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KR101939775B1 - 자기 공명 영상 획득 방법 및 그 자기 공명 영상 장치 - Google Patents

자기 공명 영상 획득 방법 및 그 자기 공명 영상 장치 Download PDF

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KR101939775B1
KR101939775B1 KR1020170012971A KR20170012971A KR101939775B1 KR 101939775 B1 KR101939775 B1 KR 101939775B1 KR 1020170012971 A KR1020170012971 A KR 1020170012971A KR 20170012971 A KR20170012971 A KR 20170012971A KR 101939775 B1 KR101939775 B1 KR 101939775B1
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axis
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송명성
이대호
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삼성전자주식회사
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Abstract

3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스를 이용하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법에 있어서, 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 단계; 및 상기 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 상기 대상체에 대한 상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함하고, 상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는, 상기 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 k 공간 데이터를 획득하는, 자기 공명 영상을 획득하는 방법을 개시한다.

Description

자기 공명 영상 획득 방법 및 그 자기 공명 영상 장치{MAGNETIC RESONANCE IMAGING ACQUISITION METHOD AND MAGNETIC RESONANCE IMAGING APPARATUS THEREOF}
자기 공명 영상 획득 방법 및 그 자기 공명 영상 장치에 관한 것이다.
보다 구체적으로, 자기 공명 영상 장치가 혈관을 포함하는 대상체의 자기 공명 영상을 획득하는 방법 및 그 자기 공명 영상 장치에 관한 것이다.
자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 촬영 장치는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다.
자기 공명 영상 장치는 자기 공명(MR: magnetic resonance) 신호를 획득하고, 획득된 자기 공명 신호를 영상으로 재구성하여 출력한다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치는 RF 코일들을 포함하는 고주파 멀티 코일, 영구자석 및 그라디언트 코일 등을 이용하여 자기 공명 신호를 획득한다.
구체적으로, 고주파 멀티 코일에 고주파 신호(Radio Frequency signal)를 생성하기 위한 펄스 시퀀스를 인가하여 생성된 고주파 신호를 대상체에 인가하고, 인가된 고주파 신호에 대응하여 생성되는 자기 공명 신호를 샘플링하여 자기 공명 영상을 복원한다.
한편, 자기 공명 영상 장치(MRI)에서 혈관을 촬영하기 위한 방법으로는 조영제를 주입한 뒤 촬영하는 방법과 조영제 없이 촬영하는 방법이 있다. 이 중 조영제 없이 혈관을 촬영하는 방법에는, 새롭게 유입되는 혈류는 고정된 상태의 조직보다 큰 신호를 발생시킨다는 점을 이용하여 자기 공명 영상을 획득하는 TOF (time of flight) 방식이 있다. 그러나 이와 같은 방법을 이용하여 영상을 획득하는 경우, 새롭게 유입되는 혈류에 포함된 원자들을 여기 시킴으로써 신호를 획득하기 위하여, 정해진 반복 시간(TR)을 갖는 영상 획득을 위한 시퀀스를 반복하여야 한다. 따라서, 영상 획득 시간이 비교적 오래 소요되며, 이에 따라 자기 공명 영상 촬영 시간을 고속화하기 어렵다는 문제점이 있었다. 관련된 기술 문헌에는 일본공개특허 2016-007539, 일본공개특허 2016-041243, 일본공개특허 2015-134152 및 한국공개특허 2016-0002216이 있다.
개시된 실시예들은, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상의 획득 시간을 단축 시킬 수 있는 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 방법을 제공하고자 한다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제1 측면은, 3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스를 이용하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하기 위한 장치에 있어서, 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스를 저장하는 메모리; 및 영상 처리부를 포함하고, 상기 영상 처리부는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하고, 상기 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 상기 대상체에 대한 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 장치를 제공할 수 있다.
또한, 상기 k 공간 데이터는, 상기 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 획득될 수 있다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제2 측면은, 3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스를 이용하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법에 있어서, 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 단계; 및 상기 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 상기 대상체에 대한 상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함하고, 상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는, 상기 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 k 공간 데이터를 획득하는, 자기 공명 영상을 획득하는 방법을 제공할 수 있다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제3 측면은, 제2 측면의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 제공할 수 있다.
도 1은 일 실시예에 따른, 자기 공명 영상 장치를 나타내는 블록도이다.
도 2는 일 실시예에 따른, k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 설명하기 위한 도면이다.
도 3은 일 실시예에 따른, 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 4는 다른 일 실시예에 따른, 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 5는 일 실시예에 따른, 가변적인 TR에 대응하여, RF 펄스 숙임각(flip angle)을 결정하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6은 일 실시예에 따른, 멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 7은 일 실시예에 따른, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 8은 다른 일 실시예에 따른, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 9는 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다.
본 명세서는 본 발명의 권리범위를 명확히 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 실시할 수 있도록, 본 발명의 원리를 설명하고, 실시예들을 개시한다. 개시된 실시예들은 다양한 형태로 구현될 수 있다.
명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성요소를 지칭한다. 본 명세서가 실시예들의 모든 요소들을 설명하는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 일반적인 내용 또는 실시예들 간에 중복되는 내용은 생략한다. 명세서에서 사용되는 ‘부’(part, portion)라는 용어는 소프트웨어 또는 하드웨어로 구현될 수 있으며, 실시예들에 따라 복수의 ‘부’가 하나의 요소(unit, element)로 구현되거나, 하나의 ‘부’가 복수의 요소들을 포함하는 것도 가능하다. 이하 첨부된 도면들을 참고하여 본 발명의 작용 원리 및 실시예들에 대해 설명한다.
본 명세서에서 영상은 자기 공명 영상(MRI) 장치, 컴퓨터 단층 촬영(CT) 장치, 초음파 촬영 장치, 또는 엑스레이 촬영 장치 등의 의료 영상 장치에 의해 획득된 의료 영상을 포함할 수 있다.
본 명세서에서 ‘대상체(object)’는 촬영의 대상이 되는 것으로서, 사람, 동물, 또는 그 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 신체의 일부(장기 또는 기관 등; organ) 또는 팬텀(phantom) 등을 포함할 수 있다.
MRI 시스템은 자기 공명(magnetic resonance, MR) 신호를 획득하고, 획득된 자기 공명 신호를 영상으로 재구성한다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다.
MRI 시스템은 주자석이 정자장(static magnetic field)을 형성하여, 정자장 속에 위치한 대상체의 특정 원자핵의 자기 쌍극자 모멘트 방향을 정자장 방향으로 정렬시킨다. 경사자장 코일은 정자장에 경사 신호를 인가하여, 경사자장을 형성시켜, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 다르게 유도할 수 있다.
RF 코일은 영상 획득을 원하는 부위의 공명 주파수에 맞추어 RF 신호를 조사할 수 있다. 또한, RF 코일은 경사자장이 형성됨에 따라, 대상체의 여러 부위로부터 방사되는 서로 다른 공명 주파수의 MR 신호들을 수신할 수 있다. 이러한 단계를 통해 MRI 시스템은 영상 복원 기법을 이용하여 MR 신호로부터 영상을 획득한다.
도 1은 일 실시예에 따른, 자기 공명 영상 장치(100)를 나타내는 블록도이다.
도 1의 자기 공명 영상 장치(100)는 3D 그라디언트 에코 시퀀스를 이용하여 조영제를 사용하지 않고 혈관에 대한 자기 공명 영상을 획득하기 위한 장치일 수 있다.
일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 영상 처리부(110) 및 메모리(120)를 포함할 수 있다. 영상 처리부(110)는 적어도 하나의 프로세서(미도시)를 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(110)는 후술할 도 9에 도시된 영상 처리부(11) 및 제어부(30) 중 하나 또는 이들의 조합에 대응될 수 있다.
영상 처리부(110)는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하고, 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득한다.
또한, 영상 처리부(110)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득한다.
일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 대상체의 영상 획득 영역(FOV)에 포함되는 복수 개의 슬랩들에 대한 k 공간 데이터를 획득하고, 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.
일 실시예에 따른, 3D 그라디언트 에코 시퀀스는 조영제를 사용하지 않고 혈관에 대한 자기 공명 영상을 촬영하기 위한 3D-TOF(time of flight) 기법에 따른 펄스 시퀀스일 수 있다.
3D-TOF 기법은 세츄레이션 펄스(saturation pulse)에 의해 영상 획득 영역 내의 소정 볼륨의 조직 내 원자들이 포화된 후, 소정 볼륨 내로 새롭게 유입되는(즉, 세츄레이션 펄스에 영향을 받지 않은) 혈액 내 원자들이 RF 펄스에 의해 여기됨에 따라, 혈액 내 원자들이 조직 내 원자들 보다 큰 세기의 신호를 방출하는 현상을 이용하여 혈관 영상을 촬영하는 방식일 수 있다.
특히, 멀티 슬랩을 이용하는 3D-TOF 기법은, 촬영하고자 하는 대상체의 영상 획득 영역을 일정한 두께를 가진 복수의 볼륨 영역으로 나누고, 각 볼륨 영역에 대한 자기 공명 영상을 촬영한 뒤 후 보정 과정을 통해 하나의 전체 볼륨으로 영상을 재구성하는 방식이다. 이러한, 멀티 슬랩을 이용한 3D-TOF 기법은 비교적 대조도가 큰 혈액의 신호를 획득할 수 있다는 장점이 있다. 그러나, 시퀀스의 TR이 정해져 있어 촬영시간을 단축하기 어렵고, 복수의 볼륨영역에 혈액이 새롭게 유입되는 특성에 기초하므로 여러 개의 영역을 동시에 촬영하는 기법을 사용하기 어려워 고속화가 어려울 수 있다.
개시된 실시예에 따르면, 영상 처리부(110)는 대상체의 영상 획득 영역에 포함된 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 복수 개의 슬랩들에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 일 실시예에 따른, 영상 처리부(110)는 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터 획득 시, 가변적인 TR을 적용함으로써 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시간을 단축할 수 있다.
예를 들어, 영상 처리부(110)는 대상체의 영상 획득 영역에 포함되는 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라, 감소하는 TR을 갖는 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
이에 따라, 영상 처리부(110)는 혈관을 포함하는 대상체에 대한 영상 획득 시 고정된 TR 을 갖는 시퀀스를 이용하는 경우에 비해 전체적인 영상 획득 시간을 감축할 수 있다. 이에 대한 보다 구체적인 설명은 이하에서 도 6을 참조하여 설명한다.
또한, 본 명세서의 ‘3D 그라디언트 에코 시퀀스’에 대한 설명 및 실시예는‘멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스’에 대해서도 적용될 수 있고, ‘멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스’ 에 대한 설명 및 실시예는‘3D 그라디언트 에코 시퀀스’에 대해서도 적용될 수 있다.
일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 감소하는 TR을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
본 명세서에서, k 공간의 제1 축 및 제2 축은 각각 k 공간의 z축(슬라이스 인코딩 축) 및 y축(위상 인코딩 축)에 대응될 수 있다.
일 실시예에 따른 영상 처리부(110)는 k 공간의 중심으로부터 z축 및 y축 중 적어도 하나의 값이 증가할수록 감소하는 TR을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 z축 및 y축 중 적어도 하나의 값이 고주파수(high frequency)에 해당할수록 점점 감소하는 TR을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 이에 대한 보다 구체적인 설명은 이하에서 도 2를 참조하여 설명한다.
또한, 일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 제1 시간까지 감소되는 TR을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 또한, 영상 처리부(110)는 3D 그라디언트 에코 시퀀스의 불용시간(dead time, 또는 빈 공간)에 기초하여, 제1 시간을 결정할 수 있다.
또한, 영상 처리부(110)는 자기 공명 영상을 획득하고자 하는 대상체의 특성 또는 종류에 기초하여 TR을 결정할 수 있다. 이하에서, 대상체의 특성 또는 종류에 기초하여 결정된 TR을 TRstatic이라고 지칭한다.
일반적인 경우, 고정된 값인 TRstatic이 적용된 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하며, 이에 따라 자기 공명 영상 획득 시간을 단축하기 어렵다는 문제점이 있었다. 그러나, 일반적으로 TRstatic은 단면 선택(Gz), 위상 부호화(Gy), 주파수 부호화(Gx)에 필요한 경사자장이 대상체에 인가되는 활성화 시간(active time, 데이터 획득 시간)보다 긴 시간일 수 있으며, TRstatic에서 이러한 활성화 시간을 뺀 나머지 시간을 의미하는 불용시간의 범위 내에서 자기 공명 영상 획득 시간을 감축할 수 있다.
예를 들어, 혈액을 포함하는 대상체에 대한 TRstatic이 20ms이고, 활성화 시간이 10ms 인 경우, 불용시간은 10ms 일 수 있다. 이에 따라, 일 실시예에 따른, 영상 처리부(110)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라, TR은 20ms에서, 불용시간에 해당하는 10ms만큼 감소된 10ms까지 가변하는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 이에 대한 보다 구체적인 설명은 이하에서 도 3을 참조하여 설명한다.
일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 정맥 스포일(spoil) 블록을 포함하는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명(MR) 신호에서, 사용자가 얻고자 하는 영상은 대상체의 동맥에 흐르는 혈액에 의한 MR 신호일 수 있다. 이 경우, 영상 처리부(110)는 대상체의 정맥에 흐르는 혈액에 의한 MR 신호를 제거하기 위한 정맥 스포일 블록을 포함하는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 정맥 스포일 블록은, 활성화 시간(active time, 데이터 획득 시간) 이외의 시간에 추가되는 것이므로, 3D 그라디언트 에코 시퀀스가 정맥 스포일 블록을 더 포함하는 경우에는, 정맥 스포일 블록을 포함하지 않는 경우와 비교하여 TR에 포함된 불용시간이 더 짧을 수 있다. 이에 대한 보다 구체적인 설명은 이하에서 도 4를 참조하여 설명한다.
일 실시예에 따른, 영상 처리부(110)는 가변하는 TR로 인한 자기 공명 영상의 품질 저하를 최소화 하기 위해서, 가변적인 TR 에 대응되도록 다른 시퀀스 파라미터들을 변경할 수 있다.
예를 들어, 영상 처리부(110)는 가변적인 TR 에 대응되도록 RF 펄스 숙임각, TE(echo time) 및 정착시간(dwell time) 등을 변경할 수 있다.
일 실시예에 따르면, 영상 처리부(110)에 의해 획득되는 대상체의 혈관 및 혈관 주변 조직의 MR 신호 크기는 아래 수학식 1에 의해 산출될 수 있다.
Figure 112017009654714-pat00001
(
Figure 112017009654714-pat00002
)
위의 수학식 1에서, j는 대상체의 혈관 및 혈관 주변 조직이 RF 펄스를 수신한 횟수이고, M0는 정자장의 크기이고, θ는 RF 펄스의 숙임각에 해당하며, f는 주파수에 해당한다. 위의 수학식 1에서, T1 및 T2*는 대상체에 포함된 물질의 물리적인 특성에 기인하는 상수 값이므로, 결국 MR 신호의 크기는 시퀀스 파라미터인 TR, RF 펄스 숙임각, 및 TE에 의해 좌우된다고 할 수 있다.
이에 따라, 일 실시예에 따른 영상 처리부(110)는 TR이 가변함에 따라, 위의 수학식 1에 따른, MR 신호의 크기가 일정하게 유지될 수 있는 RF 펄스 숙임각을 결정하고, 가변하는 TR에 따라 결정된 RF 펄스 숙임각을 시퀀스에 적용함으로써 일정한 크기의 MR 신호를 획득할 수 있다.
또한, 일 실시예에 따른, 영상 처리부(110)는 TR이 가변함에 따라, 위의 수학식 1에 따른, MR 신호의 크기가 일정하게 유지될 수 있는 TE를 결정하고, 가변하는 TR에 따라 결정된 RF 펄스 숙임각을 시퀀스에 적용함으로써 일정한 크기의 MR 신호를 획득할 수 있다.
이에 따라, 개시된 실시예들에 따르면, 시퀀스에 가변적인 TR을 적용하여 영상 획득 시간을 감축하면서도, 다른 영상 파라미터의 값들을 함께 변경하여 적용함으로써 일정한 크기의 MR 신호를 획득할 수 있으며, MR 신호에 기초하여 획득되는 영상의 품질을 유지할 수 있다.
일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 가변하는 TR에 대응하여, 대상체의 혈관에 의한 신호와 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 RF 펄스의 숙임각(RF pulse flip angle)을 결정할 수 있다.
예를 들어, 영상 처리부(110)는 TR이 가변함에 따라 대상체의 혈관에 의한 신호의 크기와 혈관 주변 조직에 의한 신호의 크기의 대조도가 소정의 값으로 일정하게 유지될 수 있도록 하는 RF 펄스 숙임각의 크기를 결정할 수 있다.
대조도는 대상체의 혈관에 의한 MR 신호 크기에 대한 혈관 주변 조직의 MR 신호 크기로 산출할 수 있다. 상기 소정의 값은 영상 처리부(110)에 의해 결정된 값이거나, 외부 서버로부터 수신한 값이거나, 또는 사용자로부터 수신된 값일 수 있다. 예를 들어, 영상 처리부(110)는 영상 획득의 대상이 되는 대상체의 특성 또는 종류에 기초하여 결정되는, TRstatic을 갖는 시퀀스에 기초하여 획득한 신호의 대조도를 상기 소정의 값으로 결정할 수 있다.
예를 들어, TRstatic을 갖는 시퀀스에 기초하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시, 혈관 대비 주변 조직의 신호의 크기는 약 0.3 (30%)일 수 있다. 이에 따라, 영상 처리부(110)는 가변적인 TR에 대응하여, 혈관 대비 주변 조직 신호의 대조도가 약 0.3이 되게 하는 RF 펄스의 숙임각의 크기를 결정할 수 있다. 이에 대한 보다 구체적인 설명은 이하에서 도 5를 참조하여 설명한다.
또한, 일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 결정된 RF 펄스의 숙임각에 기초하여, 가변하는 TR 및 결정된 RF 펄스의 숙임각을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 의한 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 가변하는 TR에 대응하여, 대상체의 혈관에 의한 신호와 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 TE(echo time) 및 정착시간(dwell time) 중 적어도 하나를 결정할 수 있다.
또한, 일 실시예에서, 영상 처리부(110)는 결정된 TE 및 정착시간 중 적어도 하나에 기초하여, 가변하는 TR 및 결정된 TE 및 정착시간 중 적어도 하나를 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 의한 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
메모리(120)는, 3D 그라디언트 에코 시퀀스를 저장한다.
일 실시예에서, 메모리(120)는 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스를 저장할 수 있다.
또한, 일 실시예에서, 메모리(120)는 대상체로부터 MR 신호를 획득하기 위한 다양한 종류의 시퀀스 및 영상 파라미터 값을 저장할 수 있다.
일 실시예에서, 메모리(120)는 자기 공명 영상 장치(100)를 구동하고 제어하기 위한 다양한 데이터 또는 프로그램, 입/출력되는 MR 신호, 획득된 자기 공명 영상 등을 저장 할 수 있다.
도 2는 일 실시예에 따른, k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 설명하기 위한 도면이다.
도 2를 참조하면, 그래프 210 내지 230은 각각 k 공간 데이터의 k 공간의 z축 또는 y축에 대한 TR 값의 그래프를 도시한다.
그래프 210은, k 공간 데이터의 k 공간의 z축 또는 y축에 대한 TR 값이, k 공간의 z축 또는 y축 값에 상관없이 TRstatic(215)으로 일정한 경우를 도시한다.
일반적으로, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시, 고정된 TR(=TRstatic(215))을 갖는 시퀀스를 이용한다. 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 3D k 공간 데이터 획득 시에는, 한 번의 RF 펄스를 가하여, k 공간의 특정 위치(Ky, Kz)=(a, b)에 대한 라인 데이터를 획득할 수 있다. 또한, RF 펄스를 TRstatic(215) 간격으로 복수번 반복하여 가함으로써 전체 k 공간 볼륨 데이터를 획득할 수 있다.
TRstatic(215)은 자기 공명 영상을 획득하고자 하는 대상체의 특성 또는 종류에 기초하여 결정될 수 있으며, 예를 들어, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득할 때 이용되는 시퀀스의 TRstatic(215)은 20ms 일 수 있다. 이에 따라, 일반적인 경우에 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시, 자기 공명 영상 장치(100)는 k 공간 데이터의 k 공간의 중심에서부터 z축 방향(슬라이스 인코딩 방향) 또는 y축 방향(위상 인코딩 방향)으로 주파수 값이 증가하는 것과 상관없이 동일한 20ms 간격으로 RF 펄스를 인가하여, 대상체에 대한 MR 신호를 획득할 수 있다.
한편, 자기 공명 영상 획득 시 시퀀스의 TR을 감소시키는 경우 대상체에 포함된 원자핵 스핀들의 종축 자화가 완전히 회복되기 전에 원자핵들이 다시 RF 펄스를 수신하게 되므로, 원자핵으로부터 방출되는 신호의 크기 및 영상 대조도가 감소할 수 있다. 그러나, 대부분의 자기 공명 영상에서의 신호 대 잡음비(Signal to Noise ratio) 및 영상 대조도는 k 공간의 저주파수 성분에 영향을 받으며, 고주파수 성분은 영상의 디테일(detail)에 관여한다.
이에 따라, 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 고정된 TR(=TRstatic(215))을 갖는 시퀀스에 기초하여 획득된 영상과 가변적인 TR을 갖는 시퀀스에 기초하여 획득된 영상의 신호 대 잡음 비 및 영상의 대조도의 동일성을 유지하기 위해, k 공간 데이터의 k 공간의 중심에서 z축 및 y축 중 적어도 하나의 값이 고주파수의 값으로 증가할수록 감소하는 TR을 갖는 시퀀스를 이용하여, 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.
도 2의 그래프 220을 참조하면, k 공간 데이터의 k 공간의 중심에서부터 z축의 값이 증가함에 따라 TRstatic(215)에서 TRstatic - 제1 시간(225)만큼 감소하는 TR에 대한 그래프가 도시되며, 그래프 230을 참조하면, k 공간 데이터의 k 공간의 중심에서부터 y축의 값이 증가함에 따라 TRstatic(215)에서 TRstatic - 제1 시간(225)만큼 감소하는 TR에 대한 그래프가 도시된다. 도 2에 도시된 그래프 210 내지 230의 내부 면적은 영상 획득 시간에 비례할 수 있다.
예를 들어, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시 이용되는 시퀀스의 일반적인 TRstatic(215)은 20ms 이고, 제1 시간은 시퀀스의 불용시간에 기초하여 10ms로 결정될 수 있다. 이 경우, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 k 공간 데이터의 k 공간의 z축 또는 y축의 값이 증가할 수록(고주파수에 해당할 수록) TR이 20ms(TRstatic(215))에서 10ms(TRstatic - 제1 시간(225))까지 감소하는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. 이에 따라, 가변적인 TR을 갖는 시퀀스를 이용하는 경우, TR이 고정적인 경우와 비교하여, 영상 획득 시간이 25% 감소될 수 있다(그래프 220 및 230의 내부 면적이 그래프 210의 내부 면적과 비교하여 25% 감소됨).
도 3은 일 실시예에 따른, 3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스 모식도(300)를 도시한다.
도 3을 참조하면, 3D 그라디언트 에코 시퀀스의 TR(330)은 데이터 획득 시간(310)에 해당하는 활성화 시간(active time)과 불용시간(dead time)(320)을 포함할 수 있다. 불용시간(dead time)(320)은 TR(330)에서 k 공간 데이터를 획득하기 위한 단면 선택 경사자장(Gz), 위상 부호화 경사자장(Gy), 주파수 부호화 경사자장(Gx)을 인가하는 시간을 제외한 시간일 수 있다.
일 실시예에서, 자기 공명 영상 장치(100)는 TR(330)에 포함된 불용시간(dead time)(320)에 기초하여, 제1 시간을 결정할 수 있다.
일 실시예에서, 자기 공명 영상 장치(100)는 불용시간(320)에 해당하는 시간을 제1 시간으로 결정할 수 있다. 예를 들어, 불용시간(320)이 10ms인 경우, 자기 공명 영상 장치(100)는 제1 시간을 10ms로 결정할 수 있다.
일 실시에에서, 제1 시간은 불용시간(320)일 수 있다.
일 실시예에서, 자기 공명 영상 장치(100)는 0 초과 불용시간(320) 미만 범위(0< 제1 시간 < 불용시간(320))에 포함된 값들 중 하나의 시간 값을 제1 시간으로 결정할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 소정의 기준에 기초하여 상기 범위에 포함된 값들 중 하나의 시간 값을 제1 시간으로 결정할 수 있다.
예를 들어, 비교적 세밀한 영상을 획득해야 하는 경우, 자기 공명 영상 장치(100)는 상기 범위에 포함된 값들 중 비교적 작은 값을 제1 시간으로 결정할 수 있다. 또한, 비교적 세밀한 표현이 중요하지 않은 영상을 획득하고자 하는 경우, 자기 공명 영상 장치(100)는 상기 범위에 포함된 값들 중 비교적 큰 값을 제1 시간으로 결정할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)가 제1 시간을 결정하는 소정의 기준은 메모리(120)에 기 저장되어 있거나, 사용자로부터 수신하거나, 외부 서버(미도시)로부터 수신할 수 있다.
예를 들어, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득 시 이용되는 시퀀스의 TR이 20ms이고, 20ms의 TR 중 10ms의 불용시간(320)이 포함될 수 있다. 이 경우, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 불용시간(320)에 해당하는 10ms를 제1 시간으로 결정할 수 있다. 또한, 다른 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 0 초과 10ms 미만 범위에 포함된 값들 중 하나의 시간 값을 소정의 기준에 따라 제1 시간으로 결정할 수 있다.
도 4는 다른 일 실시예에 따른, 3D 그라디언트 에코 시퀀스 모식도(400)를 도시한다.
도 4를 참조하면, 도 3과 비교하여, 정맥 스포일(spoil) 블록(410)을 더 포함하는 3D 그라디언트 에코 시퀀스가 도시된다. 일 실시예에서, 3D 그라디언트 에코 시퀀스의 TR(440)은 정맥 스포일 블록(410)에 의한 시간, 데이터 획득 시간(420), 및 불용시간(dead time)(430)을 포함할 수 있다.
일 실시예에서, 3D 그라디언트 에코 시퀀스가 정맥 스포일 블록(410)을 더 포함하는 경우의 불용시간(430)은, TR(440)에서 데이터 획득 시간(420) 및 정맥 스포일 블록(410)에 의한 시간을 제외한 나머지 시간에 해당할 수 있다.
일반적으로, 정맥 스포일 블록(410)은 TR내의 불용시간을 이용하여 추가될 수 있다. 이에 따라, 3D 그라디언트 에코 시퀀스가 정맥 스포일 블록(410)을 더 포함하는 경우의 불용시간(430)은, 정맥 스포일 블록(410)을 포함하지 않는 경우의 불용시간(도 3의 320)에서 정맥 스포일 블록(410)에 의한 시간만큼 감소한 시간을 포함할 수 있다.
3D 그라디언트 에코 시퀀스가 정맥 스포일 블록(410)을 더 포함하는 경우에, 불용시간(430)에 기초하여 제1 시간을 결정하는 구성은 도 3에서 불용시간(320)에 기초하여 제1 시간을 결정하는 구성에 대응될 수 있다. 따라서, 도 3에서의 설명과 중복되는 설명은 생략하기로 한다.
도 5는 일 실시예에 따른, 가변적인 TR에 대응하여, RF 펄스 숙임각(flip angle)을 결정하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 5를 참조하면, 그래프 510 내지 530은 각각 TR= TRstatic, TR= TR1, 및 TR= TR2일 때의 일 실시예에 따른, RF 펄스 숙임각에 대한 대상체의 혈관에 의한 신호(512, 522, 532), 혈관 주변 조직에 의한 신호(514, 524, 534), 및 혈관에 의한 신호 대비 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도(516, 526, 536)를 나타내는 그래프이다.
일반적으로 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상 획득 시 사용되는 3D 그라디언트 시퀀스의 TR을 TRstatic, RF 펄스 숙임각(Flip Angle, FA)을 FAstatic로 표기하였다. 예를 들어, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 획득 시 사용되는 시퀀스의 TRstatic=20ms, FAstatic= 20°일 수 있다.
일 실시예에서, 자기 공명 영상 장치(100)는 3D 그라디언트 시퀀스의 TR이 TRstatic, FA가 FAstatic일 때의 혈관에 의한 신호 대비 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도(이하, ‘기준 대조도’라 한다)를 결정할 수 있다. 그래프 510을 참조하면, TR이 TRstatic, FA가 FAstatic일 때의 기준 대조도 값(518)은 약 0.3일 수 있다.
일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 가변하는 TR에 대응하여 대상체의 혈관에 의한 신호와 대상체의 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 결정된 기준 대조도에 대응되는 값을 가질 수 있게 하는 FA를 결정할 수 있다.
또한, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 대상체의 혈관에 의한 신호와 대상체의 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 결정된 기준 대조도에 대응되는 값을 가질 수 있게 하는 FA 값이 복수 개인 경우, 복수 개의 FA 값들 중 가장 작은 값에 해당하는 FA를 가변하는 TR에 대응하는 FA로 결정할 수 있다.
그래프 520은, TR이 TRstatic에서 TR1(ms)으로 감소한 경우의 RF 펄스 숙임각에 대한 대상체의 혈관에 의한 신호(522), 혈관 주변 조직에 의한 신호(524), 및 혈관에 의한 신호 대비 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도(526)를 나타내는 그래프이다. 그래프 520을 참조하면, 기준 대조도 값(518)과 동일한 대조도 값을 갖는 지점(528)에서의 FA1는 17°에 해당할 수 있다. 이에 따라, 자기 공명 영상 장치(100)는 TR이 TR1(ms)로 가변한 경우에 FA를 17°로 결정할 수 있다.
또한, 그래프 530은, TR이 TR1(ms)에서 TR2(ms)으로 감소한 경우의 RF 펄스 숙임각에 대한 대상체의 혈관에 의한 신호(532), 혈관 주변 조직에 의한 신호(534), 및 혈관에 의한 신호 대비 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도(536)를 나타내는 그래프이다. 그래프 530을 참조하면, 기준 대조도 값(518)과 동일한 대조도 값을 갖는 지점(538)에서의 FA2는 15°에 해당할 수 있다. 이에 따라, 자기 공명 영상 장치(100)는 TR이 TR2(ms)로 가변한 경우에 FA를 15°로 결정할 수 있다.
도 5에서는, 자기 공명 영상 장치(100)가 TRstatic 및 FAstatic에 기초하여 기준 대조도를 결정하고, 결정된 기준 대조도에 기초하여, 가변하는 TR 에 대응하는 RF 펄스의 숙임각(FA)을 결정하는 것으로 설명하였으나, 기준 대조도는 대상체의 종류에 따라 자기 공명 영상 장치(100)의 메모리(120)에 기 저장된 값일 수 있다.
개시된 실시예들에 따르면, 자기 공명 영상 장치(100)는 가변하는 TR과 함께, 대상체의 혈관에 의한 신호와 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 FA를 시퀀스에 적용함으로써, 가변적인 TR을 적용하여 자기 공명 영상을 획득하는 시간은 단축시키면서도 비교적 동일한 품질을 갖는 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.
도 6은 일 실시예에 따른, 멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 방법을 설명하기 위한 도면이다.
도 6을 참조하면, 자기 공명 영상 장치(100)는 멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코시퀀스에 기초하여, 대상체에 대한 k 공간 데이터(620)를 복수 개의 슬랩들 Slab 1(622), Slab 2(624), … , Slab n(626)으로 나누어 획득할 수 있다.
일 실시예에서, 자기 공명 영상 장치(100)는 복수 개의 슬랩들(622, 624, … ,626) 각각에 대한 k 공간의 z축(Kz) 및 y축(Ky) 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 복수 개의 슬랩들(622, 624, … ,626)에 대한 k 공간 데이터(620)를 획득할 수 있다.
즉, 자기 공명 영상 장치(100)는 Slab 1(622)에 대한 k 공간 데이터 획득 시, Slab 1(622)에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 z축(Kz) 및 y축(Ky) 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 시퀀스에 기초하여 Slab 1(622)에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 Slab 2(624)에 대한 k 공간 데이터 획득 시, Slab 2(624)에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 z축(Kz) 및 y축(Ky) 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 시퀀스에 기초하여 Slab 2(624)에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 마찬가지로, 자기 공명 영상 장치(100)는 Slab n(626)에 대한 k 공간 데이터 획득 시에도, Slab n(626)에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 z축(Kz) 및 y축(Ky) 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 시퀀스에 기초하여 Slab n(626)에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.
자기 공명 영상 장치(100)는 복수 개의 슬랩들(622, 624, … ,626)로 나누어 획득한 k 공간 데이터(620)를 퓨리에 역변환(Inverse Fourier Transform)(630)하여, 시간영역(time domain)에서의 대상체의 영상 획득 영역(640)에 포함된 복수 개의 슬랩들(642, 644, … ,646)에 대한 볼륨 데이터를 획득할 수 있다.
개시된 실시예들에 따르면, 자기 공명 영상 장치(100)가 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 비교적 높은 영상 대조도를 가지는 혈관 영상을 획득하면서도, 각각의 슬랩들에 대한 k 공간 데이터 획득 시 가변적인 TR을 적용함으로써 영상 획득 시간을 단축할 수 있다.
도 7은 일 실시예에 따른, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법(700)을 나타내는 흐름도이다.
도 7에 도시된 일 실시예에 따른 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법(700)은 전술한 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 통하여 수행될 수 있다.
자기 공명 영상 장치(100)는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득한다(S720).
자기 공명 영상 장치(100)는 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득한다(S740).
단계 S720은, 자기 공명 영상 장치(100)가 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 k 공간 데이터를 획득하는 단계를 포함한다.
도 8은 다른 일 실시예에 따른, 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법(800)을 나타내는 흐름도이다.
도 8에 도시된 일 실시예에 따른 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법(800)은 전술한 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 통하여 수행될 수 있다.
또한, 도 8에 도시된 일 실시예에 따른 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법(800)의 단계 S820 및 단계 S840은 도 7에 도시된 단계 S720에 포함되는 단계 일 수 있으며, 단계 S860은 도 7에 도시된 단계 S820에 대응되는 단계일 수 있다.
자기 공명 영상 장치(100)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR에 대응하여, 대상체의 혈관에 의한 신호와 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 RF 펄스 숙임각(FA)을 결정할 수 있다(S820).
자기 공명 영상 장치(100)는 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR 및 결정된 FA를 갖는 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득할 수 있다(S840).
자기 공명 영상 장치(100)는 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득할 수 있다(S860).
도 9는 MRI 시스템의 개략도이다. 도 9를 참조하면, MRI 시스템(1)은 오퍼레이팅부(10), 제어부(30) 및 스캐너(50)를 포함할 수 있다. 여기서, 제어부(30)는 도 9에 도시된 바와 같이 독립적으로 구현될 수 있다. 또는, 제어부(30)는 복수 개의 구성 요소로 분리되어, MRI 시스템(1)의 각 구성 요소에 포함될 수도 있다. 이하에서는 각 구성 요소에 대해 구체적으로 살펴보도록 한다.
스캐너(50)는 내부 공간이 비어 있어, 대상체가 삽입될 수 있는 형상(예컨대, 보어(bore) 형상)으로 구현될 수 있다. 스캐너(50)의 내부 공간에는 정자장 및 경사자장이 형성되며, RF 신호가 조사된다.
스캐너(50)는 정자장 형성부(51), 경사자장 형성부(52), RF 코일부(53), 테이블부(55) 및 디스플레이부(56)를 포함할 수 있다. 정자장 형성부(51)는 대상체에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트의 방향을 정자장 방향으로 정렬하기 위한 정자장을 형성한다. 정자장 형성부(51)는 영구 자석으로 구현되거나 또는 냉각 코일을 이용한 초전도 자석으로 구현될 수도 있다.
경사자장 형성부(52)는 제어부(30)와 연결된다. 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 정자장에 경사를 인가하여, 경사자장을 형성한다. 경사자장 형성부(52)는 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 형성하는 X, Y, Z 코일을 포함하며, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도할 수 있도록 촬영 위치에 맞게 경사 신호를 발생 시킨다.
RF 코일부(53)는 제어부(30)와 연결되어, 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 대상체에 RF 신호를 조사하고, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. RF 코일부(53)는 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 대상체에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.
RF 코일부(53)는 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 송신 RF 코일과, 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 수신 RF 코일로서 각각 구현되거나 또는 송/수신 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, RF 코일부(53)외에, 별도의 코일이 대상체에 장착될 수도 있다. 예를 들어, 촬영 부위 또는 장착 부위에 따라, 헤드 코일(Head coil), 척추 코일(spine coil), 몸통 코일(torso coil), 무릎 코일(knee coil) 등이 별도의 코일로 이용될 수 있다.
스캐너(50)의 외측 및/또는 내측에는 디스플레이부(56)가 마련될 수 있다. 디스플레이부(56)는 제어부(30)에 의해 제어되어, 사용자 또는 대상체에게 의료 영상 촬영과 관련된 정보를 제공할 수 있다.
또한, 스캐너(50)에는 대상체의 상태에 관한 모니터링정보를 획득하여 전달하는 대상체 모니터링정보 획득부가 마련될 수 있다. 예를 들어, 대상체 모니터링정보 획득부(미도시)는 대상체의 움직임, 위치 등을 촬영하는 카메라(미도시), 대상체의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기(미도시), 대상체의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기(미도시), 또는 대상체의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기(미도시)로부터 대상체에 관한 모니터링정보를 획득하여 제어부(30)로 전달할 수 있다. 이에 따라, 제어부(30)는 대상체에 관한 모니터링정보를 이용하여 스캐너(50)의 동작을 제어할 수 있다. 이하에서는 제어부(30)에 대해 살펴보도록 한다.
제어부(30)는 스캐너(50)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 스캐너(50) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 제어부(30)는 오퍼레이팅부(10)로부터 수신받은 펄스 시퀀스(pulse sequence) 또는 설계한 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 형성부(52) 및 RF 코일부(53)를 제어할 수 있다.
펄스 시퀀스란, 경사자장 형성부(52), 및 RF 코일부(53)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들어 경사자장 형성부(52)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 지속시간, 인가 타이밍 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.
제어부(30)는 펄스 시퀀스에 따라 경사 파형, 즉 전류 펄스를 발생시키는 파형 발생기(미도시), 및 발생된 전류 펄스를 증폭시켜 경사자장 형성부(52)로 전달하는 경사 증폭기(미도시)를 제어하여, 경사자장 형성부(52)의 경사자장 형성을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 RF 코일부(53)의 동작을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 공명 주파수의 RF 펄스를 RF 코일부(53)에 공급하여 RF 신호를 조사할 수 있고, RF 코일부(53)가 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다. 이때, 제어부(30)는 제어신호를 통해 송수신 방향을 조절할 수 있는 스위치(예컨대, T/R 스위치)의 동작을 제어하여, 동작 모드에 따라 RF 신호의 조사 및 MR 신호의 수신을 조절할 수 있다.
제어부(30)는 대상체가 위치하는 테이블부(55)의 이동을 제어할 수 있다. 촬영이 수행되기 전에, 제어부(30)는 대상체의 촬영 부위에 맞추어, 테이블부(55)를 미리 이동시킬 수 있다.
제어부(30)는 디스플레이부(56)를 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 제어신호를 통해 디스플레이부(56)의 온/오프 또는 디스플레이부(56)를 통해 표시되는 화면 등을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 MRI 시스템(1) 내 구성요소들의 동작을 제어하기 위한 알고리즘, 프로그램 형태의 데이터를 저장하는 메모리(미도시), 및 메모리에 저장된 데이터를 이용하여 전술한 동작을 수행하는 프로세서(미도시)로 구현될 수 있다. 이때, 메모리와 프로세서는 각각 별개의 칩으로 구현될 수 있다. 또는, 메모리와 프로세서는 단일 칩으로 구현될 수도 있다.
오퍼레이팅부(10)는 MRI 시스템(1)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(10)는 영상 처리부(11), 입력부(12) 및 출력부(13)를 포함할 수 있다.
영상 처리부(11)는 메모리를 이용하여 제어부(30)로부터 수신 받은 MR 신호를 저장하고, 이미지 프로세서를 이용하여 영상 복원 기법을 적용함으로써, 저장한 MR 신호로부터 대상체에 대한 영상 데이터를 생성할 수 있다.
예를 들어, 영상 처리부(11)는 메모리의 k-공간(예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 채워 k-공간 데이터가 완성되면, 이미지 프로세서를 통해 다양한 영상 복원기법을 적용하여(예컨대, k-공간 데이터를 역 푸리에 변환하여) k-공간 데이터를 영상 데이터로 복원할 수 있다.
또한, 영상 처리부(11)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호를 병렬적으로 신호 처리하여 영상 데이터로 복원할 수도 있다. 한편, 영상 처리부(11)는 복원한 영상 데이터를 메모리에 저장하거나 또는 후술할 바와 같이 제어부(30)가 통신부(60)를 통해 외부의 서버에 저장할 수 있다.
입력부(12)는 사용자로부터 MRI 시스템(1)의 전반적인 동작에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있다. 예를 들어, 입력부(12)는 사용자로부터 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스에 관한 정보 등을 입력 받을 수 있다. 입력부(12)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등으로 구현될 수 있다.
출력부(13)는 영상 처리부(11)에 의해 생성된 영상 데이터를 출력할 수 있다. 또한, 출력부(13)는 사용자가 MRI 시스템(1)에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있도록 구성된 유저 인터페이스(User Interface, UI)를 출력할 수 있다. 출력부(13)는 스피커, 프린터, 디스플레이 등으로 구현될 수 다.
한편, 도 9에서는 오퍼레이팅부(10), 제어부(30)를 서로 분리된 객체로 도시하였으나, 전술한 바와 같이, 하나의 기기에 함께 포함될 수도 있다. 또한, 오퍼레이팅부(10), 및 제어부(30) 각각에 의해 수행되는 프로세스들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다. 예를 들어, 영상 처리부(11)는, 제어부(30)에서 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환하거나 또는, 제어부(30)가 직접 변환할 수도 있다.
MRI 시스템(1)은 통신부(60)를 포함하며, 통신부(60)를 통해 외부 장치(미도시)(예를 들면, 서버, 의료 장치, 휴대 장치(스마트폰, 태블릿 PC, 웨어러블 기기 등))와 연결할 수 있다.
통신부(60)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈(미도시), 유선 통신 모듈(61) 및 무선 통신 모듈(62) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
통신부(60)가 외부 장치로부터 제어 신호 및 데이터를 수신하고, 수신된 제어 신호를 제어부(30)에 전달하여 제어부(30)로 하여금 수신된 제어 신호에 따라 MRI 시스템(1)을 제어하도록 하는 것도 가능하다.
또는, 제어부(30)가 통신부(60)를 통해 외부 장치에 제어 신호를 송신함으로써, 외부 장치를 제어부의 제어 신호에 따라 제어하는 것도 가능하다.
예를 들어 외부 장치는 통신부(60)를 통해 수신된 제어부(30)의 제어 신호에 따라 외부 장치의 데이터를 처리할 수 있다.
외부 장치에는 MRI 시스템(1)을 제어할 수 있는 프로그램이 설치될 수 있는바, 이 프로그램은 제어부(30)의 동작의 일부 또는 전부를 수행하는 명령어를 포함할 수 있다.
프로그램은 외부 장치에 미리 설치될 수도 있고, 외부장치의 사용자가 어플리케이션을 제공하는 서버로부터 프로그램을 다운로드하여 설치하는 것도 가능하다. 어플리케이션을 제공하는 서버에는 해당 프로그램이 저장된 기록매체가 포함될 수 있다.
한편, 개시된 실시예들은 컴퓨터에 의해 실행 가능한 명령어 및 데이터를 저장하는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체의 형태로 구현될 수 있다. 상기 명령어는 프로그램 코드의 형태로 저장될 수 있으며, 프로세서에 의해 실행되었을 때, 소정의 프로그램 모듈을 생성하여 소정의 동작을 수행할 수 있다. 또한, 상기 명령어는 프로세서에 의해 실행되었을 때, 개시된 실시예들의 소정의 동작들을 수행할 수 있다.
이상에서와 같이 첨부된 도면을 참조하여 개시된 실시예들을 설명하였다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고도, 개시된 실시예들과 다른 형태로 본 발명이 실시될 수 있음을 이해할 것이다. 개시된 실시예들은 예시적인 것이며, 한정적으로 해석되어서는 안 된다.

Claims (15)

  1. 3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스를 이용하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하기 위한 장치에 있어서,
    상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스를 저장하는 메모리; 및
    영상 처리부를 포함하고,
    상기 영상 처리부는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하고, 상기 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 상기 대상체에 대한 상기 자기 공명 영상을 획득하며,
    상기 k 공간 데이터는, 상기 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 획득되는, 자기 공명 영상 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 영상 처리부는,
    멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 상기 대상체의 영상 획득 영역(FOV)에 포함되는 복수 개의 슬랩들에 대한 상기 k 공간 데이터를 획득하고,
    상기 복수 개의 슬랩들에 대한 상기 k 공간 데이터는, 상기 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 상기 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 획득되는, 자기 공명 영상 장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 TR은, 상기 k 공간 데이터의 상기 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 감소하는, 자기 공명 영상 장치.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 TR은, 상기 k 공간 데이터의 상기 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 제1 시간까지 감소되고,
    상기 제1 시간은 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스의 불용시간(dead time)에 기초하여 결정되는, 자기 공명 영상 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 영상 처리부는,
    상기 가변하는 TR에 대응하여, 상기 대상체의 상기 혈관에 의한 신호와 상기 대상체의 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 RF 펄스의 숙임각(RF pulse flip angle)을 결정하고,
    상기 k 공간 데이터는, 상기 가변하는 TR 및 상기 결정된 RF 펄스의 숙임각을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 획득되는, 자기 공명 영상 장치.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 영상 처리부는,
    상기 가변하는 TR에 대응하여, 상기 대상체의 상기 혈관에 의한 신호와 상기 대상체의 혈관 주변조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 TE(echo time) 및 정착시간(dwell time) 중 적어도 하나를 결정하고,
    상기 k 공간 데이터는, 상기 가변하는 TR 및 상기 결정된 TE 및 정착시간 중 적어도 하나를 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 획득되는, 자기 공명 영상 장치.
  7. 제1항에 있어서,
    상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스는 상기 대상체의 영상 획득 영역(FOV)에 포함된 정맥에 의한 신호를 제거하기 위한 정맥 스포일(spoil) 블록을 포함하는, 자기 공명 영상 장치.
  8. 3D 그라디언트 에코(3D gradient echo) 시퀀스를 이용하여 혈관을 포함하는 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 방법에 있어서,
    상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 대상체에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 단계; 및
    상기 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 상기 대상체에 대한 상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함하고,
    상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는, 상기 k 공간 데이터의 k 공간의 제1 축 및 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR(repetition time)을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 k 공간 데이터를 획득하는, 방법.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는,
    멀티 슬랩(multi-slab) 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여, 상기 대상체의 영상 획득 영역(FOV)에 포함되는 복수 개의 슬랩들에 대한 상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계를 포함하고,
    상기 복수 개의 슬랩들에 대한 k 공간 데이터를 획득하는 단계는,
    상기 복수 개의 슬랩들 각각에 대한 k 공간 데이터의 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값에 따라 가변하는 TR을 갖는 상기 멀티 슬랩 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 복수 개의 슬랩들에 대한 상기 k 공간 데이터를 획득하는, 방법.
  10. 제8항에 있어서,
    상기 TR은, 상기 k 공간 데이터의 상기 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 감소하는, 방법.
  11. 제10항에 있어서,
    상기 TR은, 상기 k 공간 데이터의 상기 k 공간의 상기 제1 축 및 상기 제2 축 중 적어도 하나의 값의 크기가 증가함에 따라 제1 시간까지 감소되고,
    상기 제1 시간은 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스의 불용시간(dead time)에 기초하여 결정되는, 방법.
  12. 제8항에 있어서,
    상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는,
    상기 가변하는TR에 대응하여, 상기 대상체의 상기 혈관에 의한 신호와 상기 대상체의 혈관 주변 조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 RF 펄스의 숙임각(RF pulse flip angle)을 결정하는 단계; 및
    상기 가변하는 TR 및 상기 결정된 RF 펄스의 숙임각을 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계를 포함하는, 방법.
  13. 제8항에 있어서,
    상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계는,
    상기 가변하는 TR에 대응하여, 상기 대상체의 상기 혈관에 의한 신호와 상기 대상체의 혈관 주변조직에 의한 신호의 대조도가 일정하게 유지될 수 있도록 하는 TE(echo time) 및 정착시간(dwell time) 중 적어도 하나를 결정하는 단계; 및
    상기 가변하는 TR 및 상기 결정된 TE 및 정착시간 중 적어도 하나를 갖는 상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 상기 k 공간 데이터를 획득하는 단계를 포함하는, 방법.
  14. 제8항에 있어서,
    상기 3D 그라디언트 에코 시퀀스는 상기 대상체의 영상 획득 영역(FOV)에 포함된 정맥에 의한 신호를 제거하기 위한 정맥 스포일(spoil) 블록을 포함하는, 방법.
  15. 제8항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
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