CN104349716B - 磁共振成像装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置，包含：计测参数设定部，其设定用于确定高频磁场的强度、倾斜磁场的强度以及高频磁场的定时、倾斜磁场的定时的计测参数；以及计测部，其按照计测参数来对放置在静磁场之中的被检测体施加高频磁场以及倾斜磁场，并将从所述被检测体产生的核磁共振信号作为复信号进行检测，所述计测参数设定部具备：基本参数输入部，其设定摄像参数和摄像截面；制约条件输入部，其设定对体素尺寸的设定给予制约的制约条件；体素尺寸计算部，其按照所述制约条件来设定体素尺寸；以及体素尺寸提示部，其向用户提示已设定的所述体素尺寸。

Description

磁共振成像装置

技术领域

本发明涉及磁共振成像(MRI)技术。尤其涉及磁化率图像生成时的计测参数设定的支援技术。

背景技术

磁共振成像(MRI)装置是对放置在静磁场内的被检测体施加高频磁场、倾斜磁场，来对因核磁共振而从被检测体产生的信号进行计测、图像化的医用图像诊断装置。MRI装置主要有水平磁场的隧道型和垂直磁场的开放型这两种，前者是对与被检者的体轴平行的方向施加静磁场，后者是对与被检者的体轴垂直的方向施加静磁场。

在MRI装置中，能在任意的摄像截面得到图像。在摄像截面之中，除了将身体分割为头侧和脚侧的横截面、分割为腹侧和背侧的冠状截面、以及左右分割的矢状截面的彼此正交的三个截面之外，还存在以任意的角度将身体斜向分割的斜向截面。

在MRI装置中，一般在施加用于确定摄像截面的切片倾斜磁场的同时给出使该面内的磁化激发的激发脉冲(高频磁场脉冲)，由此得到在激发的磁化收敛的阶段产生的核磁共振信号(回波)。此时，由于对磁化给出三维的位置信息，因此在从激发起至得到回波的期间，施加切片倾斜磁场和在摄像截面中彼此垂直的方向的相位编码倾斜磁场与导出(leadout)倾斜磁场。所计测的回波配置在以kx，ky，kz为轴的k空间，通过傅立叶逆变换来进行图像重构。

经重构的图像的各像素值成为由绝对值和偏角(相位)组成的多个。该绝对值和相位根据静磁场强度、静磁场的方向、摄像序列的种类、体素尺寸、重复时间等所组成的摄像参数、被检测体内中的磁化的密度、张弛时间(T1，T2)等来决定。

在通常的诊断中，使用以绝对值为像素值的浓淡图像(绝对值图像)。绝对值图像有利于组织构造的描出，存在质子(氢原子核)密度强调图像、T1强调图像、T2强调图像、扩散强调图像、血管图像等各种图像。另一方面，以相位为像素值的浓淡图像(相位图像)是反映了因静磁场不均匀或活体组织间的磁化率差等而引起的磁场变化的图像。相位图像到目前为止多用在计测参数的调整等中，用在诊断中的情况少。

然而，近年，将相位图像反映因磁化率差引起的磁场变化这一特性加以利用，根据相位图像来估计生物体内的磁化率分布，并将估计出的磁化率分布用于图像诊断的研究盛行。例如在脑内，根据每个组织不同而包含常磁性体的比例不同，将作为常磁性体的脱氧血红蛋白包含较多的静脉或出血部较之于周边组织，具有更高的磁化率。因此，通过将生物体内的磁化率分布进行图像化，能对静脉分布进行图像化(非专利文献1)，或检测微小出血(非专利文献2)。

在先技术文献

非专利文献

非专利文献1：Haacke EM等，Susceptibility mapping as a means tovisualize veins and quantify oxygen saturation，Journal of Magnetic ResonanceImaging，32卷，663-676页(2010年)

非专利文献2：Liu T等，Cerebral Microbleeds：Burden assessment by usingquantitative susceptibility mapping，Radiology，262卷，1号，269-278页(2012年)

发明要解决的课题

关于比静脉或微小出血等的体素更小的组织，磁化率的估计精度根据体素尺寸而变化，存在估计出的磁化率图像上的组织的对比度会下降的问题。作为原因，考虑相位图像的部分容积效应。在相位图像中，体素尺寸以下的相位分布基于部分容积效应而在体素内被平均化。故而，比体素更小的组织的相位的精度会下降，相位图像的对比度会变化。因此，在相位图像的体素尺寸变化时，根据相位图像所估计的磁化率的估计精度也会变化。

基于上述的理由，为了精度良好地描出静脉或微小出血，需要设定能以高精度对磁化率进行估计的体素尺寸。然而，相位分布根据相对于摄像截面的静磁场方向和对象组织的形状而变化，因此相位图像的部分容积效应也根据相对于摄像截面的静磁场方向和对象组织的形状而变化。故而，在设定能以高精度来估计磁化率的体素尺寸之际，需要考虑这两个影响。另外，体素尺寸不仅对磁化率的估计精度，还对图像的SNR(Signal-to-NoiseRatio：信噪比)、摄像截面的面内分辨率、摄像时间等摄像条件造成影响。关于这些摄像条件，装置或用户等所容许的范围不同。故而，在设定体素尺寸之际，需要设定在这些摄像条件所制约的范围内。

发明内容

本发明鉴于上述事实而提出，其目的在于，提供一种能根据相对于摄像截面的静磁场方向、对象组织、摄像条件来计算适当的体素尺寸、且以高精度来估计对象组织的磁化率的技术。

用于解决课题的手段

本发明在设定了摄像参数、摄像截面、对象组织、摄像条件后，按照已设定的参数、条件来计算能以高精度来估计磁化率的体素尺寸，并遵照计算出的体素尺寸来进行计测，且根据计测出的绝对值图像和相位图像来生成磁化率图像。

具体而言，本发明的磁共振成像装置具备：静磁场施加单元，其对被检测体施加静磁场；倾斜磁场施加单元，其对所述被检测体施加倾斜磁场；高频磁场脉冲照射单元，其对所述被检测体照射高频磁场脉冲；接收单元，其从所述被检测体接收核磁共振信号；以及计算单元，其控制所述倾斜磁场与所述高频磁场脉冲并对接收到的所述核磁共振信号进行运算，所述计算单元具备：计测参数设定部，其设定用于确定高频磁场的强度、倾斜磁场的强度、以及高频磁场的定时、倾斜磁场的定时的计测参数；计测部，其按照计测参数来对放置在静磁场之中的被检测体施加高频磁场以及倾斜磁场，并将从所述被检测体产生的核磁共振信号作为复信号进行检测；运算部，其对所述复信号进行运算，来生成图像；以及显示处理部，其将所述生成的图像显示于显示装置，所述计测参数设定部具备：基本参数输入部，其设定摄像参数和摄像截面；制约条件输入部，其设定对体素尺寸的设定给予制约的制约条件；体素尺寸计算部，其按照所述制约条件来设定体素尺寸；以及体素尺寸提示部，其对用户提示已设定的所述体素尺寸。

发明效果

根据本发明，能根据相对于摄像截面的静磁场方向、对象组织、摄像条件来计算适当的体素尺寸，并以高精度来估计对象组织的磁化率。

附图说明

图1(a)是作为本发明的代表性的实施方式的水平磁场方式的MRI装置的外观图，(b)是作为另一应用例的水平磁场方式的MRI装置的外观图，(c)是作为又一应用例的提高了开放感的MRI装置的外观图。

图2是表示实施方式的MRI装置的概略构成的框图。

图3是实施方式的计算机的功能框图。

图4是实施方式的摄像处理的流程图。

图5是实施方式的计测参数设定处理的流程图。

图6是实施方式的基本参数设定处理的参数设定画面的一例的图。

图7是实施方式的制约条件设定处理的制约条件设定画面的一例的图。

图8是实施方式的体素尺寸计算处理的流程图。

图9是实施方式的磁化率估计精度计算处理的流程图。

图10是傅立叶空间上的D(k)＝|1/3-k_z ²/k²|的分布。

图11是将实施方式的计算出的体素尺寸提示给用户的提示画面的一例的图。

图12是实施方式的MRI装置所采用的RSSG(RF-spoiled-Steady-stateAcquisition with Rewound Gradient-Echo)序列的脉冲时序图。

图13是实施方式的图像变换处理的流程图。

图14是实施方式的相位图像处理的流程图。

图15是实施方式的磁化率图像计算处理的流程图。

图16(a)是在像素尺寸为(dx，dy，dz)＝(0.5，2，0.5)的情况下的冠状截面的磁化率图像，(b)是在像素尺寸为(dx，dy，dz)＝(0.5，1，1)的情况下的冠状截面的磁化率图像。

图17(a)是在像素尺寸为(dx，dy，dz)＝(0.5，2，0.5)的情况下的冠状截面的磁化率图像，(b)是(a)所示的图像的亮度分布，(c)是(a)所示的图像的亮度分布。

图18(a)是在像素尺寸为(dx，dy，dz)＝(0.5，1，1)的情况下的冠状截面的磁化率图像，(b)是(a)所示的图像的亮度分布，(c)是(a)所示的图像的亮度分布。

具体实施方式

以下，参照附图来说明应用本发明的实施方式。以下，在用于说明本发明的实施方式的全部图中，对具有同一功能的部件赋予同一符号，并省略其重复的说明。另外，并不是通过以下的记述来限定本发明。

图1(a)是本发明的代表性的实施方式的MRI装置的外观图。该MRI装置101具备由螺线管线圈生成静磁场的201，将横卧于载床的被检测体203插入至孔(bore)之中来进行摄像。该类型被称为水平磁场方式的MRI装置(称为水平磁场MRI装置。此外，本发明不管MRI装置的静磁场方向如何，将以高精度来估计对象组织的磁化率作为目的，能不限于上述的水平磁场MRI装置来进行应用。若示出其他的MRI装置的例子，则图1(b)是利用了上下分离的磁铁的垂直磁场MRI装置。另外，图1(c)是使用隧道型磁铁并缩短磁铁的进深且使之斜倾来提高了开放感的MRI装置。

另外，以下，在本实施方式中，将MRI装置101的静磁场方向设为z方向，将与之垂直的2方向当中与对测量对称的被检测体进行载置的床面平行的方向设为x方向，与床面垂直的方向设为y方向，使用这样的座标系。另外，以下将静磁场也仅称为磁场。

图2是表示本实施方式的MRI装置101的概略构成的框图。MRI装置101具备：在与被检测体平行的方向上产生静磁场的隧道型磁铁201、产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈202、序列器204、倾斜磁场电源205、高频磁场发生器206、在照射高频磁场的同时检测核磁共振信号(回波)的探头207、接收器208、计算机209、显示装置210、以及存储装置211。

序列器204对倾斜磁场电源205和高频磁场发生器206给出命令，使其各自产生倾斜磁场以及高频磁场。所产出的高频磁场通过探头207而被施加至被检测体203。从被检测体203产生的回波被探头207接收，并由接收器208进行检波。作为检波的基准的核磁共振频率(检波基准频率f0)由序列器204进行设置。检波出的信号被送往计算机209，在此进行图像重构等的信号处理。其结果显示于显示装置210。根据需要，还可以使存储装置211存储经检波的信号或测量条件、以及信号处理后的图像信息等。序列器204进行控制来以预先编程的定时、强度使各部动作。将程序当中特别是描述了高频磁场、倾斜磁场、信号接收的定时或强度的部分称为脉冲序列。脉冲序列按照目的而已知有多种。在本实施方式的MRI装置101中，使用得到与磁场强度的空间分布的非均匀性相应的信号的GrE(Gradient Echo)系的脉冲序列。GrE系的脉冲序列之中例如存在RSSG(RF-spoiled-Steady-stateAcquisition with Rewound Gradient-Echo)序列。

本实施方式的计算机209按照脉冲序列来使MRI装置101的各部动作，计测回波，并对计测出的回波进行后述的各种运算，来得到期望的对比度的图像。

为了对其实现，本实施方式的计算机209如图3所示，具备：计测参数设定部310，其设定计测参数；计测部320，其遵照所设定的计测参数来对序列器204指示回波的计测，并将所得到的回波配置于k空间；运算部330，其对配置于k空间的回波进行运算来生成图像；以及显示处理部350，其将所得到的图像显示于显示装置210。运算部具备：图像重构部332，其根据配置于k空间的回波来重构复图像；以及图像变换部334，其对经重构的复图像进行给定的运算，来创建磁化率图像。

计算机209的这些各功能通过由计算机209的CPU将存储装置211中存放的程序加载至存储器中予以执行来实现。

首先，沿处理的流程来说明本实施方式的计算机209的计测参数设定部310、计测部320、图像重构部332、图像变换部334、显示处理部350所执行的摄像处理的细节。图4是本实施方式的摄像处理的处理流程。

在基本参数输入部311中设定脉冲序列、摄像截面、TR(Repetition time：重复时间)、TE(Echo time：回波时间)等的摄像参数，在制约条件输入部312中设定进行摄像的对象组织、以及图像的SNR、摄像截面的面内分辨率、摄像时间等的对体素尺寸的设定造成制约的摄像条件，在体素尺寸计算部313中基于由制约条件输入部设定的制约条件和相对于摄像截面的静磁场方向来计算体素尺寸，并将在体素尺寸提示部314中计算出的体素尺寸提示给用户。至此为图4的处理流程的步骤S1101的计测参数设定的处理的概要。其后，当存在计测开始指示时，开始步骤1102的计测，但针对图4的步骤1102以后的各步骤将在后依次讲述。在此针对步骤1101的细节、即计测参数设定部的各部分所进行的处理的细节，依次进行说明。

图5是计测参数设定部中的处理的流程。首先，在基本参数输入部311中，用户通过显示装置210来设定脉冲序列、摄像截面、摄像参数。在本实施方式中，脉冲序列设为RSSG，摄像截面设为冠状截面，摄像参数设为TR＝60ms，TE＝40ms，FA(Flip Angle：倒装角度)＝25度，NSA(Number of Signals Averaged：累计次数)＝1，摄像截面内的视野＝256mmx256mm，切片方向的视野＝32mm。此外，这些脉冲序列、摄像截面、摄像参数能使用任意的脉冲序列、摄像截面、摄像参数。

图6是参数设定画面的一例。在脉冲序列设定部410中设定脉冲序列，在摄像截面设定部420中设定摄像截面，在摄像参数设定部430中设定摄像参数。此外，图6是参数设定画面的一例，参数设定画面不限于图6的画面。

接下来，在制约条件输入部312中，设定对象组织、以及可摄像的SNR、面内分辨率、摄像时间的范围。

在本实施方式中，以从基准值起的变化率(％)来定义SNR，并以摄像截面内的1体素的面积(mm²)和摄像截面内的二方向各自的分辨率(mm)来定义面内分辨率。关于SNR的基准值，将在设定了多用于静脉的描出中的磁化率强调图像中通常所使用的体素尺寸(x方向的分辨率dx＝0.5mm，y方向的分辨率dy＝2mm，z方向的分辨率dz＝0.5mm)时的SNR设为100％。此外，SNR和面内分辨率的定义是任意的，例如SNR可以不是以变化率而是以具体的值来定义，面内分辨率可以仅以摄像截面内的1体素的面积来定义。

在此，说明SNR、面内分辨率、摄像时间与体素尺寸(dX，dY，dZ)的关系。SNR与体素体积成比例，因此在将使SNR成为基准值SNR0的体素尺寸设为dX0，dY0，dZ0时，成为SNR＝SNR0·(dX·dY·dZ)/(dX0·dY0·dZ0)。关于面内分辨率，在将切片方向设为Y方向时，摄像截面内的1体素的面积成为dX·dZ(mm2)，摄像截面内的二方向各自的分辨率成为dX(mm)、dY(mm)。摄像时间成为TR(s)、相位编码方向的矩阵尺寸Mp、与切片编码方向的矩阵尺寸Ms、NSA之积。在此，相位编码方向成为摄像截面内的二方向当中矩阵尺寸小的方向。另外，关于各方向的矩阵尺寸MX，MZ，MZ，使用各方向的视野FOVX(mm)、FOVY(mm)、FOVZ(mm)而表征为MX＝FOVX/dX，MX＝FOVY/dY，MZ＝FOVZ/dZ。因此，关于摄像时间T(s)，在将切片方向设为Y方向时，成为T＝TR·min(MX，MZ)·MY·NSA＝TR·min(FOVX/dX，FOVZ/dZ)·(FOVY/dY)·NSA。

在本实施方式中，将对象组织设为在空间上全方向行进的静脉。另外，将SNR变化率的范围设为95％至105％，将面内分辨率的1体素的面积的上限设为0.5mm²，将二方向各自的分辨率的下限设为0.5mm，并将摄像时间的上限设定为8分12秒。摄像时间的上限值是在磁化率强调图像中设定了通常所使用的上述的体素尺寸时的值。此外，对象组织还能设定为特定方向的静脉或微小出血等任意的组织。SNR、面内分辨率、摄像时间也能设定任意的范围。另外，对象组织、摄像条件不必全部设定，也可以仅设定一部分。另外，用户既可以通过显示装置210中的制约条件设定画面来设定，也可以设定预先存储在存储装置211中的制约条件。还可以用户仅设定一部分的制约条件，而剩余的制约条件是对存储在存储装置211中的制约条件进行设定。

图7是在显示装置210中用户所设定的制约条件设定画面的一例。在图7中，由对象组织设定部510设定对象组织，并由摄像条件设定部520来确定SNR变化率(％)、面内分辨率(mm²)、摄像时间(分·秒)的范围。此外，图7是制约条件设定画面的一例，制约条件设定画面不限于图7的画面。

接下来，在体素尺寸计算部313中，计算能以高精度来估计对象组织的磁化率的体素尺寸。故而，本实施方式中的体素尺寸计算部313首先计算相对于摄像截面的静磁场方向，计算针对制约条件内的全部的体素尺寸的对象组织的磁化率估计精度，并遵照计算出的磁化率估计精度来决定最佳的体素尺寸。以下，使用图8来依次说明由本实施方式中的体素尺寸计算部进行的处理的细节。

首先，设定在体素尺寸计算部中使用的座标系(步骤S1301)。在本实施方式中，在摄像截面(冠状截面)内的二方向当中，将RL方向(Right-Left：身体的左右方向)设为X方向，将HF方向(Head-Foot：连结身体的头侧与脚侧的方向)设为Z方向，并将切片方向设为Y方向。此外，座标轴不限于上述的情况，能使用任意的座标轴。但需要设定与体素尺寸被定义的三方向各自对应的轴。接下来，计算所设定的座标系中的静磁场方向(步骤S1302)。在本实施方式中使用水平磁场MRI，因此在上述设定的座标系中Z方向成为静磁场方向。接下来，计算针对制约条件内的全部的体素尺寸的、全部的对象组织的磁化率估计精度(步骤S1303)。在本实施方式中，通过计算机仿真来计算磁化率估计精度。在本实施方式中，为了计算磁化率估计精度，设定对象组织的磁化率模型，并根据磁化率模型来计算高分辨率的磁化率图像，根据高分辨率的磁化率图像来计算高分辨率的相位图像，根据高分辨率的相位图像来计算低分辨率的相位图像，根据低分辨率的相位图像来计算低分辨率的磁化率图像，并根据低分辨率的磁化率图像来计算磁化率估计精度。使用图9来说明本实施方式中的磁化率估计精度的计算方法。

首先，设定由制约条件输入部设定的全部的对象组织的磁化率模型(步骤S1401)。在本实施方式中，对象组织是在空间上在全部的方向上行进的静脉。在本实施方式中，将静脉的形状设为直径D＝0.5(mm)，以长度L＝10(mm)的圆柱进行模型化，并将静脉的磁化率值设为χv＝0.3(ppm)，将静脉以外的磁化率值设为xe＝0(ppm)。另外，为了设定在全方向上行进的静脉，将静脉模型的中心设为座标原点，将Z方向与静脉行进方向之间的天顶角设为θ1，将投影至XY平面上时的X方向与静脉行进方向之间的方位角设为θ2，并使θ1和θ2各自在0度至90度间以每10度为单位进行变化。此外，也可以以圆柱以外的形状来对静脉进行模型化，D、L、χv、χe不限于上述，能使用任意的值。行进方向也能以任意的方法进行设定。另外，在将静脉以外作为对象组织的情况下，以与各自的组织相适应的形状进行模型化即可。例如，在将微小出血作为对象组织的情况下，以球的形状进行模型化即可。

接下来，根据磁化率模型来创建高分辨率的磁化率图像(步骤S1402)。在本实施方式中，关于高分辨率的磁化率图像，将矩阵尺寸设为384x384x384，将大小设为32x32x32(mm)，将体素尺寸设为0.083x0.083x0.083(mm)。另外，使磁化率模型的座标原点与图像上的中心点(193，193，193)一致。此外，这些值能使用任意的值。但高分辨率磁化率图像的体素尺寸越小，计算精度越提高。

接下来，使用相位与磁化率的关系式，根据高分辨率磁化率图像来计算高分辨率相位图像(步骤S1403)。相位与磁化率的关系式由式(1)表示。

【数式1】

$\mathrm{\φ}\left(r\right)=-\frac{\mathrm{\γ}{B}_0{\mathrm{\τ}}_{\mathrm{TE}}}{4\mathrm{\π}}\∫\mathrm{\χ}\left(r^{\′}\right)\frac{3{\cos }^2\mathrm{\α}-1}{{|r^{\′}-r|}^3}{d}^3{r}^{\′}---\left(1\right)$

在式(1)中，f(r)是图像内的位置r处的相位(rad)，γ是磁力回转比，B₀是静磁场强度(T)，τ_TE是TE(s)，χ(r)是图像内的位置r处的磁化率(ppm)，a是计算出的静磁场方向(Z方向)与矢量r′-r所形成的角。在MRI中作为对象的质子的γ是267.4x 10⁶T^-1s^-1。另外，在将矢量r、r′的Z分量分别设为r_Z、r′_Z时，cos a由式(2)来表示。

【数式2】

cosα＝|r′_z-r_z|/|r′-r| (2)

在本实施方式中，对式(1)进行傅立叶变换，并使用傅立叶空间上的相位与磁化率的关系式(3)，根据磁化率来计算相位。

【数式3】

$\mathrm{\Φ}\left(k\right)=-\mathrm{\γ}{B}_0{\mathrm{\τ}}_{\mathrm{TE}}(\frac{1}{3}-\frac{k_Z^2}{k^2})\·X\left(k\right)---\left(3\right)$

在式(3)中，F(k)是傅立叶空间上的位置k处的相位，X(k)表示傅立叶空间上的位置k处的磁化率，k²＝k_x ²+k_y ²+k_z ²。通过对高分辨率磁化率图像进行傅立叶变换后代入至式(3)的X(k)，并对所得到的F(k)进行傅立叶逆变换，来得到高分辨率的相位图像。此外，在根据磁化率图像来计算相位图像的方法中，存在将磁化率χ(r′)代入至式(1)的右边来求取左边的相位f(r)等各种方法，也可以使用任意的方法。另外，可以对高分辨率的相位图像加入伪噪声。

接下来，根据高分辨率相位图像来计算在体素尺寸为dX(mm)、dY(mm)、dZ(mm)的情况下的低分辨率相位图像(步骤S1404)。在本实施方式中，根据高分辨率的相位图像和将全部的元素假定为1的绝对值图像来计算高分辨率的复图像，并提取计算出的复图像的傅立叶空间上的中心附近的低频区域，计算通过傅立叶逆变换而得到的复图像的相位分量，由此来计算反映了部分容积效应的低分辨率的相位图像。关于该低分辨率相位图像，图像的大小(32x32x32(mm))与高分辨率相位图像相同，通过改变进行提取的频域的矩阵尺寸，从而成为期望的体素尺寸(dX，dY，dZ)的相位图像。例如，在dX＝0.5，dY＝2，dZ＝0.5的情况下，提取64x16x64的区域。此外，计算低分辨率的相位图像的方法存在对高分辨率的复图像和sink函数进行卷积积分等各种方法，也可以使用其他的方法。另外，也可以对低分辨率相位图像加入伪噪声。

接下来，根据低分辨率的相位图像来计算磁化率图像(步骤S1405)。在本实施方式中，通过使用最小二乘法来求解式(1)，从而根据相位图像来计算磁化率图像。此外，关于计算磁化率图像的方法，提出了使用傅立叶空间上的相位与磁化率的关系式(3)等各种方法，但也可以使用任一种方法。

接下来，根据计算出的磁化率图像来计算对象组织的磁化率的估计精度(步骤S1406)。在本实施方式中，将低分辨率磁化率图像的图像中心的磁化率设为估计磁化率χv’，并将已设定的磁化率χv与估计磁化率χv’之差的绝对值定义为磁化率估计精度。即，磁化率估计精度通过式(4)来得到。

【数式4】

f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)＝|xv-xv′| (4)

在此，f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)表示在静脉行进方向为θ1、θ2且体素尺寸为dX、dY、dZ时的磁化率估计精度。此外，磁化率估计精度的计算可以使用以χv’与χv之比(χv’/χv)来定义等其他的方法。

针对全部的θ1、θ2、以及制约条件内的全部的dX、dY、dZ，来进行以上的步骤S1402至步骤S1406中所进行的f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)的计算。此外，磁化率估计精度f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)可以使用预先存储在存储装置211中的值。在此情况下，可以不进行计算机仿真。

接下来，基于在步骤S1303中计算出的磁化率估计精度f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)，来决定最佳的体素尺寸(步骤S1304)。在本实施方式中，根据f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)来计算各体素尺寸(dX，dY，dZ)中的磁化率估计精度的评价值g(dX，dY，dZ)，并根据g(dX，dY，dZ)来决定最佳的体素尺寸。在本实施方式中，为了计算无论以哪个行进方向的静脉都能以高精度来估计磁化率的体素尺寸，如式(5)所示，将相对于全部的行进方向(θ1，θ2)的磁化率估计精度的最小值定义为评价值g(dX，dY，dZ)，并将使g(dX，dY，dZ)成为最大时的体素尺寸决定为最佳的体素尺寸。

【数式5】

g(dX，dY，dZ)＝min_θ1，θ2{f(θ1，θ2，dX，dY，dZ)} (5)

此外，评价值的定义能代替上述的磁化率估计精度的最小值而采用对全部的对象组织的磁化率估计精度取平均后的值、对每个对象组织进行加权来对磁化率估计精度取平均后的值。进而，将全部的对象组织的磁化率估计精度的方差作为评价值也是有效的，在此情况下将方差成为最小的体素尺寸决定为最佳的体素尺寸。可以使用将最小值、平均、方差等多个指标进行组合的定义。另外，根据评价值的定义，可以将使g(dX，dY，dZ)成为最小的体素尺寸决定为最佳的体素尺寸。评价值的定义既可以由用户进行指定，也可以使用预先存储在存储部211中的值。此外，可以将评价值g(dX，dY，dZ)预先存储在存储部中来对其进行使用。在此情况下，可以不进行计算机仿真。

在本实施方式中，基于制约条件输入部312中设定的制约条件，体素尺寸计算部313所计算的体素尺寸成为dX＝0.5mm，dY＝1mm，dZ＝1mm。此时，相位编码方向成为HF方向，导出编码数成为512，相位编码数成为256，切片编码数成为32，切片厚成为1mm。另外，SNR变化率成为100％，面内分辨率成为0.5mm²，摄像时间成为8分12秒。

此外，若与水平磁场的冠状截面同样地，像水平磁场的矢状截面、垂直磁场的横截面、矢状截面那样，在静磁场方向与摄像截面平行的情况下，使用与本实施方式相同的制约条件，则面内的二方向当中与静磁场方向平行的方向的分辨率为1mm，垂直的方向的分辨率为0.5mm，切片方向的分辨率为1mm时，成为最佳的体素尺寸。即，面内当中与静磁场方向平行的方向、与静磁场方向垂直的方向、切片方向的分辨率的比例成为2∶1∶2时，成为最佳的体素尺寸。另外，若像水平磁场的横截面、垂直磁场的冠状截面那样，在静磁场方向与摄像截面垂直的情况下，使用与本实施方式相同的制约条件，则面内的二方向的分辨率均为0.5mm、切片方向的分辨率为2mm时，成为最佳的体素尺寸。即，在摄像截面内的二方向与切片方向的分辨率的比例成为1∶1∶4时成为最佳的体素尺寸。

这些结果表示了，在摄像对象是以全方向行进的静脉的情况下，为了针对不论哪个行进方向的静脉均以高精度来估计磁化率，在静磁场方向和切片方向上增大分辨率的非各向同性的体素尺寸成为最佳。

在此，简单说明使在静磁场方向和切片方向上增大分辨率的非各向同性的体素尺寸成为最佳的理由。在切片方向上增大分辨率的体素尺寸成为最佳的理由是在制约条件输入部中设定了SNR的下限、摄像时间和面内分辨率的上限。通过在切片方向上增大分辨率，并减小相位编码方向的分辨率，从而能在不使SNR下降的前提下减小摄像时间和面内分辨率。

另外，使用傅立叶空间上的相位与磁化率的关系式(3)来说明在静磁场方向上增大分辨率的体素尺寸成为最佳的体素尺寸的理由。在式(3)中，若设D(k)＝|1/3-k_z ²/k²|，则傅立叶空间上的各位置处的相位D(k)呈现为D(k)与磁化率X(k)之积。图10表示k_Y＝0处的傅立叶空间上的D(k)的绝对值|D(k)|的分布。横轴为k_X，纵轴为k_Z。如图10所示，在与静磁场方向650的角度为约55度的区域620，|D(k)|成为0。故而，在计测出的相位中，与静磁场方向的角度为约55度的区域620中的磁化率的信息将丢失。

另一方面，若对静脉的磁化率模型进行傅立叶变换，则以傅立叶空间的原点(k＝0)为中心，在与静脉的行进方向垂直的区域具有大的值。例如，若对在静磁场方向(z方向)上行进的静脉的磁化率分布进行傅立叶变换，则在区域630中的k_Z＝0的平面具有大的值。故而，以与静磁场方向的角度为35度来行进的静脉在区域620的周边具有分布，因此信息丢失最多。若实际进行重构，则在从静磁场方向起35度附近行进的静脉的磁化率的估计精度下降最多。因此，为了使针对全部行进方向的磁化率的估计精度的最小值最大，需要设定使以从静磁场方向起35度附近行进的静脉的磁化率的估计精度提高的体素尺寸。故而，需要在与静磁场方向垂直的区域中切取稍广的区域640。此时，实际空间中的体素尺寸成为较之于与静磁场方向垂直的方向而在平行的方向上分辨率更大的体素尺寸。因此可知，为了提高估计精度最低的静脉的磁化率估计精度，在与静磁场方向平行的方向上，分辨率大的体素尺寸成为最佳。

此外，作为将在步骤S1304中对每个对象组织进行加权来取对估计精度进行了平均后的值设为评价值g(dX，dY，dZ)的一例，将通过与本实施方式相同的条件下按照沿X方向行进的静脉设为100％、且沿除此以外的方向行进的静脉设为0％的方式进行加权而取估计精度的平均后的值作为评价值来决定最佳的体素形状，则成为dX＝1mm，dY＝1mm，dZ＝0.5mm。同样地，若将按照把沿Y方向行进的静脉设为100％、且沿除此以外的方向行进的静脉设为0％的方式进行加权而取估计精度的平均后的值作为评价值来决定最佳的体素形状，则成为dX＝0.5mm，dY＝2mm，dZ＝0.5mm。另外，若将按照把沿Z方向行进的静脉设为100％、且沿除此以外的方向行进的静脉设为0％的方式进行加权而取估计精度的平均后的值作为评价值来决定最佳的体素形状，则成为dX＝0.5mm，dY＝1mm，dZ＝1mm。

这些结果表示了，在摄像对象为特定的行进方向的静脉的情况下，在静脉的行进方向和切片方向(Y方向)上增大分辨率的非各向同性的体素尺寸成为最佳。

接下来，在体素尺寸提示部314中，由体素尺寸计算部313计算出的体素尺寸作为体素尺寸提示画面而被显示于显示装置210(步骤S1204)。在本实施方式中，与体素尺寸同时，还提示SNR变化率、面内分辨率、摄像时间等的摄像条件。此外，可以替代对体素尺寸进行提示，而对导出编码数、相位编码数、切片厚、相位编码方向等作为体素尺寸的替代的参数进行提示。另外，摄像条件既可以不提示，也可以仅提示一部分。

图11是体素尺寸提示画面的一例。对在体素尺寸提示部710中计算出的体素尺寸或取代体素尺寸的参数进行提示，并对伴随在摄像条件提示部720中计算出的体素尺寸的摄像条件进行提示。此外，图11是体素尺寸提示画面的一例，体素尺寸提示画面不限于图11的画面。

各种计测参数由计测参数设定部进行设定，若受理摄像开始的指示，则计测部320进行计测(步骤S1102)。在此，计测部320遵照预定的脉冲序列来对序列器204发出指示，获取回波信号，并配置于k空间。序列器204遵照指示，如上所述，对倾斜磁场电源205和高频磁场发生器206送出命令，并分别使倾斜磁场以及高频磁场产生。然后，由探头207进行接收，并将由接收器208进行了检波后的回波作为复信号进行接收。

此时，在本实施方式中，如上所述使用GrE系的脉冲序列。在此，使用作为其一例的RSSG序列来说明本实施方式中使用的GrE系的脉冲序列。图12是RSSG序列的脉冲时序图。在本图中，RF、Gs、Gp、Gr分别表示高频磁场、切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、导出倾斜磁场。在本实施方式中，Gs成为y方向的倾斜磁场，Gp成为z方向的倾斜磁场，Gr成为x方向的倾斜磁场。

在RSSG序列中，与切片倾斜磁场脉冲801的施加一起来照射高频磁场(RF)脉冲802，从而激发被检测体203内的给定的切片的磁化。接着，对磁化的相位施加用于附加切片方向以及相位编码方向的位置信息的切片编码倾斜磁场脉冲803以及相位编码倾斜磁场脉冲804。在施加了使像素内的核磁化的相位分散的扩散(diffuse)用的导出倾斜磁场脉冲805后，在施加用于附加导出方向的位置信息的导出倾斜磁场脉冲806的同时，计测一个核磁共振信号(回波)807。而且，最后，施加使通过切片编码倾斜磁场脉冲803以及相位编码倾斜磁场脉冲804而扩散后的核磁化的相位收敛的聚相位(re-phase)用的切片编码倾斜磁场脉冲808以及相位编码倾斜磁场脉冲809。

计测部320在使切片编码倾斜磁场脉冲803、808(切片编码数ks)以及相位编码倾斜磁场脉冲804、809(相位编码数kp)的强度、以及RF脉冲802的相位变化的同时，以重复时间TR来重复执行以上的过程，并计测为了得到1张图像而所需的回波。此外，此时，RF脉冲802的相位例如每次增加117度。另外，在图12中，连字符以后的数字表示是第几次重复。

此外，计测出的各回波配置于以kr，kp，ks为座标轴的三维的k空间上。此时，一个回波在k空间上占据与kr轴平行的1行。关于根据该RSSG序列而得到的绝对值图像，若将从TE(RF脉冲802的照射起至回波807的计测为止的时间)设定得较短，将T1(纵张弛时间)强调图像、TE设定得较长，则成为反映了像素内的相位分散的T2^＊强调图像。

若结束计测，则图像重构部332根据配置于k空间的回波信号来进行重构图像的图像重构处理(步骤S1103)。在此，图像重构部332对配置于k空间上的回波(数据)进行三维傅立叶逆变换等处理，来重构以复数来表示各像素的值的复图像。

图像变换部334对所得到的复图像进行后述的各种图像变换处理(步骤S1104)。在本实施方式中，图像变换部334将由图像重构部332得到的复图像变换为磁化率图像。本实施方式的图像变换处理的细节将后述。

然后，显示处理部350将所得到的磁化率图像作为浓淡图像而显示于显示装置210(步骤S1105)。此外，可以使用体绘制等方法来使多个图像信息合成显示。

图13是本实施方式的图像变换处理的处理流程。若在本实施方式的图像变换部334中开始图像变换处理，则首先，根据由图像重构部332生成的复图像来生成绝对值图像以及相位图像(步骤S1501)。绝对值图像以及相位图像是根据复图像的各像素的复数的绝对值分量以及相位分量而分别创建的。

像素i中的绝对值图像的亮度值S(i)和相位图像的亮度值φ(i)是使用复图像的亮度值而分别根据式(6)和式(7)来计算的。

S(i)＝|c(i)| (6)

f(i)＝arg{c(i)} (7)

接下来，对相位图像进行预定的相位图像处理(步骤S1502)。在本实施方式中，进行3种相位图像处理。以下，使用图14的处理流程来说明这3种相位图像处理。但以下列举的3种处理终究只是一例，无需限定于此。另外，还能省略这3个处理当中的任一个处理。另外，各处理的处理顺序随意。

首先，进行从相位图像之中去除全局性的相位变化的全局性相位变化去除处理(步骤S1601)。全局性相位变化去除处理是计算因组织间的磁化率变化而引起的局部的相位变化的处理。该全局性的相位变化起因于依赖于摄像部位(例如，头部等)的形状等而产生的静磁场不均匀，且与空间频域(k空间)中的低频分量对应。在本实施方式中，首先，对摄像出的三维图像(原始图像)，按每个二维图像而分别实施低通滤波处理，来计算低分辨率图像。然后，通过将原始图像以复数除法除以低分辨率图像，来从原始图像之中去除低分辨率图像中所含的全局性的相位变化。

此外，在去除全局性的相位变化的方法之中存在各种公知的方法。例如除了上述的方法以外，还存在以低阶多项式来拟合三维图像从而提取全局性的相位变化、并将该相位变化从原始图像之中减去的方法等。在本实施方式的全局性相位变化去除处理中，可以使用其他的方法。

接下来，进行对相位的折回进行校正的相位折回校正处理(步骤S1602)。相位图像中的一部分的区域中，超过了-π至π的范围的相位值被折回至-π至π的范围内。在本实施方式中，使用作为公知的方法的区域扩大法等，来校正折回至-π至π的范围的相位值。

接下来，在相位图像之中，对仅噪声分量的区域(噪声区域)实施噪声掩蔽处理(步骤S1603)。首先，使用绝对值图像来创建掩蔽图像。掩蔽图像使用预定的阈值，将具有小于该阈值的值的区域的像素值设为0、且将除此以外的区域的像素值设为1来进行创建。然后，将创建出的掩蔽图像与相位图像相乘。

此外，在噪声掩蔽处理法中存在各种公知的方法。例如，作为用于噪声掩蔽处理的掩蔽图像，可以使用将空气区域的像素值设为0的方法。在此情况下，检测脑与空气的边界部分，并基于检测结果来提取空气区域。在本实施方式的噪声掩蔽处理中，可以使用这样其他的方法。

此外，可以不进行相位图像处理。

接下来，根据相位图像，使用式(1)所示的相位与磁化率的关系来生成磁化率图像(步骤S1503)。依照图15的处理流程来说明本实施方式的磁化率图像生成处理过程。

首先，决定表示计算出的相位图像与要计算的磁化率图像候补之间的差的误差函数(步骤S1701)。然后，决定使误差函数最小的磁化率图像候补(步骤S1702)，并将决定出的磁化率图像候补设为磁化率图像(步骤S1703)。

在误差函数的决定中，使用由式(1)表示的相位φ与磁化率χ的关系。由于以相位图像内的全部的像素作为对象，因此若以行列式来表现式(1)，则如式(8)所示来表示。

Φ＝Cχ (8)

在此，Φ是具有全部像素数N的大小的相位图像的列矢量，χ是磁化率图像候补的列矢量。另外，C具有N×N的大小，是相对于针对χ的卷积运算的矩阵。

在本实施方式中，根据式(8)，通过L1范数最小化法来求取磁化率图像。故而，使用以下的式(9)所示的误差函数e(χ)，来决定使其最小的磁化率图像候补。

【数式9】

$e\left(\mathrm{\χ}\right)={\left|\right|W\·(\mathrm{C\χ}-\mathrm{\δ})\left|\right|}^2+\mathrm{\λ}\underset{i=1}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\left|{\mathrm{\χ}}_i\right|---\left(9\right)$

在此，W是具有N的大小的列矢量，是对各像素中的误差加权的系数矢量。另外，·是矢量的每个元素的乘法，//＊//是＊的范数，λ表示任意的常数。

在本实施方式中，对于式(8)中的系数矢量W，使用绝对值图像的像素值。具体而言，根据以下的式(10)来得到任意的像素i(i＝1，2，…，N)中的系数矢量的值W(i)。

W(i)＝S(i)/S_max (10)

在此，S(i)是像素i中的绝对值(绝对值图像的像素值)，S_max是绝对值图像的全部像素值之中的最大值。随着图像的SNR下降，噪声所引起的相位的偏离会增加。通过将与SNR成比例的绝对值图像的像素值用于系数矢量W，能降低相位的偏离对大的像素的误差函数的贡献，从而使进行计算的磁化率图像χ的精度得以提高。

此外，进行计算的误差函数不限于式(9)、式(10)的形式。例如，系数矢量W可以使用绝对值图像的n次方(n为正实数)的值、仅将想求出磁化率图像的区域的像素值设为1而将除此以外的像素值设为0的值等。另外，可以使式(9)的误差函数e(χ)的函数形式变形。例如，能对式(9)追加称为L2范数的正规化项、更一般的称为Lp范数(p＞0)的正规化项等，使用各种公知的函数形式。

在本实施方式中，通过利用了共轭梯度法的反复运算来使基于误差函数e(χ)所计算的误差最小化。此外，在使误差函数最小化的方法中，存在最速下降法等各种公知的方法，还可以使用其他的方法。

另外，在根据相位图像来计算磁化率图像的计算中，可以不使用使上述的误差函数最小化的方法，而使用其他的方法。例如，可以通过对式(7)进行傅立叶变换来求取傅立叶空间上的磁化率图像，并对求出的图像进行傅立叶逆变换，从而求取实际空间上的磁化率图像。

另外，可以对经固定的静磁场方向以各种方式改变摄像部位(例如，头部)的角度来进行多次计测，并根据所得到的多个复图像来计算一个磁化率图像。对经固定的静磁场方向以各种方式改变摄像部位(例如，头部)的角度，等价于将对摄像组织(例如，脑组织)的磁化率分布施加的静磁场的方向以各种方式进行改变。因此，通过该计测，能得到在施加不同的方向的静磁场时的多个相位图像。通过根据这多个相位图像来计算磁化率图像，较之于根据一个相位图像来进行计算的情况，能提高解的精度。在磁化率图像的计算法之中存在以上各种公知的方法，还能使用这些方法。

本实施方式中的磁化率图像设定了针对无论是哪个行进方向的静脉均能以高精度来估计磁化率的体素尺寸，因此不管静脉的行进方向如何，磁化率图像中的静脉的对比度都不会下降。为了对其表示，在水平磁场的冠状截面中，将设定了在磁化率强调图像中通常使用的体素尺寸时的磁化率图像与在设定了本实施方式中计算出的体素尺寸时的磁化率图像进行比较。

图16是水平磁场的冠状截面中的磁化率图像。图16(a)是通常的磁化率强调图像中所使用的体素尺寸((dx，dy，dz)＝(0.5，2，0.5))的磁化率图像，图16(b)是本实施方式中计算出的体素尺寸((dx，dy，dz)＝(0.5，1，1))的磁化率图像。将图16(a)的静脉902、903、904与图16(b)的静脉907、908、909进行比较。可知，在通常的磁化率强调图像中所使用的体素尺寸的磁化率图像(图15(a))中，不能描出静脉902、903、904，相对于此，在本实施方式中计算出的体素尺寸的磁化率图像(图15(b))中，无论是沿与静磁场方向910垂直的方向行进的静脉907、908，还是沿平行的方向行进的静脉909，均能描出。

使用亮度分布来详细地探讨这些结果。图17(a)是水平磁场的冠状截面中的(dx，dy，dz)＝(0.5，2，0.5)的磁化率图像，图17(b)是图像1001中的线段1002的亮度分布，图17(c)是图像1001中的线段1003的亮度分布。图18(a)是水平磁场的冠状截面中的(dx，dy，dz)＝(0.5，1，1)的磁化率图像，图18(b)是图像1101中的线段1102的亮度分布，图18(c)是图像1101中的线段1103的亮度分布。在图17中，静脉1006以亮度分布1005来进行了表现，但除此以外的静脉未以亮度分布1005、1006来表现。另一方面，在图18中可知，静脉1106和静脉1107以亮度分布1105，静脉1109以亮度分布1108，来分别明确地表现。

以上的结果示出了，本实施方式的磁化率图像设定了无论针对哪个行进方向的静脉均能以高精度来估计磁化率的体素尺寸，因此不管静脉的行进方向如何，磁化率图像中的静脉的对比度都不会下降。

此外，尽管在本实施方式中针对水平磁场MRI的冠状截面进行了说明，但装置、摄像截面不限于此。即使使用垂直磁场MRI或其他的装置，也能应用同样的处理，得到同样的效果。另外，即使对于冠状截面、矢状截面、斜向截面等任意的摄像截面也能应用同样的处理，得到同样的效果。

另外，可以对磁化率图像进行图像处理，来创建与磁化率图像不同对比度的图像，并使其显示于显示装置210。例如，可以根据磁化率图像来创建强调了磁化率差的强调掩蔽，并进行将其与绝对值图像相乘后的图像显示。

另外，尽管在本实施方式中，以能以高精度来估计磁化率的体素尺寸的计算为目的，根据在体素尺寸计算部313中设定的磁化率χv来求取了估计磁化率χv’，但其还能应用于其他的目的。例如，能应用于求取对象组织的准确的磁化率。关于比体素尺寸更小的组织，磁化率的估计精度因相位图像的部分容积效应而下降，因此不能求取准确的磁化率。为此，通过事先计算对象组织的计算磁化率相对于真的磁化率的变化率，并将其作为校正值来校正计算磁化率，从而能求取准确的磁化率。具体而言，在以静脉为对象组织的情况下，首先将静脉的形状假定为圆柱(直径D、长度L、行进方向角度θ1，θ2)，来计算针对用于计测的体素尺寸(dX，dY，dZ)的设定磁化率χv与估计磁化率χv’之比χv/χv’。然后，通过以该比为变化率，并将其乘以计算磁化率，从而能求取准确的磁化率。此外，对象组织不限于静脉，能以微小出血等任意的形状的组织作为对象。

另外，在本实施方式中，目的在于计算能以高精度来估计磁化率的体素尺寸，且在体素尺寸计算部313中计算出低分辨率相位图像，但其还能应用于其他的目的。例如，还能应用于使相位图像中的对象组织的对比度增大的体素尺寸的计算。具体而言，首先，计算在制约条件的范围内使低分辨率相位图像中的对象组织的对比度成为最大的体素尺寸。然后，通过将该体素尺寸用于计测，能增大计测出的相位图像中的对象组织的对比度。另外，可以以求取对象组织的准确的相位为目的。具体而言，在将静脉作为了对象组织的情况下，首先将静脉的形状假定为圆柱(直径D、长度L、行进方向角度θ1、θ2)，并计算针对用于计测的体素尺寸(dX，dY，dZ)的高分辨率相位图像中的对象组织的相位φv与低分辨率相位图像中的相位φv’之比φv/φv’。然后，通过以该比为变化率，并将其与计测出的相位图像中的对象组织的相位相乘，从而能求取准确的相位。此外，对象组织不限于静脉，还能以微小出血等任意的形状的组织作为对象。

另外，尽管在本实施方式中，使用了作为与k空间的座标轴平行地获取数据的笛卡尔摄像之一的RSSG序列，但还能使用任意的序列来获取任意的k空间区域的数据。例如，可以使用在k空间中旋转状地获取数据的径向扫描等非笛卡尔摄像。另外，可以进行多次摄像，并在各次摄像中获取各个k空间区域的数据，并使用对它们进行了合成后的数据。

另外，在上述各实施方式中，以在MRI装置所具备的计算机内实现图像重构部、图像变换部、显示处理部的各部的功能的情况为例进行了说明，但不限于此。这些各部的至少1个例如也可以构筑在相对于能与MRI装置的计算机209进行数据的收发的MRI装置独立的信息处理装置上。

符号说明

101：垂直磁场MRI装置，102：水平磁场MRI装置，103：MRI装置，201：磁铁，202：倾斜磁场线圈，203：被检测体，204：序列器，205：倾斜磁场电源，206：高频磁场发生器，207：探头，208：接收器，209：计算机，210：显示装置，211：存储装置，310：计测参数设定部，311：基本参数输入部，312：制约条件输入部，313：体素尺寸计算部，314：体素尺寸提示部，320：计测控制部，330：运算部，332：图像重构部，334：图像变换部，350：显示处理部，410：脉冲序列设定部，420：摄像截面设定部，430：摄像参数设定部，510：对象组织设定部，520：摄像条件设定部，610：傅立叶空间上的区域，620：傅立叶空间上的区域，630：傅立叶空间上的区域，640：傅立叶空间上的区域，650：静磁场方向，701：体素尺寸提示部，702：摄像条件设定部，801：切片倾斜磁场脉冲，802：RF脉冲，803：切片编码倾斜磁场脉冲，804：相位编码倾斜磁场脉冲，805：导出倾斜磁场脉冲，806：导出倾斜磁场脉冲，807：回波，808：切片编码倾斜磁场脉冲，809：相位编码倾斜磁场脉冲，901：磁化率图像，902：静脉，903：静脉，904：静脉，905：静磁场方向，906：磁化率图像，907：静脉，908：静脉，909：静脉，910：静磁场方向，1001：磁化率图像，1002：线段，1003：线段，1004：静磁场方向，1005：亮度分布，1006：静脉，1007：亮度分布，1101：磁化率图像，1102：线段，1103：线段，1104：静磁场方向，1105：亮度分布，1106：静脉，1107：静脉，1108：亮度分布，1109：静脉。

Claims (16)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：静磁场施加单元，其对被检测体施加静磁场；倾斜磁场施加单元，其对所述被检测体施加倾斜磁场；高频磁场脉冲照射单元，其对所述被检测体照射高频磁场脉冲；接收单元，其从所述被检测体接收核磁共振信号；以及计算单元，其控制所述倾斜磁场与所述高频磁场脉冲并对接收到的所述核磁共振信号进行运算，

所述计算单元具备：

计测参数设定部，其设定用于确定高频磁场的强度、倾斜磁场的强度以及高频磁场的定时、倾斜磁场的定时的计测参数；计测部，其按照计测参数来对放置在静磁场之中的被检测体施加高频磁场以及倾斜磁场，并将从所述被检测体产生的核磁共振信号作为复信号进行检测；运算部，其对所述复信号进行运算，来生成图像；以及显示处理部，其将生成的所述图像显示于显示装置，

所述计测参数设定部具备：

基本参数输入部，其设定摄像参数和摄像截面；制约条件输入部，其设定对体素尺寸的设定给予制约的制约条件；体素尺寸计算部，其按照所述制约条件来设定体素尺寸；以及体素尺寸提示部，其对用户提示已设定的所述体素尺寸，

所述体素尺寸计算部具备静磁场方向计算部，该静磁场方向计算部计算所述静磁场相对于所述摄像截面的磁场方向。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述制约条件输入部具备对象组织设定部，该对象组织设定部设定进行摄像的对象组织的形状。

3.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述制约条件输入部具备摄像条件设定部，该摄像条件设定部设定SNR、面内分辨率、摄像时间。

4.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：静磁场施加单元，其对被检测体施加静磁场；倾斜磁场施加单元，其对所述被检测体施加倾斜磁场；高频磁场脉冲照射单元，其对所述被检测体照射高频磁场脉冲；接收单元，其从所述被检测体接收核磁共振信号；以及计算单元，其控制所述倾斜磁场与所述高频磁场脉冲并对接收到的所述核磁共振信号进行运算，

所述计算单元具备：

计测参数设定部，其设定用于确定高频磁场的强度、倾斜磁场的强度以及高频磁场的定时、倾斜磁场的定时的计测参数；计测部，其按照计测参数来对放置在静磁场之中的被检测体施加高频磁场以及倾斜磁场，并将从所述被检测体产生的核磁共振信号作为复信号进行检测；运算部，其对所述复信号进行运算，来生成图像；以及显示处理部，其将生成的所述图像显示于显示装置，

所述计测参数设定部具备：

基本参数输入部，其设定摄像参数和摄像截面；制约条件输入部，其设定对体素尺寸的设定给予制约的制约条件；体素尺寸计算部，其按照所述制约条件来设定体素尺寸；以及体素尺寸提示部，其对用户提示已设定的所述体素尺寸，

所述体素尺寸计算部具备：

磁化率估计精度计算部，其计算对象组织相对于体素尺寸的磁化率估计精度；以及体素尺寸决定部，其按照所述磁化率估计精度来决定体素尺寸。

5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述磁化率估计精度计算部通过计算机仿真来计算对象组织相对于体素尺寸的磁化率估计精度。

6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述磁化率估计精度计算部具备：

磁化率模型设定部，其设定对象组织的磁化率模型；高分辨率磁化率图像计算部，其根据所述磁化率模型来计算高分辨率的磁化率图像；高分辨率相位图像计算部，其根据所述高分辨率磁化率图像来计算高分辨率的相位图像；低分辨率相位图像计算部，其根据所述高分辨率相位图像来计算低分辨率的相位图像；低分辨率磁化率图像计算部，其根据所述低分辨率相位图像来计算低分辨率的磁化率图像；以及磁化率估计精度计算部，其根据所述低分辨率磁化率图像来计算磁化率估计精度。

7.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述磁化率估计精度计算部使用对象组织相对于预先存储的体素尺寸的磁化率估计精度。

8.根据权利要求4～7中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述体素尺寸决定部在所述制约条件之中决定使全部对象组织的磁化率估计精度之中的最小值为最大的体素尺寸。

9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述体素尺寸决定部将切片方向以及与切片面内的静磁场平行的方向的分辨率比与切片面内的静磁场垂直的方向的分辨率大的非各向同性体素决定为体素尺寸。

10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，

在摄像截面为水平磁场MRI的冠状截面、矢状截面、或垂直磁场MRI的横截面、矢状截面的情况下，所述体素尺寸决定部决定使与静磁场方向平行的面内方向、与静磁场方向垂直的面内方向、以及切片方向的体素尺寸的比例成为2∶1∶2的体素尺寸。

11.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，

在摄像截面为水平磁场MRI的横截面或垂直磁场MRI的冠状截面的情况下，所述体素尺寸决定部决定使摄像截面内的二方向与切片方向的体素尺寸的比例成为1∶1∶4的体素尺寸。

12.根据权利要求4～7中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述体素尺寸决定部在所述制约条件之中决定使将每个对象组织的磁化率估计精度取平均而得到的评价值为最大的体素尺寸。

13.根据权利要求4～7中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述体素尺寸决定部在所述制约条件之中决定使在全对象组织的磁化率估计精度之中针对每个对象组织进行加权并将估计精度取平均而得到的评价值为最大的体素尺寸。

14.根据权利要求4～7中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述体素尺寸决定部在所述制约条件之中决定使每个对象组织的磁化率估计精度的方差为最小的体素尺寸。

15.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述制约条件输入部具备对象组织设定部，该对象组织设定部设定进行摄像的对象组织的形状。

16.根据权利要求4或15所述的磁共振成像装置，其特征在于，

所述制约条件输入部具备摄像条件设定部，该摄像条件设定部设定SNR、面内分辨率、摄像时间。