KR101601011B1 - 의료 영상 장치에서의 혈류 속도 산출 방법 및 그 의료 영상 장치 - Google Patents

Abstract

본 개시는 의료 영상 장치가 혈류 속도를 산출하는 방법에 관한 것으로, 본 개시에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도를 산출하는 방법은, 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(imaging slab)의 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계; 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 이동된 위치에서, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 이미징 슬랩의 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계; 및 제1 슬랩 데이터 및 제2 슬랩 데이터 중 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스에 포함되는 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산하는 단계;를 포함할 수 있다.

Description

의료 영상 장치에서의 혈류 속도 산출 방법 및 그 의료 영상 장치{Blood Flow Velocity Measuring Method for the Medical Imaging Apparatus and the Medical Imaging Apparatus Thereof}

본 발명은 의료 영상 장치에서 혈류 속도를 산출하는 방법 및 그 의료 영상 장치에 관한 것이다.

의료 영상 장치를 이용하여 인체 내부를 촬영하기 위하여 다양한 방법들이 제공된다. 예를 들어, 혈관을 조영하기 위한 X-레이 조영술(angiography), X-레이 컴퓨터 단층촬영(Computed Tomography) 또는 공명 혈관조영술(Magnetic Resonance Angiography) 등이 있다.

최근 공명 혈관조영술의 높은 활용도를 위하여, 혈관 등의 주변 조직에 대한 대조도(contrast)가 높은 영상을 제공함과 동시에 혈류 속도 정보를 제공할 필요성이 높아지고 있다.

본 개시의 일 실시예는 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스 데이터에 기초하여 혈류 속도를 산출하는 의료 영상 장치 및 혈류 속도 산출 방법을 제공한다.

상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 일 실시예 따라 의료 영상 장치가 혈류 속도를 산출하는 방법은, 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(imaging slab)의 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계; 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 이동된 위치에서, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 이미징 슬랩의 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계; 및 제1 슬랩 데이터 및 제2 슬랩 데이터 중 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스에 포함되는 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산하는 단계;를 포함할 수 있다.

또한, 제1 이극성 경사자장은, 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative) 경사(gradient)를 순차적으로 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하고, 제2 이극성 경사자장은, 제1 이극성 경사자장과 동일한 크기의 반대 극성의 경사를 포함하는 경사자장일 수 있다.

또한, 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장은, x축, y축, z축 방향의 경사자장 중 적어도 하나의 방향에서 발생될 수 있다.

또한, 혈류 속도를 계산하는 단계는, 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터를 획득하는 단계를 포함할 수 있으며, 제1 슬라이스 데이터는 제1 슬랩 데이터로부터 추출되며, 제2 슬라이스 데이터는 제2 슬랩 데이터로부터 추출될 수 있다.

또한, 혈류 속도를 계산하는 단계는, 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터로부터 생성된 영상의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

또한, 혈류 속도 산출 방법은, 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 계산된 혈류 속도의 정보를 포함하는 영상을 생성하는 단계;를 더 포함할 수 있다.

또한, 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계 및 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계는, 기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율(sampling rate)로 샘플링된 데이터를 획득할 수 있다.

또한, 제1 이미징 슬랩의 위치 및 제2 이미징 슬랩의 위치는 적어도 하나의 슬라이스 단위만큼 차이가 있을 수 있다.

또한, 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계 및 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계는, 방사형 샘플링(radial sampling)에 기초하여 데이터를 획득할 수 있다.

본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치는, 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(imaging slab)의 제1 슬랩 데이터를 획득하고, 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 이동된 위치에서, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 이미징 슬랩의 제2 슬랩 데이터를 획득하는, 신호 송수신부; 및 제1 슬랩 데이터 및 제2 슬랩 데이터 중 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스에 포함되는 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산하는, 오퍼레이팅부;를 포함할 수 있다.

또한, 제1 이극성 경사자장은, 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative) 경사(gradient)를 순차적으로 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하고, 제2 이극성 경사자장은, 제1 이극성 경사자장과 동일한 크기의 반대 극성 경사를 포함할 수 있다.

또한, 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장은, X축, Y축, Z축 중 적어도 하나의 방향의 경사자장에서 발생될 수 있다.

또한, 신호 송수신부는, 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터를 획득하며, 제1 슬라이스 데이터는 제1 슬랩 데이터로부터 추출되고, 제2 슬라이스 데이터는 제2 슬랩 데이터로부터 추출될 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부는, 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터로부터 생성된 영상의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부는, 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 계산된 혈류 속도의 정보를 포함하는 영상을 생성할 수 있다.

또한, 신호 송수신부는, 기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율(sampling rate)로 샘플링된 데이터를 획득할 수 있다.

또한, 제1 이미징 슬랩의 위치 및 제2 이미징 슬랩의 위치는 적어도 하나의 슬라이스 단위만큼 차이가 있을 수 있다.

또한, 신호 송수신부는, 방사형 샘플링(radial sampling)에 기초하여, 제1 슬랩 데이터 및 제2 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

도 1은 본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치의 블록도이다.
도 2은 본 개시의 일 실시예에 의하여 혈류 속도를 산출하는 방법에 대한 순서도이다.
도 3은 공명 혈관조영술(Magnetic Resonance Angiography)을 설명하는 도면이다.
도 4a 및 4b는 본 개시의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스 모식도 및 펄스 시퀀스에 따라 정지 조직(static tissue) 및 혈류의 위상이 변화하는 것을 설명하는 도면이다.
도 5 및 도 6는 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도를 산출하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 7은 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도 정보를 포함하는 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원하는 방법의 흐름도이다.
도 8은 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도 정보를 포함하는, 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원하는 방법을 설명하는 도면이다.
도 9는 의료 영상 장치에서 생성된 영상의 일례를 나타내는 도면이다.
도 10은 일 실시예에 의하여 생성된 영상과 풀 샘플링(full sampling)에 의하여 복원된 영상을 비교 실험한 결과를 나타내는 도면이다.
도 11은 일 실시예에 따른 의료 영상 장치의 개략도이다.

본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.

본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.

본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.

명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에서 사용되는 "부"라는 용어는 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 "부"는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. "부"는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다. 따라서, 일 예로서 "부"는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 "부"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.

아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.

본 명세서에서 "이미지"는 이산적인 이미지 요소들(예를 들어, 2차원 이미지에 있어서의 픽셀들 및 3차원 이미지에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 이미지는 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 이미지 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)이나 병 형태(bottle)의 팬텀을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.

또한, “의료 영상 장치”는 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템을 포함할 수 있으나, 본 발명의 설명을 위하여 의료 영상 장치는 MRI 인 것으로 설명한다.

또한, 본 명세서에서 이미징 슬라이스는 영상을 생성하기 위해 데이터를 획득하는 단위 영역을 의미할 수 있다. 또한, 이미징 슬랩은 두께를 가지는 평판 형태의 단위 영역을 의미할 수 있다. 또한, 이미징 슬랩은 복수의 이미징 슬라이스로 구성될 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스"란, MRI 시스템에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 시스템 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, MR 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.

MRI 시스템은 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 기기이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 상기 특정의 원자핵에서 MR 신호가 방출되는데, MRI 시스템은 이 MR 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. MR 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. MR 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.

MRI 시스템은 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 시스템은 임의의 지점으로 지향된 2D 이미지 또는 3D 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 시스템은, CT, X-ray, PET 및 SPECT와 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(soft tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 이미지, 혈관 내부(intravascular) 이미지, 근 골격(musculoskeletal) 이미지 및 종양(oncologic) 이미지 등을 획득할 수 있다.

도 1은 본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치의 블록도이다.

도 1을 참조하면, 본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치(100)는 신호 송수신부(110) 및 오퍼레이팅부(120)를 포함할 수 있다.

신호 송수신부(110)는 의료 영상 장치(100)에서 발생되는 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(110)는 오퍼레이팅부(120)로부터 수신된 신호 시퀀스에 따라 의료 영상 장치(100)에서 형성되는 경사자장 등을 제어할 수 있다. 일 실시예에 의하면, 신호 송수신부(110)는 기 설정된 위치의 이미징 슬랩(Imaging slab)에 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient) 또는 제2 이극성 경사자장을 인가하기 위하여 경사 코일을 제어할 수 있다. 여기서, 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장은, 같은 크기의 반대 극성(예컨대, 양극 및 음극)의 경사(gradient)를 순차적으로 포함할 수 있다. 예를 들어, 제1 이극성 경사가 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative)의 경사를 순차적으로 포함하는 경우, 제2 이극성 경사는 같은 크기의 음극 및 양극의 경사를 포함할 수 있다. 또한, 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사는, X축, Y축, 및 Z축 중 적어도 하나의 방향의 경사자장에 추가되어 이미징 슬랩에 인가될 수 있다.

또한, 신호 송수신부(110)는 RF 펄스의 주파수 밴드를 변경함으로써, 이미징 슬랩의 위치를 이동시키면서 이동된 위치의 이미징 슬랩의 슬랩 데이터를 연속적으로 획득할 수 있다. 연속적으로 획득되는 슬랩 데이터는 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장이 번갈아 가며 인가된 데이터일 수 있다.

또한, 신호 송수신부(110)는, 연속적으로 획득되는 슬랩 데이터 중에서, 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 이미징 슬라이스의 슬라이스 데이터를 획득할 수 있다. 여기서, 이미징 슬라이스는 영상을 생성하기 위해 데이터를 획득하는 단위를 의미할 수 있으며, 이미징 슬랩은 복수 개의 이미징 슬라이스를 포함할 수 있다.

한편, 신호 송수신부(110)는 영상 복원을 위해 요구되는 기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율로 샘플링된 데이터를 획득할 수도 있다. 여기서, 샘플링 비율은 오퍼레이팅부(120)에 의해 결정될 수 있다. 한편, 신호 송수신부(110)는 방사형 샘플링(radial sampling), 가변 밀도(variable density) 샘플링과 같은 비 카테시안 샘플링(non-Cartesian sampling), 및 카테시안 샘플링(Cartesian sampling) 중 어느 하나에 기초하여, 획득된 데이터를 샘플링할 수 있다.

오퍼레이팅부(120)는 의료 영상 장치(100)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다.

오퍼레이팅부(120)는 신호 송수신부(110)를 제어하기 위한 펄스 시퀀스 등을 생성하고, 생성된 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(110)에게 전송할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 신호 송수신부(110)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함할 수 있다. 예를 들어, 펄스 시퀀스는 대상체에 인가되는 신호의 크기, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다. 일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(120)는 이미징 슬랩을 이동시키면서, 제1 이극성 경사자장 또는 제2 이극성 경사자장을 번갈아 인가하기 위한 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(110)에 전송할 수 있다. 예를 들어, 이동되기 전의 이미징 슬랩에 제1 이극성 경사자장이 인가되었던 경우, 오퍼레이팅부(120)는 이동된 이미징 슬랩에 제2 이극성 경사자장을 인가하기 위한 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(110)에게 전송할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(120)는 신호 송수신부(110)가 획득한 신호를 증폭시키기 위한 신호를 생성하고, 생성된 신호를 신호 송수신부(110)에게 전송할 수 있다. 예를 들어, 오퍼레이팅부(120)는 획득된 MR 신호의 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 처리를 위하여, 각종의 신호를 생성하고, 생성된 신호를 신호 송수신부(110)에게 전송할 수 있다. 일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(120)는 이미징 슬랩의 위치를 이동시키기 위하여, RF 펄스의 주파수 밴드를 변경하는 제어 신호를 생성하고, 생성된 제어 신호를 신호 송수신부(110)에게 전송할 수 있다. 오퍼레이팅부(120)는 이미징 슬랩을 기 설정된 방향으로 적어도 하나의 슬라이스 단위 또는 슬라이스 단위보다 작은 단위로 이동시킬 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(120)는 메모리의 k 공간 (예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 영상을 복원할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(120)는 신호 송수신부(110)로부터 획득된 데이터의 합성 처리나 차분 연산 처리 등을 수행할 수 있다. 여기서, 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(120)는 획득된 복수의 슬라이스 데이터 중에서 제1 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터를 합성하여 제1 합성 이미지를 생성하고, 제2 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터를 합성하여 제2 합성 이미지를 생성할 수 있다. 생성된 합성 이미지는 슬라이스 데이터들을 합성함으로써 위신호 아티팩트(aliasing artifact)가 제거된 고해상도 영상일 수 있으며, 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)는 평균화(averaging)된 영상일 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(120)는 생성된 제1 합성 이미지 및 제2 합성 이미지에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있다. 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 이미징 슬라이스에게 같은 크기의 정 반대 극성을 가지는 이극성 경사자장이 인가된 경우 양 이미징 슬라이스를 감산(subtraction)하면, 대상체의 정지된 조직(static tissue)에서 발생된 신호는 상쇄되나, 대상체의 혈류에서 발생된 신호는 혈류 속도에 비례하는 위상 이동(phase shift)이 발생될 수 있다. 오퍼레이팅부(120)는 제1 합성 이미지 및 제2 합성 이미지를 서로 감산(substraction)하여, 정지 조직 및 혈류에서 발생된 신호의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(120)는 획득된 슬라이스 데이터를 합성한 제3 합성 이미지를 생성할 수 있다. 오퍼레이팅부(120)는 생성된 제3 합성 이미지를 초기 입력 영상으로 지정하고, 대조도가 높은 슬라이스의 데이터를 획득된 데이터로 이용함으로써, 아티팩트가 적고 높은 대조도를 가지는 복원된 영상을 생성할 수 있다.

한편, 오퍼레이팅부(120)는 영상을 복원하기 위하여 동적 자기공명 영상법(dynamic MRI)에서 이용되는 방법을 적용할 수 있다. 예를 들어, 압축 센싱(Compressed Sensing), HYPR(highly constrained back-projection reconstruction), 또는 복합 예측 최대화(complex expectation maximization) 기법이 적용될 수 있다.

도 1은 본 개시의 일 실시예를 설명하기 위한 예시이며, 의료 영상 장치(100)는 도 1에 도시된 구성요소 이외의 다른 구성요소를 더 포함하거나, 도 1에 도시된 구성요소와 균등한 구성요소로 치환될 수 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다.

도 2은 본 개시의 일 실시예에 의하여 혈류 속도를 산출하는 방법에 대한 순서도이다.

도 2을 참조하면, 단계 S210에서, 의료 영상 장치(100)는 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(Imaging Slab)으로부터 제1 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

여기서, 제1 이극성 경사자장은, 같은 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative) 경사(gradient)(또는 같은 크기의 음극 및 양극 경사)를 순차적으로 포함하는 경사자장일 수 있다. 일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 제1 이극성 경사를 Z축 방향의 경사자장에 추가하여 제1 이미징 슬랩에 인가할 수 있다. 또한, 의료 영상 장치(100)는 제1 이극성 경사를 X, Y, 및 Z 축 방향의 경사자장에 각각 추가할 수도 있으며, 이에 제한되지 않는다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 획득된 제1 슬랩 데이터로부터 혈류 속도를 계산하기 위한 제1 슬라이스 데이터를 추출할 수 있다. 또한, 의료 영상 장치(100)는 슬라이스 데이터에 기초하여 복원된 영상을 생성할 수 있다.

도 3은 공명 혈관조영술(Magnetic Resonance Angiography)을 설명하는 도면이다. 자기 공명 혈관조영술은 의료 영상 장치에서 혈관과 주위 조직간의 차이를 이용하여 혈관 영상 및 부가적 정보를 획득하는 방법을 의미할 수 있다.

도 3을 참조하면, 이미징 슬라이스(320)는 영상을 생성하기 위해 데이터를 획득하는 단위 영역을 의미할 수 있다. 또한, 이미징 슬랩(310)은 두께를 가지는 평판 형태의 단위 영역을 의미할 수 있다. 이미징 슬랩(310)은 복수의 이미징 슬라이스(125)를 포함할 수 있다. 예를 들어, 하나의 이미징 슬랩(310)은 20개의 이미징 슬라이스를 포함할 수 있다.

대상체 상의 소정 위치에 대응되는 이미징 슬랩(310)에 RF 펄스를 선택적으로 인가할 경우, 의료 영상 장치(100)는 RF 펄스가 반복되어 인가된 대상체의 정지 조직으로부터 감소된 신호(360)를 수신할 수 있다. 반면에, 혈관(310)에 새롭게 유입된 혈류(340)로부터는 정지 조직에서보다 큰 신호(350)를 수신할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 이와 같은 자기 공명 혈관조영술을 이용하여 영상을 복원할 수 있다.

다시 도 2를 참조하면, 단계 S220에서, 의료 영상 장치(100)는 기 설정된 방향으로 제1 이미징 슬랩을 이동시키고, 제2 이극성 경사자장인 인가된 제2 이미징 슬랩으로부터 제2 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

여기서, 제2 이극성 경사자장은 제1 이극성 경사자장과 같은 크기의 정 반대 극성의 경사를 순차적으로 포함하는 경사자장일 수 있다. 예를 들어, 제1 이극성 경사자장이 같은 크기의 양극 및 음극 경사를 순차적으로 포함한다면, 제2 이극성 경사자장은 같은 크기의 음극 및 양극 경사를 순차적으로 포함할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 제2 이미징 슬랩의 위치는 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 일정 방향으로 하나의 슬라이스 단위만큼 이동된 위치일 수 있다. 또한, 제2 이미징 슬랩의 위치는 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 복수의 슬라이스만큼 이동된 위치일 수도 있으며, 슬라이스 단위보다 작은 단위로 이동된 위치일 수도 있다. 의료 영상 장치(100)는 RF 펄스의 주파수 밴드를 변경함으로써, 적어도 하나의 슬라이스 단위 또는 이보다 작은 단위만큼 이미징 슬랩의 위치를 이동시킬 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 획득된 제2 슬랩 데이터로부터 혈류 속도를 계산하기 위한 제2 슬라이스 데이터를 추출할 수 있다. 제2 슬라이스 데이터는 제1 슬라이스 데이터와 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스로부터 획득된 데이터일 수 있다. 또한, 의료 영상 장치(100)는 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 복원된 영상을 생성할 수 있다.

한편, 일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 도 2의 S210 및 S220를 복수회 반복함으로써, 연속적으로 이미징 슬랩으로부터 슬랩 데이터를 획득할 수 있다. 이 경우, 의료 영상 장치(100)는 이미징 슬랩의 위치가 이동됨에 따라, 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사를 번갈아 인가할 수 있다.

단계 S230에서, 의료 영상 장치(100)는 혈류 속도를 계산할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 획득된 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터는 대상체 상의 동일한 위치에 대응될 수 있다. 또한, 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터는 각각 제1 이극성 경사자장 또는 제2 이극성 경사자장이 인가된 데이터일 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 각각의 복원된 영상을 생성할 수 있다. 의료 영상 장치(100)는 각각의 복원된 영상 간 위상차(phase difference)에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있다.

도 4a 및 4b는, 본 개시의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스 모식도 및 펄스 시퀀스 모식도에 따라 정지 조직(static tissue) 및 혈류의 위상이 변화하는 것을 설명하는 도면이다.

4a를 참조하면, 이극성 경사자장은 Gflow 로 표현될 수 있다. 의료 영상 장치(100)는 대상체에 RF 펄스를 인가한 후, Z축의 경사자장에 Gflow 의 실선 또는 Gflow 의 점선을 추가하여 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, 실선의 Gflow 가 제1 이극성 경사자장인 경우, 점선의 Gflow 는 제2 이극성 경사자장일 수 있다.

도 4b을 참조하면, 제1 이극성 경사(즉, Gflow의 실선) 및 제2 이극성 경사(즉, Gflow의 점선)가 각각 인가된 슬라이스로부터 복원된 각각의 영상(410, 420)의 정지 조직과 혈류로부터의 신호는 서로 다른 위상 변화(phase shift)가 발생 될 수 있다. 의료 영상 장치(100)는 위상 변화에 따른 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 같은 크기의 반대 극성을 가지는 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사가 인가된 각 영상을 감산(subtraction)할 수 있다. 이 경우, 경사자장 내에서 움직이지 않는 정지 조직 내의 신호는 경사자장의 크기에 관계없이 상쇄될 수 있다. 반면에, 경사자장 내에서 이동하는 혈액 내의 신호는 경사자장 크기에 따라 위상 이동이 발생 될 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 정지 조직 내의 신호 상쇄 및 혈류의 위상 이동에 따른 위상차(phase difference,

)에 기초하여, 혈류 속도()를 계산할 수 있다. 예를 들어, 의료 영상 장치(100)는 아래 수학식에 기초하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

[수학식]

(

: 위상차,

: 혈류 속도, G, G': 각각의 복원된 영상에 인가되는 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사)

한편, 일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 복수의 이미징 슬랩으로부터 슬랩 데이터를 연속적으로 획득할 수도 있다. 이 경우, 의료 영상 장치(100)는 획득된 슬랩 데이터로부터, 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 복수의 슬라이스 데이터를 추출할 수 있다. 설명의 편의를 위하여, 이미징 슬랩이 획득된 순서에 따라 각 이미징 슬랩으로부터 획득된 슬라이스 데이터에게 1부터 번호를 부여한 경우, 홀수 번호가 부여된 슬라이스 데이터들은 제1 이극성 경사(예컨대, 같은 크기의 양극 및 음극 경사)가 인가된 이미징 슬랩으로부터 획득된 데이터일 수 있으며, 짝수 번호가 부여된 슬라이스 데이터들은 제2 이극성 경사(예컨대, 같은 크기의 음극 및 양극 경사)가 인가된 이미징 슬랩로부터 획득된 데이터일 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 홀수 번호의 슬라이스 데이터들로부터 복원된 제1 합성 이미지를 생성하고, 짝수 번호의 슬라이스 데이터들로부터 복원된 제2 합성 이미지를 생성할 수 있다. 생성된 합성 이미지들은 슬라이스 데이터들을 합성함으로써, 위신호 아티팩트(aliasing artifact)가 제거된 고해상도 영상일 수 있으며, 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)는 평균화(averaging)된 영상일 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 제1 합성 이미지 및 제2 합성 이미지 간의 위상차에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있다.

본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치(100)는, 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터들을 이용하여, 혈류 속도 정보를 포함하면서 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원할 수 있다. 고대조도 영상을 복원하는 방법은 도 7에서 후술하기로 한다.

도 5 및 도 6는 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도를 산출하는 방법을 설명하는 도면이다.

도 5를 참조하면, 의료 영상 장치(100)는 기 설정된 위치에서부터 이미징 슬랩을 하나의 슬라이스 단위로 이동시키면서, 제1 이극성 경사(bipolar gradient, 540-1))가 인가된 제1 이미징 슬랩(500-1) 및 제2 이극성 경사(540-2)가 인가된 제 2 이미징 슬랩(500-2)으로부터 슬랩 데이터를 획득할 수 있다. 여기서, 제1 이극성 경사는 같은 크기의 양극 및 음극 경사를 순차적으로 포함할 수 있으며, 제2 이극성 경사는 제1 이극성 경사와 같은 크기의 음극 및 양극 경사를 순차적으로 포함할 수 있다.

이후, 의료 영상 장치(100)는 이미징 슬랩을 이동시키면서, 제1 이극성 경사(540-3)가 인가된 제3 이미징 슬랩(500-3) 및 제2 이극성 경사(540-4)가 인가된 제4 이미징 슬랩(500-4)으로부터 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 각 이미징 슬랩(500-1 내지 500-4)에 대하여 기준 샘플링 비율보다 감소된 샘플링 비율(reduced sampling rate)에 의하여 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 각 이미징 슬랩(500-1 내지 500-4)으로부터 획득된 슬랩 데이터 중에서, 혈관(510) 상의 동일한 위치(520)에 대응되는 각 슬라이스 데이터(530-1 내지 530-4)를 추출할 수 있다.

한편, 도 5에서는, 설명의 편의를 위하여, 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사가 Z축의 경사자장에 추가된 것으로 도시된다. 그러나, 의료 영상 장치(100)는 삼차원 이미징(3D Imaging)을 위하여, X축, Y축, 및 Z축 방향의 경사자장 각각에 대하여 이극성 경사를 추가할 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 추출된 슬라이스 데이터(530-1 내지 530-4)에 기초하여 혈류 속도를 계산할 수 있다. 일 실시 예에 따라 혈류 속도를 계산하는 방법은 도 6을 참조하여 보다 상세히 설명한다.

도 6은 일부 실시예에 따른 의료 영상 장치가 획득된 데이터에 기초하여 혈류 속도를 계산하는 방법을 상세히 설명하는 도면이다.

도 6을 참조하면, 의료 영상 장치(100)는 방사형 샘플링(radial sampling)에 의해 슬라이스 데이터를 획득할 수 있다. 설명의 편의를 위하여, 도 5에서 방사형 샘플링에 의해 획득된 제1 슬라이스 데이터 내지 제4 슬라이스 데이터(630-1 내지 630-4)는 개념적으로 635-1 내지 635-4와 같이 도시된다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 각 슬라이스 데이터(635-1 내지 635-4) 중에서, 동일한 크기 및 방향의 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터를 합성하여 합성 이미지를 생성할 수 있다. 예를 들어, 의료 영상 장치(100)는 제1 이극성 경사자장이 인가된 제1 슬라이스 데이터(635-1) 및 제3 슬라이스 데이터(635-3)를 합성하여 제1 합성 이미지(610)를 생성하고, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 슬라이스 데이터(635-2) 및 제4 슬라이스 데이터(635-4)를 합성하여 제2 합성 이미지(620)을 생성할 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 생성된 제1 합성 데이터 (610) 및 제2 합성 데이터(620)로부터 복원된 제1 합성 이미지와 제2 합성 이미지를 감산(subtraction)할 수 있다. 감산에 의하여, 혈류에 의한 신호는 증폭될 수 있으며, 정지 조직(static tissue)으로부터의 신호는 상쇄될 수 있다. 의료 영상 장치(100)는 상쇄된 신호 및 증폭된 신호의 위상차(phase difference)에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있다.

도 7은 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도 정보를 포함하는 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원하는 방법의 흐름도이다.

도 7을 참조하면, 단계 S710 및 S720 에서, 의료 영상 장치(100)는 같은 크기의 반대 극성 경사를 순차적으로 포함하는 이극성 경사자장이 인가된 이미징 슬랩으로부터 슬랩 데이터를 획득할 수 있다. 예를 들어, 이극성 경사자장은 같은 크기의 양극 및 음극 경사를 포함하는 경사자장일 수 있으며, 같은 크기의 음극 및 양극 경사를 포함하는 경사자장일 수 있다.

단계 S730에서, 의료 영상 장치(100)는 의료 영상 장치(100)에 의해 스캔(scan)된 이미징 슬랩의 개수가 기 설정된 개수(즉, N)를 초과하지 않는 경우, 단계 S740 및 단계 S720에서, 기 설정된 방향으로 이미징 슬랩을 이동시키고, 이전에 인가된 이극성 경사와 같은 크기의 반대 극성을 순차적으로 포함하는 이극성 경사가 인가된 이미징 슬랩으로부터 슬랩 데이터를 획득할 수 있다.

한편, 상기에서는, 기 설정된 개수가 스캔된 이미징 슬랩의 개수를 의미하는 것으로 설명하였으나, 스캔된 이미징 슬라이스의 개수를 의미할 수도 있으며, 이에 제한되지 않는다. 또한, 기 설정된 개수는 의료 영상 장치(100)에 의해 자동으로 설정될 수 있으며, 사용자에 의해 설정될 수도 있다.

단계 S730에서 의료 영상 장치(100)에서 스캔된 이미징 슬랩의 개수가 기 설정된 개수를 만족하는 경우, 단계 S750에서, 의료 영상 장치(100)는 획득된 슬랩 데이터들에 기초하여 혈류 속도를 계산할 수 있다. 혈류 속도를 계산하는 방법은 도 2의 단계 S230과 동일하므로, 자세한 설명은 생략하기로 한다.

단계 S760에서, 의료 영상 장치(100)는 계산된 혈류 속도 정보를 포함하는, 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 획득된 슬랩 데이터 중에서 혈관 상의 동일한 위치에 대응되는 모든 슬라이스 데이터를 합성하여 합성 이미지를 생성할 수 있다. 합성 이미지는 위신호 아티팩트(aliasing artifact)가 제거된 고해상도 영상일 수 있으며, 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)는 평균화(averaging)된 영상일 수 있다.

또한, 의료 영상 장치(100)는 생성된 합성 이미지를 초기 입력 영상으로 지정하고, 대조도가 높은 슬라이스의 데이터를 획득된 데이터로 이용함으로써, 아티팩트가 적고 높은 대조도를 가지는 복원된 영상을 생성할 수 있다. 이와 같은 방법을 통해서, 복원된 영상의 모든 슬라이스에서 혈관 내 혈류가 높은 대조도로 나타나도록 할 수 있다. 또한, 계산된 혈류의 속도 정보를 함께 나타낼 수 있다. 또한, 혈류의 방향을 이용하여 원하는 방향의 혈류만을 밝게 복원할 수도 있다. 예를 들어, 획득된 데이터로부터 동맥과 정맥의 속도 정보를 포함하는 영상을 선택적으로 복원할 수 있다.

한편, 영상을 복원하기 위하여 동적 자기공명 영상법(dynamic MRI)에서 이용되는 방법이 적용될 수 있다. 예를 들어, 압축 센싱(Compressed Sensing), HYPR(highly constrained back-projection reconstruction), 또는 복합 예측 최대화(complex expectation maximization) 기법이 적용될 수 있다.

도 8은 일 실시예에 따른 의료 영상 장치에서 혈류 속도 정보를 포함하는, 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원하는 방법을 설명하는 도면이다.

도 8을 참조하면, 설명의 편의를 위하여, 도 5에서 방사형 샘플링에 의해 획득된 제1 슬라이스 데이터 내지 제4 슬라이스 데이터(830-1 내지 830-4)는 개념적으로 835-1 내지 835-4와 같이 도시된다. 또한, 기 설정된 개수(N)는 4인 것으로 가정한다.

일 실시예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 슬라이스 데이터들(835-1 내지 835-4)을 합성하여 합성 이미지(810)를 생성할 수 있다. 또한, 의료 영상 장치(100)는 합성 이미지(810)를 초기 입력 영상으로 지정하고, 대조도가 높은 슬라이스의 슬라이스 데이터(835-4)를 획득된 데이터로 이용함으로써, 아티팩트가 적고 높은 대조도를 가지는 영상이 복원될 수 있다.

또한, 일 실시 예에 의하면, 의료 영상 장치(100)는 각 슬라이스 데이터(835-1 내지 835-4)에 대하여, 가중치를 부여할 수도 있다. 의료 영상 장치(100)는 가중치가 부여된 슬라이스 데이터에 기초하여 영상을 복원할 수 있다. 예를 들어, 의료 영상 장치(100)는 대조도가 가장 높은 슬라이스 데이터(835-4)에 대해 가장 높은 가중치를 부여하고, 높은 가중치가 부여된 슬라이스 데이터(835-4)에 기초하여 높은 대조도를 가지는 영상을 복원할 수 있다.

이와 같이, 의료 영상 장치(100)는 기 설정된 위치에서부터 하나의 슬라이스 단위로 이미징 슬랩을 이동시키면서 획득된 슬랩 데이터에 기초하여, 혈류 속도 정보를 포함하는, 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 복원할 수 있다.

도 9는 의료 영상 장치에서 복원된 영상의 일례를 나타내는 도면이다.

도 9는, 4개의 이미징 슬랩(Imaging Slab)으로부터 획득된 데이터에 기초하여 복원된 영상이다. 의료 영상 장치(100)는 4개의 이미징 슬랩으로부터 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 4개의 슬라이스 데이터를 추출할 수 있다. 의료 영상 장치(100)는 추출된 슬라이스 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있으며, 혈관 내 혈류의 대조도가 높은 영상을 생성할 수 있다.

도 9를 참조하면, 생성된 영상은 혈류 속도 정보를 포함할 수 있다. 예를 들어, 혈류 속도 정보는, 속도에 따라 다른 색상으로 표시될 수 있다.

도 10은 일 실시예에 의하여 복원된 영상과 풀 샘플링(full sampling)에 의하여 복원된 영상을 비교 실험한 결과를 나타내는 도면이다.

도 10은, 병 형태의 팬텀(bottle phantom) 주변에 두 개의 튜브(water tube)가 설치된 대상체에 대하여, 풀 샘플링(full sampling)을 통하여 획득된 제1 영상(800-1), 본 개시의 일 실시예에 의해 획득된 제2 영상(800-1), 및 제2 영상(800-2)에 의해 복원된 정도를 제1 영상(800-1)과 비교한 그래프(800-3 내지 800-4)를 도시한다.

1000-3은 블랜드-알트만 도표(Bland-Altman plot)에 기초하여, 제1 영상(1000-1)에서 계산된 혈류 속도와 제2 영상(1000-2)에서 계산된 혈류 속도의 평균값 및 차이 값을 각각 X축과 Y축으로 하는 그래프이다. 1000-3을 참조하면, 분포된 점(plot)들이 Y축의 0에 가까운 값을 가지므로 제2 영상(1000-2)은 제1 영상(1000-1)에 가깝게 복원된 것을 알 수 있다.

1000-4는 회귀 분석(Linear regression)에 기초하여, 제2 영상(1000-2)의 복원 정도를 나타내는 그래프이다. 1000-4를 참조하면, 그래프의 기울기가 1에 가깝고, R2의 값이 1에 근접하고 있으므로, 제2 영상(1000-2)이 제1 영상(1000-1)에 유사하게 복원된 것을 확인할 수 있다.

도 11은 본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치의 개략도이다.

도 11을 참조하면, 본 개시의 일 실시예에 따른 의료 영상 장치(1100)는 도 1의 신호 송수신부(110) 및 오퍼레이팅부(120)에 대응되는 신호 송수신부(1120) 및 오퍼레이팅부(1130) 외에도, 갠트리(gantry)(1110), 모니터링부(1120) 및 인터페이스부(1150)를 더 포함할 수 있다.

갠트리(1110)는 주자석(1111), 경사 코일(1112), RF 코일(1113) 등을 포함할 수 있으며, 주자석(1111), 경사 코일(1112), RF 코일(1113) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단할 수 있다. 또한, 갠트리(1110) 내 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체를 향하여 RF 신호가 조사될 수 있다.

일 실시예에 의하면, 주자석(1111), 경사 코일(1112), 및 RF 코일(1113)은 갠트리(1110)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 또한, 갠트리(1110)는 대상체가 위치할 수 있는 테이블을 포함할 수도 있다.

주자석(1111)은, 대상체에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성한다. 주자석(1111)에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.

경사 코일(Gradient coil, 1112)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(1112)은 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.

RF 코일(1113)은 대상체에게 RF 신호를 조사하고, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(1113)은, 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.

예를 들어, RF 코일(1113)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체에 인가할 수 있다. RF 코일(1113)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(1113)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해서, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. RF 코일(1113)은 대상체 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.

한편, RF 코일(1113)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.

일 실시예에 의하면, 이러한 RF 코일(1113)은 갠트리(1110)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(1113)은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(1113)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼 튠(dual tune) 통신도 수행할 수 있다.

한편, RF 코일(1113)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다. 또한, RF 코일(1113)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다. 또한, RF 코일(1113)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 갠트리(1110)는 갠트리(1110)의 내외부에 디스플레이(미도시)를 포함할 수도 있다. MRI 시스템(1100)은 갠트리(1110)의 내외부에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.

모니터링부(1120)는 갠트리(1110) 또는 갠트리(1110)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 모니터링부(1120)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.

또한, 모니터링부(1120)는 대상체의 상태를 모니터링할 수 있다. 예를 들어, 모니터링부(1120)는 대상체의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.

또한, 모니터링부(1120)는 대상체가 위치하는 테이블 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 모니터링부(1120)는 오퍼레이팅부(1140)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 단속적으로 테이블을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.

또한, 모니터링부(1120)는 갠트리(1110)의 내외부에 위치하는 디스플레이를 제어할 수 있다. 예를 들어, 모니터링부(1120)는 디스플레이의 전원 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(1130)는 의료 영상 장치(1100)에서 발생되는 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(1130)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(1110) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

또한, 신호 송수신부(1130)는, 갠트리(1110)에 포함된 경사 코일(1112)을 구동시키며, 오퍼레이팅부(1140)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(1112)에 공급할 수 있다. 또한, 신호 송수신부(1130)는 경사 코일(1112)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사자장이 합성되도록 할 수도 있다.

또한, 신호 송수신부(1130)는, RF 코일(1113)을 구동시킬 수 있다. 신호 송수신부(1130)는 라모어 주파수의 RF 펄스를 RF 코일(1113)에 공급하고, RF 코일(1113)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.

또한, 신호 송수신부(1130)는, RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(1113)을 통하여 대상체로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(1113)을 통하여 대상체로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 여기서, 신호 송수신부(1130)의 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향 조절은 오퍼레이팅부(1140)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.

일 실시예에 의하면, 신호 송수신부(1120)는 기 설정된 위치의 이미징 슬랩(Imaging slab)에 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient) 또는 제2 이극성 경사자장을 인가하기 위하여 경사 코일(1112)을 펄스 신호를 공급할 수 있다. 여기서, 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장은, 같은 크기의 반대 극성(예컨대, 양극 및 음극)의 경사(gradient)를 순차적으로 포함할 수 있다. 예를 들어, 제1 이극성 경사가 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative)의 경사를 순차적으로 포함하는 경우, 제2 이극성 경사는 같은 크기의 음극 및 양극의 경사를 포함할 수 있다. 또한, 제1 이극성 경사 및 제2 이극성 경사는, X축, Y축, 및 Z축 중 적어도 하나의 방향의 경사자장에 추가되어 이미징 슬랩에 인가될 수 있다.

또한, 일 실시예에 의하면, 신호 송수신부(1130)는 RF 펄스의 주파수 밴드를 변경함으로써, 이미징 슬랩의 위치를 이동시키면서 이동된 위치의 이미징 슬랩의 슬랩 데이터를 연속적으로 획득할 수 있다. 연속적으로 획득되는 슬랩 데이터는 제1 이극성 경사자장 및 제2 이극성 경사자장이 번갈아 가며 인가된 데이터일 수 있다.

또한, 신호 송수신부(1130)는, 연속적으로 획득되는 슬랩 데이터 중에서, 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 이미징 슬라이스의 슬라이스 데이터를 획득할 수 있다. 여기서, 이미징 슬라이스는 영상을 생성하기 위해 데이터를 획득하는 단위를 의미할 수 있으며, 이미징 슬랩은 복수 개의 이미징 슬라이스를 포함할 수 있다.

한편, 신호 송수신부(1130)는 영상 복원을 위해 요구되는 기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율로 샘플링된 데이터를 획득할 수도 있다. 여기서, 샘플링 비율은 오퍼레이팅부(1140)에 의해 결정될 수 있다. 한편, 신호 송수신부(1130)는 방사형 샘플링(radial sampling), 가변 밀도(variable density) 샘플링, 및 카테시안 샘플링(Cartesian sampling) 중 어느 하나에 기초하여, 획득된 데이터를 샘플링할 수 있다.

오퍼레이팅부(1140)는 의료 영상 장치(1100)의 전체 동작을 제어할 수 있다.

오퍼레이팅부(1140)는 갠트리(1110) 및 갠트리(1110)에 장착된 기기들을 제어하는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 또한, 오퍼레이팅부(1140)는 신호 송수신부(1130)를 제어하기 위한 펄스 시퀀스 등을 생성하고, 생성된 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(1130)에 전송할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 신호 송수신부(1130)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함할 수 있다. 예를 들어, 펄스 시퀀스는 경사 코일(1112)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 크기, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 신호 송수신부(1130)가 갠트리(1110)로부터 획득한 신호를 증폭시키기 위한 신호를 생성하고, 생성된 신호를 신호 송수신부(1130)에게 전송할 수 있다. 예를 들어, 오퍼레이팅부(1140)는 MR 신호의 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 처리를 위하여, 각종의 신호를 생성하고, 생성된 신호를 신호 송수신부(1130)에게 전송할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 필요에 따라, 신호 송수신부(1130)로부터 획득된 데이터의 합성 처리나 차분 연산 처리 등을 수행할 수 있다. 여기서, 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(1140)는 이미징 슬랩을 이동시키면서, 제1 이극성 경사자장 또는 제2 이극성 경사자장을 번갈아 인가하기 위한 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(110)에 전송할 수 있다. 예를 들어, 이동되기 전의 이미징 슬랩에 제1 이극성 경사자장이 인가되었던 경우, 오퍼레이팅부(1140)는 이동된 이미징 슬랩에 제2 이극성 경사자장을 인가하기 위한 펄스 시퀀스를 신호 송수신부(1130)에게 전송할 수 있다.

또한, 일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(1140)는 이미징 슬랩의 위치를 이동시키기 위하여, RF 펄스의 주파수 밴드를 변경하는 제어 신호를 생성하고, 생성된 제어 신호를 신호 송수신부(1130)에게 전송할 수 있다. 오퍼레이팅부(1140)는 이미징 슬랩을 기 설정된 방향으로 적어도 하나의 슬라이스 단위 또는 슬라이스 단위보다 작은 단위로 이동시킬 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 메모리의 k 공간 (예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 영상을 복원할 수 있다.

또한, 일 실시예에 의하면, 오퍼레이팅부(1140)는 획득된 복수의 슬라이스 데이터 중에서 제1 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터를 합성하여 제1 합성 이미지를 생성하고, 제2 이극성 경사자장이 인가된 슬라이스 데이터를 합성하여 제2 합성 이미지를 생성할 수 있다. 생성된 합성 이미지는 슬라이스 데이터들을 합성함으로써 위신호 아티팩트(aliasing artifact)가 제거된 고해상도 영상일 수 있으며, 혈관과 정지 조직 간의 대조도(contrast)는 평균화(averaging)된 영상일 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 생성된 제1 합성 이미지 및 제2 합성 이미지에 기초하여, 혈류 속도를 계산할 수 있다. 오퍼레이팅부(1140)는 제1 합성 이미지 및 제2 합성 이미지를 서로 감산(substraction)하여, 정지 조직 및 혈류에서 발생된 신호의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산할 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 획득된 슬라이스 데이터를 합성한 제3 합성 이미지를 생성할 수 있다. 오퍼레이팅부(1140)는 생성된 제3 합성 이미지를 초기 입력 영상으로 지정하고, 대조도가 높은 슬라이스의 데이터를 획득된 데이터로 이용함으로써, 아티팩트가 적고 높은 대조도를 가지는 영상이 복원될 수 있다.

또한, 오퍼레이팅부(1140)는 복원된 영상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.

한편, 오퍼레이팅부(1140)는 각종 신호 처리를 병렬적으로 수행할 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 영상 데이터로 재구성할 수도 있다.

인터페이스부(1150)는 의료 영상 장치(1100)와 사용자가 통신할 수 있는 입력부(미도시) 및 출력부(미도시)를 포함할 수 있다.

출력부(미도시)는 오퍼레이팅부(1140)에 의해 복원된 영상 데이터 또는 재구성 영상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다.

일 실시예에 의하면, 출력부는 오퍼레이팅부(1140)에서 계산된 혈류 속도 정보를 포함하는 영상 정보를 사용자에게 출력할 수 있다.

한편, 출력부는 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, PFD 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.

사용자는 입력부(미도시)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.

도 11은 모니터링부(1120), 신호 송수신부(1130), 오퍼레이팅부(1140) 및 인터페이스부(1150)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 모니터링부(1120), 신호 송수신부(1130), 오퍼레이팅부(1140), 및 인터페이스부(1150) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 상기에서는 신호 송수신부(1130)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 설명하였지만, 오퍼레이팅부(1140) 또는 RF 코일(1113)가 수행할 수도 있다.

한편, 갠트리(1110), 모니터링부(1120), 신호 송수신부(1130), 오퍼레이팅부(1140) 및 인터페이스부(1150)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(1110), 모니터링부(1120), 신호 송수신부(1130), 오퍼레이팅부(1140) 및 인터페이스부(1150) 간의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.

한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다.

상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등) 및 캐리어 웨이브(예를 들면, 인터넷을 통한 전송)와 같은 저장매체를 포함한다.

이상과 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명하였지만, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.

Claims (19)

1. 의료 영상 장치가 혈류 속도를 산출하는 방법에 있어서,
   제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(imaging slab)의 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계;
   상기 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 이동된 위치에서, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 이미징 슬랩의 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계; 및
   상기 제1 슬랩 데이터 및 상기 제2 슬랩 데이터 중 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스 에 포함되는 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산하는 단계;를 포함하는 혈류 속도 산출 방법.
2. 제 1항에 있어서,
   상기 제1 이극성 경사자장은, 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative) 경사(gradient)를 순차적으로 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하고,
   상기 제2 이극성 경사자장은, 상기 제1 이극성 경사자장과 동일한 크기의 반대 극성의 경사를 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
3. 제 2 항에 있어서,
   상기 제1 이극성 경사자장 및 상기 제2 이극성 경사자장은, x축, y축, z축 방향의 경사자장 중 적어도 하나의 방향에서 발생되는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
4. 제 1항에 있어서,
   상기 혈류 속도를 계산하는 단계는,
   상기 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터를 획득하는 단계;를 포함하고,
   상기 제1 슬라이스 데이터는 상기 제1 슬랩 데이터로부터 추출되며, 상기 제2 슬라이스 데이터는 상기 제2 슬랩 데이터로부터 추출되는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
5. 제 4항에 있어서,
   상기 혈류 속도를 계산하는 단계는, 상기 제1 슬라이스 데이터 및 상기 제2 슬라이스 데이터로부터 생성된 영상의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산하는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
6. 제 5 항에 있어서,
   상기 혈류 속도 산출 방법은,
   상기 제1 슬라이스 데이터 및 상기 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 상기 계산된 혈류 속도의 정보를 포함하는 영상을 생성하는 단계;를 더 포함하는,
   혈류 속도 산출 방법.
7. 제 1 항에 있어서,
   상기 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계 및 상기 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계는,
   기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율(sampling rate)로 샘플링된 데이터를 획득하는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
8. 제 1 항에 있어서,
   상기 제1 이미징 슬랩의 위치 및 상기 제2 이미징 슬랩의 위치는 적어도 하나의 슬라이스 단위만큼 차이가 있는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
9. 제 1 항에 있어서,
   상기 제1 슬랩 데이터를 획득하는 단계 및 상기 제2 슬랩 데이터를 획득하는 단계는,
   방사형 샘플링(radial sampling)에 기초하여 데이터를 획득하는 것을 특징으로 하는,
   혈류 속도 산출 방법.
10. 제1 이극성 경사자장(bipolar gradient)이 인가된 제1 이미징 슬랩(imaging slab)의 제1 슬랩 데이터를 획득하고, 상기 제1 이미징 슬랩의 위치로부터 기 설정된 방향으로 이동된 위치에서, 제2 이극성 경사자장이 인가된 제2 이미징 슬랩의 제2 슬랩 데이터를 획득하는, 신호 송수신부; 및
    상기 제1 슬랩 데이터 및 상기 제2 슬랩 데이터 중 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 슬라이스에 포함되는 데이터에 기초하여, 혈류 속도를 계산하는, 오퍼레이팅부;를 포함하는 의료 영상 장치.
11. 제 10항에 있어서,
    상기 제1 이극성 경사자장은, 소정 크기의 양극(+, Positive) 및 음극(-, Negative) 경사(gradient)를 순차적으로 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하고,
    상기 제2 이극성 경사자장은, 상기 제1 이극성 경사자장과 동일한 크기의 반대 극성 경사를 포함하는 경사자장인 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
12. 제 11항에 있어서,
    상기 제1 이극성 경사자장 및 상기 제2 이극성 경사자장은, X축, Y축, Z축 중 적어도 하나의 방향의 경사자장에서 발생되는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
13. 제 10항에 있어서,
    상기 신호 송수신부는, 상기 대상체 상의 동일한 위치에 대응되는 제1 슬라이스 데이터 및 제2 슬라이스 데이터를 획득하며,
    상기 제1 슬라이스 데이터는 상기 제1 슬랩 데이터로부터 추출되고, 상기 제2 슬라이스 데이터는 상기 제2 슬랩 데이터로부터 추출되는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
14. 제 13항에 있어서,
    상기 오퍼레이팅부는, 상기 제1 슬라이스 데이터 및 상기 제2 슬라이스 데이터로부터 생성된 영상의 위상차(phase difference)를 이용하여 혈류 속도를 계산하는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
15. 제 14 항에 있어서,
    상기 오퍼레이팅부는,
    상기 제1 슬라이스 데이터 및 상기 제2 슬라이스 데이터에 기초하여, 상기 계산된 혈류 속도의 정보를 포함하는 영상을 생성하는,
    의료 영상 장치.
16. 제 10 항에 있어서,
    상기 신호 송수신부는,
    기준 샘플링 비율(sampling rate)보다 낮은 샘플링 비율(sampling rate)로 샘플링된 데이터를 획득하는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
17. 제 10 항에 있어서,
    상기 제1 이미징 슬랩의 위치 및 상기 제2 이미징 슬랩의 위치는 적어도 하나의 슬라이스 단위만큼 차이가 있는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
18. 제 10 항에 있어서,
    상기 신호 송수신부는,
    방사형 샘플링(radial sampling)에 기초하여, 상기 제1 슬랩 데이터 및 상기 제2 슬랩 데이터를 획득하는 것을 특징으로 하는,
    의료 영상 장치.
19. 제 1 항의 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.

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