KR101828174B1 - 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치, 방법 및 이를 이용한 기록매체 - Google Patents

Abstract

본 발명은 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치, 방법 및 이를 이용한 기록매체에 관한 것이다.
본 발명에 따르면, 자기공명 신호(MR)를 측정하기 위한 RF코일, 복수의 부위에 관심영역을 설정하는 관심영역설정모듈, 상기 RF코일에서 측정된 자기공명 신호를 기초로 상기 각각의 관심영역의 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 시간연산모듈, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산하는 신호강도 연산모듈, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 차이 연산모듈, 및 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 최대값 연산모듈을 포함하는 영상 처리부 및 상기 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값이 적용된 자기공명 영상을 디스플레이하기 위한 출력부;를 포함하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치를 제공한다.

Description

자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치, 방법 및 이를 이용한 기록매체{Magenetic Resonance Imaging for arthrography Apparatus, Method and recording medium using the same}

본 발명은 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치, 방법 및 이를 이용한 기록매체에 관한 것이다.

자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging)은 자기장을 이용해 인체를 촬영하는 영상 진단 도구로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경, 인대과 같은 연부조직의 영상화에 뛰어나고, 원하는 각도에서 단면 영상 획득이 가능하기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용된다. 의료 영상에서는 조영증강이 되는 병변을 찾거나 조직 간의 대조도를 증가시킬 목적으로 조영제를 주입후 자기 공명(MR: magnetic resonance) 영상을 얻을 수 있다.

견관절의 자기공명 관절조영술 (magnetic resonance arthrography, MRA)는 회전근개(rotator cuffs tendon)의 퇴행성 변화 및 파열, 그리고 관절순(glenoid labrum)의 파열 진단에 가장 중요한 영상 진단 도구이다. 자기공명 관절조영술을 위해서는 MRI 촬영 촬영 직전에 조영제를 견관절에 주입해야 한다. 자기공명 관절조영술을 이용한 정확한 진단을 위해서, 조영증강된 관절강을 포함하여 조직간 대조도를 극대화시켜야 한다. 극대화된 조직간 대조도를 얻기 위해서, 최적의 조영제 농도를 사용해야 하며, 최적화된 영상프로토콜을 사용해야 한다. 통상적으로 사용하는 최적의 조영제 농도가 알려져 있으나, 각 병원기관마다의 MRI 촬영 기기 및 프로토콜, 그리고 MRI 영상 촬영 조건에 맞추어 0.5-0.8 mmol/L의 통상적인 농도를 사용하고 있다.

그러나 최적의 조영제 농도를 맞추어도, 촬영한 영상에서 의도한대로의 대조도가 나오지 않는 환자들이 있다. 가능한 이유로는 실제 환자에서는 기저 질환에 의해 활액막염(synovitis) 혹은 관절삼출 (joint effusion), 출혈 등에 따라 조영제 주입전의 관절내의 상태는 차이에 의해 T1과 T2 시간의 변화를 줄 수 있어, 자기공명 관절조영술(MRA)이후 신호강도에 영향을 미치게 된다. 또한 환자 체격 및 위치에 따라서도 견관절의 MRI RF코일의 위치가 달라져 신호강도에 영향을 미치기 때문이다. 이에 각 환자에 맞추어진 환자맞춤형으로 영상대조도를 극대화하려는 노력이 필요하다.

자기공명영상의 스핀 에코(spin echo) 영상의 대조도는 TR(repetition time)와 TE(echo time)값에 의해 결정되며, TR과 TE값은 촬영하기 전에 결정해야 하는 값으로 촬영 이후에는 변화시킬 수 없는 값이다. 최근 synthetic MRI 에서는 촬영 후에도 TR과 TE를 변화시켜 T1강조 및 T2강조 신호강도를 조정할 수 있어, 차후 보정이 가능하게 되었다. 그러나 자기공명 관절조영술에서 synthetic MRI를 이용하여 최적의 TR과 TE를 계산하는 방법은 아직 소개되지 않았다.

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한국공개특허 제2005-0049398호 2005년 05월 25일 공개(명칭: MRI 방법 및 MRI 장치)

본 발명이 해결하고자 하는 기술적 과제는 외부환경 변화에 따라 신호강도가 극대화되는 지점을 통해 최적화된 TR과 TE값을 연산하고, 이를 영상에 반영하여 최적의 대조도를 가지는 자기공명 영상을 제공하는데 목적이 있다.

본 발명은 자기공명 신호(MR)를 측정하기 위한 RF코일, 복수의 부위에 관심영역을 설정하는 관심영역설정모듈, 상기 RF코일에서 측정된 자기공명 신호를 기초로 상기 각각의 관심영역의 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 시간연산모듈, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산하는 신호강도 연산모듈, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 차이 연산모듈, 및 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 최대값 연산모듈을 포함하는 영상 처리부 및 상기 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값이 적용된 자기공명 영상을 디스플레이하기 위한 출력부를 포함하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치를 제공한다.·

상기 관심영역설정모듈은 관절액, 관절순 및 근육을 관심영역으로 설정할 수 있다.

상기 방정식은 S =PD·exp(-TE/T2)·(1 - exp(-TR/T1))이며, (S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF 펄스를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스 이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD는 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도)일 수 있다.

상기 관심영역은 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정되며, 상기 신호강도 연산모듈은 제1부위와 기준부위의 신호강도 차이, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이 및 제1부위와 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이를 절대값으로 연산할 수 있다.

최대값 연산모듈은 T1강조영상의 경우 TR값은 10 내지 300ms 의 범위, TE값은 2 내지 10ms의 범위 내에서 연산되고, T2 강조영상의 경우 TR값은 500 내지 6000ms 의 범위, TE값은 80 내지 300ms의 범위 내에서 연산될 수 있다.

본 발명은 대상부위 중 복수의 부위에 관심영역을 설정하는 단계, 상기 대상부위에 고주파 펄스 신호를 인가하여 발생되는 자기공명 신호를 측정하는 단계, 상기 측정된 자기공명 신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 단계, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR 및 TE가 포함된 방정식으로 연산하는 단계, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계, 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 단계 및 상기 연산된 TR 및 TE 값을 적용하여 영상을 표시하는 단계를 포함하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법을 제공한다.

상기 관심영역을 설정하는 단계는 관절액, 관절순 및 근육을 관심영역으로 설정할 수 있다.

상기 방정식은 S =PD·exp(-TE/T2)·(1 - exp(-TR/T1))이며, (S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF 펄스를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스 이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD는 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도)일 수 있다.

상기 관심영역은 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정되며, 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계는 제1부위와 기준부위의 신호강도 차이, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이 및 제1부위와 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이를 절대값으로 연산할 수 있다.

상기 TR 및 TE 값을 연산하는 단계는 T1강조영상의 경우 TR값은 10 내지 300ms 의 범위, TE값은 2 내지 10ms의 범위 내에서 연산되고, T2 강조영상의 경우 TR값은 500 내지 6000ms 의 범위, TE값은 80 내지 300ms의 범위 내에서 연산될 수 있다.

본 발명은 대상부위 중 서로 다른 특성을 가지는 적어도 세가지 이상의 부위에 관심영역을 설정하는 단계, 상기 대상부위에 고주파 펄스 신호를 인가하여 발생되는 자기공명 신호를 측정하는 단계, 상기 측정된 자기공명 신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 단계, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR 및 TE가 포함된 방정식으로 연산하는 단계, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계, 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 단계 및 상기 연산된 TR 및 TE 값을 적용하여 영상을 표시하는 단계를 포함하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 제공한다.

본 발명에 따르면 외부환경 변화에 따라 신호강도가 극대화되는 지점에 해당하는 TR 및 TE 값을 연산하여 적용 가능하므로 관절 내부의 부위에 따른 경계의 구분이 더욱 선명하고 환자에 따라 최적화된 대조도를 가지는 자기공명 영상을 얻을 수 있다.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치의 구성도이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치의 영상 처리부를 도시한 구성도이다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법을 도시한 순서도이다.
도 4(a)는 기존의 방법으로 촬영된 T1 강조영상이다.
도 4(b)는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법으로 촬영된 T1 강조영상이다.

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 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구 항의 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"들 로 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.

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, 뼈, 연골, 근육, 인대, 건, 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) 혹은 실린더모양(cylindrical)의 팬텀을 포함할 수 있다.

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

또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미 의미하여, 자기공명 관절조영술과 자기공명 혈관조영술 등을 포함한다.

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 통하여 특정될 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 시스템 내에서 인가되는 신호 들의 순서를 설명하기 위한 모 식도일 수 있다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도는 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 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. 소정의 원자는 수소 원자 이외에도 나트륨(sodium), 탄소(carbon), 인(phosphorus) 등의 인체에서 검출 가능한 원자를 포함한다.

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 영상 또는 3D 볼륨 영상을 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 영상의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 영상, 혈관 영상, 흉부 영상, 복부 영상, 근골격(musculoskeletal) 영상 및 종양(oncologic) 영상 등을 획득할 수 있다.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치의 구성도이고, 도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치의 영상 처리부를 도시한 구성도이다.

도 1을 참조하면, MRI 시스템은 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20) 내 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.

주 자석(22), 경사 코일(24) 및 RF코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블(table)(28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.

주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성한다. 주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.

경사 코일(Gradient coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.

RF코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF코일(26)은, 세차운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.

예를 들어, RF코일(26)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 대상체(10)에 인가할 수 있다. RF코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF코일(26)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. RF코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.

RF코일(26)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 RF코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF코일로서 각각 구현될 수도 있다.

또한, 이러한 RF코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF코일(26)은 머리 RF코일, 흉부 RF코일, 다리 RF코일, 목 RF코일, 어깨 RF코일, 손목 RF코일 및 발 목 RF코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF코일을 포함할 수 있다.

또한, RF코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼(dual tune)통신도 수행할 수 있다.

또한, RF코일(26)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡 전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다. 또한, RF코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF코일(26)은 16채널, 32채널, 72채널 및 144채널 등 다양한 채널의 RF코일을 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.

경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다.

RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수의 RF 펄스를 RF코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF코일(26)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.

송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.

모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42) 및 대상체 모니터링부(44)를 포함할 수 있다.

시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링할 수 있다.

대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링한다. 구체적으로, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.

테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또 는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.

디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.

시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리 (20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.

시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. 시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부 (38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(24)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다. 특히, 시퀀스 제어부(52)는 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE)에 관한 펄스 시퀀스(pulse sequence)일 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부 (66)를 포함할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.

영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k 공간 (예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 영상 데이터로 재구성할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 영상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.

도 2를 참조하면, 영상 처리부(62)는 관심영역설정모듈(71), 시간연산모듈(72), 신호강도 연산모듈(73), 차이 연산모듈(74), 최대값 연산모듈(75)을 포함할 수 있다.

관심영역설정모듈(71)은 복수의 부위에 관심영역을 설정할 수 있다. 상기 복수의 부위는 서로 다른 특성을 가지는 부위로 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정될 수 있다. 상기 서로 다른 특성은 부위에 따라 수소의 함량비가 다르게 형성되므로 일반적으로 지방, 근육, 관절순, 관절액과 같은 부위일 수 있다. 상기 기준부위는 주영제가 투여된 관절액일 수 있으며, 상기 제1부위 및 제2부위는 근육 및 관절순일 수 있다.

시간연산모듈(72)은 관심영역설정모듈(71)에서 설정된 관심영역에서 측정되는 자기공명 신호(MR)를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산한다. RF코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이되면서 자화되고, RF코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사하면서 상기 자화가 복원된다. 상기 T1값은 상기 원자핵이 본래 가지고 있던 자화의 63%까지 복귀하는 시간을 의미하며, 상기 T2값은 상기 원자핵이 처음 자화의 37%까지 소멸되는 시간을 의미한다. PD값은 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도를 의미한다. 상기 T1값, T2값 및 PD값은 관심영역에 따라 서로 다른 수치를 가지므로 관심영역 각각에 대한 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 것이 바람직하다.

신호강도 연산모듈(73)은 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산한다. 상기 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식은 수학식 1과 같다.

(S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF pulse를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD값은 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도)

상기 신호강도 S는 관심영역 각각에서 연산되며, 이때 신호강도 S에 관한 수학식 1은 두 가지 변수 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함되어 있다.

수학식 1을 통해 각각의 부위에 따라 수학식으로 표현하면, 기준부위의 신호강도는 수학식 2로 표현되고, 제1부위의 신호강도는 수학식 3으로 표현되며, 제2부위의 신호강도는 수학식 4로 표현된다.

차이 연산모듈(74)은 상기 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산한다.

제1부위와 기준부위의 신호강도 차이는 수학식 5로, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이는 수학식 6으로, 제1부위 및 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이는 수학식 7로 표현된다.

상기 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 이유는 표시될 영상의 구분이 중요한 요소이므로 부호에 상관없이 절대값으로 연산하는 것이 바람직하다.

최대값 연산모듈(75)은 수학식 5 내지 수학식 7에서 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산한다. 수학식 5 내지 수학식 7의 신호강도는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)의 변수가 포함되어 있으므로, 임의의 TR(repetition time) 및 TE(echo time)을 대입함으로써 상기 신호강도 차이가 최대값을 가지는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)의 값을 연산할 수 있다. 이때, TR(repetition time) 및 TE(echo time)값은 T1강조영상을 출력할 것인지 T2강조영상 출력할 것인지에 따라 다른 범위를 가지도록 설정할 수 있다. T1강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 10 내지 300ms 의 범위, TE(echo time)값은 2 내지 10ms의 범위로 설정되며, T2 강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 500 내지 6000ms 의 범위, TE(echo time)값은 80 내지 300ms의 범위로 설정된다. 상기 범위 내에서 상기 신호강도 차이가 최대값을 가지는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)값이 연산된다. 일반적으로 T1　강조영상에서는 물은 저신호 강도, 지방은 고신호강도로 보이며, T2　강조영상에서는 반대로 물이 고신호 강도로 지방이 등신호 강도로 보이며, 고속스핀에코(fast spin echo)에서는 T2 강조영상에서도 지방이 고신호 강도로 보일 수 있다.

영상 처리부(62)는 단일 칩, 다수의 칩, 또는 다수의 전기 부품 상에 구현될 수 있다. 예를 들어, 전용 또는 임베디드 프로세서, 단일 목적 프로세서, 컨트롤러, ASIC, 기타 등등을 비롯하여 여러 가지 아키텍처가 영상 처리부(62)에 대해 사용될 수 있다.

출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 이때, 최대값 연산모듈(75)에서 연산된 TR(repetition time) 및 TE(echo time)값이 적용된 화상데이터를 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(64)는 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(66)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, 심장박동 검출기 및 호흡 움직임 검출기 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.

도 1은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는, RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.

갠트리(20), RF코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)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(20), RF코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있다.

도 3은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법을 도시한 순서도이다.

도 3을 참조하면, 먼저 대상부위 중 복수의 부위에 관심영역을 설정한다(S100).

상기 S100단계에서는 복수의 부위에 관심영역을 설정할 수 있다. 상기 적어도 세가지 이상의 부위는 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정될 수 있다. 상기 기준부위는 주영제가 투여된 관절액일 수 있으며, 상기 제1부위 및 제2부위는 근육 및 관절순일 수 있다.

다음으로, 상기 대상부위에 고주파 펄스 신호를 인가하여 발생되는 자기공명 신호를 측정한다(S110).

RF코일에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이되면서 자화되고, RF코일에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사하는 자기공명신호를 측정한다.

다음으로, 상기 측정된 자기공명 신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산한다(S120).

상기 S110단계에서 측정된 자기공명신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 것이 가능하며, 상기 T1값은 상기 원자핵이 본래 가지고 있던 자화의 63%까지 복귀하는 시간을 의미하며, 상기 T2값은 상기 원자핵이 처음 자화의 37%까지 소멸되는 시간을 의미한다. PD값은 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도를 의미한다. 상기 T1값, T2값 및 PD값은 관심영역에 따라 서로 다른 수치를 가지므로 관심영역 각각에 대한 T1값, T2값 및 PD값을 연산한다.

다음으로, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산한다(S130).

상기 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식은 수학식 8과 같다.

(S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF pulse를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스 이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD는 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도)

상기 신호강도 S는 관심영역 각각에서 연산되며, 이때 신호강도 S에 관한 수학식 8은 두 가지 변수 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함되어 있다. 수학식 8을 통해 각각의 부위에 따라 수학식으로 표현하면, 기준부위의 신호강도는 수학식 9로 표현되고, 제1부위의 신호강도는 수학식 10으로 표현되며, 제2부위의 신호강도는 수학식 11로 표현된다.

다음으로, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산한다(S140).

제1부위와 기준부위의 신호강도 차이는 수학식 12로, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이는 수학식 13으로, 제1부위 및 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이는 수학식 14로 표현된다.

다음으로, 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산한다(S150).

상기 S150단계는 수학식 12 내지 수학식 14에서 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산한다. 수학식 12 내지 수학식 14의 신호강도는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)의 변수가 포함되어 있으므로, 임의의 TR(repetition time) 및 TE(echo time)을 대입함으로써 상기 신호강도 차이가 최대값을 가지는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)의 값을 연산할 수 있다. 이때, TR(repetition time) 및 TE(echo time)값은 T1강조영상을 출력할 것인지 T2강조영상 출력할 것인지에 따라 다른 범위를 가지도록 설정할 수 있다. T1강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 10 내지 300ms 의 범위, TE(echo time)값은 2 내지 10ms의 범위로 설정되며, T2 강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 500 내지 6000ms 의 범위, TE(echo time)값은 80 내지 300ms의 범위로 설정된다. 상기 범위 내에서 상기 신호강도 차이가 최대값을 가지는 TR(repetition time) 및 TE(echo time)값이 연산된다. 일반적으로 T1 강조영상에서는 물은 저신호 강도, 지방은 고신호강도로 보이며, T2 강조영상에서는 반대로 물이 고신호 강도로 지방이 등신호 강도로 보이며, 고속스핀에코(fast spin echo)에서는 T2 강조영상에서도 지방이 고신호 강도로 보일 수 있다.

마지막으로, 상기 연산된 TR 및 TE 값을 적용하여 영상을 표시한다(S160).

상기 S150 단계에서 연산된 TR(repetition time) 및 TE(echo time)값이 적용된 화상데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력한다. 상기 영상은 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.

도 4(a)는 기존의 방법으로 촬영된 T1 강조영상이고, 도 4(b)는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법으로 촬영된 T1 강조영상이다.

도 4(a) 및 도 4(b)를 참조하면, 도 4(a)의 경우 관절액, 관절순 및 근육의 경계가 뚜렷하지 않지만, 도 4(b)의 경우 관절액, 관절순 및 근육의 음영의 대비가 높아 관절액, 관절순 및 근육의 경계가 뚜렷하게 나타나므로 최적화된 영상을 출력이 가능한 것을 알 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) 및 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등)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.

20: 겐트리
30: 신호 송수신부
40: 모니터링부
50: 시스템 제어부
60: 오퍼레이팅부
62: 영상 처리부
71: 관심영역설정모듈
72: 시간연산모듈
73: 신호강도 연산모듈
74: 차이 연산모듈
75: 최대값 연산모듈

Claims (11)

1. 자기공명 신호(MR)를 측정하기 위한 RF코일;
   복수의 부위에 관심영역을 설정하는 관심영역설정모듈, 상기 RF코일에서 측정된 자기공명 신호를 기초로 상기 각각의 관심영역의 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 시간연산모듈, 상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산하는 신호강도 연산모듈, 상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 차이 연산모듈, 및 상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 최대값 연산모듈을 포함하는 영상 처리부; 및
   상기 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값이 적용된 자기공명 영상을 디스플레이하기 위한 출력부;를 포함하며,
   상기 관심영역은 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정되며,
   상기 신호강도 연산모듈은 제1부위와 기준부위의 신호강도 차이, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이 및 제1부위와 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이를 절대값으로 연산하는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치.
   
2. 제 1항에 있어서,
   상기 관심영역설정모듈은
   관절액, 관절순 및 근육을 관심영역으로 설정하는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치.
   
3. 제 1항에 있어서,
   상기 방정식은
   S =PD·exp(-TE/T2)·(1 - exp(-TR/T1))이며,
   S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF 펄스를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스 이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD는 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도인 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치.
   
4. 삭제
5. 제 1항에 있어서,
   최대값 연산모듈은
   T1강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 10 내지 300ms의 범위, TE(echo time)값은 2 내지 10ms의 범위 내에서 연산되고, T2 강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 500 내지 6000ms의 범위, TE(echo time)값은 80 내지 300ms의 범위 내에서 연산되는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 장치.
   
6. 대상부위 중 복수의 부위에 관심영역을 설정하는 단계;
   상기 대상부위에 고주파 펄스 신호를 인가하여 발생되는 자기공명 신호를 측정하는 단계;
   상기 측정된 자기공명 신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 단계;
   상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time)가 포함된 방정식으로 연산하는 단계;
   상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계;
   상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 단계; 및
   상기 연산된 TR 및 TE 값을 적용하여 영상을 표시하는 단계를 포함하며,
   상기 관심영역은 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정되며,
   상기 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계는 제1부위와 기준부위의 신호강도 차이, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이 및 제1부위와 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이를 절대값으로 연산하는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법.
   
7. 제 6항에 있어서,
   상기 관심영역을 설정하는 단계는
   관절액, 관절순 및 근육을 관심영역으로 설정하는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법.
   
8. 제 6항에 있어서,
   상기 방정식은
   S =PD·exp(-TE/T2)·(1 - exp(-TR/T1))이며,
   S는 신호강도, T1은 원자핵이 본래 가지고 있던 자화(종자화)의 63%까지 복귀하는 시간, T2는 원자핵이 처음 자화(횡자화)의 37%까지 소멸되는 시간, TR은 90° RF 펄스가 부여된 후 다음 90° RF 펄스를 가하는데 까지 걸리는 시간, TE는 RF 펄스 이후 발생되는 에코(echo)신호까지의 시간, PD는 수소원자의 밀도를 반영하는 신호강도인 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법.
   
9. 삭제
10. 제 6항에 있어서,
    상기 TR 및 TE 값을 연산하는 단계는
    T1강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 10 내지 300ms 의 범위, TE(echo time)값은 2 내지 10ms의 범위 내에서 연산되고, T2 강조영상의 경우 TR(repetition time)값은 500 내지 6000ms 의 범위, TE(echo time)값은 80 내지 300ms의 범위 내에서 연산되는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법.
    
11. 대상부위 중 복수의 부위에 관심영역을 설정하는 단계;
    상기 대상부위에 고주파 펄스 신호를 인가하여 발생되는 자기공명 신호를 측정하는 단계;
    상기 측정된 자기공명 신호를 통해 T1값, T2값 및 PD값을 연산하는 단계;
    상기 연산된 T1값, T2값 및 PD값을 기초로 상기 각각의 관심영역에서의 신호강도를 TR(repetition time) 및 TE(echo time) 가 포함된 방정식으로 연산하는 단계;
    상기 TR 및 TE가 포함된 방정식들 상호간의 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계;
    상기 연산된 신호강도 차이가 최대값이 되는 TR 및 TE 값을 연산하는 단계; 및
    상기 연산된 TR 및 TE 값을 적용하여 영상을 표시하는 단계를 포함하며,
    상기 관심영역은 기준부위, 제1부위 및 제2부위로 설정되며,
    상기 신호강도 차이를 절대값으로 연산하는 단계는 제1부위와 기준부위의 신호강도 차이, 제2부위와 기준부위의 신호강도 차이 및 제1부위와 제2부위의 평균과 기준부위의 신호강도차이를 절대값으로 연산하는 것을 특징으로 하는 자기공명 관절 조영술을 위한 영상처리 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체.
    

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