KR100553464B1 - 자기 공명 화상화 방법 및 장치 - Google Patents

Abstract

본 발명은 정자계에 놓여진 물체의 자기 공명(MR)에 의해 화상들을 얻는 방법에 관한 것으로, 이 방법은 기울기들 및 수신기 코일들의 어레이를 적용함으로써 다수의 MR 신호의 세트들을 동시에 측정하는 단계, 측정된 MR 신호의 세트들로부터 다수의 수신기 코일 화상들을 재구성하는 단계, 및 수신기 코일들의 거리 의존 감도와 복수의 제 1 수신기 코일 화상들로부터 최종 화상을 재구성하는 단계를 포함한다. 습득 시간을 줄이기 위해, 위상-엔코딩 기울기에 대응하는 위상 엔코딩 단계들의 수는 표준 퓨리에 화상화에 비해 감소 인자로 감소되는 반면에, 동일한 시계가 표준 푸리에 화상화처럼 유지된다. 이러한 방식으로, 고속 심장 화상화(fast cardiac imaging)가 가능해진다. 본 발명에 따라, 복잡한 매트릭스 반전의 계산은 감도 매트릭스의 일반화된 반전과 수신기 코일 화상 벡터의 조합으로부터 최종 화상의 화상 벡터를 결정함으로써 단순화될 수 있다. 이러한 방식으로, 최종 화상에서 에일리어싱 아티팩트들이 감소된다. 더욱이, 재구성 방법은 비-정수 감소 인자들의 적용을 가능하게 한다.

화상 획득 방법, 화상화 장치, 자기 공명 수단

Description

자기 공명 화상화 방법 및 장치{Magnetic resonance imaging method and apparatus}

본 발명은 정자계(static magnetic field) 내에 위치된 물체를 자기 공명(MR : magnetic resonance)에 의해 화상들을 얻는 방법에 관한 것으로,

본체의 일부 내에서 여기 RF 펄스(excitation RF pulse)를 발생하는 단계,

판독 기울기(read gradient) 및 다른 기울기들을 적용함으로써 제 1 복수의 라인들을 포함하는 k-스페이스의 궤도를 따라 복수의 수신기 코일들을 이용하여 복수의 MR 신호의 세트들을 측정하는 단계, 및

측정된 복수의 MR 신호의 세트들과 복수의 수신기 코일들의 거리 의존 감도들(distant dependent sensitivities)의 조합으로부터 최종 화상을 재구성하는 단계를 포함한다.

또한, 본 발명은 이러한 방법을 수행하기 위한 MR 장치에 관한 것이다. 본원에서, 픽셀들은 디지털 화상의 화상 요소들을 의미하고, 복셀들(voxels)은 3차원 디지털 물체의 볼륨-요소들을 의미한다.

이런 방법은 1997년 의학 자기 공명(Magnetic Resonance in Medicine)지 38권, 페이지 591 - 603에 개시된 D. K. Sodickxon 등에 의한 "Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonic(SMASH):Fast Imaging with radio frequency Coil Array"에 공지되어 있다. 이러한 공지된 방법은 예를 들면, 인간의 심장을 실시간으로 화상화하는데 사용된다. 이러한 공지된 방법으로 MR 데이터의 습득 시간을 줄이기 위해, 서브-엔코딩 데이터 습득 방법이 사용되는데, 판독 기울기(read gradient) 및 다른 기울기들을 사용하여 제 1 복수의 라인을 포함하는 K-스페이스의 궤도를 따라 복수의 수신기 코일들을 사용하여 복수의 MR 신호의 세트들을 동시에 측정한다. 라인들의 수는 종래의 푸리에 MR 화상화의 다수의 위상 엔코딩 단계에 비하여 감소된 위상 엔코딩 단계들에 대응된다. 수신기 코일들은 표면 코일들의 어레이로 배열될 수 있다. 최종 MR 데이터 세트는 수신기 코일들의 세트의 특정 거리 감도 함수와 측정된 MR 신호의 세트들로부터 결정된다. 최종 MR 데이터 세트는 종래의 퓨리에 MR 화상화의 라인들의 수의 정보를 포함한다. 상기 최종 화상은 최종 MR 데이터 세트를 전송함으로 재구성된다. MR 신호의 세트들의 수는 어레이내의 수신기 코일의 수와 동일 할 수 있다. 더욱이, 수신기 코일들의 세트의 특정 거리 감도 함수는 사인곡선의 형태를 가져야 한다. MR 데이터를 동시 측정함으로 습득 시간을 줄일 수 있다. 이러한 감소 인자는 최종 화상에 대응하는 k-스페이스의 라인들의 수와 서브-엔코딩 데이터 습득을 사용하는 라인들의 수에 의해서 결정된다. 이 습득 시간의 감소는 예를 들면, 심장 화상화 또는 함수의 화상화의 실시간 응용을 가능하게 한다. 이 공지된 방법은 시계(field of view)의 몇몇의 위치들에서만 제한될 수 있는 단점과, 코일들의 세트의 특정 감도 함수로 인해, 화상화하기 위한 물체의 단면의 방위의 수가 한정되는 소정의 위치에서만 제한 될 수 있는 단점이 있다. 이 시계는 k-스페이스의 궤도를 따라 커버되는 위상 엔코딩 방향의 거리에 의해 규정된다.

본 발명의 목적은 시계와 화상화될 단면 방위를 선택함에 있어서, 개선된 자유도를 가지는 MR 화상 획득 방법을 제공하는 것이다. 이 목적을 달성하기 위해, 본 발명에 따른 방법은 최종 화상을 재구성하기 위하여,

개별적으로 측정된 각각의 MR 신호의 세트들로부터 수신기 코일 화상들을 재구성하는 단계를 더 포함하고,

상기 최종 화상은 상기 수신기 코일 화상들과 상기 수신기 코일들의 거리 의존 감도들의 조합으로부터 재구성되는 것을 특징으로 한다.

최종 화상을 재구성하는 이러한 방법은 수신기 코일의 세트들의 특정 감도 함수에 의존하지 않고, 수신기 코일들의 임의의 세트에 적용될 수 있으며, 시계의 크기에 대한 제한성들과 화상화될 단면의 방위가 덜 엄격하다. 더욱이, 비-정수 감소 인자들이 선택될 수 있다. 이 선택은 화상의 덜 중요한 부분들로 에일리어싱 아티팩트들을 이동(shift)할 수 있도록 한다. 동시에 또는 부분적으로 동시에, MR 데이터의 세트들을 측정하는 것은 습득 시간을 감소시키고 종래의 MR 화상화에 비해 고속 MR 화상화의 가능성을 부여한다.

본 발명에 따른 방법의 특정 버전은 감도 매트릭스의 일반화된 반전과 수신기 코일 화상 벡터의 조합으로부터 최종 화상의 화상 벡터를 결정하는 단계를 포함하며, 화상 벡터 성분은 복수의 제 1 인접한 시계들(fields of views) 내의 복수의 제 1 등거리 볼륨-요소들(volume-element)로부터 선택된 시계내의 볼륨-요소의 위치에서 조직 콘트라스트 함수(tissue contrast function)값을 나타내고, 감도 매트릭스의 요소S(i,j)는 복수의 수신기 코일들로부터 선택된 수신기 코일에 대해 선택된 볼륨-요소의 위치에서의 감도와, 선택된 수신기 코일에 대응하는 수신기 코일 화상의 픽셀값을 나타내는 수신기 코일 화상 벡터 성분을 나타내고, 수신기 코일 화상의 픽셀의 위치는 선택된 시계 내에서 선택된 볼륨-요소의 위치에 대응한다. 매트릭스(S)의 일반화된 반전은 매트릭스 곱 (S^HS)^-1S^H로 규정되고, S^H는 매트릭스(S)의 복소 공액 이항을 나타낸다. 일반화된 반전 또는 의사 반전(pseudo inverse)은 다음의 계산에 적용될 수 있다.

즉, 주어진 벡터 방정식(Sx = a)은 초과 결정으로 인해 x 에 대한 정확한 해를 갖지 못하고, 의사 반전은 상술된 바와 같이 방정식에 가장 적절한 벡터를 산출한다. 본 발명에 따른 재구성 방법은 이러한 최소화 특징에 따라 이루어진다. 픽셀 와이즈(pixel wise) 재구성 방법은 다른 형태의 에일리어싱을 줄이기 위해 재구성 방법의 에일리어싱의 실제 정도를 포함하도록 할 수 있다. 따라서, 본 발명에 따른 방법은 비-정수와 정수 감소 인자들의 모든 경우에서 충분하게 에일리어싱이 없는 최종 화상을 제공한다.

삭제

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은, MR 신호의 세트들 습득의 감소 인자가 수신기 코일의 수와 동일하거나 보다 적은 실제값이 되는 것을 특징으로 한다. 감소 인자는, k-스페이스의 궤도의 라인들 사이의 거리가 종래의 퓨리에 MR 화상화의 k-스페이스의 인접 라인들 사이의 거리에 비해 증가되는 인자로서 규정된다. 결과적으로 MR 신호의 세트들의 습득 시간은 비례하여 감소된다. 심장을 화상화함에 있어서, 예를 들면, 인간의 폐 조직 부분들은 최적 감소 인자를 선택함으로써 발생하는 무시할 수 있는 신호 기여로 인해 화상 재구성으로부터 종종 제외될 수도 있다. 이 감소 인자의 최적 선택은 예를 들면, 인간의 후방 가슴벽의 고강도 폴드-오버(fold-over)가 심장에서 폐 영역으로 지향되도록 선택될 수 있다. 감소 인자의 최적 선택은 최종 화상에 있어서 다른 형태의 에일리어싱을 발생할 수 있다.

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은 최종 화상의 최종 시계내의 복수의 제 1 등거리의 복셀들로부터 화상 벡터의 차원을 결정하는 단계를 포함하며, 후속 복셀들 사이의 거리는 시계와 동일한 것을 특징으로 한다. 따라서, 에일리어싱의 실제 정도가 결정되어 최종 화상의 재구성 처리에서 고려될 수 있다. 결과적으로 최종 화상의 폴드-오버 아티팩트들 감소된다. 비-정수 감소 인자의 경우에, 에일리어싱의 정도는 최종 화상의 상이한 픽셀들로 변할 수 있는데, 이는 단일 수신기 코일 화상들의 화상 요소에 기여한 볼륨-요소들 또는 복셀들의 실제 수가 변하기 때문이다. 일반적으로, 단일 수신기 코일 화상의 픽셀값은 인접한 시계에 무한한 일련의 등가 복셀들로부터의 기여를 포함한다. 이러한 일련의 복셀들을 제한하면 최종 화상의 에일리어싱이 감소된다. 예를 들면, 감소 인자가 2.5 이면, 단일 수신기 코일 화상의 제 1 픽셀들의 그룹은 2 번 폴드 오버랩되어 보이고, 단일 수신기 코일 화상의 제 2 픽셀들의 그룹은 3 번 폴드 오버랩되어 보인다. 상기 제 1 픽셀들의 그룹의 기여들은 제 1 거리에 의해 분리된 최종 시계에서 2 개의 복셀들에 의해 결정된다. 제 2 그룹의 기여들은 제 2 거리에 의해 분리된 최종 시계에서 3개의 등거리 복셀들에 의해 결정된다. 상기 복셀들 사이의 제 2 거리는 단일 코일 화상의 시계의 길이와 동일하다. 공지된 방법에서, 2 개의 픽셀의 기여들 또는 3개의 픽셀의 기여들 중에서 어느 하나는 계산될 수 있다. 결과 적으로, 3-폴드 오버 결과 또는 2-폴드 오버 결과 각각은 최종 화상에 나타난다. 부가의 장점은 최종 화상의 기여시간이 더 감소되는 것이다.

본 발명에 따른 다른 버전은, 최종 화상의 재구성으로부터의 물체를 포함하지 않는 소정의 영역 밖의 최종 시계의 볼륨-요소들을 배제하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다. 이러한 방식으로, 최종 화상의 국부 신호 대 잡음비가 개선된다. 상기 볼륨-요소가 물체의 외부에 놓여지도록 이전에 알려진다면, 측정 공간의 볼륨-요소를 재구성 과정으로부터 배제하는 것이 가능하다. 이 경우, 이 볼륨-요소로부터 신호 기여는 단일 수신기 코일 화상들에서의 화상 요소들의 폴드-오버 내의 물체에 대한 볼륨-요소들을 그러한 기여들로부터 분리할 필요가 없다. 측정 공간의 볼륨-요소가 물체의 구조를 포함하는지의 여부에 대한 지식은 종래의 MR 화상화 처리 예를 들면, 에코-플레이너 화상 획득 방법(echo-planar imaging method)에 의해 이전 상태의 물체로부터 얻어진 제 1 기준 화상을 통해 도출될 수 있다.

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은, 소정의 기준 수신기 코일 화상들과 소정의 기준 화상의 조합을 포함하는 감도 맵으로부터의 감도 매트릭스를 결정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다. 따라서 조직 콘트라스트(tissue contrast)에 독립적인 감도 매트릭스들은 재구성 방법에서 사용하기 위해 얻어질 수 있다. 이 얻어진 감도 매트릭스들은 코일 감도만 반사하여 부드럽게 한다. 상기 제 1 얻어진 기준 화상은 소정의 기준 화상으로 사용될 수 있다.

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은 관심영역보다 큰 최종 시계의 영역을 커버하는 감도 맵들을 얻도록 감도 맵을 필터링하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다. 저역 통과 필터링된 맵은 예를 들면, 감도 맵이다. 수신기 코일들의 감도가 시계에 관하여 구조 변경들과 무관한 제 1 순서이기 때문에, 화상 획득 방법은 조직 구조가 변할 때 적용될 수 있다. 이것은 초기 기준 화상 측정으로 가볍게 움직이는 물체의 연속적인 MR 화상화를 가능하게 하고, 이는 예를 들면, 실시간 심장 MR 화상화에 유리하다. 더욱이, 상기 얻어진 감도 매트릭스들은 재구성된 최종 화상에 잡음을 도입하지 않아서, 최종 화상의 신호 대 잡음비가 더욱 감소된다. 저역 통과 필터링 단계는 예를 들면, 필터링 단계이다. 다른 종류의 필터링은 다항식 풀이 단계를 포함한다.

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은, 물체의 여기 RF 펄스를 발생하는 단계,

판독 기울기 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스의 복수의 제 2 라인들을 포함하는 소정의 궤도를 따라 복수의 수신기 코일들을 사용하여 복수의 MR 신호의 수신기 코일들 기준 세트들을 측정하는 단계로서, 복수의 제 2 라인들은 상기 복수의 제 1 라인들보다 적은, 상기 측정 단계; 및
개별적으로 측정된 상기 복수의 MR 신호의 세트들로부터 기준 수신기 코일 화상들을 재구성하는 단계를 포함하는 MR 방법에 의해 소정의 기준 수신기 코일 화상을 얻는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다. 따라서, 코일 감도들의 적절한 지식을 얻을 수 있다. 예를 들면, 물체의 기준 측정은 수신기 코일들과 물체의 최종 배열로 이루어 질 수 있다. 하나의 기준 화상은 그 기준 수신기 코일 화상들을 조합으로부터 얻어질 수 있다.

삭제

본 발명에 따른 방법의 다른 버전은, 물체의 여기 RF 펄스를 발생하는 부단계(sub-step);

판독 기울기 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스의 복수의 제 3 라인들을 포함하는 소정의 궤도를 따라 MR 신호의 기준 세트를 측정하는 부단계; 및

상기 측정된 MR 신호들로부터 상기 기준 화상을 재구성하는 부단계를 포함하는 MR 방법에 의해 상기 소정의 기준 화상을 얻는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다. 이것은 감도 매트릭스를 결정함에 있어서, 기준 화상으로써 사용될 수 있는 물체의 소정의 기준 화상을 산출한다. 복수의 제 3 라인들의 수는 최종 화상에 대응하는 k-스페이스의 라인들의 수와 동일 할 수 있다. 이렇게 얻어진 소정의 기준 화상을 적용하는 장점은 재구성된 화상이 정확한 세기와 정확한 위상 정보를 포함하는 점이다.

본 발명은 또한, 수신기 코일들의 배열을 위한 입력 단자들, 본체 코일, 수신기 코일의 배열을 통한 복수의 MR 신호의 세트들을 측정하는 수단, 수신기 코일들의 거리 의존 감도와 측정된 복수의 MR 신호의 세트들로부터 최종 화상을 재구성하는 수단을 포함하는 MR을 얻기 위한 MR 장치에 관한 것이다. 본 발명의 또다른 목적은 시계와 화상화될 단면의 방위를 선택하여 개선된 자유도를 가지는 MR 장치를 제공하는 것이다. 이를 이루기 위해, 본 발명에 따른 MR 장치는, 개별적으로 측정된 복수의 MR 신호의 세트들로부터 복수의 수신기 코일 화상들을 재구성하는 수단; 및

복수의 수신기 코일 화상들과 수신기 코일들의 거리 의존 감도들의 조합으로부터 최종 화상을 재구성하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 한다.

도 1은 본 발명에 따른 방법을 실행하기 위한 장치를 도시한 블록도.

도 2는 본 발명에 따른 장치를 상세히 도시한 블록도.

도 3은 물체의 최종 시계의 일 예를 도시하는 도면.

도 4는 단일 수신기 코일 화상의 에일리어싱의 일 예를 도시하는 도면.

본 발명의 이들 및 다른 측면들은 첨부 도면을 참조하여 설명될 것이다.
화상 또는 분포(distribution)가 2 차원(x,y) 또는 3 차원(x,y,z)으로 표현될 수 있다. 디지털 화상은, 통상 픽셀들로 불리거나, 3 차원의 경우 복셀들로 불리는 화상 요소들로 구성된다.

통상의 자기 공명 화상화의 기술 분야에서처럼, 신호들은 샘플링 및 디지털화되며, 부가의 화상 프로세싱은 디지털이다. 이러한 모든 것은 본 명세서에 암시적이다.

설명에서는 기준이 핵 자기 공명에 대해 만들어졌고, 이것은 특정 상황이 양자 스핀 공명인 핵 스핀 공명을 의미하고, 전자 스핀 공명을 의미하기도 한다.

화상화될 물체는 진찰될 환자 또는 일반적으로 진찰 받는 인간이다.
도 1에서 자기 공명 장치(1)가 개략적으로 도시되어 있다. 장치는 고정된 균등한(stationary homogeneous) 주 자계를 발생하기 위한 주 자기 코일들(2)의 세트와, 주 자계에 제어 가능한 세기를 갖는 부가의 자계들을 겹치도록 하고 선택된 방향의 기울기를 갖는 기울기 코일들(3,4 및 5)의 몇몇 세트들을 포함한다. 종래에는, 주 자계의 방향은 z 방향이라 하였고, 주 자계에서 수직한 두 개의 방향들은 x 및 y 방향이라 하였다. 기울기 코일들은 전원 공급기(11)를 통해 전원이 공급된다. 본 장치는 물체 또는 본체(7)에 무선 주파수 펄스들(RF-펄스들)을 방사하는 소위 본체 코일의 형태로 여기 수단(6)을 더 포함하며, 여기 수단(6)은 RF-펄스들을 발생 및 변조하기 위한 변조 수단(8)에 결합된다.

또한, 본 장치는 MR-신호들을 수신하는 수단들을 제공하며, 이러한 수단들은 여기 수단(6)과 동일할 수 있으며, 본 발명에 의해서 수신기 코일(16)의 어레이의 형태로 분리될 수 있다. 본체 코일은 본체(의 일부)를 감싸는 코일이고, 일반적으로 매우 균등한 감도 분포를 가지는 반면에, 수신기 코일은 본체(의 일부)의 한 측면에 근접하여 사용되는 코일이다. 수신기 코일은 일반적으로 한정된 시계, 고감도를 가지지만, 균등하지 않는 공간적 감도 분포를 가진다.

송수신 스위치(9)는 여기 펄스로부터 수신된 신호들을 분리하도록 배열된다. 이 수신된 자기 공명 신호들은 수신 및 변조 수단(10)에 입력된다. 여기 수단(6), 변조 수단(8), 및 기울기 코일들(3,4 및 5)을 위한 전원 공급기(11)는 RF-펄스와 기울기 필드들의 펄스의 소정 시퀀스를 발생하기 위한 제어 시스템(12)에 의해 제어된다. 변조 수단은 수신된 신호를 가시 디스플레이 유닛부(15)와 같은 가시화될 수 있는 화상으로 변환하기 위해 데이터 처리 수단(14) 예를 들면, 컴퓨터에 결합한다.

자기 공명 장치(1)가 자계에 놓인 물체나 본체(7)로 동작하게 한다면, 본체내의 자기 다이폴 모멘트들(핵 또는 전자 스핀들)의 미소 초과분은 자계 방향에 정렬된다. 균등하게, 이것은 자계와 평행하게 지향된 본체(7)의 재료 내에서 순 자화(M ₀)를 야기한다. 본 장치(1)에서, 극히 미세한(microscopic) 자화(M ₀)는 다이폴 모멘트들의 라모 주파수(Larmor frequency)와 동일한 주파수를 가지는 RF 펄스들을 본체에 방사함으로써 조작되어, 방출 상태로 다이폴 모멘트들을 야기하고 자화(M ₀)를 재배향한다. 적절한 RF 펄스들을 적용함으로써, 극히 미세한 자화의 회전이 얻어지며, 회전각을 플립-각(flip-angle)이라 한다. 기울기 자계들을 적용함으로써 자계내의 변동들 도입은 자화의 동작에 국부적으로 영향을 준다. RF 펄스들을 적용한 이후, 변경된 자화는 처리 내에서 방사를 방출하여, 자계 내에서 온도 평형 상태로 복귀하는 경향이 있다. RF 펄스들 및 기울기 필드 펄스들의 시퀀스를 적절히 선택하면, 방사가 원자핵 예를 들면, 수소 핵 및 이들이 발생하는 물질의 임의의 형태의 밀도 또는 이완(relaxation) 시간에 대한 공간적 정보를 제공하는 (감쇠하는) 자기 공명 신호로써 방출되게 한다. 이 방출된 신호들을 분석함으로써, 코일(6) 또는 수신기 코일 어레이(16)에 의해 픽업되고, 화상들의 형태로 이를 표현함으로써, 물체 또는 본체(7)의 내부 구조에 대한 정보의 접근이 가능하다. 여기 직후의 감쇠하는 자기 공명 신호를 FID(Free Induction Decay)이라 칭한다. 기울기각의 적절한 적용 및/또는 부가의 여기(RF) 펄스들을 적용함으로써 FID의 에코가 생성되어 화상 정보를 도출하는데 사용될 수 있다.

자기 공명 화상화(MRI) 및 MRI-장치의 보다 상세한 설명은 이러한 주제의 문헌을 참조하기 바란다. 예를 들면, 1996년 M.T.Vlaardngerbroek, Spinger Verlag, 의 논문 "자기 공명 화상화"등이 있다.

도 2는 수신기 코일들의 어레이를 위한 수신 및 변조 수단을 도시한다. 수신기 코일들(16)의 어레이 내에 배열된 수신기 코일들(C_l,...,C_j,...,C_n)은 수신기 회로들(R_l,...,R_j,...,R_n), 아날로그-디지털 변환기들(AD_l,...,AD_j,...,AD_n), 메모리들(M_l,...,M_j,..., M_n), 및 퓨리에 변환 수단들(FT_l,...,FT_j,...,FT_n)에 접속된다. 퓨리에 변환 수단에 의해 , N개의 수신기 코일들에 의해 양호하게 동시에 검출된 MR 신호들로부터의 N개의 수신기 코일 화상들은 공지된 방식으로 결정된다. N개의 수신기 코일 화상들은 최종 화상을 얻기 위해 프로세싱 수단(14)에서 처리된다. MR 신호들을 화상화하는 종래의 퓨리에 MR은 적절한 판독 기울기들 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스내의 평행한 라인들의 제 1 수 NF를 포함하는 k-스페이스의 궤도를 따라 측정된다. 실제로 이 수 NF는 예를 들면 256이 된다. 최종 화상의 습득 시간을 줄이기 위해, k-스페이스가 스캐닝 되어온 라인들을 따라 인접한 라인들 사이의 거리는 커지며, 위상 엔코딩 단계들의 수가 비례적으로 감소된다. 감소 인자(RN)는 수신기 코일들의 수(N)보다 적거나 동일한 실수 또는 정수로써 선택될 수 있다. 이 예에서, 최종 화상의 위상 엔코딩 단계들의 수 NF는 예를 들면, 128 이고, 수신기 코일들의 수(N)는 예를 들면, 5 이다. 퓨리에 변환 수단은 MR 신호의 세트들로부터 각각 단일 수신기 코일 화상들을 재구성한다. MR 신호의 세트 각각은 수신기 코일들 중 한 코일에 의해 수신된다. 각각의 단일 수신기 코일 화상은 감소 인자에 의해 비례적으로, 최종 화상에 관련된 물체의 최종 시계에 비해 감소된 물체의 시계에 관련된다. 더욱이, 본 예에서, 시계 및 최종 시계는 적용된 위상 엔코딩 기울기들의 방향과 관련된다.

단일 수신기 코일 화상의 픽셀들 내의 에일리어싱 아티팩트들은 최종 시계의 N개의 등거리의 복셀들의 기여들의 중첩, 시계에 의해 결정된 후속 등거리의 복셀들 사이의 거리에 의해 유발된다. N개의 후속 수신기 코일 화상들 내의 동일한 위치를 갖는 수신기 코일 화상 벡터의 다른 픽셀들 a(i)내의 폴드-오버는 [수학식1]로 기술된다.

여기서, 벡터 요소 a(i)는 N개의 수신기 코일 화상들로부터 선택된 수신기 코일 화상 SCI(i)의 픽셀값을 나타내고, 감도 매트릭스 S(i,j)의 요소는 N개의 수신기 코일들로부터 선택된 수신기 코일SC(i)의 N개의 픽셀들로부터 선택된 픽셀 OP(j)의 위치에서의 복합 감도(complex sensitivity)를 나타내고, 벡터 b(j)는 N개의 인접한 시계들 내의 N개의 등거리 볼륨-요소들로부터 선택된 시계 FOV(j)내의 볼륨-요소의 위치에서의 조직 콘트라스트 함수 값을 나타낸다. 이 시계는 관련된 수신기 코일 화상의 MR 신호들의 N개의 세트들이 측정되는 k-스페이스의 궤도에 의해 규정된다. 그 후 벡터(b)는 [수학식2]에 따라 결정된다.

여기서, S⁺ 는 매트릭스 S 의 일반화된 반전을 나타낸다.

매트릭스 S 의 일반화된 반전은 매트릭스 곱 (S^HS)^-1S^H로 규정되고, 여기서, S^H는 매트릭스 S 의 복소 공액 이항을 나타낸다. 일반화된 반전 또는 의사 반전은 다음과 같은 특징이 적용된 수학으로서 알려져 있다.

즉, 주어진 벡터 방정식(Sx = a)은 초과 결정으로 인해 x 에 대한 정확한 해를 갖지 못하고, 의사 반전은 상술된 바와 같이 방정식에 가장 적절한 벡터를 제공한다. 본 발명에서 사용하는 재구성 방법은 이러한 최소화 특징에 따라 이루어진다. 따라서, [수학식2]에서 벡터(b)는 매트릭스 계산법에 의해 계산된다. 이러한 벡터(b)는 시계내의 모든 위치에 대해 계산된다. 이러한 단계의 결과로서, 표준 해에서의 최종 화상은 감소된 에일리어싱 아티팩트들이 얻어질 수 있다.

몇몇 경우에 있어서, 에일리어싱 아티팩트들이 관심영역 밖에서 발생하도록 감소 인자를 선택함으로써, 에일리어싱 아티팩트들을 재구성된 최종 화상에서 더욱 감소시킬 수 있다. 예를 들면, 폐 조직의 영역에서의 심장 화상화는 무시할 수 있는 신호 기여로 인해 화상 재구성으로부터 종종 배제되기도 한다. 이러한 경우에 있어서, 양호하게도, 후방 가슴벽의 고강도 폴드-오버가 심장에서 폐 영역들로 지향되도록, 감소 인자의 최적 선택이 이루어진다. 이 경우, 감소 인자에 대한 최적 선택은 수신기 코일 어레이(16)내의 수신기 코일들의 수(N)보다 더 작은 비-정수가 될 수 있다. 그러나, 감소 인자가 비-정수로 이루어질 때, 에일리어싱 아티팩트들의 다른 형태는 최종 화상에서 발생되고, 예를 들면, 감소 인자(RN)가 2.5의 값을 가지면, 2번의 폴드 오버랩과 3번의 폴드 오버랩이 최종 화상에 발생될 수 있다.

최종 화상에서 이러한 에일리어싱의 결과의 다른 형태들을 감소시키기 위해, 에일리어싱 정도는 결정될 수 있고, 화상 벡터(b)의 차원을 결정함으로 고려될 수 있다. 에일리어싱의 실제 정도와, 예를 들면, 세 개의 수신기 코일을 포함하는 수신기 코일 어레이(16)에 대한 화상 벡터(b)의 차원을 결정하는 것은 도 3 및 도 4를 참조하여 설명한다.

도 3은 물체의 최종 시계를 도시하였다. 도 3은 화상화될 물체, 예를 들면, 환자 또는 인간의 심장을 도시하는 원(30)을 포함한다. 더욱이, 도 3은 3개의 인접한 시계, 중심 시계(32), 상단 시계(31) 및 하단 시계(33)를 도시한다. 이러한 인접한 시계는 최종 시계(34)에 적당하다. 최종 화상의 위상-엔코딩 단계들의 수가 NF로 주어지고 단일 수신기 코일 화상들의 위상-엔코딩 단계들의 수가 NR로 주어지면, 감소 인자, RN은 RN=NF/NR로 주어진다. 양호하게는, 감소 인자(RN)는 복셀들의 정수가 단일 수신기 코일 화상들의 시계(31,32 33)에 적당하게 되도록 선택된다. 예를 들면, RN의 수가 2.5로 된다. 인접한 시계(31, 33)의 복셀들로부터의 기여들 및 중심 시계(32)의 복셀은 단일 수신기 코일 화상의 하나의 픽셀값을 산출하기 위해 부가된다. 도 3에서, 3개의 인접한 시계는 물체(30)의 재료를 포함한다.

도 4는 인접한 시계(31,32,33)의 중첩을 포함하는 단일 수신기 코일 화상(60)을 도시한다. 도 4의 수신기 코일 화상의 픽셀내의 에일리어싱 아티팩트들을 줄이기 위해, 도 3의 최종 시계(34)의 기여 복셀들이 분리되어져야 한다. 이러한 인접한 시계의 중첩이 예로서 설명된다. 도 3은 중심 시계(32)의 3개의 중심 복셀들(35,45,55)과, 인접한 시계들(31,33)에서의 기여 복셀들(36 내지 39, 46 내지 49, 56 내지 59)을 도시한다. 도 4는 단일 수신기 코일 화상(60)의 제 1 , 제 2 및 제 3 픽셀들(61,62,63)을 도시하며, 픽셀값들은 무한한 일련의 잠재적인 기여 복셀들을 포함한다. 도 3에 있어서, 간단화하기 위해, 복셀들(36 내지 39, 46 내지 49, 56 내지 59)만 도시하였다. 수신기 코일 화상들의 픽셀값들의 중첩의 최종 화상의 단일 픽셀값에서의 분리는 [수학식2]를 사용하여 실행된다. 최종 화상의 처리 시간을 감소시키기 위해, 양호하게는, 화상 벡터(b)의 차원은 후속 시계(31,32,33)의 인접 복셀의 수에 의해 결정되며, 이 후속 시계는 최종 시계(34)에 위치되고, 후속 등거리 복셀들 사이의 거리는 시계와 동일하다. 결과적으로, 중심 시계의 에지에 가까운 제 1 중심 복셀(35)에 대하여, 두 개의 복셀들(35,36)만 도 3의 최종 시계(34)에 나타나는 반면, 중심 시계(32)의 중심의 제 2 중심 복셀(45)에 대하여, 3개의 복셀(45,46,47)은 최종 시계(34)에 나타나며, 제 3 중심 복셀(55)에 대하여, 세 개의 복셀들(55,56,57)은 최종 시계(34)에 나타난다.

최종 화상의 국부 신호 대 잡음비를 개선하기 위해, 상기 방법은 물체를 포함하지 않는 소정의 영역 외부의 최종 시계내의 볼륨-요소들을 최종 화상의 재구성으로부터 배제하는 또다른 단계를 포함한다. 재구성된 최종 화상의 신호 대 잡음비는 [수학식3]으로 근사치가 구해질 수 있다.

여기서, LG ≥1 는 중첩된 위치들에서 수신기 코일 감도들의 선형 의존도를 반사하는 국부 기하학 인자를 나타낸다. 상기 인자 LG는 매트릭스 S로부터만 계산되므로, SRN의 사전 평가와 RN의 최적 선택을 할 수 있다. 기하학 인자 LG를 감소시키기 위해, 기준 화상에 의해 결정된 물체의 외부에 있는 복셀들은 재구성으로부터 배제되어 최종 화상에서 0으로 설정된다. 예를 들면, 도 4에서는 최종 시계(34)내의 3개의 복셀들(55,56,57)이 단일 수신기 코일 화상(60)내의 픽셀(63)에 기여한다. 그러나, 복셀(57)은 어떤 물체의 구조도 MR 신호에 기여하도록 나타나지 않음이 도출될 수 있다. 그래서, 본 예에서, 최종 화상의 픽셀을 포함하는 화상 벡터(b)의 차원은 두 개의 기여 복셀들(55,56)에 의해서만 결정된다. 배재된 복셀(57)의 값은 최종 화상에서 0 으로 설정된다.

다른 감도 매트릭스들 S는 M 수신기 코일의 감도 맵들로부터 각각 결정될 수 있다. 수신기 코일들의 감도 맵들을 얻기 위해, 임의 콘트라스트의 저 해상도 기준 수신기 코일 화상들의 세트는 기준 화상에 의해 픽셀 와이즈로 나누어진다. 저 해상도 기준 수신기 코일 화상들의 세트는 한 세트, 바람직하게, 분리된 MR 화상화 시퀀스들에 의해 동시에 얻어진 MR 신호들로부터 재구성된다. 동시에 얻어진 MR 신호들의 세트는 예컨대, 공지된 에코 플레이너 화상화(EPI) 시퀀스에 의해, 측정될 수 있다. 예를 들면,1996년, M.T. Vlaardingerbroek, Spinger Verlag 의 인용된 핸드북"자기 공명 화상화"에 개시된 에코 플레이너 화상화 시퀀스 등이 있다. EPI 화상화 시퀀스는 RF 펄스의 여기, 및 양호하게도, 정자계의 판독 기울기 및 다른 기울기를 적용함으로써 k-스페이스내의 제 1 평행한 라인들의 수를 따라 MR 신호들의 5개의 수신기 코일 기준 세트들을 동시에 측정하는 것을 포함한다. 제 1 평행한 라인들의 수는 NF, 예를 들면, 64개의 위상 엔코딩 단계에 비해 위상 엔코딩 단계의 감소된 수에 대응한다. 양호하게는, 제 1 평행한 라인들의 수는 저 해상도 기준 수신기 코일 화상들을 얻도록 k-스페이스의 중심 부분 주위에 위치한다.

기준 화상은 예를 들면, 재구성된 기준 수신기 코일 화상의 제곱들(square)의 합계의 제곱근을 결정함으로써 얻어질 수 있다. 기준 화상을 얻기 위한 다른 방법은 측정된 기준 MR 신호로부터, 본체 코일(6)을 사용하여, 예컨대 분리된 화상화 시퀀스에 의해 본체 코일 화상을 재구성하는 것이다. 양호하게는, 기준 MR 신호들을 측정하기 위해 사용된 펄스 시퀀스들은 수신기 코일 화상을 측정하기 위해 사용된 펄스 시퀀스들과 동일한 형태이다. 기준 화상의 재구성을 위한 MR 신호의 개별적인 습득은 RF 여기 펄스의 발생, 및 위상 엔코딩 기울기와 같은 판독 기울기 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스의 제 2 평행한 라인들의 수를 따라 기준 MR 신호를 측정하는 것을 포함한다. 제 2 평행한 라인의 수는 최종 화상에 대응하는 위상 엔코딩 단계들의 수 NF보다 작다. 예를 들면, 제 2 평행한 라인의 수는 64이다. 양호하게는, 제 2 평행한 라인들의 수는 저 해상도 본체 코일 화상을 얻도록 k-스페이스의 중심부분 주위에 위치된다. 더욱이, 기준 화상의 화상 볼륨은 최종 시계의 관심 영역보다 클 수도 있다.

환자의 심장과 같은 부드럽게 움직이는 환자의 인체 부분을 단일 초기 기준 화상으로 고속으로 화상화할 수 있도록 하기 위해, 본 방법은 화상화될 심장보다 큰 영역을 커버하는 감도 맵들을 얻기 위한 원래의 감도 맵들을 필터링하는 단계를 포함한다. 이것은 실시간 심장 화상화에 유리하다. 예를 들면, 상기 필터링 단계는 저역 통과 필터를 포함한다. 일반적으로 감도 맵들은 실제적으로, MR 신호에 낮은 또는 0 기여를 가지는 영역에서 특히, 잡음으로 손상될 수 있다. 상기 필터는 잡음도 감소시킨다.

그러나, 감도 맵들의 물체 에지들에서 이러한 에러들을 방지하기 위해, 양호하게는 2차 다항식 피트 기술이 상기 저역 필터링 대신에 적용된다. 정제된 감도 맵의 각각의 픽셀에 대한 2차 다항식 피트 기술에 따라, 2차 다항식은 국부적으로 감도 맵에 적합하다. 픽셀의 정제된 감도값은 감도 맵에서의 각각의 픽셀의 위치에서 적절한 다항식을 풀이(fit)함으로써 얻어진다. 이러한 풀이는 감도 맵의 유용한 데이터에 근거한 것이다. 유용한 데이터는 본체 코일 화상의 신호 세기 및 격리된 픽셀들의 후속 배제에 따라, 예를 들면 최소 근접 필터링에 의해 감도 맵을 임계화(thresholding)시킴으로써 얻어질 수 있다. 나머지 픽셀들을 포함하는 영역이 성장함으로써 결정된 소정의 근접 픽셀들을 더한 나머지 픽셀들은 정제된 감도값들은 적절하게 함으로 계산될 수 있는 세트를 형성한다. 이러한 해결책은 [수학식4]로 주어진 수신기 코일의 감도 맵의 위치(x₀,y₀)에 대한 L-차 다항식을 계산하는 것을 포함한다.

복소 계수(c_ij; complex coefficients)는 [수학식5]로 결정된다.

이것은 최저 값을 가지며, 여기서, k 는 고려될 픽셀의 수를 나타내며, s_k는 고려될 픽셀 x_k,y_k 의 감도값을 나타내고, w_k 는 x₀,y₀,에서 중심된 가우시안 커넬(Gaussian kernel)의 산출 및 임계화를 위해 적용된 본체 코일 화상의 신호 세기로부터 도출된 s_k의 "신뢰성"에 의해 주어진 가중 인자이다. 가우시안 커넬의 폭은 원하는 정도의 부드러움에 대응한다. 최소 상태[수학식5]는 (L+1)² 선형 방정정식을 생성한다.

c₀₀에 대한 [수학식6]을 풀이하면, 위치(x0,y0)에서 원하는 정제된 감도값을 얻을 수 있다.

다항식 풀이에 요구되는 계산 시간을 줄이기 위해 [수학식7] 및 [수학식8]에서의 합계의 중요한 최상위 항들만을 고려하였고, 높은 순서 풀이는 물체의 가장자리 영역에 제한된다.

더욱이, 스캐닝 시간을 줄이기 위해, 최종 화상의 시계는 직각으로 되도록 선택될 수 있다. 예를 들면, 200 x 256의 양 방향 해상도와 동일한 2차원 동작의 뇌(brain)의 화상화에서, 화상은 두 개의 수신기 코일들이 사용될 때 위상 엔코딩 단계(100)를 포함하는 EPI 화상화 시퀀스로 MR 신호들을 측정하기에 충분할 수 있다. 256 x 256 의 정방형 화상에 대해, 더 많은 위상 엔코딩 단계들은 동일 수의 수신기가 필요하다. 또한, 심장 화상화의 본 발명에 따른 방법의 가능한 응용 외에도, 예를 들면, 본 방법은 인간 또는 동물의 신체의 뇌를 화상화하는데 적용될 수 도 있다.

Claims (10)

1. 정자계(static magnetic field) 내에 위치된 물체의 자기 공명(MR : magnetic resonance)에 의해 화상들을 얻는 화상 획득 방법으로서,

   본체의 일부 내에서 여기 RF 펄스(excitation RF pulse)를 발생하는 단계,

   판독 기울기(read gradient) 및 다른 기울기들을 적용함으로써 제 1 복수의 라인들을 포함하는 k-스페이스의 궤도를 따라 복수의 수신기 코일들을 이용하여 복수의 MR 신호의 세트들을 측정하는 단계, 및

   상기 측정된 복수의 MR 신호의 세트들과 상기 복수의 수신기 코일들의 거리 의존 감도들(distant dependent sensitivities)의 조합으로부터 최종 화상을 재구성하는 단계를 포함하는 상기 화상 획득 방법에 있어서,

   개별적으로 측정된 각각의 MR 신호의 세트들로부터 수신기 코일 화상들을 재구성하는 단계를 더 포함하고,

   상기 최종 화상은 상기 수신기 코일 화상들과 상기 수신기 코일들의 거리 의존 감도들의 조합으로부터 재구성되는 것을 특징으로 하는, 화상 획득 방법.
2. 제 1 항에 있어서, 상기 최종 화상을 재구성하기 위해, 일반화된 반전 감도 매트릭스와 수신기 코일 화상 벡터의 조합으로부터 상기 최종 화상의 화상 벡터를 결정하는 단계를 포함하고,

   상기 화상 벡터 성분은 복수의 제 1 인접한 시계들(fields of views) 내의 복수의 제 1 등거리 볼륨-요소들(volume-element)로부터 선택된 시계내의 볼륨-요소의 위치에서 조직 콘트라스트 함수(tissue contrast function)값을 나타내고,

   상기 감도 매트릭스의 요소S(i,j)는 상기 복수의 수신기 코일들로부터 선택된 수신기 코일에 대해 상기 선택된 볼륨-요소의 위치에서의 감도와, 상기 선택된 수신기 코일에 대응하는 수신기 코일 화상의 픽셀값을 나타내는 수신기 코일 화상 벡터 성분을 나타내고,

   상기 수신기 코일 화상의 픽셀의 위치는 상기 선택된 시계 내에서 상기 선택된 볼륨-요소의 위치에 대응하는, 화상 획득 방법.
3. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, MR 신호의 세트들의 습득의 감소 인자는 수신기 코일의 수보다 적은 실제 값으로 이루어지는, 화상 획득 방법.
4. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, 상기 최종 화상의 최종 시계내의 다수의 등거리 복셀들(voxels)로부터 상기 화상 벡터의 차원을 결정하는 단계를 포함하고,

   상기 수는 수신기 코일들의 수보다 적거나 같고, 후속 복셀들 사이의 거리는 상기 시계와 동일한, 화상 획득 방법.
5. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, 상기 최종 시계 내의 볼륨-요소들을, 상기 최종 화상의 재구성으로부터의 물체를 포함하지 않는 소정 영역 밖으로 배제하는 단계를 포함하는 화상 획득 방법.
6. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서, 소정의 기준 수신기 코일 화상들과 소정의 기준 화상의 조합을 포함하는 감도 맵(sensitivity map)으로부터 감도 매트릭스를 결정하는 단계를 포함하는 화상 획득 방법.
7. 제 6 항에 있어서, 관심 영역보다 큰 상기 최종 시계의 영역을 포함하는 감도 맵들을 얻기 위해 상기 감도 맵을 필터링하는 단계를 포함하는 화상 획득 방법.
8. 제 6 항에 있어서, 상기 본체의 일부에서 여기 RF 펄스를 발생하는 단계;

   판독 기울기 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스의 복수의 제 2 라인들을 포함하는 소정의 궤도를 따라 복수의 수신기 코일들을 사용하여 복수의 MR 신호의 수신기 코일들 기준 세트들을 측정하는 단계로서, 상기 복수의 제 2 라인들은 상기 복수의 제 1 라인들보다 적은, 상기 측정 단계; 및

   개별적으로 측정된 상기 복수의 MR 신호의 세트들로부터 기준 수신기 코일 화상들을 재구성하는 단계를 포함하는 MR 방법에 의해 소정의 기준 수신기 코일 화상을 얻는 단계를 포함하는 화상 획득 방법.
9. 제 6 항에 있어서, 상기 물체의 여기 RF 펄스를 발생하는 부단계(sub-step);

   판독 기울기 및 다른 기울기들을 적용함으로써 k-스페이스의 복수의 제 3 라인들을 포함하는 소정의 궤도를 따라 MR 신호의 기준 세트를 측정하는 부단계; 및

   상기 측정된 MR 신호들로부터 상기 기준 화상을 재구성하는 부단계를 포함하는 MR 방법에 의해 상기 소정의 기준 화상을 얻는 단계를 포함하는 화상 획득 방법.
10. 제 1 항 또는 제 2 항에서 청구된 방법을 사용하여 본체의 일부의 MR 화상들을 얻는 MR 장치로서, 수신기 코일들을 배열하는 입력 단자들, 본체 코일, 수신기 코일들의 배열을 통해 복수의 MR 신호의 세트들을 측정하는 수단 및, 상기 수신기 코일들의 거리 의존 감도와 상기 측정된 복수의 MR 신호의 세트들로부터 최종 화상을 재구성하는 수단을 포함하는 상기 MR 장치에 있어서,

    개별적으로 측정된 상기 복수의 MR 신호의 세트들로부터 복수의 수신기 코일 화상들을 재구성하는 수단; 및

    상기 복수의 수신기 코일 화상들과 상기 수신기 코일들의 거리 의존 감도들의 조합으로부터 상기 최종 화상을 재구성하는 수단을 포함하는 것을 특징으로 하는 MR 장치.

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