"静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する計測手段と、前記複素信号に対して演算を行い画像を生成する演算手段と、前記生成した画像を表示する表示手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記演算手段は、前記複素信号から各ピクセルの値が複素数である複素画像を再構成する画像再構成手段と、前記複素画像の各ピクセルのピクセル値を、所望のコントラストの画像が得られるよう複素平面内での回転と投影との少なくとも一方を行う複素演算により変換し、変換後のピクセル値を各ピクセルのピクセル値とした画像を生成する画像変換手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像変換手段は、注目領域のピクセル値の前記複素平面上の点と原点とを結ぶ第一の直線に対して予め定めた第一の角度を成す原点を通る第二の直線上に、前記各ピクセル値を投影する輝度強調手段を備え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であって、前記画像変換手段は、前記複素平面上で注目領域のピクセル値の偏角と予め定めた第一の角度との差である第二の角度を算出し、前記注目領域のピクセル値が前記複素平面上で実軸および虚軸のいずれか一方の軸と前記第一の角度を成すよう前記複素平面上の各ピクセル値を原点周りに前記第二の角度分回転させ、回転後の全ピクセル値の、前記注目領域のピクセル値が前記第一の角度を成す軸方向の成分を算出する輝度強調手段を備え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であって、前記画像変換手段は、前記輝度強調手段の実行に先立ち、前記複素平面上の各ピクセル値の偏角を予め定めた実数倍する位相強調手段を備え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であって、前記第一の角度は、前記注目領域の輝度を所望の輝度値にする輝度係数の逆余弦または逆正弦から得られる角度であ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であって、前記画像変換手段は、前記複素画像の各ピクセル値の偏角を、注目領域の輝度が所望の輝度値となり、かつ、前記注目領域の偏角との差が所定の倍率wで変化するよう変換する偏角変換処理を行う偏角変換手段と、前記偏角変換処理後の各ピクセルのピクセル値の実部あるいは虚部を各ピクセルの新たなピクセル値とする画像生成手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記偏角変換処理は、前記注目領域のピクセル値の偏角をθ1として、前記各ピクセル値sの偏角を-θ1分変化させ、変化後の各ピクセルのピクセル値の偏角をw倍後さらに予め定めた第一の角度θ0分変化させる処理であ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であって、前記偏角変換処理は、前記注目領域のピクセル値の偏角をθ1として、前記各ピクセル値sの偏角を-θ1分変化させ、変化後の各ピクセルのピクセル値を前記ピクセル値sの絶対値で除して得られた値をw-1乗し、その結果にピクセル値sを乗じた後、各ピクセルのピクセル値の偏角を予め定めた第一の角度θ0と前記偏角θ1との差であるθ0-θ1分変化させる処理であ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であって、前記第一の角度θ0は0に設定され、前記注目領域は、輝度を最大にする領域であ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であって、前記第一の角度θ0はπ/2あるいはπに設定され、前記注目領域は、輝度をゼロにする領域であ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であって、前記第一の角度θ0は-π/3、π/3、-π/2およびπ/2のいずれかに設定され、前記注目領域は、輝度を中間的にする領域であ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であって、前記偏角θ1および前記倍率wは、前記静磁場の強度の比および前記撮影手段が前記高周波磁場を印加してから前記各磁気共鳴信号を取得するまでの時間であるエコー時間の比を用い、前記静磁場強度および前記エコー時間が異なる条件で撮影された画像間の偏角強調の度合いが同等となるよう設定されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項12記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記静磁場の強度と前記エコー時間との組がBa,TEaである複素画像Aに対し、前記θ1がθ1a、前記wがwaと設定されて前記偏角変換処理が行われる場合、前記静磁場の強度と前記エコー時間との組がBb,TEbである複素画像Bに対し、θ1はθ1a×Bb×TEb/Ba/TEa、wはwa×Ba×TEa/Bb/TEbと設定され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であって、前記画像変換手段は、前記静磁場の強度の比および前記撮影手段が前記高周波磁場を印加してから前記各磁気共鳴信号を取得するまでの時間であるエコー時間の比を用いて前記偏角θ1および前記倍率wを設定し、前記静磁場強度および前記エコー時間が異なる条件で撮影された画像のコントラストを仮想的に作成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14記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記画像変換手段は、前記静磁場の強度と前記エコー時間との組がBa,TEaである複素画像Aにw=waと設定して前記偏角変換処理を行う場合、当該複素画像Aに、w=wa×Bp×TEp/Ba×TEaと設定して前記偏角変換処理を行い、前記静磁場の強度と前記エコー時間との組がBp,TEpの画像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。静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する撮影手段と、前記撮影手段の動作を制御する制御手段と、前記複素信号に対して演算を行い画像を生成する演算手段と、前記生成した画像を表示する表示手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置における前記演算手段による画像処理方法であって、前記複素信号から各ピクセルの値が複素数である複素画像を再構成する画像再構成ステップと、前記複素画像の各ピクセルのピクセル値を、所望のコントラストの画像が得られるよう複素平面内での回転と投影との少なくとも一方を行う複素演算により変換し、変換後のピクセル値を各ピクセルのピクセル値とした画像を生成する画像変換ステップと、を備えることを特徴とする画像処理方法。請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記輝度強調手段は、前記ピクセル値の複素ベクトルを前記複素平面上で回転行列を用いて回転させることにより、前記回転後のピクセル値を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記位相強調手段は、前記ピクセル値を実部と虚部とにより表現し、二項展開を用いて当該ピクセル値の実数乗を計算することにより、前記各ピクセル値の偏角の実数倍を計算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であって、前記偏角変換手段は、前記ピクセル値の偏角を、当該ピクセル値の複素ベクトルを回転行列を用いて、前記変化させる角度分回転させることにより、変化させ、前記ピクセル値を実部と虚部とにより表現し、二項展開を用いて当該ピクセル値のw乗を計算することにより、前記各ピクセル値の偏角をw倍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8記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記偏角変換手段は、前記ピクセル値の偏角を、当該ピクセル値の複素ベクトルを回転行列を用いて、前記変化させる角度分回転させることにより、変化させ、前記ピクセル値を実部と虚部とにより表現し、二項展開を用いて当該ピクセル値のw-1乗を計算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18記載の磁気共鳴イメージング装置であって、前記二項展開の次数は、5次以上とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。上述のように、再構成画像の各ピクセルの位相は、組織間の違いを描写できる重要な情報であり、特許文献1に開示されているように、位相情報を用いると、特定の組織を高コントラストに描出できる。しかし、位相は回転する磁化ベクトルの角度であり、組織間の共鳴周波数の差だけでなく、静磁場強度および撮影パラメータのエコー時間TEの影響も受ける。特許文献1に開示の手法は、位相情報を定量的に扱っていないため、撮影条件の影響を排除できない。従って、特許文献1の手法により位相情報を用いてコントラスト制御を行った画像は、異なる静磁場強度、異なるTEで撮影された画像間での比較ができず、位相情報を活用しきれていない。本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、再構成画像の後処理におけるコントラスト制御において、位相情報を定量的かつ効果的に活用し、多様なコントラスト制御を可能にする画像処理技術を提供することを目的とする。本発明は、MRIで得られる複素画像の各ピクセル値に対し複素演算による変換を施すことにより所望のコントラストの画像を作成する。変換は、各ピクセルのピクセル値の位相偏角を一定量増減する処理と、各ピクセルの位相偏角を一定倍する処理とを含み、輝度の制御と位相強調度合い位相強調度の制御とを、それぞれ、定量的に実現する。具体的には、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する撮影手段と、前記撮影手段の動作を制御する制御手段と、前記複素信号に対して演算を行い画像を生成する演算手段と、前記生成した画像を表示する表示手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記演算手段は、前記複素信号から各ピクセルの値が複素数である複素画像を再構成する画像再構成手段と、前記複素画像の各ピクセルのピクセル値を、所望のコントラストの画像が得られるよう複素平面内での回転と投影との少なくとも一方を行う複素演算により変換し、変換後のピクセル値を各ピクセルのピクセル値とした画像を生成する画像変換手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。また、前記画像変換手段は、注目領域を代表する代表ピクセルの輝度が所望の輝度値となるよう前記変換を行う輝度強調手段を備えてもよい。具体的には、注目領域のピクセル値の前記複素平面上の点と原点とを結ぶ第一の直線に対して予め定めた第一の角度を成す原点を通る第二の直線上に、前記各ピクセル値を投影する輝度強調手段を備えてもよい。また、前記画像変換手段は、前記輝度強調手段の実行に先立ち、前記代表ピクセルとの位相差が所定の倍率で増大するよう前記変換を行う位相強調手段をさらに備えてもよい。具体的には、前記複素平面上の各ピクセル値の偏角を予め定めた実数倍する位相強調手段を備えてもよい。また、前記画像変換手段は、前記複素画像の各ピクセル値の偏角を、注目領域の輝度が所望の輝度値となり、かつ、前記注目領域の偏角との差が所定の倍率wで増大するよう変換する偏角変換処理を行う偏角変換手段と、前記偏角変換処理後の各ピクセルのピクセル値の実部を各ピクセルの新たなピクセル値とする画像生成手段と、を備えてもよい。また、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を複素信号として検出する撮影手段と、前記撮影手段の動作を制御する制御手段と、前記複素信号に対して演算を行い画像を生成する演算手段と、前記生成した画像を表示する表示手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置における前記演算手段による画像処理方法であって、前記複素信号から各ピクセルの値が複素数である複素画像を再構成する画像再構成ステップと、前記複素画像の各ピクセルのピクセル値を、所望のコントラストの画像が得られるよう複素平面内での回転と投影との少なくとも一方を行う複素演算により変換し、変換後のピクセル値を各ピクセルのピクセル値とした画像を生成する画像変換ステップと、を備えることを特徴とする画像処理方法を提供する。本発明によれば、再構成画像の後処理でのコントラスト制御において、位相情報を定量的かつ効果的に活用し、多様なコントラスト制御に対応できる。以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。まず、本実施形態のMRI装置について説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の概略構成を示すブロック図である。MRI装置100は、静磁場を発生するマグネット101と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル102と、シーケンサ104と、傾斜磁場電源105と、高周波磁場発生器106と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号エコーを検出するプローブ107と、受信器108と、計算機109と、表示装置110と、記憶媒体111とを備える。被検体例えば、生体103は寝台テーブル等に載置され、マグネット101の発生する静磁場空間内に配される。シーケンサ104は、傾斜磁場電源105と高周波磁場発生器106とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。発生された高周波磁場は、プローブ107を通じて被検体103に印加される。被検体103から発生したエコーはプローブ107によって受波され、受信器108で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数検波基準周波数f0は、シーケンサ104によりセットされる。検波された信号は、計算機109に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、表示装置110に表示される。必要に応じて、記憶媒体111に検波された信号や測定条件を記憶させてもよい。シーケンサ104は、予めプログラムされたタイミング、強度で各部が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。パルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。本実施形態のMRI装置100では、組織の共鳴周波数の違いを位相情報として得るGrE系のパルスシーケンスを用いる。GrE系のパルスシーケンスには、例えば、RF-spoiledGRASSシーケンスがある。本実施形態の計算機109は、パルスシーケンスに従ってMRI装置100の各部を動作させ、エコーを計測し、計測したエコーから所望のコントラストの画像を得る。これを実現するため、本実施形態の計算機109は、図2に示すように、エコーの計測をシーケンサ104に指示し、得られたエコーをk空間に配置するエコー計測部210と、k空間に配置されたエコーに対して演算を行い画像を生成する演算部250と、得られた画像を表示装置110に表示する表示処理部240と、を備える。演算部250は、k空間に配置されたエコーから複素画像を再構成する画像再構成部220と、再構成された複素画像に対し所定の演算を行い、所望のコントラストの実数画像を作成する画像変換部230とを備える。計算機109のこれらの各機能は、記憶媒体111に格納されたプログラムを、計算機109のCPUがメモリにロードして実行することにより実現される。次に、これらの各機能を備える計算機109による本実施形態の撮影処理の流れを図3に示す。TE他、各種の撮影条件が設定され、撮影開始の指示を受け付けると、エコー計測部210は、予め定められたパルスシーケンスに従って、1枚の画像を再構成可能なだけエコー信号を取得し、k空間に配置する計測を行うステップS1101。その後、画像再構成部220は、k空間に配置されたエコー信号から画像を再構成する画像再構成処理;ステップS1102。ここでは、複素画像が得られる。そして、画像変換部230は、得られた複素画像の各ピクセル値に対し変換処理を行い、各ピクセル値が実数の実数画像を得る画像変換処理;ステップS1103。そして、表示処理部240は、得られた実数画像を濃淡画像として表示装置110に表示するステップS1104。次に、エコー計測部210、画像再構成部220および画像変換部230による処理の詳細を説明する。エコー計測部210は、予め定められたパルスシーケンスに従って、シーケンサ104に指示を行い、エコーを収集し、k空間に配置する。本実施形態では、上述のようにGrE系のパルスシーケンスを用いる。ここで、本実施形態で用いるGrE系のパルスシーケンスの一例であるRF-spoiledGRASSシーケンスについて説明する。図4は、そのパルスシーケンス図である。本図において、RF、Gs、Gp、Grはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。RF-spoiledGRASSシーケンスでは、スライス傾斜磁場パルス301の印加とともに高周波磁場RFパルス302を照射し、被検体103内の所定のスライスの磁化を励起する。次いで磁化の位相にスライス方向および位相エンコード方向の位置情報を付加するためのスライスエンコード傾斜磁場パルス303および位相エンコード傾斜磁場パルス304を印加する。ディフェーズ用のリードアウト傾斜磁場305を印加した後、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス306を印加しながら核磁気共鳴信号エコー307を一つ計測する。そして最後にリフェーズ用のスライスエンコード傾斜磁場パルス310および位相エンコード傾斜磁場パルス309を印加する。エコー計測部210は、以上の手順を、スライスエンコード傾斜磁場パルス303、310スライスエンコード量ksおよび位相エンコード傾斜磁場パルス304、309位相エンコード量kpの強度と、RFパルスの位相とを変化させながら、繰り返し時間TRで繰り返し実行し、1枚の画像を得るために必要なエコーを計測する。なお、このとき、RFパルスの位相は、例えば、117度ずつ増加させる。また、図4において、ハイフン以下の数字は、繰り返しの何回目であるかを示す。なお、計測された各エコーはkr、kp、ksを座標軸とする3次元のk空間上に配置される。このとき、一つのエコーはk空間上でkr軸に平行な1ラインを占める。このRF-spoiledGRASSシーケンスにより得られる絶対値画像は、TEエコー時間:RFパルス302の照射からエコー計測307までの時間を短く設定するとT1縦緩和時間強調画像、TEを長く設定するとピクセル内の位相分散を反映したT2強調画像となる。画像再構成部220は、k空間上に配置されたエコーデータに対して3次元逆フーリエ変換などの処理を行い、各画素ピクセルの値が複素数で表される複素画像を再構成する画像再構成処理を行う。画像変換部230は、画像再構成部220が再構成した複素画像の各ピクセル値に対し、複素演算による変換処理を行い、実数画像を生成する画像変換処理を行う。画像変換処理では、強調したい組織注目組織の輝度を所望の輝度にするとともに、所定の強調度で位相を強調する。具体的には、画像変換部230は、再構成された複素画像の各ピクセルのピクセル値sを以下の式1に従って変換し、各ピクセルのピクセル値がs1の実数画像を得る。ここで、iは虚数単位、θ1は、注目組織のピクセル値の偏角であり、wは、偏角の増大率で位相の強調度合いを示す。なお、wは、0以上の実数である。w=1の場合は、各ピクセル間の位相差は保たれる。また、θ0は、注目組織の輝度を決定する輝度決定角度である。注目組織のピクセル値の偏角θ1は、予め取得した同位置の画像上、または、画像再構成部が再構成した画像から従来の手法で生成した絶対値画像上で、注目組織に該当するピクセルを特定し、予め定めておく。一般に、画像内の静脈のピクセル値の偏角は、血液の酸素化の程度やボクセル内での血液と他の組織との割合などに依存して変化するため、全てが同じ値とはならず、所定の分布をもつ。従って、例えば、代表するピクセル代表ピクセルを決定し、そのピクセル値の偏角を用いる。また、画像全体で良好なコントラストを得るため、画像内の注目組織の各ピクセルのピクセル値の偏角の平均値を用いるよう構成してもよい。また、輝度決定角θ0は、注目組織の輝度を決定する輝度係数t0≦t≦1を用いて、θ0=arccostまたはθ0=arcsint-π/2arccosは逆余弦、arcsinは逆正弦で表される。例えば、注目組織の輝度係数tを0とし、注目組織の輝度を0にする場合は、輝度決定角θ0をπ/2あるいは-π/2にする。また、注目組織の輝度係数tを最大1にして、輝度を低下させない場合は、輝度決定角θ0を0にする。また、輝度決定角θ0をπ/3あるいは-π/3に設定すると、注目組織の輝度は元のピクセル値の絶対値の1/2となる。なお、注目組織以外の輝度は、輝度決定角θ0と増大率wとにより決定される。式1は、各ピクセルのピクセル値sにexp-iθ1を乗ずることにより偏角をθ1だけ減らし、w乗により偏角をw倍してからピクセル値sの絶対値のw-1乗|s|w-1で割って大きさを元に戻し、expiθ0を乗じて偏角をθ0だけ増やし、実部の絶対値をとる変換を表す。この式1に従った複素平面上での画像変換処理を図5を用いて説明する。図5aは、画像変換部230による画像変換処理の流れを説明するための処理フローである。また、図5b~gは、図5aの各ステップの処理がピクセル値に与える作用を複素平面上で説明するための図である。図5b~gは、横軸が実軸Re、縦軸が虚軸Imの複素平面ガウス平面である。ここでは、注目組織を静脈とし、偏角の増大率wを2、輝度決定角θ0をπ/2とする場合を例にあげて説明する。このような設定で変換することにより、静脈の輝度は暗くなり、また、各組織間の位相コントラストは2倍となる。画像再構成部220により再構成された複素画像の各ピクセルのピクセル値は、図5bに示すように複素平面にプロットされる。ここで、401は、静脈のピクセル値である。402は、他の組織のピクセルのピクセル値を代表して示したものである。静脈のピクセル値401の偏角をθ1とし、他の組織のピクセル値402の偏角は、静脈のピクセル値401とΔθだけ異なるものとする。まず、各ピクセルのピクセル値の偏角をθ1だけ減らすステップS1201。ここで、各ピクセルのピクセル値の偏角をθ1だけ減らす処理は、複素平面上では、各ピクセルのピクセル値をθ1だけ、原点を中心に時計回りに回転させる処理となる。これにより、図5cに示すように、静脈の代表ピクセルのピクセル値401が実軸Reに一致する。次に、各ピクセルのピクセル値の偏角をw倍2倍するステップS1202。この時点でピクセル値401は実軸上にあり偏角が0であるため変化しない。一方、ピクセル値402の偏角の、ピクセル値401の偏角との差Δθは2倍2Δθとなる。これにより、図5dに示すように、静脈と静脈以外の組織との偏角の差位相差がw倍に増大する。次に、各ピクセルのピクセル値の偏角をθ0π2だけ増やすステップS1203。本処理は、複素平面上で、各ピクセルのピクセル値をθ0だけ、原点を中心に反時計回りに回転させる処理となる。この処理により、図5eに示すように、静脈のピクセル値401は虚軸Imに一致する。そして、各ピクセルのピクセル値の実部を求めるステップS1204。図5fに示すように、ここでは、各ピクセル値の実軸Reへの投影411、412を求める。この処理により、虚軸Im上にある静脈のピクセル値401は、大きさはゼロの投影像411となる。また、他の組織のピクセル値402は、静脈との偏角の差位相差が2倍のピクセル値の実部412となる。そして、図5gに示すように、投影後の各ピクセル値の絶対値421、422をとりステップS1205、それぞれ、各ピクセルの画像変換処理後のピクセル値とする。以上の処理により得られる実数画像では、静脈の輝度はゼロとなり、その他の組織の輝度は、静脈との位相差が再構成後の複素画像の2倍の画像の輝度となる。静脈との位相差が再構成後の複素画像の2倍の画像は、TEを一定とした場合、元の画像を取得したMRI装置の静磁場強度の2倍の静磁場強度を有するMRI装置で取得した画像に相当する。例えば、当初の画像を取得したMRI装置の静磁場強度が1.5Tの場合、3Tの静磁場強度のMRI装置で取得した画像に相当する。また、静磁場強度を一定とした場合には、TEを2倍にして取得した画像に相当する。以上説明したように、本実施形態によれば、再構成により得られる複素画像の各ピクセル値に対し、複素演算による変換を施すことにより所望のコントラストの画像を作成する。この変換は、各ピクセルのピクセル値の位相偏角を一定量増減する処理と、各ピクセルの位相ここで、iは虚数単位i2=-1である。複素数zの偏角を一定角θだけ回転させる演算は、複素ベクトルa,bを、複素空間上でθ回転させる処理である。変換後の複素数をz1z1=a1ib1とすると、変換後の複素ベクトルa1,b1は、回転行列を用い、以下の式5で表される。これを展開すると、変換後の複素数z1は、以下の式6で表される。本実施形態の輝度強調演算部231は、上記式6を用い、ピクセル値sの複素ベクトルを回転させ、回転後のピクセル値を得る。次に、位相強調演算部232による偏角実数倍演算の詳細について説明する。この演算は、上記図5aに示すステップS1202で用いられる演算である。本実施形態の位相強調演算部232は、直交形式で表される複素数を、二項展開することによりその実数乗を計算する。複素数zの実部と虚部とをそれぞれa,bとすると、複素数zは、直交形式で上記式4で表される。二項展開を用いるにあたり、式4を、まず、以下の式7のように変形する。zaこのとき、複素数zのw乗は、以下の式8で表される。zwaww二項展開は、式8の実部aと虚部bとの大小に応じて場合分けをして行う。|a|≧|b|のとき、x=b/aとおくと、上記式8は、以下の式9で表される。zwawwここで、1ixw|ix|<1を二項展開により展開すると、zwは、以下の式10で表される。一方、|a|<|b|のとき、上記式8においてx=a/bとおき、さらに変形すると、以下の式11で表される。ここで、1-ixw|-ix|<1を、二項展開により展開すると、zwは、以下の式12で表される。本実施形態の位相強調演算部232は、上記式10および式12を所定の次数で展開し、偏角実数倍演算を行う。以下、上記式10および式12の具体的な展開例を、5次まで展開する場合を例にあげて以下に示す。|a|≧|b|のときの二項展開の式10を5次まで展開すると、以下の式13のように表される。a<0のとき、wが整数でないとawが複素数となるため、式13の演算を行うにあたり、さらに、以下のようにaの符号で場合分けをする。a≧0のとき、式13において、xをb/aに戻し、実部と虚部とをそれぞれまとめると、以下の式14のように表される。a<0のとき、awは、bの符号により変わる。すなわち、awwawwである。これらの式15および式16を、オイラーの式を使って変形すると、それぞれ以下の式17、式18で表される。式17および式18を用いて式14を変形し、実部と虚部をそれぞれまとめると、bの符号により、以下の式19、式20で表される。また、|a|<|b|のときの二項展開の式12を、例えば、5次まで展開すると、zwは、以下の式21で表される。xをa/bに戻すと、上記式21は、以下の式22で表される。iwbwは、bの符号により変わる。すなわち、wwwwである。これらの式23および式24を、オイラーの式を使って変形すると、それぞれ、以下の式25、式26で表される。式25および式26を用いて式22を変形し、実部と虚部とをそれぞれまとめると、以下の式27、式28で表される。本実施形態の位相強調演算部232は、変換対象の複素数z=aibのaとbとの大小および符号により、上記式14、19、20、27、28のいずれかを用い、偏角実数倍演算を行う。次に、複素数AiBで表されるピクセル値ss=AiBが与えられたときの、図5aの各ステップにおける、上記各式を用いた演算処理を具体的に説明する。まず、S1201ではピクセル値sの偏角をθ1だけ減らす処理を行う。すなわち、輝度強調演算部231は、式6を用いてこの計算を行い、以下の式29で表される計算結果s2を得る。ここでは、計算結果s2を以下の式30で表す。s2A2iB2次に、得られたs2に対してステップS1202で偏角をw倍する。この計算は、A2とB2との大きさおよび符号により、上記式14、19、20、27、28のいずれかを用いて行われる。その際、各式のaをA2に、bをB2に置き換える。ここでは、その計算結果s3を以下の式31で表す。s3A3iB3次に、ステップS1203でs3の偏角をθ0だけ増やす。輝度強調演算部231は、式6を用いてこの計算を行い、以下の式32で表される計算結果s4を得る。ここでは、計算結果s4を以下の式33で表す。s4A4iB4そして、S1204とS1205でs4の実部の絶対値|Res4|を計算し、画像変換処理後のピクセル値s1を得る。s1は、以下の式34で表される。以上、本実施形態の、式1、式2、式3の計算を、複素平面での回転行列および二項展開を用いて算出する手法を説明した。なお、ここでは、二項展開について、具体的な展開例として5次まで展開する場合を例にあげて説明した。しかし、展開する次数はこれに限られない。十分な計算精度を得るために3以上であり、かつ、w以上であることが望ましい。ただし、二項展開で適用する次数はswの精度と計算負荷に影響する。すなわち、次数を大きくすると精度が高くなるが、展開後の多項式の項数が増えて計算負荷が大きくなる。一方、次数を小さくすると計算時間は短くなるが、精度は低下する。なお、次数を3以下あるいはw以下にしても、精度は低下するものの、結果を得ることは可能である。これらを鑑み、倍率wに応じ、適切な次数を選択する。例えば、倍率wに相当する次数が精度計算時間の観点から適切と考えられる。すなわち、例えばwの最大値が5程度の場合、次数を5とする。以上述べた方法を用いることにより、本実施形態の画像変換部230による複素画像の各ピクセル値に対する画像変換処理を、複素数であるピクセル値の実部の値と虚部の値とを用いた多項式演算で行うことができる。多項式演算は、比較的簡単な式であるため、計算機109に容易に実装できるとともに、演算負荷も小さく、短時間での処理が可能となる。以下、本実施形態の画像変換処理の実施例を示す。図7は目視にてθ1を決定し、w=2として本実施形態の画像変換処理を行った場合の処理結果である。図7aは、本実施形態の画像変換処理後の画像510、図7bは、画像510の、PとQとを結ぶ線分上の輝度プロファイル520である。画像510は、視野220×220、マトリクスサイズ512×512、スライス数80、スライス厚80mmスライス1枚は1mm、TR/TEを65/40msで撮影した80枚の複素画像のうちの10枚に画像変換処理を施し最小値投影した結果である。このとき、最適なθ1は-0.6ラジアンであった。図7aに示すように、本実施形態の画像変換処理により、脳の静脈が強調された良好なコントラストで描出されることがわかる。また、図7bの輝度プロファイル520より、静脈に対応する細い領域の輝度が低下し、十分ゼロに近くなっていることが確認できる。また、増大率wを変化させた場合の効果を検証するため、w=1とし、他は上記図7の場合と同様の条件で、本実施形態の画像変換処理を施した結果を図8に示す。図8aは、画像変換処理後の画像610、図8bは、画像610のPとQとを結ぶ線上の輝度プロファイル620である。図8bの輝度プロファイル620より、静脈の輝度は十分にゼロに近付いていることが確認できる。しかし、静脈に対応する領域は、図7bの輝度プロファイル520よりも細くなっていることがわかる。図8aの画像610においても、静脈が図7aの画像510より細く描出されていることがわかる。これらの結果から、増大率wによって位相強調度が変化することがわかる。次に、静磁場強度1.5TのMRI装置にて撮影した脳画像を用いて脳実質白質と灰白質を強調して表示する例を示す。白質と灰白質では約6ppmの周波数差があることが知られている。この違いによって生じる位相の違いを強調して画像化することにより、白質と灰白質を高コントラストで描出する。これを実現するため、ここでは、白質と灰白質の間の偏角を持つピクセルの輝度係数が1/2となるように、θ0=-π/3とした。これは、増大率wを変化させても白質と灰白質の輝度の強弱の関係が変化しないよう決定したものである。また、θ1は目視にて0.1と決定した。静磁場強度が2倍の3TのMRI装置で撮影した画像に相当する位相を評価するために、増大率wを1および2とした。処理対象の画像として図7と同じものを用い、80枚のうちの1枚を処理した。図9aに、増大率wを2として本実施形態の画像変換処理を行った画像710を、図9bに、増大率wを1として本実施形態の画像変換処理を行った画像720をそれぞれ示す。図9aおよびbから、本実施形態の画像変換処理により、白質と灰白質とが高コントラストに描出されること、増大率wを大きくした3T相当の画像の方がコントラストがより高くなることがわかる。すなわち、本実施形態の画像変換処理により、位相を強調して画像を表示することが可能であるとともに、撮影条件の異なる画像のコントラストを仮想的に作成できることが確認された。上記実施形態では、画像変換部230は、輝度強調処理および位相強調処理後のピクセル値の実部を求め、最後に絶対値をとっている。ここで、本実施形態の画像変換処理において、各ピクセルのピクセル値sの偏角を、注目領域の輝度が所望の輝度値となり、かつ、注目領域の偏角との差が所定の倍率で変化するよう変換する、輝度強調処理および位相強調処理からなる処理を偏角変換処理、ピクセル値の実部を求める処理を実数変換処理、絶対値をとる処理を絶対値処理と呼ぶ。すなわち、上記実施形態では、画像変換部230は、画像変換処理として、偏角変換処理後、実数変換処理を行い、絶対値処理を行う。しかし、この最後の絶対値処理を省略し、実部をそのまま濃淡画像として表示するよう構成してもよい。この場合も、同様に位相を強調した画像が得られる。一例として、絶対値処理を省略した画像変換処理により得られた結果を図10aおよびbに示す。ここでは、絶対値処理の省略以外は、図9aおよびbと同様の条件で行った。図10aおよびbは、それぞれ増大率wを2および1として本実施形態の画像変換処理後の画像711、721である。なお、この場合のピクセル値s5は以下の式35で表される。s5Resoここで、s0は偏角変換処理によって得られる複素数のピクセル値であり、以下の式36で表される。図10aおよびbに示す画像711および721を、それぞれ図7aおよびbに示す画像710および720と比較すると、絶対値処理を行わなくても白質と灰白質とが同様に高コントラストで描出できていることがわかる。ただし、絶対値処理をした画像710および720は背景の輝度が通常のMRI画像と同様にゼロ黒に近くなるのに対し、絶対値処理を省略した画像711、712の場合、背景の輝度が中間の濃度となるため、背景がやや明るくなるという画像の見た目上の違いがある。なお、絶対値処理を省略する場合であっても、背景の輝度を抑えるため、上記処理後のピクセル値s0に対する実数変換処理を、以下の式37のように変形してもよい。このとき得られるピクセル値をs6とする。s6Res0sここでは、偏角変換処理後のピクセル値s0に各ピクセルのピクセル値sの絶対値を加算する。これにより、絶対値の小さな背景の輝度は小さいままで、負から正|s|~|s|に渡っていた輝度値がゼロから正0~2|s|に変換され、背景を暗く抑えることができる。なお、以下の式38のように、偏角変換処理後のピクセル値s0の実部の代わりに虚部を用いてもよい。このとき得られるピクセル値をs7とする。これによっても式37と同様の効果が得られる。s7Ims0is実数変換処理は、これらに限られず、様々な変形が可能である。なお、式35および式37により画像変換処理を行う場合、絶対値処理をしていないため、輝度係数tの範囲は-1≦t≦1となる。従って、注目組織の輝度を最小にする場合、輝度決定角θ0=arccostは、tの最小値-1を用い、arccos-1=πとする。また、式38により画像変換処理を行う場合、輝度係数tの範囲は同じく-1≦t≦1である。従って、上記同様、注目組織の輝度を最小にする場合の輝度決定角θ0の算出にはtの最小値-1を用いる。ただし、この場合は、虚軸に投影しているため、輝度決定角θ0=arccos-1π/2=3π/2とする。なお、注目組織の輝度を低下させない場合は、輝度決定角θ0=arccos1π/2=π/2とする。また、上記実施形態では、画像変換処理において、注目組織の偏角として、代表ピクセルを決定し、そのピクセル値の偏角を用いている。しかし、実際は、強調したい組織注目組織の全てのピクセル値の偏角が同じ値ではなく、ある程度の分布を持つ。例えば、注目組織が静脈である場合、θ1を-0.6とすることにより、図7に示すように、静脈の輝度が強調暗くされた画像を得た。しかし、太い静脈や、出血などの病変部位では、ピクセル値の偏角が-0.6よりも小さくなる場合がある。この場合、それらのピクセル値を式1~3のいずれかに従って変換すると、偏角がθ1よりも小さいピクセルの実部が負の値をとり、その絶対値をとることによって正の値をもつことになる。すなわち、太い静脈や病変部位が明るく表示される。これを防ぐために、偏角がθ1よりも小さいピクセルについては画像変換処理後の輝度がゼロになるようにし、一方、偏角がθ1よりも大きいピクセルについては、画像変換処理後の輝度が変化しないようにする。この場合、画像変換処理後の各ピクセル値s1を以下の式39に従って変換し、得られたピクセル値s8を最終結果とする。なお、ここで、s0は、上記式36で表される輝度強調処理および位相強調処理後のピクセル値である。式39による画像変換により、画像変換前の偏角がθminよりも小さいピクセルの輝度を、偏角がθminのピクセルと同じ強調度にし、画像変換前の偏角がθmaxよりも大きい偏角をもつピクセルの輝度を、偏角がθmaxのピクセルと同じ強調度にできる。θminとθmaxとは、任意の値に設定可能である。例えば、それぞれ以下の式40、41のように設定すると、θminよりも小さい偏角を持つピクセルの輝度は最小になり、θmaxよりも大きい偏角を持つピクセルの輝度は低下しない。θmaxθ1θ0wθminθmaxπ2wなお、上記式39による処理は、上記s1に限らず、上記式35、37、38でそれぞれ得られるs5、s6、s7にも適用できる。このとき、式35で得られるs5および式37で得られるs6の場合、式41の代わりに、θminとして、以下の式42で得られるθ’minを用いてもよい。θminθmaxπwこのように設定することにより、θminよりも小さいθ’minまで強調度が単調減少する。また、式38で得られるs7では、θmaxとして、以下の式43で得られるθ’maxを用いてもよい。θ’maxθ1θ0wπ2wこのように設定することにより、θmaxよりも大きいθ’maxまで強調度が単調増加する。なお、画像変換部230のみ、または画像再構成部220および画像変換部230は、MRI装置100とは別個に設けられた情報処理装置上に構成されてもよい。"