KR101664138B1 - 멀티 슬라이스 자기 공명 영상을 사용하는 조직 특성 감별 시스템 및 방법 - Google Patents

멀티 슬라이스 자기 공명 영상을 사용하는 조직 특성 감별 시스템 및 방법 Download PDF

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Abstract

MRI 방법은 피검자의 각기 다른 위치에 배치되는 복수의 슬라이스 내에서 완전히 복원된 길이방향 자화의 기간에 상기 피검자의 복수의 슬라이스로부터 제 1 MR 데이터를 획득하도록 펄스 시퀀스의 제 1 데이터 획득 블록을 수행하는 단계; 복원 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 제 2 MR 데이터를 획득하도록, 상기 복원 기간 이전의 자화 준비 모듈 및 상기 복원 기간에 실행되는 영상 시퀀스를 포함하는 상기 펄스 시퀀스의 제 2 데이터 획득 블록을 수행하는 단계; 및 상기 복수의 슬라이스의 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 토대로 상기 피검자의 T1 맵을 생성하는 단계를 포함한다.

Description

멀티 슬라이스 자기 공명 영상을 사용하는 조직 특성 감별 시스템 및 방법{SYSTEM AND METHOD FOR TISSUE CHARACTERIZATION USING MULTI-SLICE MAGNETIC RESONANCE IMAGING}
본 발명의 바람직한 실시예에 따른 장치 및 방법은 자기공명영상 (MRI), 특히, 멀티 슬라이스 영상을 사용하는 T1 조직 특성 감별에 관한 것이다.
인체 조직과 같은 물체가 균일한 자기장, 즉, 정적 자기장(B0)을 겪게 되는 경우, 조직 내의 핵 스핀의 개별 자기 모멘트들은 정적 자기장(B0)과 정렬하고자 하지만, 그들의 특성 라모어 (Larmor) 주파수에서 불규칙한 순서로 그를 중심으로 전진한다. 순 자화 모멘트(Mz)는 정적 자기장(B0)의 방향으로 발생하지만, 수직 평면, 즉, 횡방향 x-y 평면 내의 불규칙 배향 자기 요소들은 서로를 무효화시킨다. 그러나, 상기 물체가, x-y 평면 내에 있으며 라모어 주파수 근처인 자기 여기장(B1)을 겪고 있는 경우, 순 자화 정렬 모멘트(Mz)는 x-y 평면 내로 회전되어, 즉, 기울어져, 라모어 주파수에서 x-y 평면 내에서 스피닝되는 순 횡방향 자기 모멘트(Mt)를 생성한다. MR 신호는, 여기 자기장(B1)이 종료한 후, 여기된 핵, 즉, 스핀에 의해 발광되며, MR 신호는 고주파수(RF) 코일에 의해 수신되어 영상을 형성하도록 처리된다.
MRI 시스템에 있어서, MR 신호의 진폭은 시간 상수(T1), 즉, 회전-격자 완화 시간으로 특징지어지는 회전-격자 완화 공정에 종속된다. 이는 순 자기 모멘트(M)의 자기 분극, 즉 z-자화의 축선을 따른 평형값으로의 회복을 설명한다.
심장 MR (CMR)에 있어서의 발전은 정량적 T1 매핑을 사용하는 확산성 간질 섬유증의 비침습적 영상을 가능하게 한다. 이러한 기술에 있어서, 길이 방향 자화 복원 시간의 3D 화소(voxel-wise) 계산은 심근 조직 조성의 공간-분해 정량적 특성 감별을 제공한다. 상기 심근 T1 시간은 다양한 심근증 사이에서 변화하며, 선천성, 즉, 비-조영 및 조영-후 심근 T1 시간 모두는 다양한 심근증을 갖는 환자를 평가하도록 사용되어 왔다. 또한, 세포 밖 용량(ECV)은 환자 적혈구 용적을 고려하여 선천성 및 조영-후 T1을 측정함으로써 계산될 수 있다.
최근, 다양한 영상 펄스 시퀀스는 심근 T1 매핑, 예를 들면, 수정된 룩-록커 역전 복원 (modified look-locker inversion recovery, MOLLI) 펄스 시퀀스용으로 제안된 바 있다. 그러나, 역전 펄스들 사이에 오랜 휴지기를 소모하는 문제를 극복하기 위해, MOLLI는 정확성을 방해하는 단일 자화 준비 펄스 후에 상기 길이방향 자화 복원 곡선 다중 시간을 표본 조사한다. 그에 따라, MOLLI는 상기 심박수, T2 시간에 대한 민감도, 및 자화 전달 의존성으로 인한 부정확한 T1 예정치로 인해 어려움을 겪는다.
상기 스캔 시간을 감소시키고 심박수 변동성을 제거하기 위해, 상기 MOLLI 펄스 시퀀스의 변형예, 예를 들면, 5(3)3 MOLLI 또는 단축형 MOLLI(ShMOLLI)가 제안된 바 있다. 그러나, 이들 시퀀스는 여전히 대략 30%까지 건강한 심근의 과소평가된 T1로 이어지는 부정확한 측정치의 문제를 겪게 된다.
그에 따라, 정확하며 정밀한 T1 매핑 영상 시퀀스가 필요하게 된다.
또한, 심근 T1 매핑은 슬라이스 당 단일 호흡 중지의 획득과 함께 상기 호흡 중지 중에 2-차원 (2D) 시퀀스를 사용하여 빈번하게 수행된다. T1 맵의 계산을 위해 단일 중간 좌심실 (LV) 슬라이스를 사용하고 각각의 환자의 단일 T1 시간을 보고하는 많은 방법이 제안되었다. 그러나, 단일 값은 전체 심실에 대한 국부적 심근 조직 조성의 특성을 감별하지 않을 것이다. 아밀로이드종과 같은 몇몇 근질환에 있어서, 비대성 심근증과 같은 많은 심근증에서 상기 심근을 가로지르는 변화는 많지 않을 것이지만, T1 측정에 직접 충격을 줄 수 있는 국부적 변화가 있을 수 있다. 그에 따라, 전체 LV 커버리지는 상기 LV 심근의 정확한 특성 감별을 위해 필요하다.
현재, 다중 분리형 2D 스캔은 임상 실무에 있어서 완전한 LV 커버리지를 얻도록 각기 다른 슬라이스에 대해 수행되어야 한다. 이는 환자를 불편하게 하는 많은 호흡 중지를 필요로 한다.
그에 따라, 임상적으로 사용 가능한 자원을 사용하는 임상 적용의 필요에 부합하며 스캔 시간 및 환자의 편리를 향상시키는 개량된 T1을 위한 방법 및 장치가 필요하게 된다.
바람직한 실시예들은 적어도 전술한 문제점 및/또는 약점 및 기타 언급하지 않은 약점을 해결한다. 또한, 바람직한 실시예들은 전술한 약점을 극복하도록 요구되지 않으며, 전술한 문제점중 어떤 것은 극복하지 못할 수도 있다.
하나 또는 그 이상의 바람직한 실시예들은 인접하는 슬라이스의 복원 시간 중에 각기 다른 흔들리지 않는 슬라이스의 데이터 획득을 인터리빙함으로써 용적 측정 커버리지 전체 심실을 갖는 자유-호흡 멀티 슬라이스 T1 매핑을 위한 장치 및 방법을 제공한다.
하나 또는 그 이상의 바람직한 실시예는 용적 측정 LV 커버리지를 갖는 자유-호흡 멀티 슬라이스 역전 복원 기반 T1 매핑을 위한 슬라이스-인터리브드 T1 (STONE) 펄스 시퀀스를 제공한다.
본 발명의 일 양태에 따라, 피검자의 이미지를 획득하도록 펄스 시퀀스를 사용하는 자기 공명 영상 (MRI) 시스템을 제어하기 위한 방법이 개시된다. 상기 방법은 복수의 슬라이스 내의 완전히 복원된 길이방향 자화의 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 MR 데이터를 획득하도록 펄스 시퀀스의 제 1 획득 블록을 수행하도록 상기 MRI 장치를 제어하는 단계를 포함한다. 상기 방법은 또한 대응하는 복원 기간 이전의 길이 방향 자화의 단일 역전을 포함하는 상기 펄스 시퀀스의 제 2 획득 블록을 수행하고 슬라이스-선택적 여기 펄스를 사용하는 상기 복원 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 MR 데이터를 획득하도록 상기 MRI 장치를 제어하는 단계를 포함한다. 상기 방법은 또한 상기 복수의 슬라이스로부터 데이터를 획득하도록 전술한 단계를 복수 회 반복하는 단계 및 상기 복수의 슬라이스를 가로지르는 상기 피검자의 적어도 T1 맵을 포함하는 리포트를 생성하는 단계를 더 포함한다.
본 발명의 다른 양태에 따라, 상기 MRI 장치 내에 배열되는 피검자의 적어도 일부를 중심으로 양극화 자기장을 생성하도록 구성되는 자석 시스템 및 상기 양극화 자기장에 적어도 하나의 구배 자기장을 수립하도록 구성되는 복수의 구배 코일을 포함하는 자기 공명 영상 (MRI) 시스템이 개시된다. 상기 MRI 장치는 또한 RF 펄스를 생성하고 상기 MRI 장치에 배열되는 피검자로부터 의료 영상 데이터를 획득하도록 구성되는 고주파 (RF) 시스템, 및 상기 자석 시스템, 상기 복수의 구배 코일, 및 상기 RF 시스템의 동작을 제어하도록 구성되는 컴퓨터 시스템을 포함한다. 상기 컴퓨터 시스템은 복수의 슬라이드 내의 완전히 복원된 길이방향 자화의 기간에 복수의 슬라이스로부터 MR 데이터를 획득하도록 펄스 시퀀스의 제 1 획득 블록을 수행하도록 상기 복수의 구배 코일 및 RF 시스템을 제어하도록 구성된다. 상기 컴퓨터 시스템은 대응하는 복원 기간이전의 길이방향 자화의 단일 역전을 포함하는 상기 펄스 시퀀스의 제 2 획득 블록을 수행하고 슬라이스-선택적 여기 펄스를 사용하는 복원 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 MR 데이터를 획득하도록 상기 복수의 구배 코일 및 RF 시스템을 제어하도록 추가로 구성된다. 상기 컴퓨터 시스템은 또한 상기 복수의 슬라이스로부터 데이터를 획득하고 상기 복수의 슬라이스를 가로질러 상기 피검자의 적어도 T1 맵을 포함하는 리포트를 생성하도록 전술한 단계를 복수 회 반복하도록 구성된다.
본 발명에 따라, 전술한 문제점 및/또는 약점 및 기타 언급하지 않은 약점을 해결할 수 있는 MRI 방법 및 장치를 제공한다.
전술한 양태 및/또는 다른 양태는 첨부 도면을 참조하여 특정의 바람직한 실시예들을 설명함으로써 더욱 명료해질 것이다.
도 1은 바람직한 실시예에 따른 MRI 장치의 블록 다이어그램이다.
도 2는 바람직한 실시예에 따른 방법의 순서도이다.
도 3A는 바람직한 실시예에 따른 펄스 시퀀스의 개략 다이어그램이다.
도 3B는 피검자의 관심 영역 (ROI)의 개략 다이어그램이다.
도 4는 바람직한 실시예에 따른 펄스 시퀀스의 데이터 획득 블록의 개략 다이어그램이다.
도 5A 및 5B는 T1 시퀀스의 정확성에 대한 수치 모의실험의 비교 가능한 그래픽 도해이다.
도 6A 및 6B는 T1 시퀀스의 정밀도에 대한 수치 모의실험의 비교 가능한 그래픽 도해이다.
도 7A 및 7B는 각기 다른 T1 및 T2 시간에서의 각기 다른 투명 약병 내의 T1 측정치의 그래프이다.
도 8은 바람직한 실시예에 따른 STONE 시퀀스를 사용하여 획득되는 멀티 슬라이스 선천성 T1 맵의 예이다.
도 9는 상기 MOLLI 시퀀스 및 STONE 시퀀스를 사용하여 획득되는 멀티 슬라이스 선천성 T1 맵의 비교 가능한 예이다.
도 10A 및 10B는 평균 및 표준 편차의 그래프이다.
도 11A는 미국 심장 협회 (AHA) 모델에 따른 T1 시간의 원주형 극좌표 기점법을 도시한다.
도 11B는 STONE 시퀀스를 사용하여 측정되는 세 개의 슬라이스를 가로지르는 T1 시간의 플롯이다.
특정의 바람직한 실시예들은 첨부 도면을 참조하여 더욱 상세하게 설명된다.
이하의 설명에 있어서, 동일한 참조 번호는 각기 다른 도면에서도 동일한 요소에 대해 사용된다. 상세한 구조 및 요소와 같은, 상기 설명 내에 규정된 사안은 바람직한 실시예의 포괄적인 이해를 돕도록 제공된다. 그러나, 바람직한 실시예가 특별히 규정된 사안 없이 수행될 수도 있다는 것을 알 수 있다. 또한, 공지된 기능 또는 구조는 그들이 너무 자세하면 상세한 설명을 모호하게 만들 수도 있기 때문에 자세히 설명되지 않는다.
도 1을 참조하면, MRI 장치(100)의 예가 도시된다. 상기 MRI 장치(100)는 자석 조립체(124), 디스플레이(104)를 포함하는 작업자 워크스테이션(102), 키보드, 마우스, 마이크로폰, 조이스틱 등과 같은 하나 또는 그 이상의 입력 장치(106), 및 프로세서(108)를 포함한다. 상기 작업자 워크스테이션(102)은 스캔 명령이 상기 MRI 장치(100)로 들어가도록 할 수 있는 작업자 인터페이스를 제공한다. 예를 들면, 상기 작업자 워크스테이션(102)은, 통신 장치(117)를 통해 서로 연결될 수 있는, 펄스 시퀀스 제어기(110), 데이터 버퍼(112), 데이터 프로세서(114), 데이터 저장 서버(116), 및 이미지 프로세서(152) 중 적어도 하나에 연결될 수 있으며, 상기 통신 장치(117)는 무선 및/또는 유선 연결을 제공하도록 적절한 네트워크 인터페이스를 포함할 수 있다. 예를 들면, 상기 통신 장치(117)는 독점 네트워크, 전용 네트워크, 및/또는, 인터넷과 같은 개방 네트워크를 포함할 수 있다.
상기 자석 조립체(124)는 메인 자석(126), 구배 코일 조립체(122), 및 RF 코일 조립체(128)를 포함하는바, 이들은 구멍(115)의 가장 바깥쪽으로부터의 순서로 차례대로 배열된다. 피검자(119), 즉, 환자는 자기장이 상기 피검자(119)에 적용되도록 자석 시스템(124)의 구멍(115)으로 이동되는 침대(121) 위에 위치된다. 상기 메인 자석(126)은 개방 자석일 수도 있다.
상기 메인 자석(126)은 상기 자석 시스템(124)의 상기 구멍(115) 내에 정적 자기장(B0)을 생성한다. 상기 정적 자기장 (B0)의 방향은 상기 피검자(119)의 신체 축선(270), 즉, 상기 피검자(119)의 길이 방향에 평행 또는 수직일 수 있다.
상기 펄스 시퀀스 제어기(110)는 상기 작업자 워크스테이션(102)으로부터 수신되는 지시에 응답하여 구배 제어기(118) 및 RF 트랜시버(120)를 작동시키는 기능을 수행한다.
전술한 스캔을 수행하는 구배 파형이 생성되어 구배 제어기(118)에 인가된다. 상기 구배 제어기(118)는 구배 코일 조립체(122)의 구배 코일에 연결되고, 신호 펄스를 출력하여 자기장 구배를 형성한다. 상기 구배 제어기(118)는 서로 직교하는 X-축, Y-축, 및 Z-축 방향으로 자기장 구배를 각각 생성하며 위치 부호화 및 슬라이스 선택을 위해 사용되는 구배 코일 조립체(122)의 X, Y, 및 Z 구배 코일에 대응하는 구동 회로를 포함할 수 있다.
상기 RF 트랜시버(120)는 상기 RF 코일 조립체(128)에 연결되어 상기 RF 펄스의 인가에 관련되는 RF 펄스 및/또는 신호를 상기 RF 코일 조립체(128)에 인가한다. 도 1에 도시된 바와 같이, 상기 RF 코일 조립체(128)는 송/수신 코일로서 작용할 수도 있는 전신 RF 코일을 포함할 수 있다. 추가적으로 또는 선택적으로, 상기 RF 코일 조립체(128)는 상기 RF 펄스를 피검자로 송신하거나 MR 신호를 피검자로부터 수신하도록 구성되는 국부적 코일 또는 코일들을 포함할 수 있다. 예를 들면, 심장 영상의 경우에 있어서, 심장 수신 코일 배열은, 예를 들면, 32-채널 코일 어레이일 수도 있다.
예를 들면, 상기 RF 트랜시버(120)는 상기 RF 코일 조립체(128)의 상기 전신 코일 또는 상기 국부 코일에 상기 RF 펄스 시퀀스를 전송하고, RF 펄스를 피검자에 인가하고, 전술한 자기 공명 펄스 시퀀스를 수행하는 RF 송신기(123)를 포함할 수 있다. 상기 피검자로부터의 상기 MR 신호는 상기 RF 코일 조립체(128)의 상기 전신 코일 또는 상기 국부 코일에 의해 검출될 수 있으며, 상기 RF 트랜시버(120)의 RF 수신기(125)에 의해 수신될 수 있는바, 이들은 상기 펄스 시퀀스 제어기(110)로부터 수신된 명령을 토대로 증폭, 복조, 여과 및 디지털화된다. 상기 RF 송신기(123)는 MRI 펄스 시퀀스에서 사용되는 다양한 RF 펄스를 생성할 수 있다. 스캔 처방 및 펄스 시퀀스 제어기(110)의 제어에 응답하여, 상기 RF 송신기(123)는 원하는 주파수, 위상 및 펄스 진폭의 RF 펄스를 생성할 수 있다.
상기 RF 수신기(125)는 하나 또는 그 이상의 RF 수신기 채널을 포함할 수 있다. 각각의 RF 수신기 채널은 상기 RF 코일 조립체(128)에 의해 수신되는 MR 신호를 증폭하는 관련 RF 전치 증폭기, 및 상기 수신된 MR 신호의 동상 성분 및 횡축 요소를 검출 및 디지털화하는 검출기를 포함할 수 있다. 그에 따라, 상기 수신된 MR 신호의 크기는 상기 동상 성분 및 횡축 요소, 즉, I 및 Q 채널이 제곱의 합의 제곱근에 의해 어떤 샘플링된 지점에서 결정될 수 있다.
Figure 112015044238663-pat00001
식 (1)
상기 수신된 MR 신호의 위상은 다음과 같이 결정될 수 있다.
Figure 112015044238663-pat00002
식 (2)
상기 펄스 시퀀스 제어기(110)는 생리학적 획득 제어기(130)로부터 환자 데이터를 선택적으로 수신한다. 예를 들면, 상기 생리학적 획득 제어기(130)는, 호흡기 벨로우즈 또는 기타 호흡기 모니터링 장치로부터의 호흡기 확장을 지시하는 심전계 (ECG) 신호 및/또는 호흡기 신호와 같은, 상기 피검자(119)에 연결되는 각기 다른 센서로부터의 생리학적 정보 신호들을 수신할 수 있다. 상기 생리학적 정보 신호들은 피검자의 심장 박동 및/또는 호흡으로 상기 스캔의 실행과 동조화 또는 게이트하도록 상기 펄스 시퀀스 제어기(110)에 의해 사용될 수 있다. 그러나, 이것이 제한적인 의미는 아니다.
상기 펄스 시퀀스 제어기(110)는 상기 피검자(119) 및/또는 상기 자석 조립체(124)와 관련되는 다양한 센서로부터 신호를 수신하는 스캔 룸 인터페이스(132)에 연결될 수 있다. 예를 들면, 상기 스캔 룸 인터페이스(132)는 환자 위치설정 시스템(134)에 명령을 제공하여 상기 침대(121) 위의 상기 피검자(119)를 스캔 중의 원하는 위치로 이동시킨다.
상기 RF 트랜시버(120)에 의해 발생되는 상기 디지털화된 MR 신호 샘플은 데이터 버퍼(112)에 의해 수신된다. 상기 데이터 버퍼(112)는 작업자 워크스테이션(102)으로부터 수신된 지시에 응답하여 작동하여 실시간 자기 공명 데이터를 수신하고 버퍼 스토리지를 제공하여, 아무 데이터도 데이터 오버런에 의해 손실되지 않도록 한다.
스캔의 추가 실행을 제어하도록 획득된 자기 공명 데이터로부터 추출된 정보를 필요로 하는 상기 스캔에 있어서, 상기 데이터 버퍼(112)는 이러한 정보를 생성하도록 제어될 수 있으며, 이를 상기 펄스 시퀀스 제어기(110)로 전송한다. 예를 들면, 예비 스캔 중에, 자기 공명 데이터가 획득되어 펄스 시퀀스 제어기(110)에 의해 수행되는 펄스 시퀀스를 눈금 조정하도록 사용될 수 있다. 다른 예로서, 내비게이터 신호가 획득되어 상기 RF 트랜시버(120) 및/또는 상기 구배 제어기(118)의 작동 파라미터를 조절하거나 k-스페이스가 샘플링되는 관측 순서를 제어하도록 사용될 수 있다. 다른 예로서, 상기 데이터 버퍼(112)는, 예를 들면, MR 혈관 조영술 (MRA) 스캔 내에서 조영제의 도달을 검출하도록 사용되는 MR 신호를 처리할 수 있다. 예를 들면, 데이터 버퍼(112)는 자기 공명 데이터를 획득하고 이를 실시간으로 처리하여 스캔을 제어하도록 사용되는 정보를 생성한다.
상기 데이터 프로세서(114)는 데이터 버퍼(112)로부터 자기 공명 데이터를 수신하고 상기 작업자 워크스테이션(102)으로부터 다운로드되는 지시에 따라 이를 처리한다. 상기 데이터 프로세서(114)는 각기 다른 MR 파라미터 값을 갖는 이미지 데이터 조합을 얻어서 MR 파라미터 맵을 생성할 수 있다. 상기 MR 파라미터 맵은 T1 맵, T2 맵, 등등 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 이미지 프로세서(152)는 상기 얻어진 데이터 조합을 토대로 MR 이미지를 재구축 및/또는 MR 파라미터 맵을 형성할 수 있다. 예를 들면, 상기 이미지 프로세서(152)는 가공되지 않은 k-스페이스 데이터의 푸리어(Fourier) 변환을 수행하고, 반복 또는 배면 투사 재구축 알고리듬과 같은 이미지 재구축 알고리듬을 수행하고, 가공하지 않은 k-스페이스 데이터 또는 상기 재구축된 이미지 데이터로의 필터링을 적용하고, 기능성 자기 공명 (fMR) 이미지, 계산 모션 또는 플로우 이미지, 등을 생성함으로써 재구축 2D 또는 3D 이미지 중 적어도 하나를 수행할 수 있다.
상기 이미지 프로세서(152)에 의해 재구축된 이미지는 상기 작업자 워크스테이션(102)에 전송 및/또는 저장될 수 있다. 실시간 이미지는 데이터베이스 메모리 캐시(도시하지 않음) 내에 저장될 수 있는 바, 상기 이미지는 그로부터 작업자 디스플레이(112) 또는 자석 조립체(124)에 인접 위치되는 디스플레이(136)로 출력될 수 있다. 배치 모드 이미지 또는 선택된 실시간 이미지는 디스크 스토리지(138) 또는 원격 서버(도시하지 않음)를 토대로 호스트 데이터 내에 저장된다. 이미지가 재구축 및 스토리지로 전송된 경우, 상기 이미지 프로세서(152)는 상기 작업자 워크스테이션(102), 즉, 사용자에게 통지한다. 상기 작업자 워크스테이션(102)은 상기 이미지를 보관하거나, 필름을 생성하거나, 상기 이미지를 다른 설비에 네트워크를 통해 보내도록 작업자에 의해 사용될 수 있다.
상기 MRI 장치(100)는 하나 또는 그 이상의 네트워킹된 워크스테이션(142)을 포함할 수 있다. 예를 들면, 네트워킹된 워크스테이션(142)은 디스플레이(144), 키보드 및 마우스와 같은 하나 또는 그 이상의 입력 장치(146), 및 프로세서(148)를 포함할 수 있다. 상기 네트워킹된 워크스테이션(142)은 상기 작업자 워크스테이션(102)과 동일한 설비, 또는 다른 설비, 예를 들면, 다른 의료기관 또는 클리닉 내에 위치될 수 있다.
상기 네트워킹된 워크스테이션(142)은 상기 통신 장치(117)를 통해 상기 데이터 프로세서(114), 이미지 프로세서(152), 및/또는 데이터 저장 서버(116)로의 원격 접속을 가능하게 할 수 있다. 이러한 방식으로, 자기 공명 데이터, 재구축된 이미지, 또는 기타 데이터는 상기 네트워킹된 워크스테이션(142)과 교환되어 상기 데이터 또는 이미지가 네트워킹된 워크스테이션(142)에 의해 원격 처리될 수 있도록 한다. 상기 데이터는 상기 전송 제어 프로토콜 (TCP), 상기 인터넷 프로토콜 (IP), 또는 기타 공지된 또는 적절한 프로토콜에 따라 적절한 포맷으로 교환될 수 있다.
이하에 상세하게 설명되는 바와 같이, 바람직한 실시예는 인접한 슬라이스의 자화 복원 중에 각기 다른 슬라이스로부터 획득되는 데이터를 인터리빙 함으로써 용적 측정 LV 커버리지를 구비하는 자유 호흡 멀티 슬라이스 T1 매핑을 위한 방법 및 장치를 제공한다. 예를 들면, 슬라이스-인터리빙된 T1 (STONE) 펄스 시퀀스는 용적 측정 LV 커버리지를 구비하는 자유 호흡 멀티 슬라이스 역전 복원 기반 T1 매핑을 제공한다.
도 2는 바람직한 실시예에 따른 용적 측정 LV 커버리지를 구비하는 자유 호흡 멀티 슬라이스 T1 매핑을 수행하기 위한 방법(200)의 순서도이다. 도 3A 및 3B는 STONE 펄스 시퀀스(300)를 실시하기 위한 하나의 구성의 예를 도시한다.
도 2를 참조하면, 상기 방법(200)은 데이터 획득(202) 및 이미지 재구축(204)의 두 개의 보조 방법으로 나뉘어 진다. 상기 데이터 획득 보조-방법(202)은 도 3A에 도시된 바와 같이 STONE 펄스 시퀀스(300)를 사용하여 수행될 수 있다.
도 3A의 바람직한 실시예의 도시된 비-제한 예에 있어서, 상기 데이터 프로세서(114)는 T1 측정치용 데이터 획득이 다섯 개의 각기 다른 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310), 예를 들면, 제 1 슬라이스, 제 2 슬라이스, 제 3 슬라이스, 제 4 슬라이스, 및 제 5 슬라이스를 위한 다섯 개의 싱글-샷 이미지 획득 전체에 대해 수행될 수 있도록 제어할 수 있다. 그러나, 슬라이스의 숫자는 제한되지 않는다.
도 3B를 참조하면, 상기 데이터 프로세서(114)는 피검자의 ROI(332)를 가로지르는 각기 다른 공간 위치 또는 피검자의 ROI의 일부에 위치되는 복수의 슬라이스들(330), 예를 들면, 다섯 개의 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)에 대한 데이터 획득을 제어할 수 있다. 각각의 슬라이스(330)에 대한 하나의 데이터 획득은, 이하에 상세하게 설명되는 바와 같이, 인접한 슬라이스들의 자화 복원 중에, 단일의 자화 준비 후에, 차례로 진행한다. 상기 슬라이스(302, 304, 306, 308, 및 310)이 상기 ROI(332) 내에 다섯개의 연속 위치에 배치되는 슬라이스로서 도시된다 하더라도, 상기 슬라이스들은 불연속적으로, 예를 들면, 각각의 쌍의 인접 슬라이스 사이의 물리적 간격을 두고 위치될 수 있다. 또한, 바람직한 실시예는 슬래브, 분절, 등에 적용될 수 있다.
도 3A를 다시 참조하면, 펄스 시퀀스(300)의 제 1 데이터 획득 블록(312) 중에, 자화 준비 없는 이미지 획득은 완전히 복원된 길이방향 자화, 예를 들면, 90% 이상, 중에 상기 제 1 슬라이스(302), 상기 제 4 슬라이스(308), 상기 제 2 슬라이스(304), 상기 제 5 슬라이스(310), 및 상기 제 3 슬라이스(306) 각각으로부터 영상 데이터를 획득하도록 수행된다. 그러나, 이는 제한적인 의미는 아니다. 도시된 바와 같이, 슬라이스들은 슬라이스들의 해부학적으로 배열된 순서대로 획득되는 것이 아니다.
각각의 슬라이스(302, 304, 306, 308, 및 310)에 대한 데이터 획득은, 예를 들면, 시간 지연을 하는 ECG 신호(314)를 토대로 촉발될 수 있다.
상기 자화 준비 모듈, 예를 들면, 역전 펄스(322)는 제 2 및 제 3 내지 N번째 데이터 획득 블록(316 및 318 내지 320) 각각의 시작 시점에 실행된다. 상기 역전 펄스(322)는 단일 비-선택적 역전 펄스, 예를 들면, TI1의 역전 시간(TI)을 갖는 단열 RF 펄스일 수 있다. 상기 역전 시간(TI1)은 상기 역전 펄스(322)의 단부(324) 및 제 1-순서 슬라이스의 k-스페이스의 중앙(326)이 획득되는 시기 사이의 시간으로서, 즉, 상기 역전 펄스(322) 후의 슬라이스, 예를 들면, 도 3A에 도시된 바와 같이, 상기 N 번째 데이터 획득 블록(320) 내의 제 3 슬라이스(306)의 데이터 획득 중에, 정의될 수 있다.
예를 들면, 다섯 개의 슬라이스들 모두 및 충분한 복원 시간의 커버리지를 더욱 용이하게 하기 위해, 상기 이미지 획득은 자유 호흡 중에 수행될 수 있다. 관통-평면 모션을 줄이기 위해, 장래의 슬라이스 트래킹은, 예를 들면, 오른쪽 편측 횡격막의 돔 상에 위치되는 펜슬 빔 내비게이터를 사용하여 채용될 수 있다. 예를 들면, 내비게이터 위치(328)에서의 공간 선택적 재역전은 각각의 역전 펄스(322) 후에 직접 선택적으로 수행되어 역전 시간 전체에 걸쳐 일정한 내비게이터 신호를 제공할 수 있다. 펜슬 빔 내비게이터 기술은 본 기술 분야에 통상의 지식을 가진 자에게 공지되어 있으며, 그에 따라, 전술한 설명은 생략된다.
도 3A에 도시된 바와 같이, 상기 제 1 to N 번째 데이터 획득 블록(312 내지 320)은 휴지기(311) 전에 수행된다. 그에 따라, 각기 다른 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310) 각각의 하나의 이미지 획득은 휴지기(311) 전의 각각의 데이터 획득 블록 중에 실행되어 자화 복원을 가능하게 할 수 있다. 예를 들면, 상기 휴지기(311)는 5초 미만일 수도 있고 3초 이하일 수도 있다. 이는 전통적인 역전 복원 (IR) 기반 프로세스, 예를 들면, MOLLI에 대한 것으로서, 바람직한 실시예에 있어서, 상기 연속적 역전 펄스(322) 사이의 상기 복원 기간(338)은 각기 다른 위치에 놓이는 슬라이스의 슬라이스-선택적 영상에 대해 사용된다. 즉, 제 2 데이터 획득 블록(316) 내의 제 1 슬라이스(302)의 획득 이후의 시간은 제 2 내지 제 5 슬라이스들(304, 306, 308, 및 310)을 획득하도록 사용된다. 도 4를 참조하여 이하에 상세히 설명되는 바와 같이, 긴 휴지기에 대한 필요성 없이, 이는 방해받지 않은 자화 복원 곡선의 샘플링을 허용한다.
각각의 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 데이터 획득은 상기 슬라이스의 각기 다른 위치에서의 상기 차후 싱글-샷 획득에 있어서의 방해받지 않은 길이방향 자화를 보장하도록 하나의 슬라이스의 조직의 슬라이스-선택적 여기 및 싱글-샷 획득을 사용하여 수행될 수 있다.
상기 역전 펄스 후의 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 획득 순서는 순환되며, 각각의 슬라이스는 역전 펄스 사이에 단 한 번만 여기될 수 있다. 바람직한 실시예에 있어서, 상기 제 2 및 제 3 to N 번째 데이터 획득 블록들(316 및 318 내지 320) 각각은 역전 펄스(322) 및 다섯 개의 영상 슬라이스의 데이터 획득을 포함하며, 예를 들면, 각기 다른 슬라이스 순서이지만 동일한 역전 시간(TI1)을 사용하여 다섯 번 반복될 수 있다. 그에 따라, 도시된 실시예에 있어서, 이는 각각의 슬라이스, 즉, 두 개의 역전 펄스 사이의 길이방향 복원 곡선을 따라 TI1, TI1+RR, TI1+2RR, TI1+3RR, 및 TI1+4RR(여기서, RR은 하나의 심박수 기간을 표시한다)의 슬라이스 당 각기 다른 역전 시간의 획득을 초래한다.
예를 들면, 제 2 데이터 획득 블록(316)에 있어서, 제 1 슬라이스(302)의 영상 데이터는 TI1에서 획득되고, 제 4 슬라이스(308)의 영상 데이터는 TI1+RR에서 획득되고, 제 2 슬라이스(304)의 영상 데이터는 TI1+2RR에서 획득되고, 제 5 슬라이스(310)의 영상 데이터는 TI1+3RR에서 획득되고, 제 3 슬라이스(306)의 영상 데이터는 TI1+4RR에서 획득된다. 상기 제 3 데이터 획득 블록(318)에 있어서, 제 1 슬라이스(302)의 영상 데이터는 TI1+4RR에서 획득되고, 제 4 슬라이스(308)의 영상 데이터는 TI1에서 획득되고, 제 2 슬라이스(304)의 영상 데이터는 TI1+RR에서 획득되고, 제 5 슬라이스(310)의 영상 데이터는 TI1+2RR에서 획득되고, 제 3 슬라이스(306)의 영상 데이터는 TI1+3RR에서 획득된다. N번째 데이터 획득 블록(320)에 있어서, 제 1 슬라이스(302)의 영상 데이터는 TI1+RR에서 획득되고, 제 4 슬라이스(308)의 영상 데이터는 TI1+2RR에서 획득되고, 제 2 슬라이스(304)의 영상 데이터는 TI1+3RR에서 획득되고, 제 5 슬라이스(310)의 영상 데이터는 TI1+4RR에서 획득되고, 제 3 슬라이스(306)의 영상 데이터는 TI1에서 획득된다.
그 후, 초기 역전 시간(TI1)은 변화될 수 있으며, 유사한 데이터 획득은 다르게 선택된 역전 시간(TI2) 동안 반복될 수 있다. 비-제한 예에 있어서, 상기 데이터 획득은 ∞, TI1, TI1+1RR, TI1+2RR, TI1+3RR, TI1+4RR, TI2, TI2+1RR, TI2+2RR, TI2+3RR, 및 TI2+4RR에서 샘플링된 상기 복원 곡선을 따라 획득된 열한 개의 T1-가중 이미지를 갖는 각각의 슬라이스에 대해 완성될 수 있다. 이러한 비-제한 예에 있어서, 예를 들면, 다섯 개의 슬라이스들을 커버하는 통상의 스캔 시간은 분단 60번의 심장 박동 동안 대략 1:35분이다.
도 2를 다시 참조하면, 제 1 데이터 획득 블록(312)은 동작(206)에서 실행될 수 있다.
동작(208)에 있어서, 휴지기(311)는 전체 자화 복원을 허용하도록 관측될 수 있다.
동작(210)에 있어서, 상기 자화 준비 모듈, 예를 들면, 상기 역전 펄스(322)는 상기 제 2 및 제 3 to N 번째 데이터 획득 블록(316 및 318 내지 320) 중 하나의 시작 시점에서 실행된다.
동작(212)에 있어서, 상기 내비게이터 위치(328)에서의 공간 선택적 재-역전은 각각의 역전 펄스(322) 직후에 선택적으로 수행될 수 있다.
동작(214)에 있어서, 데이터 획득은 차후 제 2 및 제 3 to N 번째 데이터 획득 블록(316 및 318 내지320) 중 하나에서 수행된다.
동작(216)에 있어서, 상기 휴지기(311)는 상기 제 2 및 제 3 to N 번째 데이터 획득 블록(316 및 318 내지320) 각각의 말기, 즉, 지난 순서의 슬라이스의 데이터 획득 후에 수행된다.
도 3A에 도시된 바와 같이, 상기 지난 순서의 슬라이스는 제 2, 제 3, 및 N번째 데이터 획득 블록들(316, 318, 및 320) 각각의 상기 제 3 슬라이스(306), 상기 제 1 슬라이스(302), 및 상기 제 5 슬라이스(310)일 수도 있다.
동작(218)에 있어서, 상기 제 2 및 제 3 to N 번째 데이터 획득 블록들(316 및 318 내지 320) 모두가 획득되었는가가 결정되고, 그렇지 않다면, 상기 공정은 동작(210)으로 복귀하고 차후 데이터 획득 블록이 동작(210 내지 214) 내에서 획득된다.
각각의 데이터 획득 블록에 있어서, 잔류 크로스-토크를 추가로 제어하기 위해, 상기 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 획득은 상기 역전 펄스(322) 이후에 특정 순서로 수행될 수 있다. 예를 들면, 상기 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 획득 순서는 두 개의 연속 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310) 사이의 공간을 최대화하도록 선택될 수 있다. 또한, 면내(in-plane) 모션 보상은, 전체가 본 발명에 참조로 인용되는, 예를 들면, "Improved motion 보정 for T1 mapping" by Roujol S, Foppa M, Kawaji K, Kissinger KV, Goddu B, Manning WJ, Nezafat R, Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance (2014; 16:P45) 명칭의 논문에 설명되는 바와 같은 심근 T1 매핑용 비-강성 이미지 등록 알고리듬을 토대로하는 소급 이미지 등록을 사용하여 달성된다. 이러한 알고리듬은 비-강성 모션 필드 및 강도 변화를 동시에 평가하며, 자동 특징 추적을 사용하여 변형 필드를 제한하도록 추가의 조직화 항(regularization term)사용한다.
도 4는 그래프(416) 상의 다섯 개의 각기 다른 슬라이스 내의 길이방향 자화 복원을 개략적으로 도시한다. 그래프(416)에 있어서, 크로스(402, 404, 406, 408, 및 410)는 대응하는 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 k-스페이스 중심의 획득 시간을 지시한다. 길이방향 자화 복원 곡선(412)으로 도시된 바와 같이, 모든 슬라이스(302, 304, 306, 308, 및 310) 내의 자화는 비-선택적 역전 펄스(322)로 역전되며 (참조 번호 414) 시간(t)에 걸쳐 복원한다. 각각의 슬라이스(302, 304, 306, 308, 및 310)의 획득을 위한 선택적 여기를 사용하여, 각각의 차후 슬라이스 획득은 단일 슬라이스 내의 자화를 추적하지만, 나머지 슬라이스는 흔들리지 않는 상태를 유지한다. 그에 따라, 전술한 바와 같이, 각기 다른 슬라이스에 대한 방해받지 않는 자화 복원 곡선의 샘플링은 긴 휴지기의 필요 없이 달성되어, 예를 들면, 슬라이스 당 20초 이하의 스캔 시간을 초래하지만, 반복된 영상 데이터 판독의 영상 펄스의 방해에 대한 수정을 요구하지 않는다.
상기 데이터 획득 보조-방법(202)은 단일 비-선택적 역전 펄스 이후에 획득되는 각기 다른 슬라이스(330)의 싱글-샷 이미지의 복수 조합을 획득하는 상기 전술한 슬라이스-인터리빙된 T1 (STONE) 시퀀스를 사용하여 수행될 수 있다. 각각의 슬라이스는 각각의 역전 펄스 후에 선택적으로 여기되어 인접 슬라이스 내의 상기 흔들리지 않는 길이방향 자화의 샘플링을 허용한다. 호흡기 모션에 있어서, 예상 슬라이스-추적 호흡기 내비게이터는 소급 이미지 등록 이전에 관통-평면 모션을 감소시켜 면내 모션을 줄이도록 사용될 수도 있다.
도 2를 다시 참조하면, 재구축 보조 방법(204)은 상기 데이터 획득 보조-방법(202)에 이어서 수행될 수 있다. 동작(220)에 있어서, 획득된 데이터는 다양한 기준, 트레이드오프 및/또는 고려를 토대로 선택될 수 있는 원하는 모델에 적용된다. 바람직한 실시예에 따라, T1 맵은 이미지 강도에 대한 역전 복원 신호 모델의 3D 화소 곡선-맞춤을 사용하여 생성될 수 있다. 이하에 상세하게 설명되는 바와 같이, T1 맵을 생성하는 두 개의 각기 다른 모델이 사용되며 이는 단지 예로서 설명된다. 그러나, 이는 제한적인 의미가 아니며, 기타 적절한 모델이 동작(220)에서 상기 데이터 프로세서(114) 및/또는 이미지 프로세서(152)에 의해 사용될 수 있다.
예를 들면, 상기 역전 복원 신호 (S2p)의 2-파라미터 맞춤 모델은 다음과 같이 표현된다.
S2p(t)=M0(1-2e-t/T1) 식 (3)
여기서, S는 신호 강도이며,
t는 역전 시간이며,
M0 는 전체 길이방향 자화 복원을 갖는 신호이며,
T1 은 길이방향 완화 시간이다.
상기 모델은 중앙 k-스페이스 라인 이전의 영상 펄스로 인해 완전한 역전 펄스 효율 및 자화의 무-방해를 추정한다.
다른 예로서, 상기 역전 복원 신호 (S3p)의 3-파라미터 맞춤 모델은 다음과 같이 사용될 수 있다.
S3p(t)=M0(1-Be-t/T1) 식 (4)
여기서, 추가의 파라미터 B는 분명한 역전 효율을 모델링하는 변수이며, 불완전한 역전 펄스를 보정하도록 사용될 수 있다.
도 4에 도시된 바와 같이, 상기 길이방향 자화 복원 곡선(412)은 역전 이후의 영상 펄스의 하나의 조합에 의해서만 교란되는 바, 이는 크로스(402, 404, 406, 408, 및 410)를 포함하는 자화 변화에 의해 도시되는 바와 같다. 그에 따라, 바람직한 실시예에 있어서, 반복된 영상에 의해 유발되는 방해에 대한 보정은 필요하지 않다. 이는, 예를 들면, 다중 RF 여기 펄스, 즉, 반복된 영상에 의해 유발되는 복원 곡선 방해에 대한 보정을 필요로 하는 MOLLI 펄스 시퀀스로부터 바람직한 실시예의 펄스 시퀀스를 추가로 구별한다.
도 2를 다시 참조하면, 원하는 모델이 선택되어 동작(220)에서 사용된 후, 예를 들면, 동작(222)에서 획득된 데이터를 사용하여 생성되는 T1 맵을 포함하는 리포트가 생성될 수 있다.
전술한 바와 같이, 데이터는 상기 슬라이스-인터리빙된 T1 (STONE) 펄스 시퀀스를 사용하여 인접 슬라이스의 복원 시간 중에 각기 다른 슬라이스(330)의 데이터 획득을 인터리빙함으로써 용적 측정 LV 커버리지를 구비하는 자유 호흡 멀티 슬라이스 T1 매핑 획득 중에 획득될 수 있다. 그에 따라, 상기 리포트는 2-파라미터 맞춤 모델 및 3-파라미터 맞춤 모델 중 적어도 하나를 사용하여 계산될 수 있는 "STONE T1 맵"라고 불릴 수 있는 T1 매핑을 제공한다.
상기 STONE 펄스 시퀀스의 정확성 및 정밀도, 결과적으로 각기 다른 T1 및 T2, 및 역전 펄스 효율이 연구되었으며, 이하에 설명되는 바와 같이, 관련 기술의 시스템 및 방법보다 우수하다.
수치 모의실험
수치 모의실험은 각기 다른 조합의 T1 및 T2 시간에 대한 전술한 STONE 펄스 시퀀스의 정확성 및 정밀도를 연구하도록 수행되었다. 정확성 및 정밀도에 대한 불완전한 RF 역전 펄스의 충격을 모의실험하기 위해, 상기 평가된 T1 또한 유효 역전 플립 각도를 변화시킴으로써 계산되었다. 비교를 위해, 5-(3s)-3 계획을 구비하는 MOLLI 펄스 시퀀스가 모의실험되었다. Bloch 방정식은 모든 시퀀스에 대한 길이방향 및 횡방향 자화 곡선을 모의실험하도록 사용되었다. T1 시간은 상기 STONE 시퀀스에 대한 2- 및 3-파라미터 맞춤 모델, 및 상기 MOLLI 펄스 시퀀스와 관련되는 데이터용 플립-각도 보정을 구비하는 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하여 중앙 k-스페이스 라인의 에코 시간에서 상기 모의실험된 횡방향 자화로부터 생성되었다.
상기 모의실험된 시퀀스는 이하의 영상 파라미터: 균형 정상-상태 자유 세차(歲差) (bSSFP) 이미지 판독, TR/TE/α = 2.9 ms /1.54 ms /35°, 전체 위상-부호화 라인 = 70, 선형 k-스페이스 순서, 10 선형 청소 개시 펄스, 심박수 = 60 bpm을 공유하였다. 상기 STONE 시퀀스의 결과적인 역전 시간은 ∞, 135, 1135, 2135, 3135, 4135, 350, 1350, 2350, 3350, 및 4350였고, 상기 5-(3s)-3 MOLLI의 결과적인 역전 시간은 135, 1135, 2135, 3135, 4135, 350, 1350, 및 2350였다.
두 조합의 모의실험이 수행되었다. 제 1 조합에 있어서, 도 5A 및 6A를 참조하면, 상기 T1은 100 ms의 단계에서 400 및 1500 ms 사이에서 변화되고, 상기 T2 시간은 5 ms의 단계에서 35 및 65 ms 사이에서 변화되고, 유효 역전 플립-각도는 180도로 일정하게 유지되었다. 제 2 조합의 모의실험에 있어서, 도 5B 및 6B를 참조하면, 상기 T2 시간은 50 ms에 고정되었고, 상기 T1 시간은 100 ms의 단계에서 400 및 1500 ms 사이에서 변화되었고, 유효 역전 플립-각도는 5도의 단계에서 150도 내지 180도에서 변화되었다. 각각의 모의실험은 자화 준비 없이 상기 이미지 내에서 50의 신호 대 잡음비 (SNR)에 대응하는 무작위 Rician 잡음으로 20,000번 수행되었다.
도 5A 및 5B는 상기 MOLLI 시퀀스, 상기 2-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 상기 STONE 시퀀스, 및 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 상기 STONE 시퀀스의 정확성을 도시한다. 도 5A는 완전 역전 효율을 추정하는 T1 및 T2 시간을 변화시키면서 정확성을 계산하기 위해 수행된 수치 모의실험의 결과를 도시하며, 도 5B는 T1 시간, 역전 효율, 및 50 ms의 일정한 T2를 변화시키면서 수행하는 수치 모의실험의 결과를 도시한다. 정확성(ms)은 상기 모의실험된 T1 시간 및 하나의 조합의 파라미터들의 모든 평가된 T1 시간의 평균 사이의 차이로서 규정되었다.
도 5A 및 5B에 도시된 바와 같이, 3-파라미터 맞춤을 구비하는 STONE 펄스 시퀀스는 가장 높은 정확성(그래픽 표시 500 및 502)을 초래하였다. 2-파라미터 맞춤 모델(그래픽 표시504 및 506)을 구비하는 STONE 펄스 시퀀스는 MOLLI 펄스 시퀀스(그래픽 표시 508 및 510)보다 정확하였다.
그래픽 표시(504, 506, 508, 및 510)의 좌하 사분면에 도시된 바와 같이, MOLLI 펄스 시퀀스를 구비하는 진짜 T1 시간 및 2-파라미터 맞춤을 구비하는 STONE 펄스 시퀀스로부터의 편차는 T1 시간이 길어지고, T2 시간이 짧아짐에 따라 감소된 역전 효율로 증가하였으며, 그에 따라, 상기 MOLLI 펄스 시퀀스(도 5B의 참조 번호 520)에 대해 306 ms 및 2-파라미터 맞춤(도 5B의 참조 번호 522)를 구비하는 상기 STONE 펄스 시퀀스에 대해 176 ms까지의 저평가를 초래한다.
그래픽 표시(500 및 502)에 도시된 바와 같이, 3-파라미터 맞춤을 구비하는 상기 STONE 펄스 시퀀스는 T1, T2 및 유효역전 플립-각도 (< 2 ms)의 모든 모의실험된 범위에 대해 낮은 편차를 유지하였다.
도 5B를 참조하면, 선천성 T1 시간, 즉, T1 ≒ 1200 ms, T2 ≒ 50 ms, 및 유효 역전 플립-각도 ≒ 160도의 체내 평가에 대해 기대될 수 있는 상기 파라미터들의 정확성은 상기 MOLLI 펄스 시퀀스 (참조 번호 530)에 대해 145 ms, 2-파라미터 맞춤 (참조 번호 532)를 구비하는 상기 STONE 펄스 시퀀스에 대해 70 ms, 및 3-파라미터 맞춤 (참조 번호 534)을 사용하는 상기 STONE 펄스 시퀀스에 대해 1 ms이었다.
도 6A 및 6B는 MOLLI 시퀀스 (그래픽 표시 600 및 602), 상기 2-파라미터 맞춤 모델 (그래픽 표시 604 및 606)을 사용하는 STONE 시퀀스, 및 3-파라미터 맞춤 모델 (그래픽 표시 608 및 610)를 사용하는 STONE 시퀀스의 정밀도를 도시한다. 도 6A는 완전 역전-효율을 추정하는 T1 및 T2 시간을 변화시키면서 상기 정밀도를 계산하기 위해 수행되는 수치 모의실험의 결과를 도시하며, 도 6B는 T1 시간을 변화시키면서하는 수치 모의실험 및 50 ms의 일정한 T2로 수행하는 수치 모의실험의 결과를 도시한다. 정밀도(ms)는 하나의 조합의 파라미터에 대해 모든 평가된 T1 시간에 대한 표준 편차로서 평가되었다.
상기 그래픽 표시(600, 602, 604, 606, 608, 및 610)에 도시된 바와 같이, 모든 방법의 정밀도는 T1 시간이 길어지고 T2 시간이 짧아짐에 따라 감소하였다. 그러나, 각기 다른 역전 효율에 대한 단지 작은 변화가 관측될 수 있다. 상기 MOLLI 펄스 시퀀스(그래픽 표시 600, 602) 및 2-파라미터 맞춤(그래픽 표시 604, 606)을 구비하는 상기 STONE 방법은 3-파라미터 맞춤(그래픽 표시 606, 610)을 구비하는 상기 STONE 펄스 시퀀스와 비교하여 더 좋은 정밀도를 보여준다.
도 6B를 참조하면, 예측된 선천성 체내 파라미터, 즉, T1 ≒ 1200 ms, T2 ≒ 50 ms, 및 유효 역전 플립-각도 ≒ 160 도에 대한 상기 평가된 T1 시간의 표준 편차는 상기 MOLLI 펄스 시퀀스 (참조 번호 620)에서 20 ms, 2-파라미터 맞춤 (참조 번호 622)을 사용하는 STONE 펄스 시퀀스에 대해 17 ms, 및 3-파라미터 맞춤 (참조 번호 624)을 사용하는 STONE 펄스 시퀀스에서 33 ms였다.
팬텀 영상
팬텀 연구는 평가된 T1 시간의 정확성 및 정밀도의 특성을 감별하도록 수행되었다. 상기 팬텀은 NiCl2-도핑된 아가로스-겔을 포함하는 9개의 약병을 포함하며, 농도를 변화시켜 400 및 1600 ms 사이의 T1 시간 및 50 및 200 ms 사이의 T2시간을 초래한다. 상기 STONE 펄스 시퀀스에 더하여, 5-(3s)-3 MOLLI를 사용하는 T1 맵이 획득되었다. 다음의 시퀀스 파라미터를 구비하는 bSSFP 영상 판독은 영상: 면내 해상도 = 2.1 ｘ 2.1 mm2, 슬라이스 두께 = 8 mm, FOV = 360 ｘ 356 mm2, TR/TE/α = 2.9 ms /1.54 ms /35 도, SENSE 비율 = 2, 위상 부호화 라인 수 = 78, 선형 k-스페이스 순서, 10 개의 선형 청소 펄스에 대해 사용되었다. ECG 신호는 60 bpm으로 모의실험되었다. 각각의 시퀀스의 10번의 반복이 수행되었다. 상기 STONE T1 맵 내의 슬라이스-간극은 8 mm 이었다. 모두 세 개 의 시퀀스에 대해, 0.43 ms의 기간을 갖는 슬라이스-선택적 동조-가우스 RF 여기 펄스는 영상을 위해 사용되었고, 11 ms 펄스- 자화 준비 기간을 갖는 단열 쌍곡선 시컨트 역전 펄스가 사용되었다. 상기 MOLLI 펄스 시퀀스는 상기 STONE 펄스 시퀀스의 중앙 슬라이스에 정렬되는 단 하나의 슬라이스의 획득으로 수행되었다. 모든 DICOM 이미지는 전송되어 3D 화소 T1 맵을 평가하기 위해 사용되었다. 상기 STONE T1 맵은 2- 및 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하여 계산되었다. 상기 MOLLI T1 맵은 3-파라미터 맞춤 모델을 상기 반복된 영상 펄스로부터의 방해에 대한 추가의 보정에 맞춤으로써 생성되었다.
역전 복원 스핀-에코 시퀀스 (IR-SE)는 각각의 약병에 대한 참조 T1값을 측정하도록 사용되었다. 열 다섯개의 2D IR-SE 이미지는 다음의 영상 파라미터: 면내 공간 해상도 = 1.3ｘ1.3 mm2, 슬라이스-두께 = 8 mm, FOV = 120ｘ120 mm2, TR/TE/α = 10 s/10 ms/90 도, 및 스캔 시간 = 3:20 시간와 함께 50 및 5000 ms 사이의 15개의 각기 다른 역전 시간을 사용하여 획득되었다. 3D 화상 T1 시간은 3-파라미터 맞춤 모델을 15 IR-SE 이미지에 맞춤으로써 오프라인에서 계산되었다.
각각의 방법에 있어서, 각각의 약병의 평균 T1 시간은 모든 반복에 대해 평균인 수동으로 당겨진 관심 영역 (ROI) 전체의 평균으로서 측정되었다. 정확성은 평균 T1 시간 및 IR-SE T1 사이의 차이로서 규정되었다. 정밀도는 모든 반복의 ROI에 있어서의 상기 평가된 T1 시간의 표준 편차로서 규정되었다.
체내 영상
일곱 명의 건강한 성인 피검자가 자원하였다. 또한, 이하의 조짐: 좌심실 비대, 심막 낭포, 관 질환, 대동맥 판막 질환, 폐 고혈압, 심장 유육종증 및 심계항진증을 갖는 임상 심장 MR에 대해 참조되었다. 각각의 피검자는 두 개의 시퀀스: 다섯 개의 슬라이스를 갖는 STONE 펄스 시퀀스 및 세 개의 별개의 호흡 중지에서 획득되는 세 개의 슬라이스를 구비하는 5-(3s)-3 MOLLI 펄스 시퀀스를 사용하여 이미지화되었다. 양 측 시퀀스는 bSSFP 판독 및 이하의 파라미터: 면내 해상도 = 2.1ｘ2.1 mm2, 슬라이스-두께 = 8 mm, FOV = 360ｘ352 mm2, TR/TE/α = 2.6 ms/1.0 ms/35 도, SENSE-비율 = 2, 위상 부호화 라인 수 = 78, 선형 순서, 10 개의 선형 상승 개시 펄스를 사용하여 수행되었다. 8mm 슬라이스-간극을 갖는 다섯 개의 단축(short-axis) 슬라이스는 0.6의 고정 호흡기 내비게이터 슬라이스 추적 팩터를 사용하여 상기 STONE 펄스 시퀀스로 획득되었다. 상기 STONE 펄스 시퀀스의 중앙의 세개의 슬라이스에 정렬되는 세 개의 슬라이스는 MOLLI 펄스 시퀀스로 획득되었다.
상기 STONE 펄스 시퀀스로부터의 T1 맵은 2- 및 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하여 생성되었다. 상기 MOLLI T1 맵은 3-파라미터 맞춤 모델 및 상기 영상 펄스의 자화 섭동을 위한 소급 보정으로 생성되었다.
T1 측정
ROI는 각각의 방법 및 각각의 슬라이스에 대해 격막 내에서 수동으로 도출되었다. 세 개의 슬라이스 모두는 상기 MOLLI 펄스 시퀀스를 사용하여 획득되는 데이터에 대해 분석되었고, 단지 대응하는 중앙의 세 개의 슬라이스는 STONE T1 맵에 대해 분석되었다. 상기 환자용 평균 T1 시간은 모든 슬라이스에 대해 평균되는 ROI 내의 평균 T1으로서 평가되었다. 모든 슬라이스에 대해 평균되는 ROI 내의 심근 T1 시간의 표준 편차의 평균 또한 각각의 피검자에 대해 계산되었다. T1 시간은 또한 AHA 16 분절 모델 내에 제공되었다. 중앙의 세 개의 슬라이스 내의 수동으로 도출되는 심장 외막 및 내막 외형은 우심실의 삽입 지점을 기준으로 심근을 분절하도록 사용되었다.
통계 분석
세 개의 방법의 심근 내의 평균 T1 시간 및 평균 표준 편차는 짝을 이룬 스튜던트 T-테스트를 사용하여 통계학적으로 비교되었다. <0.05의 P-값은 통계적으로 의미있는 것으로 고려되었다. 또한, 상기 STONE 방법에 있어서, 평균 T1 시간은 슬라이스를 가로질러 분석되었다. 각기 다른 슬라이스 사이의 T1 시간에 있어서의 비-통계적인 중요한 차이점에 대한 가설은 P-value < 0.017에 대한 통계적 중요성을 이끌어내는 Bonferroni-보정과 함께 짝을 이룬 스튜던트 T-테스트를 사용하여 테스트되었다.
도 7A 및 7B는 각기 다른 T1 및 T2 시간에서 투명 약병 실험에 있어서 각기 다른 T1 매핑 시퀀스의 정확성 및 정밀도를 각각 보여주는 그래프이다. 정확성은 모든 반복의 평균 및 스핀-에코 역전 복원 참조 T1 시간 사이의 차이로서 규정되었다. 정밀도는 약병 및 10 번의 반복을 가로지르는 상기 평가된 T1의 표준 편차로서 평가되었다. 도 7A의 그래프의 하부(700)는 저평가를 보여주며 상부(702)는 고평가를 보여준다.
도 7A에 도시된 바와 같이, 2-파라미터 맞춤 모델(참조 번호 704)을 구비하는 STONE 펄스 시퀀스는 MOLLI 펄스 시퀀스 706 (P < 0.001)와 비교하여 정확성을 상당히 향상시켰다. 상기 스핀-에코 시퀀스로부터의 편차는 71%의 평균 상대 정확성 향상에 대응하는 평균 52 ms (MOLLI를 사용하여 76 ± 58 ms 부터 STONE을 사용하여 23 ± 18 ms까지) 만큼 감소되었다. 상기 STONE 펄스 시퀀스를 사용하여 획득되고 3-파라미터 맞춤 모델(참조 번호 708)로 처리되는 상기 데이터는 상기 2-파라미터 맞춤 모델(P < 0.011)을 사용하는 것보다 정확한 T1 시간을 초래하였다.
도 7B에 도시된 바와 같이, MOLLI 펄스 시퀀스(720)를 사용하여 획득되는 데이터의 정밀도는 2-파라미터 맞춤 모델(참조 번호 722; 4 ± 2 ms vs. 4 ± 1 ms, P = 0.62)을 구비하는 STONE T1 맵과 유사하지만, 3-파라미터 맞춤 모델(참조 번호 724; 7 ± 2 ms, P < 0.001)보다는 좋다.
도 8은 건강한 피검자로부터 획득되며 2-파라미터 맞춤 모델(맵 800) 및 3-파라미터 맞춤 모델(맵 810)을 구비하는 STONE을 사용하는 전술한 공정을 사용하여 재구축되는 다섯 개의 슬라이스들(302, 304, 306, 308, 및 310)의 T1 맵의 예를 도시한다. 가시적으로 향상된 T1 맵 품질은 상기 2-파라미터 맞춤 모델로 얻어지는 맵(800)에서 관측될 수도 있다. 즉, 상기 맵(800)은 상기 맴(810)과 비교하여 심근을 가로지르는 적은 컬러 변화를 보여준다.
도 9는 세 명의 각기 다른 건강한 피검자(930, 940, 및 950)에 있어서 상기 2-파라미터 맞춤 모델(맵 910) 및 상기 3-파라미터 맞춤 모델(맵 920)을 통해 상기 MOLLI 시퀀스(맵 900) 및 상기 STONE 시퀀스로 얻어지는 대표적인 T1 맵을 도시한다. 도시된 바와 같이, 가시적으로 낮은 소음 오염은 균질 T1 맵(910 및 920)은 2-파라미터 맞춤 모델을 통해 MOLLI 및 STONE으로 얻어졌다. 그러나, 신호 균질성은 상기 STONE 시퀀스를 구비하는 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 경우 상기 맵(930) 내에서 감소된다.
도 8 및 9에 도시된 바와 같이, 2-파라미터 맞춤 모델을 구비하는 바람직한 STONE 시퀀스를 사용하여 재구축되는 상기 컬러 T1 맵의 품질은 다중 RF 여기에 의해 유발되는 상기 복원-곡선 방해를 보상하도록 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 MOLLI의 품질과 거의 동일하다. 그에 따라, 바람직한 STONE 시퀀스는 MOLLI와 동일한 컬러 맵 품질을 유지하면서 멀티 슬라이스 자유 호흡 MR 이미지 획득을 제공할 수 있다.
도 10A는 세 개의 매핑 방법, 즉, MOLLI(참조 번호 1000), 상기 2-파라미터 맞춤(참조 번호 1002)를 사용하는 STONE, 및 상기 3-파라미터 맞춤(참조 번호 1004)를 사용하는 STONE 시퀀스로 일곱 명의 건강한 피검자 및 일곱 명의 심장 환자에게서 측정된 체내 T1시간을 요약한다. 도 10A에 도시된 바와 같이, MOLLI는 건강한 피검자에 대해 1051 ± 33 ms 및 환자에 대해 1092 ± 39 ms의 최저 T1 시간을 초래하였다. 상기 2-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 상기 STONE 시퀀스에서의 체내 T1 시간은 건강한 피검자 1101 ± 27 ms (p < 0.01) 및 환자 1139 ± 42 ms (P < 0.01)보다 길었다. 상기 3-파라미터 맞춤 모델을 사용하는 상기 STONE 시퀀스로 평가된 상기 T1 시간은 건강한 피검자 (P < 0.001 대 MOLLI, P < 0.02 대 2-파라미터)에 대해 1134 ± 30 ms 및 환자 (MOLLI 및 2-파라미터에 대해 P < 0.001)에 대해 1182 ± 50 ms로 가장 길다. 모든 방법에 있어서, 환자 피검자는 건강한 피검자와 비교하여 증가한 T1 시간의 경향을 보여주었다.
도 10B는 모든 체내 피검자, MOLLI 펄스 시퀀스(참조 번호 1010), 상기 2-파라미터 맞춤(참조 번호 1012)를 사용하는 STONE 펄스 시퀀스, 및 상기 3-파라미터 맞춤(참조 번호 1014)를 사용하는 STONE 펄스 시퀀스에 대한 격벽 ROI 내에서 T1 시간의 표준 편차를 보여준다. 상기 ROI 내의 최저 변화는 2-파라미터 맞춤 재구축: 건강한 피검자에 대해 41 ± 6 ms 및 환자 에 대해 55 ± 9 ms으로 STONE을 사용하여 얻어졌다(참조 번호 1012). 이러한 변화는 MOLLI를 사용하여 건강한 피검자에 대해 54 ± 9 ms 및 환자에 대해 77 ± 19 ms까지 증가되었다(참조 번호 1010). 3-파라미터 맞춤 모델을 구비하는 STONE은 건강한 피검자에 대해 76 ± 16 ms 및 환자에 대해 95 ± 21 ms의 T1 시간의 가장 높은 변화를 보여주었다(참조 번호 1014).
도 11A는 2-파라미터 맞춤(참조 번호 1100) 및 3-파라미터 맞춤(참조 번호 1102)를 구비하는 STONE 시퀀스를 사용하여 도 8로부터의 건강한 피검자의 AHA 모델에 따른 16개의 심근 분절 내에서 T1 시간의 원주방향 극좌표 기점법 표시를 보여준다. 중앙의 T1 값은 전체 심근에 걸친 평균을 지시한다. 가시적으로 높은 균질성이 분절 및 슬라이스를 가로질러 관측되었다.
도 11B는 상기 STONE 시퀀스로 얻어지는 세 개의 중앙 슬라이스를 가로지르는 T1 시간을 도시한다. 각각의 박스의 중앙의 수평선은 상기 피검자, 예를 들면, 건강한 피검자 및 환자 모드를 가로지르는 각각의 슬라이스에 대한 평균 T1 시간을 표시한다. 상기 박스는 25번째 내지 75번째 사분위수의 위치를 표시하며, 위스커(whiskers)는 관측된 T1 시간의 범위를 보여준다. 각각의 슬라이스에 대해 모든 피검자를 가로지르는 평균 T1 시간은 2-파라미터 맞춤 모델로 하는 재구축에 대해 1127 ± 34 ms, 1122 ± 48 ms, 및 1111 ± 48 ms였고, 3-파라미터 맞춤 모델로 하는 재구축에 대해 1159 ± 56 ms, 1148 ± 57 ms, 및 1163 ± 59 ms였다. 슬라이스 사이의 T1 시간의 쌍-방식(pair-wise) 비교에서는 어떤 통계적으로 중요한 차이도 발견되지 않았다.
전술한 바와 같이, 바람직한 실시예의 멀티 슬라이스 T1 매핑 시퀀스, 즉, STONE은 MOLLI 시퀀스와 비교하여 더 정확한 T1 시간 및 비슷한 정밀도를 제공한다. 상기 MOLLI 방법은 정확성을 방해하는 단일 자화 준비 펄스 후에 길이방향 자화 복원 곡선 다중 시간을 샘플링한다. MOLLI와 달리, 바람직한 실시예에 있어서, 상기 역전 펄스 사이의 복원 기간은 나머지 슬라이스의 슬라이스-선택적 영상에 대해 사용된다. 이는 긴 휴지기에 대한 필요성 없이 방해받지 않는 자화 복원 곡선의 샘플링을 허용하여 슬라이스 당 20초 미만의 스캔 시간을 초래하지만, 반복된 영상 판독의 영상 펄스의 방해에 대한 보정은 필요로 하지 않는다.
길이방향 자화의 나머지 방해는 불완전한 슬라이스-프로파일, 남아있는 호흡기 모션 또는 심장 모션로 인한 이웃하는 슬라이스 내의 상기 여기에 의해 유도되었을 것이다. 상기 관통-평면 모션을 제어하기 위해, 호흡기 내비게이터를 사용하는 예상 슬라이스 추적이 수행될 수 있으며, 슬라이스 순서는 연속적인 심장 박동에 있어서의 슬라이스들 사이의 거리를 증가시키도록 선택될 수 있다. 비-제한 예에 있어서, 다섯 개의 슬라이스를 갖는 8 mm 슬라이스 간극은 잠재적인 크로스-토크 효과를 최소화하도록 사용될 수 있다. 전술한 설명에 있어서, T1 복원 곡선 상의 샘플링 포인트의 숫자 및 위치는 MOLLI 시퀀스의 그것과 평행하게 선택되었다. 증가한 슬라이스-간극을 허용하는 각기 다른 숫자의 샘플링 포인트 또는 슬라이스는 상기 영상 시퀀스의 미세한 수정에 의해 달성될 수 있다.
선형 순서의 다중 k-스페이스 라인의 SSFP 개시 펄스 및 획득은 상기 중앙 k-스페이스 라인이 획득되기 전에 상기 길이방향 자화를 방해한다. 그러나, 상기 길이방향 자화에 대한 싱글-샷 bSSFP 영상에 있어서의 펄스의 효과가 아핀(affine) 변환으로서 모델링될 수 있다는 것을 보여주었다. 그에 따라, 3-파라미터 맞춤 모델이 사용되면 정확성이 유지된다. 그러나, 2-파라미터 맞춤 모델이 사용되면, 이들 펄스는 상기 T2 시간, 상기 플립-각도, 상기 TR, 및 상기 역전-효율에 대한 독립성을 유도한다. 전술한 바와 같이, 상기 수치 모의실험 및 상기 팬텀 실험은 바람직한 시퀀스에서의 정확성의 손실이 MOLLI에서 사용되는 방해받은 길이방향 자화의 반복된 영상의 경우보다 훨씬 낮다는 것을 보여준다. 또한, 상기 2-파라미터 맞춤 모델에의 맞춤은 감소된 정확성를 보완하여 상당히 높은 정밀도를 제공한다. 상기 팬텀 및 체내 영상에 대한 전술한 예들에 있어서, 상기 플립-각도는 2-파라미터 맞춤 모델이 상기 재구축을 위해 사용되는 경우 정확성에서의 손실을 제어하도록 선택된 35도이다. 더 큰 플립 각도는 중앙 k-스페이스 라인의 획득 이전에 자화의 더 큰 방해를 유발한다. 그에 따라, 상기 STONE 시퀀스가 더 큰 플립-각도를 갖는 상기 2-파라미터 맞춤 모델에 사용되는 경우, 상기 방법의 정확성은 악화될 수 있다. 한편, 더 큰 플립-각도는 향상된 이미지 SNR으로 이어져, 더 좋은 정밀도를 유발한다. 그에 따라, 상기 STONE 시퀀스가 3-파라미터 맞춤 모델에 사용되는 경우, 더 큰 값의 플립-각도의 적용은 정확성의 악화 없이 정밀도를 증가시킬 수도 있다. 충분한 유지기가 적용 가능하다면 삽입될 수 있다.
상기 STONE 시퀀스 또한 조영-후 T1 매핑을 위해 적용될 수도 있다. 짧은 조영-후 T1 시간의 정밀한 평가는 짧은 역전 시간의 더 빽빽한 샘플링을 필요로 할 수도 있다. 상기 STONE 시퀀스에 있어서, 이는 슬라이스의 숫자를 감소시키고 T1을 변화시켜 영상 조합의 숫자를 증가시킴으로써 달성될 수 있다. 심근의 조영-후 T1에 더하여, 혈액 T1은 ECV의 계산을 위해 필요할 수 있다. 혈액 T1에 있어서, 유입 포화의 충격 및 유입 혈액의 방해는 고려될 필요가 있다. 그러나, 혈액 T1의 경우, 통상적으로, 단일 값만이 필요하다.
바람직한 실시예들은 소프트웨어 요소, 또는 필드-프로그래머블 게이트 어레이(FPGA) 또는 응용 주문형 집적 회로 (ASIC)와 같은 하드웨어 요소에 의해 수행될 수도 있다. 상기 하드웨어 요소는 어드레스 지정 가능한 저장 매체일 수도 있고, 하나 또는 그 이상이 프로세서에 의해 실행되도록 구성될 수도 있다. 소프트웨어 요소는 객체 지향형 소프트웨어 요소, 클라스 요소, 및 태스크 요소, 및 공정, 기능, 속성, 절차, 서브루틴, 프로그램 코드의 분절, 드라이버, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조, 테이블, 어레이, 및 변수를 포함할 수 있다. 각기 다른 요소에 의해 제공되는 기능은 더 작은 수의 요소와 조합될 수도 있고, 추가의 요소로 더 분리될 수도 있다.
전술한 바람직한 실시예 및 장점은 단지 예시적일 뿐이며 제한적 의미로 해석되지 않는다. 본 발명의 사상은 다른 형태의 장치에도 용이하게 적용될 수 있다. 또한, 바람직한 실시예에 대한 설명은 예시적으로 의도되며, 청구범위의 범주를 제한하지 않으며, 많은 대안예, 수정예, 및 번형예가 본 기술 분야에 통상의 지식을 가진 자에게 명료하게 될 것이다.
100: MRI 장치
102: 작업자 워크 스테이션
104: 디스플레이
106: 입력장치
110: 펄스 시퀀스 제어기
112: 데이터 버퍼
114: 데이터 프로세서
117: 통신 장치
124: 자석 조립체
122: 구배 코일 조립체
128: RF 코일 조립체

Claims (22)

  1. 피검자의 각기 다른 위치에 배치되는 복수의 슬라이스 내에서 완전히 복원된 길이방향 자화의 기간에 상기 피검자의 복수의 슬라이스로부터 제 1 MR 데이터를 획득하도록 펄스 시퀀스의 제 1 데이터 획득 블록을 수행하는 단계;
    복원 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 제 2 MR 데이터를 획득하도록, 상기 복원 기간 이전의 자화 준비 모듈 및 상기 복원 기간에 실행되는 영상 시퀀스를 포함하는 상기 펄스 시퀀스의 제 2 데이터 획득 블록을 수행하는 단계; 및
    상기 복수의 슬라이스의 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 토대로 상기 피검자의 T1 맵을 생성하는 단계를 포함하는 자기 공명 영상 (MRI) 방법.
  2. 제 1 항에 있어서, 상기 제 2 데이터 획득 블록을 수행하는 단계는 각각의 자성 준비 모듈의 실행 후 각기 다른 역전 시간에 상기 복수의 슬라이스의 상기 제 2 MR 데이터를 획득하도록 각각의 연속 실행에서 상기 복수의 슬라이스를 각각 다르게 순서를 매김으로써 상기 제 2 데이터 획득 블록의 반복적 실시를 포함하며
    상기 생성 단계는 상기 복수의 슬라이스의 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 인터리빙 함으로써 이미지를 재구축하는 단계를 포함하는 방법.
  3. 제 1 항에 있어서, 상기 자화 준비 모듈은 길이방향 자화의 단일 역전을 유발하는 비-선택적 역전 펄스를 포함하며,
    상기 영상 시퀀스는 슬라이스-선택적 여기 펄스의 조합을 포함하며,
    상기 슬라이스-선택적 여기 펄스의 상기 조합 각각은 상기 비-선택적 역전 펄스가 수행되고 난 후 상기 복수의 슬라이스 각각을 선택적으로 여기시켜 상기 복수의 슬라이스 각각의 상기 제 2 MR 데이터를 획득하는 방법.
  4. 제 3 항에 있어서, 상기 피검자의 심장 사이클을 토대로 상기 복수의 슬라이스로부터 상기 제 2 MR 데이터의 획득을 게이팅하는 단계를 더 포함하며,
    상기 슬라이스-선택적 여기 펄스의 각각의 조합은 상기 피검자의 심장 사이클 내의 대응 위치에서 수행되는 방법.
  5. 제 3 항에 있어서, 상기 제 2 데이터 획득 블록을 수행하는 단계는
    상기 길이방향 자화의 단일 역전 이후 내비게이터 이미지 데이터를 획득하고, 상기 슬라이스-선택적 여기 펄스를 수행하기 전에, 상기 피검자의 자유 호흡 중에 상기 복수의 슬라이스의 상기 제 2 MR 데이터를 획득하도록, 내비게이터 획득을 수행하는 단계를 포함하는 방법.
  6. 제 5 항에 있어서, 상기 T1 맵을 생성하는 단계는 상기 내비게이터 이미지 데이터를 사용하여 예상 게이팅을 수행하는 단계를 포함하는 방법.
  7. 제 3 항에 있어서, 상기 T1 맵을 생성하는 단계는 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 역전 복원 신호 (S2p)에 대한 2-파라미터 맞춤 모델에 적용하는 단계를 포함하며, 여기서
    S2p(t)=M0(1-2e-t/T1)
    여기서, M0는 상기 제 1 MR 데이터로부터 추출되는 전체 길이방향 자화 복원을 구비하는 역전 복원 신호이며,
    t는 역전 시간이며,
    T1은 길이방향 완화 시간인 방법.
  8. 제 3 항에 있어서, 상기 T1 맵을 생성하는 단계는 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 역전 복원 신호 (S3p)에 대한 3-파라미터 맞춤 모델에 적용하는 단계를 포함하며, 여기서,
    S3p(t)=M0(1-Be-t/T1)
    여기서, M0는 상기 제 1 MR 데이터로부터 추출되는 전체 길이방향 자화 복원을 갖는 역전 복원 신호이며,
    t는 역전 시간이며,
    T1은 길이방향 완화시간이며,
    B는 단일 역전의 외견상 역전 효율을 모델링하는 변수인 방법.
  9. 제 1 항에 있어서, 상기 제 1 데이터 획득 블록 및 상기 제 2 데이터 획득 블록 각각은 상기 복수의 슬라이스 중 지난 순서의 슬라이스로부터 상기 제 1 MR 데이터 또는 상기 제 2 MR 데이터의 획득 이후에 휴지기를 더 포함하는 방법.
  10. 제 9 항에 있어서, 상기 휴지기는 5초 이하인 방법.
  11. 피검자의 각기 다른 위치에 배치되는 복수의 슬라이스로부터 제 1 MR 데이터 및 제 2 MR 데이터를 획득하도록 구성되는 데이터 프로세서; 및
    펄스 시퀀스를 생성하고 상기 생성된 펄스 시퀀스를 구배 코일 조립체 및 RF 코일 조립체에 적용하도록 구성되는 펄스 시퀀스 제어기를 포함하며,
    상기 생성된 펄스 시퀀스는:
    상기 복수의 슬라이스 내의 완전히 복원된 길이방향 자화의 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 제 1 MR 데이터를 획득하도록 구성되는 제 1 데이터 획득 블록;
    복원 기간에 상기 복수의 슬라이스로부터 제 2 MR 데이터를 획득하도록, 상기 복원 기간 이전의 자화 준비 모듈 및 상기 복원 기간에 실행되는 영상 시퀀스를 포함하는 제 2 데이터 획득 블록; 및
    상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 토대로 상기 복수의 슬라이스에 대해 상기 피검자의 T1 맵을 생성하도록 구성되는 이미지 프로세서를 포함하는 자기 공명 영상 (MRI) 장치.
  12. 제 11 항에 있어서, 상기 데이터 프로세서는 각각의 자성 준비 모듈의 실행 후 각기 다른 역전 시간에 상기 복수의 슬라이스의 상기 제 2 MR 데이터를 획득하도록 각각의 연속 실행에 있어서 상기 복수의 슬라이스를 각기 다르게 순서를 매김으로써 상기 제 2 데이터 획득 블록을 연속 실행하도록 상기 펄스 시퀀스 제어기를 제어하도록 구성되며,
    상기 이미지 프로세서는 상기 복수의 슬라이스에 대한 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 인터리빙함으로써 이미지를 재구축하도록 구성되는 MRI 장치.
  13. 제 11 항에 있어서, 상기 자화 준비 모듈은 길이방향 자화의 단일 역전을 유발하는 비-선택적 역전 펄스를 포함하며,
    상기 영상 시퀀스는 슬라이스-선택적 여기 펄스의 조합을 포함하며,
    상기 슬라이스-선택적 여기 펄스의 각각의 조합은 상기 비-선택적 역전 펄스가 수행되고 난 후 상기 복수의 슬라이스 각각을 선택적으로 여기시키는 MRI 장치.
  14. 제 13 항에 있어서, 상기 펄스 시퀀스 제어기는 상기 피검자의 심장 사이클을 토대로 상기 복수의 슬라이스로부터 상기 제 2 MR 데이터의 획득의 게이팅을 제어하도록 구성되며,
    상기 슬라이스-선택적 여기 펄스의 각각의 조합은 상기 피검자의 심장 사이클 내의 대응 위치에서 수행되는 MRI 장치.
  15. 제 13 항에 있어서, 상기 데이터 프로세서는 상기 길이방향 자화의 단일 역전 이후에 내비게이터 이미지 데이터를 획득하도록 구성되며 상기 슬라이스-선택적 여기 펄스는 상기 피검자의 자유 호흡 중에 상기 복수의 슬라이스에 대한 상기 제 2 MR 데이터를 획득하도록 수행되는 MRI 장치.
  16. 제 15 항에 있어서, 상기 이미지 프로세서는 상기 내비게이터 이미지 데이터를 사용하여 예상 게이팅을 수행하도록 구성되는 MRI 장치.
  17. 제 13 항에 있어서, 상기 이미지 프로세서는 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 역전 복원 신호 (S2p)에 대한 2-파라미터 맞춤 모델에 적용하도록 구성되며, 여기서
    S2p(t)=M0(1-2e-t/T1)
    여기서, M0는 상기 제 1 MR 데이터로부터 추출되는 전체 길이방향 자화 복원을 구비하는 역전 복원 신호이며,
    t는 역전 시간이며,
    T1은 길이방향 완화 시간인 MRI 장치.
  18. 제 13 항에 있어서, 상기 이미지 프로세서는 상기 제 1 MR 데이터 및 상기 제 2 MR 데이터를 역전 복원 신호 (S3p)에 대한 3-파라미터 맞춤 모델에 적용하도록 구성되며, 여기서
    S3p(t)=M0(1-Be-t/T1)
    여기서, M0는 상기 제 1 MR 데이터로부터 추출되는 전체 길이방향 자화 복원을 갖는 역전 복원 신호이며,
    t는 역전 시간이며,
    T1은 길이방향 완화시간이며,
    B는 단일 역전의 외견상 역전 효율을 모델링하는 변수인 MRI 장치.
  19. 제 11 항에 있어서, 상기 펄스 시퀀스 제어기는 상기 복수의 슬라이스의 지난 순서의 슬라이스로부터 상기 제 1 MR 데이터 또는 상기 제 2 MR 데이터의 획득 이후에 휴지기를 수행하도록 구성되는 MRI 장치.
  20. 제 19 항에 있어서, 상기 휴지기는 5초 이하인 MRI 장치.
  21. 컴퓨터에 의해 실행되는 경우, 상기 컴퓨터가 제 1 항의 방법을 수행하도록 컴퓨터 명령어가 기록되어 있는 비-일시적 컴퓨터-판독 가능한 저장 매체.
  22. 제 1 항의 방법을 수행하도록 구성되는 프로세서를 포함하는 MR 스캐너.
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