行相位解缠绕处理，直到能进行相位解缠绕处理的未处理像素消失为止，都进行处理。
空间方向的相位解缠绕的方法与式(4)同样地，对x，y，z的坐标轴的各自的正负两个方向进行。例如从y+1向y的相位解缠绕处理使用下式(5)。
【数学式5】
θ(x，y，z，t)＝θ(x，y+1，z，t)+arg{p(x，y，z，t)×p*(x，y+1，z，t}(5)
对于步骤s904所示的时间序列方向的相位解缠绕处理和步骤s905所示的空间方向的相位解缠绕处理来说，也可以按每个像素替换进行相位解缠绕的顺序。即，能够对x，y，z，t的4维的静磁场不均匀图进行4维的相位解缠绕处理。对于在步骤s904以及s905中进行相位解缠绕处理的像素的顺序来说，通过组合在与相位解缠绕完成像素相邻(空间上的相邻和时间序列上的相邻)的未处理像素之内以信号值(静磁场不均匀图p的绝对值)从高到低的顺序进行处理等的方法，从而与现有的x，y，z的3维的相位解缠绕处理相比，能够减少相位缠绕。
(步骤s906)
分离图像运算部1117最初使用相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)对te2的图像s2(x，y，z，t)进行相位校正。此时，在相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)中，还包含没有被相位解缠绕处理的像素，因此没有进行相位解缠绕处理的像素通过外插来求值。此外，由于在步骤s901中相位的值设为2倍，因此te2的图像s2(x，y，z，t)的相位校正是，从图像s2(x，y，z，t)减去静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)的一半的相位，求取相位校正图像s2’(x，y，z，t)。即，如果用i表示虚数，用e表示指数函数，则相位校正图像s2’(x，y，z，t)通过下式(6)来求取。
【数学式6】
s2′(x，y，z，t)＝s2(x，y，z，t)×e-iθ(x，y，z，t)/2
＝s2(x，y，z，t)×{cos(θ(x，y，z，t)/2)-
isin(θ(x，y，z，t)/2)}(6)
接下来，分离图像运算部1117对te1的图像s1(x，y，z，t)和相位校正图像s2’(x，y，z，t)进行复数加法运算来作成水图像w，进行复数减法运算来作成脂肪图像f。即，水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)通过下式(7-1)、(7-2)来求取。
【数学式7】
w(x，y，z，t)＝s1(x，y，z，t)+s2′(x，y，z，t)(7-1)
f(x，y，z，t)＝s1(x，y，z，t)-s2′(x，y，z，t)(7-2)
此后，将求取到的图像数据输出到图像发送部1107。
(步骤s907)
在进行时间序列的相位解缠绕的判定时，通过由空间不连续校正部1114使用本次的摄像序号的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)来进行空间上的相位解缠绕处理，从而求取相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)。此时的相位解缠绕处理是，确定开始处理的像素(开始像素)，对在x，y，z方向的任一个方向上相邻的像素依次进行相位解缠绕处理。
开始像素例如设为静磁场不均匀图p(x，y，z，t)的绝对值成为最大的像素，对开始像素的相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)的值设定同坐标的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)的相位。对于进行相位解缠绕处理的像素的顺序来说，通过组合在与相位解缠绕完成像素相邻(空间上的相邻)的未处理像素之内以信号值(静磁场不均匀图p的绝对值)从高到低的顺序进行处理等方法，能够减少相位缠绕。相位解缠绕的方法与步骤s905相同。
(步骤s908)
分离图像运算部1117使用相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)、te1的图像s1(x，y，z，t)、te2的图像s2(x，y，z，t)，作成水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)。处理内容与步骤s906相同。
(步骤s909)
图像比较部1118比较时间序列的图像，判定是否在时间序列间进行使图像齐整的处理。针对动态成像的最初的摄像序号，设为不进行使图像齐整的处理的判定，向步骤s911转移。针对其他的摄像序号，设为进行使图像齐整的处理的判定，向步骤s910转移。
(步骤s910)
在前次摄像的水图像w(x，y，z，t-1)、脂肪图像f(x，y，z，t-1)与本次摄像的步骤s908中作成的水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)之间比较一致的程度。在比较的结果一致的情况下，将水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)直接输出到图像发送部1107。在不一致的情况下，在将水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)的数据替换后，向图像发送部1107输出。此外，在不一致的情况下，由于在静磁场不均匀图θ中产生了偏移的相位缠绕，因此为了接下来的摄像序号的相位解缠绕处理，对静磁场不均匀图θ的所有像素相加2π或者减去2π，消除相位缠绕。
图像比较部1118有几种对两个图像进行比较来判定是否一致的方法，其中的一个方法是求取图像间的相关的方法。例如，求取前次摄像的脂肪图像f(x，y，z，t-1)与本次摄像的水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)的相关qwf和qff。相关由下式(8)、(9)求取。
【数学式8】
【数学式9】
在相关qff比qwf大时设为一致，在相关qwf比qff大时设为不一致。用于比较的基准的图像可以是水图像和脂肪图像中的任一个，但由于水图像会因造影剂的流入而使信号发生变化，因此优选将脂肪图像作为基准来进行比较。
在其他的比较的方法中，有求取前次摄像的水图像w(x，y，z，t-1)、脂肪图像f(x，y，z，t-1)与本次摄像的水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)的差分dwf、dff的方法。差分dwf、dff由下式(10)、(11)给出。
【数学式10】
dwf＝∑x，y，z||w(x，y，z，t)|-|f(x，y，z，t-1)||(10)
【数学式11】
dff＝∑x，y，z||f(x，y，z，t)|-|f(x，y，z，t-1)||(11)
在差分dff比dwf小时设为一致，在差分dwf比dff小时设为不一致。
使用以上说明的时间序列的图像的一致程度的比较方法能够直接进行图像的比较，因此相比按每个摄像序号来实施步骤s911中说明的水/脂肪判定处理，能够减少水图像和脂肪图像的摄像序号间的替换。
(步骤s911)
步骤s909中，针对成为在时间序列间不进行使图像齐整的处理的判定的、最初的摄像序号的图像，进行水/脂肪判定处理。在水/脂肪判定处理中有几种方法。例如有求取te1的图像s1和te2的图像s2的每个像素的信号比，将占有信号比的偏差大的区域的图像设为水图像的方法。水图像的区域使用分离后的水图像w、脂肪图像f通过阈值处理等来求取。作为其他的方法，有作成水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)的直方图，根据其趋势进行判定的(例如将直方图的方差大的一方设为脂肪图像)方法。
此外，步骤s911的处理在步骤s909、s910之前进行，可以针对第2个以后的摄像序号的图像，进行基于时间序列图像间的比较以及判定结果的图像的替换。在步骤s906、s910、s911的处理后输出到图像发送部1107的图像作为时间序列图像显示于显示部111中。
根据本实施方式，能够进一步减小在时间序列方向上产生的静磁场不均匀图的相位偏移、部分的相位变化的影响，能够显示更准确的水图像和脂肪图像的时间序列图像。此外，针对时间序列方向，按照相位偏移的大小，判定是否需要时间序列方向的相位解缠绕处理并进行处理，因此能够减少时间序列方向的相位解缠绕处理中未消除的相位缠绕残留的情况。
以上，对采用了2点dixon法的动态成像中得到的图像的处理进行了说明，在采用3点dixon法的情况下，对静磁场不均匀图进行相位解缠绕的方法也相同，能够应用本实施方式。
<第2实施方式>
第2实施方式是采用了3点dixon法的实施方式。此外，作为不连续校正处理，相对于在第1实施方式中进行相位旋转量的静磁场不均匀图的相位解缠绕处理，特征在于使用基于最小二乘估计的反复运算来进行对频率的静磁场不均匀图的不连续进行校正的处理。以下，以与第1实施方式不同的点为中心对本实施方式进行说明。此外，本实施方式的装置的结构与上述的实施方式相同，以下适当参照图1～图3。
首先，针对在本实施方式中采用的3点dixon法中使用的脉冲序列进行说明。图11中示出在3点dixon法中使用的脉冲序列的一例。该脉冲序列是稳态自由进动型的3维梯度回波(gradientecho)序列，且是得到te不同的3种图像数据的序列。
控制部112进行以下控制，将该脉冲序列经由rf发送部108进行发送。即，与rf脉冲801的照射同时地施加切片编码倾斜磁场802，仅对成为目标的断层体进行激励，并且施加用于对切片方向的位置信息进行编码的切片编码倾斜磁场803。
接下来，在施加了用于对位置信息进行编码的相位编码倾斜磁场804，并施加了负方向的频率编码倾斜磁场(前置脉冲)805之后，施加正方向的频率编码倾斜磁场806，在自rf脉冲起经过了te1之后产生第1回波信号。接下来，再次施加负方向的频率编码倾斜磁场(重绕脉冲)807、正方向的频率编码倾斜磁场808，在自rf脉冲起经过了te2之后产生第2回波信号。进一步地，再次施加负方向的频率编码倾斜磁场(重绕脉冲)809、正方向的频率编码倾斜磁场810，在自rf脉冲起经过te3之后产生第3回波信号。在得到将水和脂肪分离的精度良好的图像的情况下，例如te1是从水和脂肪得到的回波信号成为-π/6的相位的时间，te2是从水和脂肪得到的回波信号成为π/2的相位的时间，te3是从水和脂肪得到的回波信号成为7π/6的相位的时间。
最后，施加正方向的频率编码倾斜磁场811(扰相脉冲)，同时施加切片编码倾斜磁场812(重绕脉冲)和相位编码倾斜磁场813(重绕脉冲)以便分别将切片编码倾斜磁场803和相位编码倾斜磁场804抵消。
分别改变切片编码倾斜磁场803和812、相位编码倾斜磁场804和813的面积，同时重复执行切片编码和相位编码的次数的这种序列，由信号检测部109经由接收线圈105收集切片编码×相位编码数目的回波信号。所收集的回波数据被保存于k空间数据库1102中，信号处理部110对其进行处理。信号处理部110(图像重构部1103)将k空间的数据进行3维傅里叶变换，得到te不同的3种图像数据。这些图像数据被保存于图像数据库1104中。此外，即使在使用了基于最小二乘估计的反复运算的3点dixon法中，te也能设定为水和脂肪的相位差不同的任意的值。
本实施方式中，也将基于这种脉冲序列的摄像作为动态成像进行，其过程与参照图8所说明的第1实施方式的过程相同，通过其执行得到回波时间不同的多个图像分别作为时间序列的原图像。
接下来，参照图12对使用了通过上述动态成像取得的时间序列的多个原图像的水/脂肪分离处理的处理过程进行说明。图12是主要表示信号处理部110(图像处理部1105)的处理的流程图。用于执行本处理流程的程序被存储于图像处理部1105内，图像处理部1105执行基于图12说明的各步骤的处理。图12的处理流程按动态成像的每个摄像序号执行。在此，对于3个不同te的原图像，将te1的图像设为s1，te2的图像设为s2，将te3的图像设为s3，进行说明。
(步骤s1201)
静磁场不均匀图作成部1111在保存于图像数据库1104的、te1的图像s1(x，y，z，t)和te2的图像s2(x，y，z，t)以及前次的摄像序号(t-1)的te1的图像s1(x，y，z，t-1)和te2的图像s2(x，y，z，t-1)的摄像之间，通过式(12)求取因共振频率的偏离等导致的相位或者频率偏移ψoffset。由于相位和频率是相关联的物理量(相位＝2π×频率×时间)，因此使用哪一个都可以，在本实施方式中使用频率进行说明。
【数学式12】
(步骤s1202)
判定部1116根据频率偏移的值来判断是否进行时间序列处理。在频率偏移ψoffset小的情况下，判断为进行时间序列处理，转移到步骤s1203，在频率偏移ψoffset大的情况下，判断为不进行时间序列处理，转移到步骤s1206。大小的判断以基于脂肪的化学位移的频率(1.5t时223hz)为基准，在例如频率偏移ψoffset为(-223/4～223/4)时设为小。该判断与第1实施方式中的步骤s903同样地，是为了避免因时间序列处理使不连续校正处理变得不准确而进行的。
(步骤s1203)
不连续校正处理部1113(时间序列不连续校正部1115)使用前次的摄像序号的静磁场不均匀图ψ，进行时间序列的处理。该处理是通过最小二乘估计的反复运算来求取静磁场不均匀图的处理，在此称作区域扩展处理。图13是表示动态成像的静磁场不均匀图1301、1302的数据的图。图13的静磁场不均匀图由频率ψ的信息表示。时间序列方向的区域扩展处理是，从时间序列方向的坐标(t-1)的区域扩展完成像素(例如1301的a)起，将时间序列方向的坐标(t)的空间坐标相同的未处理像素(例如1302的b)作为相邻的像素来进行区域扩展。
在求取本次的摄像序号的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)时，在对下式(13)所示的非线性方程式进行非线性最小二乘估计时，将前次的摄像序号的区域扩展完成静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t-1)使用为反复运算的初始值。
【数学式13】
s1(x，y，z，t)＝{w(x，y，z，t)+f(x，y，z，t)exp(i2πff·te1)}exp{i2πψ(x，y，z，t)·te1}
s2(x，y，z，t)＝{w(x，y，z，t)+f(x，y，z，t)exp(i2πff·te2)}exp{i2πψ(x，y，z，t)·te2}
s3(x，y，z，t)＝{w(x，y，z，t)+f(x，y，z，t)exp(i2πff·te3)}exp{i2πψ(x，y，z，t)·te3}
(13)
式(13)的ff是脂肪的化学位移的频率，在1.5t装置的情况下成为223hz。而且，通过非线性最小二乘估计的反复运算来求取该像素的静磁场不均匀图ψ的值。本区域扩展通过仅对存在物体的像素进行实施，从而能够减少局部收敛。
(步骤s1204)
在时间序列方向的区域扩展处理之后，不连续校正处理部1113(空间不连续校正部1114)执行空间上的区域扩展处理，对在时间序列方向上未被处理的未处理像素进行区域扩展处理。未处理像素在前面的摄像序号的相邻的像素不是区域扩展完成的情况下产生。在存在区域扩展完成的像素和空间上相邻的未处理像素的情况下，对未处理像素进行区域扩展处理，直到能进行区域扩展处理的未处理像素消失为止，都进行处理。
区域扩展处理的方法与时间序列间的区域扩展处理同样地，对x，y，z的坐标轴的各自的正负两方向进行。例如，在从ψ(x-1，y，z，t)向ψ(x，y，z，t)的区域扩展的情况下，对求取ψ(x，y，z，t)时的非线性最小二乘估计的反复运算的初始值使用ψ(x-1，y，z，t)。
对于步骤s1203所示的时间序列方向的区域扩展处理和步骤s1204所示的空间方向的区域扩展处理来说，也可以替换对每个像素进行区域扩展的顺序。即，例如也可采用以下等方法来推进：在摄像(t-1)的像素(x)和摄像(t)的相当的像素(x)之间进行了时间方向的区域扩展处理之后，在与(t)的像素(x+1)之间进行空间方向的区域扩展处理，接下来在(t-1)的像素(x+2)和摄像(t)的相当的像素(x+2)之间进行了时间方向的区域扩展处理之后，在与(t)的像素(x+3)之间进行空间方向的区域扩展处理。
如上那样本实施方式的区域扩展处理是对x，y，z，t的4维的静磁场不均匀图进行的4维的区域扩展处理。对于进行区域扩展处理的像素的顺序来说，通过组合在与区域扩展完成像素相邻(空间上的相邻和时间序列上的相邻)的未处理像素之内以信号值(s1×s2×s3的绝对值)从高到低的顺序进行处理等的方法，从而相比现有的x，y，z的3维的区域扩展处理，能够减少局部收敛。
(步骤s1205)
分离图像运算部1117使用区域扩展完成的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)、te1的图像s1(x，y，z，t)、te2的图像s2(x，y，z，t)、te3的图像s3(x，y，z，t)，作成水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)，并向图像发送部1107输出。此时，区域扩展完成的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)也包含没有被区域扩展处理的像素，因此没有进行区域扩展处理的像素通过外插来求取值。通过将由步骤s1204求取到的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)代入到式(13)，对未知数w(x，y，z，t)、f(x，y，z，t)的线性方程式进行最小二乘估计，能够求取水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)。
(步骤s1206)
在基于判定部1116的判定步骤s1202中是不进行时间序列的区域扩展处理的判定时，通过进行空间上的区域扩展处理，从而求取区域扩展完成的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)。此时的区域扩展处理是，确定开始的像素，依次对在x，y，z方向的任一个方向上相邻的像素进行区域扩展处理。关于开始像素，例如有设为te1的图像s1、te2的图像s2、te3的图像s3的信号变化大的像素的方法。
这是由于水和脂肪同时存在的像素的信号变化大，并且水和脂肪同时存在的像素难以局部收敛，所以采用这种方法。对于进行区域扩展处理的像素的顺序来说，通过组合在与区域扩展完成像素相邻(空间上的相邻)的未处理像素之内以信号值(s1×s2×s3的绝对值)从高到低的顺序进行处理等的方法，从而能够减少局部收敛。
(步骤s1207)
分离图像运算部1117使用区域扩展完成的静磁场不均匀图ψ(x，y，z，t)、te1的图像s1(x，y，z，t)、te2的图像s2(x，y，z，t)、te3的图像s3(x，y，z，t)，作成水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)。处理内容与步骤s1205相同。
(步骤s1208)
该处理与第1实施方式的步骤s909相同，图像比较部1118对时间序列的图像进行比较，判定是否在时间序列间进行使图像齐整的处理。关于该判定，针对动态成像的最初的摄像序号，作为不进行使图像齐整的处理的判定而结束。针对其他的摄像序号，作为进行使图像齐整的处理的判定，向步骤s1209转移。
(步骤s1209)
在前次摄像的水图像w(x，y，z，t-1)、脂肪图像f(x，y，z，t-1)与本次摄像的步骤s1207中作成的水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)之间比较一致的程度。在比较的结果一致的情况下，将水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)直接输出到图像发送部1107。在不一致的情况下，在将水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)的数据替换后，向图像发送部1107输出。此外，在不一致的情况下，由于静磁场不均匀图ψ局部收敛，因此为了接下来的摄像序号的区域扩展处理，对静磁场不均匀图ψ的所有像素加上或减去脂肪的化学位移的频率。比较的方法与第1实施方式所示的步骤s910的方法相同。
在本实施方式中，与第1实施方式同样地，能够减小在时间序列方向上产生的静磁场不均匀图的频率的偏移、部分的变化的影响，能够显示更准确的水图像和脂肪图像的时间序列图像。此外，针对时间序列方向，按照频率偏移的大小，判定是否需要时间序列方向的区域扩展处理并进行处理，因此能够在重复计算中减少局部收敛的情况。
此外，以上对在采用了3点dixon法的动态成像中得到的图像的处理进行了说明，但本实施方式的处理在采用了2点dixon法、多点dixon法的情况下也能应用。
<第3实施方式>
在第1实施方式以及第2实施方式的mri装置中，判定部1116使用静磁场不均匀图的相位偏移或者频率偏移的值自动判定是否进行时间序列的相位解缠绕处理或者时间序列的区域扩展处理的判定，但本实施方式的mri装置具备用于操作者进行这些判定的单元。在第1以及第2实施方式中，通过图像比较部1118自动地进行图像的比较，但本实施方式的mri装置具备用于操作者进行这些比较的单元。具体来说，经由mri装置的操作部受理操作者的判定结果、选择。
操作者选择的项目是时间序列方向和空间方向的4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展处理、时间序列的图像比较这两个，对各时间序列择一地选择任一个。
在本实施方式中，装置的结构与上述的实施方式相同，因此以不同的特征为中心来说明本实施方式。在以下的说明中，适当参照在上述的实施方式中使用的附图。
图14是选择4维相位解缠绕处理和时间序列图像的比较的用户界面(ui)。图14的“4dunwrapping”参数是对4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展的实施进行选择的参数，能够选择off和on。
在“4dunwrapping”中选择了on时，能输入“startnumber”和“endnumber”参数。“startnumber”和“endnumber”参数表示进行4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展的摄像序号的范围。
在“4dunwrapping”为off的情况(没有选择on的情况)下或者“4dunwrapping”为on且存在不与由“startnumber”和“endnumber”参数表示的摄像序号的范围相符合的摄像序号的情况下，针对表示时间序列图像的比较的实施的“seriesmatching”参数，可选择off和on。在选择为on时，能输入“standardnumber”和“matchingnumber”。“standardnumber”是成为时间序列图像的比较的基础的摄像序号，“matchingnumber”是进行时间序列图像的比较的摄像序号。“matchingnumber”能够输入不与从“startnumber”到“endnumber”的范围相符合的摄像序号。此外，在“standardnumber”不处于从“startnumber”到“endnumber”的范围的情况下，能对“matchingnumber”输入“endnumber”。
接下来，基于图15说明在2点dixon法的时间序列的水/脂肪分离图像作成中应用了本实施方式的情况的处理过程。图15是说明本实施例的处理流程图。用于执行本处理流程的程序被存储于图像处理部1105内，图像处理部1105执行基于图15所说明的各步骤的处理。图15的处理流程按动态成像的每个摄像序号执行。
(步骤s1501)
使用图14所示的“4dunwrapping”、“startnumber”、“endnumber”参数来进行时间序列的相位解缠绕的判定。在“4dunwrapping”为on且摄像序号为“startnumber”以上且小于“endnumber”时结束本摄像序号的处理。在“4dunwrapping”为on且摄像序号为“endnumber”时，向步骤s1502转移。在其他的情况下，向步骤s1505转移。
(步骤s1502)
根据从“startnumber”到“endnumber”的te1的图像s1(x，y，z，t)和te2的图像s2(x，y，z，t)求取静磁场不均匀图p(x，y，z，t)。计算式与式(1)和式(2)相同。
(步骤s1503)
使用从“startnumber”到“endnumber”的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)，进行将时间序列和空间合并的4维的相位解缠绕处理。
最初，确定开始像素，对在x，y，z，t方向的任一个方向上相邻的像素依次进行相位解缠绕处理，作成相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)。
开始像素例如设为从“startnumber”到“endnumber”的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)的绝对值成为最大的像素，对于开始像素的相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)的值来说，设定同坐标的静磁场不均匀图p(x，y，z，t)的相位。对于进行相位解缠绕处理的像素的顺序来说，能够组合在与相位解缠绕完成像素相邻(空间上的相邻和时间序列上的相邻)的未处理像素之内以静磁场不均匀图p的绝对值从高到低的顺序进行处理等的方法。
例如在因造影剂的流入而使水和脂肪处于相反相位的图像s1中，有时会大范围地引起信号降低，但通过如上述那样以绝对值从高到低的顺序进行处理，从而即使是很难在仅空间的3维的相位解缠绕处理中将相位缠绕消除的区域，也能减少相位缠绕。相位解缠绕的方法与第1实施方式相同，使用式(5)，对x，y，z，t的坐标轴的各自的正负两方向进行。
(步骤s1504)
使用从“startnumber”到“endnumber”的、4维的相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)、te1的图像s1(x，y，z，t)、te2的图像s2(x，y，z，t)，作成从“startnumber”到“endnumber”的水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)。该处理内容与第1实施方式的步骤s906相同，使用式(6)以及式(7-1)、(7-2)来求取。
(步骤s1505～步骤s1507)
步骤s1505～s1507是没有进行4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展的情况，与第1实施方式的流程(图9)的步骤s901、s907、s908相同。即，步骤s1505中，使用本次的摄像序号的、te1的图像s1(x，y，z，t)和te2的图像s2(x，y，z，t)，作成静磁场不均匀图p(x，y，z，t)。步骤s1506中，通过对静磁场不均匀图p(x，y，z，t)进行空间上的相位解缠绕处理，从而求取相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)。进一步地，在步骤s1507中，使用相位解缠绕完成的静磁场不均匀图θ(x，y，z，t)、te1的图像s1(x，y，z，t)、te2的图像s2(x，y，z，t)，作成水图像w(x，y，z，t)和脂肪图像f(x，y，z，t)。
(步骤s1508)
另一方面，在图14的ui中，在“seriesmatching”为on且在“macthingnumber”中有本次的摄像序号时，向步骤s1509转移，在其他的情况下向步骤s1510转移。
(步骤s1509)
使用图14的ui“standardnumber”中所输入的摄像序号(图示的例子中为t＝1)的水图像w(x，y，z，1)、脂肪图像f(x，y，z，1)和在本次摄像的步骤s1207中作成的水图像w(x，y，z，t)、脂肪图像f(x，y，z，t)，进行图像的比较和时间序列方向的图像匹配。该处理与第1实施方式的步骤s910相同，根据图像的一致度判断是否需要图像的替换，按照判断结果实施或者不实施替换。对于图像的替换来说，在本次的摄像序号为“endnumber”的情况下，将从“startnumber”到“endnumber”的图像全部替换。
(步骤s1510)
在图14的ui“seriesmatching”为off的情况(或者没有选择on的情况)下，不进行时间序列的图像的比较，而进行水/脂肪判定处理。该处理与第1实施方式的步骤s911相同。
此外，在本实施方式中，记载了以第1实施方式(2点dixon法与4维相位解缠绕处理的组合)为基础应用用户界面和4维相位解缠绕处理的例子，但也能够通过使用同样的用户界面而应用于第2实施方式(3点dixon法与4维区域扩展处理的组合)的处理。此外，在图14所示的ui画面之前，显示选择4维相位解缠绕处理和4维区域扩展处理中的任一个的画面，操作者可以选择任一个。
如以上说明的那样，本实施方式的mri装置具备受理操作者所进行的时间序列方向的不连续校正处理的选择的操作部，上述信号处理部在上述操作部受理了时间序列方向的不连续校正处理的选择时，进行基于上述时间序列方向不连续校正部的不连续校正处理。
此外，本实施方式的mri装置具备受理操作者所进行的时间序列方向的不连续校正处理的范围的指定的操作部，信号处理部在上述操作部受理的时间序列方向的不连续校正处理的范围内，进行基于上述时间序列方向不连续校正部的不连续校正处理。进一步地，本实施方式的mri装置具备在时间序列方向上相邻的图像间对上述多种时间序列图像进行比较，判定图像的一致度的图像比较部，且具备受理操作者所进行的时间序列方向的图像的比较的指示的操作部。
根据本实施方式的mri装置，通过具备使操作者进行是否进行时间序列方向不连续校正处理的判定或选择的单元，从而能够如以下所述那样，进一步提高图像的精度和便利性。
例如，对于4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展处理来说，通过对4维数据确定一个开始像素来进行处理，从而能够最大程度减少相位缠绕或者局部收敛，但其反面是，不能按每个摄像序号作成图像，因此在需要实时地对图像进行确认时不能利用。本实施方式通过在不需要实时地对图像进行确认的情况下由操作者进行选择，从而能够得到精度最高的图像。
此外，在第1以及第2实施方式中，在时间序列方向的静磁场不均匀图的相位偏移α或者频率偏移为规定的值以上时，进行时间序列图像的比较(步骤s903、s1202)，但在自动判定的情况下，也能弄错这些步骤中的判定。在已知摄像的时间间隔是空开的情况下，按照本实施方式，操作者不实施时间序列方向的相位解缠绕处理，而将进行时间序列图像的比较设为能选择，从而能够更可靠地减少相位缠绕或者局部收敛。
<第4实施方式>
本实施方式也具备操作者选择4维相位解缠绕处理或者4维区域扩展处理、时间序列的图像比较的单元，这一点与第3实施方式相同。本实施方式为了使操作者所进行的选择更加便利化，而具备提供成为操作者的判断的指标的信息的单元。作为这种信息，例如有共振频率的时间序列的变化。
以下，以所提供的信息是时间序列的共振频率的情况为例来说明本实施方式的动作。此外，装置结构与上述的实施方式相同，但在本实施方式的mri装置中，控制部112与通常的2点dixon法、3点dixon法的脉冲序列不同，进行按每次摄像测定共振频率的控制。
图16示出带共振频率测定的动态成像的序列图。如图示那样，在该序列中，对动态成像的图像数据的测量1601追加共振频率的测定1602。测量1601例如由图5或图6中所示的脉冲序列的重复构成。此外，共振频率的测定1602例如不使用频率编码倾斜磁场或相位编码倾斜磁场，而施加rf脉冲，在施加了使旋转的状态复原的rf脉冲之后，测量回波信号。成为该回波信号的频率分布的峰值的频率是共振频率。这种共振频率的测定1602能以极短的时间进行。
这样测定的共振频率例如图17所示那样，在每次摄像时显示于显示部111。在图17所示的例子中，显示共振频率的波形1701和峰值频率的数值1702，并且显示用于选择时间序列方向的相位解缠绕的u11705、1706。进一步地，显示与前次摄像时测定的共振频率的差1703、脂肪的共振频率差1704。脂肪的共振频率差1704是依赖于磁场强度的固定值，在磁场强度为1.5t的情况下成为-223hz。
操作者确认共振频率的值1702、与前次的共振频率的差1703，并确认脂肪的共振频率差1704，能够选择对时间序列方向的相位解缠绕进行选择的按键1705或者不对时间序列方向的相位解缠绕进行选择的按键1706中的任一个。
基于本实施方式的信号处理部的处理流程与图9或者图12所示的流程相同，在操作者按压了选择时间序列方向的相位解缠绕的按键1705的情况下，例如在图9所示的流程中，在时间序列解缠绕判定s903中选择“是”，向s904转移。在按压了不进行选择的按键1706的情况下，在时间序列解缠绕判定s903中选择“否”，向s907转移。进行时间序列方向的区域扩展处理的图12的流程情况也相同。但是在本实施方式中，由于确认所显示的共振频率并决定时间序列方向的相位解缠绕的选择，因此能够省略图9的步骤s902或者图12的步骤s1201。
这样根据本实施方式，操作者按图像数据的每个测量1601确认频率偏移，能够选择时间序列方向的相位解缠绕或者区域扩展处理。
此外，在以上的说明中，仅说明了时间序列方向的相位解缠绕或者区域扩展处理的选择的ui，但在没有选择这些系列方向的处理的情况下，与第3实施方式同样地，针对时间序列的图像比较，也当然可以利用图14所示那样的ui，使操作者能够选择时间序列的图像比较。
如以上说明的那样，本实施方式的mri装置具备受理操作者所进行的时间序列方向的不连续校正处理的选择、操作者所进行的时间序列方向的图像的比较的指示的操作部，并且摄像部在每1次摄像时，进行共振频率测定，上述操作部具备显示由上述摄像部测定的每次摄像的共振频率的显示部。由此，与第3实施方式同样地，能够提高图像的精度并且提高操作者的便利性。
以上说明了本发明的mri装置以及方法的实施方式，但本发明并不限定于这些实施方式，能进行一部分要素的删除、其他要素的追加等适当变更。此外，也可以将在各实施方式中采用的处理、方法与在其他实施方式中采用的处理、方法适当组合。
进一步地，在以上的实施方式中，信号处理部作为mri装置的一部分要素进行了说明，但信号处理部的功能(图2以及图3中所示的运算功能)也可以作为与mri装置不同的模式(图像处理装置)，也可以与mri装置的摄像独立地进行上述各实施方式的动作。