KR20100047806A - 원통형 오프셋 여기 영역을 이용한 자기 공명 영상장치 및 방법 - Google Patents

원통형 오프셋 여기 영역을 이용한 자기 공명 영상장치 및 방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 환자의 영상화를 수행하는 자기 공명 영상장치에 관한 것이다. 상기 영상장치는 영상화 코일들을 포함한다. 상기 영상장치는 수신기 코일들을 포함한다. 상기 영상장치는 컴퓨터를 포함하며, 상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금, 제1 반복시간 동안 상기 환자의 타겟에 대해 제1 위치에 관한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성하게 하고, 제2 반복 시간동안 상기 타겟에 대해 상기 제1 위치와는 다른 제2 위치에 관한 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성하게 하며; 그리고 상기 수신기 코일들로부터 수신된 정보로부터 상기 제1 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제1 3-D 영상 데이터세트 및 상기 제2 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하게 하며, 상기 제1 3-D 영상 데이터세트 및 상기 제2 3-D 영상 데이터세트는 각각의 반복 시간 동안 함께 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하고; 그리고 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 상기 타겟의 영상을 생성하게 한다. 환자를 분석하기 위한 방법이 개시된다. 관상동맥들의 협착 정도를 산정(assess)하기 위하여 관상 동맥들을 평가하기 위한 방법이 개시된다. 자기 공명 영상장치의 컴퓨터에 의해 실행될때 환자의 영상을 생성하는 컴퓨터 프로그램이 개시된다.
자기 공명 영상 장치(MRI), 항정상태 자유 세차 여기 슬랩, 원통형 오프셋 여기 영역(CORE), 관상동맥

Description

원통형 오프셋 여기 영역을 이용한 자기 공명 영상장치 및 방법{MAGNETIC RESONANCE IMAGER USING CYLINDRICAL OFFSET REGION OF EXCITATION, AND METHOD}
본 발명은 자기 공명 영상장치를 사용하여 환자의 타겟 주위를 회전하는 복수의 항정상태 자유 세차 여기 슬랩들(steady-state free precession excitations slabs) 각각의 데이터를 획득하는 것에 관한 것이다. (본 명세서에서, "본 발명" 또는 "발명"에 대한 참조는 예시적인 실시예들에 관한 것이며, 첨부된 청구항들이 포괄하는 모든 실시예들과 반드시 관련되어야만 하는 것은 아니다.) 보다 구체적으로, 본 발명, 즉 원통형 오프셋 여기 영역(CORE)은, 각각의 반복 시간 동안 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 획득하기 위하여, 자기 공명 영상장치를 사용하여 각각의 반복 시간들(repetition times) 동안, 환자의 타겟 주위를 회전하는 복수의 항정상태 자유 세차 여기 슬랩 각각의 데이터를 획득하는 것에 관한 것이며, 그리고 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 타겟 영상을 생성하는 것에 관한 것이다.
이 단락은 본 발명의 다양한 양상들과 관련될 수 있는 다양한 기술 양상들을 소개하기 위한 것이다. 다음의 논의는 본 발명의 보다 나은 이해를 돕기 위한 정보를 제공하기 위한 것이다. 따라서, 다음의 논의에서 기술되는 사항들은, 종래 기술 의 승인으로서가 아니라, 이러한 관점에서 읽혀져야 한다.
현재, 관상동맥의 협착 정도를 산정(assess)하기 위해 관상동맥을 평가하는데에 널리 사용되는 표준은 카테터(catheter) 기반의 x-레이 조영술(angiography)을 수행하는 것이다. 이것은 대략 0.1 x 0.1 mm2의 평면 해상도(in-plane resolution)의 관상 동맥 투사도(projective view)를 제공한다. 관상 동맥 영상화를 수행하기 위한 대안적인 기술들은 MRI와 x-레이 컴퓨터 단층촬영(CT)등을 포함하는 단층촬영 기법들을 포함한다. 현재, CT는 대략 0.5 x 0.5 x 0.5 mm3의 단층촬영(tomography) 해상도를 제공하며, MRI는 대략 1 x 1 x 1 mm3의 단층촬영 해상도를 제공한다. 관상 동맥을 등방 해상도(isotropic resolution)로 관측할 수 있는 성능에도 불구하고, MRI와 CT 단층촬영 기법은 현재의 카테터 기반의 검사보다 못한 것으로 여겨지고 있다. 단층촬영 해상도가 x-레이 조영술에 상응하도록 개선된다면, CT는 125배 만큼 개선될 것이며, MRI는 1000배 만큼 개선될 것이다. 확실히, 이러한 수준의 향상은 엄청난 성능 개선을 요구할 것이다. MRI가 관상 동맥들의 투사 조영도(projective angiofraphic view)를 생성할 수 있게 하기 위하여, CORE 신호 준비(CORE signal preparation) 기법이 사용될 수 있다. 이러한 경우에는, 종래의 x-레이 조영술에 상응하게 하기 위하여, 평면 해상도가 100배 만큼 개선되어야 하며, 이는 데이터 수집에서의 고 효율성을 요구하지만, 원래의 것의 1000배 이상 제어하기가 쉽다.
현재, f.o.n.a.r (field focused nuclear magnetic resonance) 기법 및 민감 점 영상화(sensitive point imaging) 기법이 존재한다. 이 기법들에서, 신호는 바람직하게는 바디(body)내의 대략적인 구면 영역(spherical region)으로부터 획득된다. 다마디안(Damadian)의 FONAR 기법은, 관심점 외부로부터의 신호가 빠르게 0 위상화(dephase)되어 신호에 기여하지 못하게끔, 고정 기울기(static gradients)를 적용하거나, 또는 다른 경우에는 주 자기 필드(main magnetic field)를 휘게함(warping)으로써 이를 달성한다. 이러한 기법은 경사 에코 영상화(gradient echo imaging)에 가장 적합하다. 힌쇼(Hinshaw)의 민감점 기법은 점 외부로부터의 신호를 0 위상화하는 시간 가변 기울기(time varying gradients)의 응용과 관련되며, 상기 점이 FONAR 기법보다 훨씬 쉽게 바디 내에 위치할 수 있게 해준다. 즉, 민감점 기법은 경사 에코 영상화와 가장 잘 호환되는 기법이다. CORE와는 다르게, 두 기법 모두 항정상태 신호를 확립하는 것에 의존하지 않는다. 상기 두 기법은 원통형 영역을 여기하기 위하여 기울기 및 RF를 사용하는 것을 고려하지 않았고, 점진적으로 회전했던 성형된(shaped) RF 펄스 슬랩-선택 영역을 사용하지 않았으며, 관심 영역이 이동함에 따라 고정된 배향에서 경사 영상화(imaging gradients)를 적용하지 않았다.
본 발명은 환자를 촬영하는 자기 공명 영상장치에 관한 것이다. 상기 영상장치는 영상 코일들을 포함한다. 상기 영상장치는 컴퓨터를 포함하며, 상기 컴퓨터는 제1 반복 시간(repetition time) 동안 영상 코일들로 하여금 환자의 타겟에 대한 제1 위치와 관련된 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩, 및 제2 반복 시간 동안 상기 타겟에 대한 상기 제1 위치와는 다른 제2 위치와 관련된 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성하게 하며, 상기 수신기 코일들로부터 수신한 정보로부터 상기 제1 여기 슬랩과 관련된 타겟의 제1 3-D 데이터 세트 및 상기 제2 여기 슬랩과 관련된 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성한다. 상기 제1 3-D 영상 데이터세트 및 제2 3-D 영상 데이터 세트는, 각각의 반복 시간 동안 공동으로 일련의 3-D 영상 데이터세트를 정의하며, 상기 일련의 3-D 영상 데이터 세트들로부터 타겟의 영상을 생성한다.
본 발명은 환자를 분석하기 위한 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 제1 반복 시간 동안 타겟에 대한 제1 위치에 관한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계들을 포함한다. 상기 제1 여기 슬랩과 관련된 타겟의 제1 3-D 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제2 반복 시간 동안 타겟에 대한 제1 위치와는 다른 제2 위치와 관련하여 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계가 있다. 상기 제2 여기 슬랩과 관련한 타겟의 제2 3-D 이미지 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제1 및 제2 3-D 이미지 데이터세트를 제공하는 단계와, 각각의 반복 시간 동안 공동으로 일련의 3-D 이미지 데이터세트들을 컴퓨터에 정의하는 단계가 있다. 컴퓨터에 의해 상기 일련의 3-D 이미지 데이터세트들로부터 타겟 이미지를 생성하는 단계가 있다.
본 발명은 관상 동맥의 협착 정도를 산정하기 위해 관상 동맥들을 평가하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 MRI를 사용하여 동맥 주변을 회전하는 복수의 항정상태 자유 세차 여기 슬랩들 각각의 데이터를 획득하는 단계를 포함한다. 데이터로부터 관상 동맥의 MRI 투사 조영도들(projective angiographic views)을 생성하는 단계가 있다.
본 발명은 혈관 및 구조들의 단층촬영 또는 조영적 시각화를 제공하기에 적합한 신호 강도로, 선택적으로 바디의 표면으로부터 오프셋된, 제한된 볼륨(volume)에 대해 영상화할 수 있도록 자기 공명 신호를 준비하는 기법을 기술한다. 이 기법은 원통형 오프셋 여기 영역(Cylindrical Offset Region of Excitaion: CORE)라고 지칭된다. CORE 기법은 선택적으로 바디 표면으로부터 오프셋된 원통형 영역이 바디 표면에 가까운 영역들보다 더 밝은 신호를 산출하게끔, 여기 단계에서 신호를 준비한다. 종래에는, 바디 표면에 가장 가까운 영역들(신호 수신기 코일들이 일반적으로 위치하는 영역들)이 대부분의 바디 영상들을 특징짓는 가장 밝은 피처들이다. CORE 신호 준비 과정에서, 표면으로부터 멀리 떨어진 원통형 영역이 가장 밝은 신호를 산출한다. 이 멀리떨어진 밝은 여역은 단층촬영 또는 조영술 데이터를 빠르게 획득하기 위하여 현존하는 다수의 기법들에서 사용될 수 있다. 그러나, 많은 현존하는 저밀도 샘플링(sparse sampling) 기법들에 최적으로 적용하기 위하여, 효율적인 스캔시간 감소를 위하여 데이터를 준비하는 데에 추가적인 포스트 획득 신호 처리가 요구된다. CORE의 본질적인 특징들은 신호 여기 및 공간 엔코딩 방식을 수반한다. 또한, 데이터 감소/송환(reduction/rendition) 기법에 따라, 적합한 포스트 획득 신호 처리의 적용이 요구된다. 예시의 목적으로, 고해상도로 관상 동맥들을 빠르게 영상화하기 위한 두가지 기법들이 설명된다.
본 발명은 자기 공명 영상장치의 컴퓨터에 의해 실행되었을 때 환자의 영상을 형성하는 컴퓨터 프로그램을 저장하는 컴퓨터 판독가능 매체에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터가 제1 반복 시간 동안 타겟에 대한 제1 위치와 관련하여 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계들을 생성하게 하는 명령어들을 포함한다. 제1 여기 슬랩에 관한 타겟의 제1 3-D 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제2 반복 시간 동안 상기 타겟에 대한 제1 위치와는 다른 제2 위치와 관련하여 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계가 있다. 상기 제2 여기 슬랩과 관련한 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 각각의 반복 시간 동안 컴퓨터에 대해 공동으로 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하는 제1 3-D 영상 데이터세트 및 제2 3-D 영상 데이터세트를 제공하는 단계가 있다. 컴퓨터에 의해 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 타겟의 영상을 생성하는 단계가 있다.
이제, 유사한 참조 부호들이 유사하거나 동일한 부분들을 나타내는 도면들을 참조하면, 그리고 보다 구체적으로는 도 16을 참조하면, 환자의 영상을 촬영하는 자기 공명 영상장치(10)가 도시된다. 영상장치(10)는 영상 코일들(imaging coils)(12)을 포함한다. 영상장치는 수신기 코일들(receiver coils)(14)을 포함한다. 영상장치(10)는 컴퓨터(16)를 포함하며, 상기 컴퓨터(16)는 상기 영상 코일(12)이 제1 반복 시간 동안 환자의 타겟에 대해 제1 위치와 관련된 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을, 제2 반복 시간 동안 상기 타겟에 대해 제1 위치와는 다른 제2 위치와 관련된 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성할 수 있게 해주며, 상기 수신기 코일들(14)로부터 수신된 정보로부터 상기 제1 여기 슬랩에 관련된 상기 타겟의 제1 3-D 데이터세트와 상기 제2 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제2 3-D 이미지 데이터세트를 형성한다. 제1 3-D 이미지 데이터세트 및 제2 3-D 영상 데이터 세트는 각각의 반복 시간 동안 공동으로 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하며, 일련의 3-D 이미지 데이터세트들로부터 타겟의 영상를 생성한다.
바람직하게는, 컴퓨터(16)는 영상 코일들(12)이 제1 여기 슬랩에 관한 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 제2 여기 슬랩을 생성하게 한다. 컴퓨터(16)는 바람직하게는 영상 코일들(12)이 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 추가적인 여기 슬랩들을 생성하게 해주며, 이 추가적인 여기 슬랩들은 제1 및 제2 여기 슬랩들과 함께, 일련의 여기 슬랩들을 정의한다. 바람직하게는, 컴퓨터(16)는 영상 코일들(12)로 하여금, 대략적인 원통형 영역을 여기하게 하며, 상기 원통형 영역의 긴 축(long axis)은 바디(body)의 일 축(axis)을 따라 배치되고 그 원형 단면(circular cross section)은 상기 타겟을 둘러싸고, 여기서 상기 원통형 영역은 상기 일련의 여기 슬랩들에 대해 공통적인 것이다.
바람직하게는, 컴퓨터(16)는 상기 영상 코일들(12)로 하여금 추가적인 여기 슬랩들을 여기하게 하며, 상기 추가적인 여기 슬랩들을 여기하게 하는 것은, 상기 일련의 슬랩들 중 최종 슬랩이 제1 슬랩으로부터 분리되는 하나의 균일 회전 스텝(one uniform rotation step)이 되게끔, 여기될 일련의 슬랩들 및 상기 일련의 슬랩들 내의 연속적인 슬랩들을 분리하는 회전각을 정하는(arrange) 단계를 포함한다. 컴퓨터(16)는 바람직하게는, 연속적인 주기 중 각 주기 동안, 영상 코일들(12)이 일련의 슬랩들의 동일한 패턴을 반복하게 한다. 바람직하게는, 컴퓨터(16)는 수신기 코일들(14)로 하여금, 각각의 주기 동안에, 상기 주기 내의 각 시점(time point)에 대한 k-스페이스 데이터의 적어도 하나의 라인을 획득하게 한다.
컴퓨터(16)는 바람직하게는 슬랩들이 회전하는 동안 일정 축(constant axes)에서 엔코딩 기울기(encoding gradients)를 유지하게 한다. 바람직하게는, 컴퓨터(16)는 영상 코일들(12)로 하여금 위상 엔코딩 축들(phase encoding axes)이 주어진 시간에 슬랩과 더욱 잘 정렬되도록 주기적으로 진행하게 한다. 컴퓨터(16)는 바람직하게는 연속 슬랩들 사이에서 레지스트레이션(registration)을 달성하기 위하여 k-스페이스 데이터를 회전시킨다. 바람직하게는, 컴퓨터(16)는 균일 격자 사이즈로서 k-스페이스 내의 가장 작은 샘플 구간을 취함으로써 각각의 k-스페이스 데이터 세트를 균일 격자에 매핑한다.
본 발명은 환자를 분석하기 위한 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 제1 반복 시간 동안 타겟에 대한 제1 위치(position)와 관련한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계를 포함한다. 상기 제1 여기 슬랩과 관련된 타겟의 제1 3-D 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제2 반복 시간 동안 타겟에 관한 제1 포지션과는 다른 제2 위치와 관련하여 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계가 있다. 상기 제2 여기 슬랩과 관련한 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제1 및 제2 3-D 영상 데이터세트를 제공하는 단계와, 각각의 반복 시간 동안 공동으로 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 컴퓨터(16)에 정의하는 단계가 있다. 컴퓨터(16)에 의해 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 타겟 영상을 생성하는 단계가 있다.
바람직하게는, 제2 여기 슬랩을 영상화하는 단계는 제1 여기 슬랩과 관련하여 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 제2 여기 슬랩을 영상화하는 단계를 포함한다. 바람직하게는 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 추가적인 여기 슬랩들을 영상화하는 단계가 있으며, 상기 추가적인 여기 슬랩들은 제1 및 제2 여기 슬랩들과 함께, 일련의 여기 슬랩들을 정의한다.
바람직하게는, 대략적인 원통형 영역을 여기시키는 단계가 있으며, 상기 원통형 영역의 긴 축은 바디의 일 축을 따라 배치되고 그 원형 단면은 타겟을 둘러싸며, 여기서 상기 원통형 영역은 상기 일련의 여기 슬랩들에 대해 공통적인 것이다.
추가적인 여기 슬랩들을 여기시키는 단계는, 여기될 열련의 슬랩들을 배열하는 단계와, 일련의 슬랩들 중 마지막 슬랩이 제1 슬랩으로부터 분리되는 균일한 회전 스텝이 되도록, 회전 각을 일련의 슬랩들의 연속적인 슬랩들과 분리시키는 것을 포함한다. 바람직하게는, 연속적인 사이클들 중 각각의 사이클 동안 일련의 슬랩들의 동일 패턴을 반복하는 단계가 있다. 바람직하게는 사이클 내에서 각각의 시간 포인트 동안 k-스페이스 데이터의 적어도 하나의 라인을 획득하는 단계를 포함한다.
바람직하게는, 슬랩들이 회전하는 동안 엔코딩 기울기를 일정 축에 유지시키는 단계가 있다. 바람직하게는 위상 엔코딩 축들이 주어진 시간에 슬랩과 보다 잘 정렬되도록 주기적으로 진행시키는 단계가 있다. 바람직하게는, 연속적인 슬랩들간의 레지스트레이션(registration)을 달성하기 위하여 k-스페이스 데이터를 회전시키는 단계가 있다. 바람직하게는, k-스페이스 내의 가장 작은 샘플링 구간을 균일 격자 사이즈로서 취함으로써 각각의 k-스페이스 데이터 세트를 균일 격자 위에 매핑시키는 단계가 있다.
본 발명은 관상 동맥의 협착 정도를 산정하기 위해 관상 동맥들을 평가하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 MRI를 사용하여 동맥 주변을 회전하는 복수의 항정상태 자유 세차 여기 슬랩들 각각의 데이터를 획득하는 단계를 포함한다. 데이터로부터 관상 동맥의 MRI 투사 조영도들(projective angiographic views)을 생성하는 단계가 있다.
본 발명은 자기 공명 영상장치(MRI) 컴퓨터에 의해 실행되었을 때 환자의 영상을 만드는 컴퓨터 프로그램을 저장하는 컴퓨터가 판독가능한 매체에 관한 것이다. 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터가, 제1 반복 시간 동안 타겟에 대한 제1 포지선에 관하여 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계들을 생성하게 하기 위한 명령어들을 포함한다. 제1 여기 슬랩과 관련된 타겟의 제1 3-D 데이터세트를 형성하는 단계가 있다. 제2 반복 단계 동안 타겟에 대한 제1 위치와는 다른 제2 위 치에 관하여 제2 항정상태 자유세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계가 있다. 제2 여기 슬랩과 관련한 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 생성하는 단계가 있다. 제1 3-D 영상 데이터세트 및 제2 3-D 영상 데이터세트를 제공하는 단계가 있으며, 상기 제1 및 제2 3-D 영상 데이터 세트는 공동으로 컴퓨터에 대해 각각의 반복 시간 동안 일련의 3-D 영상 데이터 세트들을 정의한다. 컴퓨터에 의해 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 타겟의 영상을 생성하는 단계가 있다.
다음은, 본 발명의 동작에서, 관상 동맥들의 영상화에 적용됨에 따른 CORE에 대한 설명이다.
여기(Excitation)
CORE의 여기 양상이 바디 내에서 대략적으로 원통형 영역을 여기하기 위하여 적용된다(도 1). 도 1은 CORE 신호 준비 구성의 개략도이다. 타원은 흉부를 통과하는 단면도를 도시하며, 심장(하트)의 위치가 표시되어 있다. 코일 1 및 코일 2는 MRI 신호에 대한 수신기 코일들(14)을 나타낸다. 그림자표시된 원(심장 주변의)은 CORE 준비 구성에 의해 생성된 가장 밝은 신호 영역을 나타낸다. 확장된 바디 영역 위로, 밝은 신호 영역은 원통형이며, 이 예 에서 상기 원통의 길이는 머리로부터 발로 향한다.
CORE에서, 대략적으로 원통형인 영역이 여기되며, 원통의 긴 축은 일반적으로 바디의 긴 축과 정렬되고, 원형 단면은 관심영역(본 예시에서는 심장과 같은 관심영역)을 둘러싸고 있다. 원통형 영역은 일련의 여기 슬랩들에 대해 공통적이며, 각각의 슬랩은 일련의 3D 영상 데이터 세트들을 생성하기 위하여 영상화된다. 원통 형 영역이 주위 조직(surrounding tissue) 보다 높은 신호를 산출하는 방식이 도 2에 도시된다. 도 2는 다중 여기 슬랩들이 점진적으로 CORE 신호 준비 구성에 적용되는 방식의 개략도이다. 일련의 신호 여기 슬랩들(이 예에서는 6개)은 고정된 회전 점("심장"영역 위의 십자선 타겟) 둘레를 점진적으로 회전하는 방식으로 적용된다. 여기서 점진적으로 여기된 슬랩들(1-6)이 표시되며, 곡선 화살표는 진행 방향을 나타낸다. CORE에서, 여기 슬랩들은 완전한 원형을 이루도록 적용된다(즉, 일련의 슬랩들중 최종 슬랩이 슬랩 1에 근접하게 됨). 회전 슬랩 패턴은 각각의 슬랩 위치에 대해 충분한 영상 데이터가 획득될 때까지 반복된다.
CORE에서, 회전 하는 일련의 슬랩들을 사용하여 항정상태 자유세차(SSFP) 여기 기법이 적용된다. SSFP 신호를 확립하고 유지하기 위하여, 바디 영역은 일정 반복 시간(TR) 구간들에서 균일한 여기 펄스 트레인을 경험하여야만 하며, 각각의 구간 동안, 적용된 임의의 기울기의 크기와 적용시간과의 곱은 0으로 밸런싱되어야만 한다. CORE에서, 여기 펄스 트레인은 일련의 슬랩들로서 적용되며, 각각의 연속적인 슬랩들은 중앙(관심 영역 내에 있으며, 이 경우에는 심장 내에 있음)을 중심으로 회전한다. 여기될 슬랩들의 수와 연속적인 슬랩들을 구분짓는 회전각의 조합은 일련의 슬랩들 중 최종 슬랩이 제1 슬랩으로부터 구분되는 하나의 균일한 회전 스텝이되게끔 정해지며, 연속적인 심장 주기 동안에 각각의 주기에 대해 동일한 슬랩 패턴이 반복되게끔 정해진다. 이러한 방식으로, 연속적인 슬랩들(예를 들어, 슬랩 1 및 2)은 일반적으로 높은 수준으로 오버랩(도 3)되지만, 일련의 슬랩들 중 추가적인 슬랩들이 여기됨에 따라, 임시적으로 먼 슬랩들 사이의(예를 들어, 슬랩 1과 슬랩 3 사이의) 오버랩은 영역에서 점진적으로 줄어든다. 도 3은 연속적으로 적용된 슬랩들 간의 오버랩 방식을 도시한다. 슬랩 1과 2 사이의 오버랩영역은 세로줄무늬로 표시된다. 슬랩 1과 3 사이의 오버랩은 체크무늬로 표시되었다. 중앙의 원은 유사하게 적용된 복수의 슬랩들 사이의 대략적인 네트 오버랩(net overlap)을 나타낸다. 이러한 방식으로, 중앙의 원(3D에서 원통형으로 확장됨)은 연속적으로 적용되는 슬랩들로부터의 여기 펄스를 경험하는 유일한 영역이다.
이러한 점진적인 방식으로, 모든 슬랩들에 대해 공통적인 영역은 대략적으로 회전 중심부근에 중심이 있는 원통이며, 원통의 지름은 슬랩의 너비에 근접한다. 이러한 식으로, 원통형 영역은 이 영역에서의 여기 과정 강화로 인하여 높은 SSFP 신호를 이루게되며, 외부 영역들은 이 외부 영역들 내의 여기 패턴의 점진적인 붕괴(disruption)로 인하여 더 낮은 비항정상태의 신호에 이르게된다. 그러므로, 이 여기 과정의 결과는 밝은 신호를 산출하는 심장부 위에 중심을둔 원통을 생성하기 위한 것이며, 원통형 바깥의 다른 바디 영역들은 그에 비해 낮은 신호를 산출한다.
엔코딩
위에서 설명된 바와 같이, 일련의 슬랩들이 여기되며, 각각의 슬랩은 바디에 대해 개별 각도(sparate angle)에서 여기된다. 공통의 원통형 영역은, 항정상태 자유 세차 조건들을 유지함으로 인하여, 바람직하게 높은 신호를 산출하며, 각 슬랩의 외부 영역들은 낮은 신호를 산출한다. 일련의 3D 슬랩들, 또는 시간 분해 방식(time resolved manner)으로 단지 하나의 슬랩 위치에 대해서 공간 정보를 엔코딩할때, 일반적으로, 확장된 수의 여기 펄스들에 대해 각각의 슬랩으로 공간 정보 를 엔코딩하는 것이 필요하다. 즉, 각각의 심장 주기 동안, 주기 내의 각 시간지점 에 대해 하나 이상의 k-스페이스 데이터 라인이 획득된다. 각 시간에 동일한 물리 영역이 여기되고 심장 주기 내내 영상들이 시간 분해되는 종래의 영상화에서, 엔코디은 일반적으로 50 내지 100 ms의 확장된 시간에 걸쳐 수행되었고, 이는 15 내지 30 슬랩 여기들을 포함할 수 있다. 그러나, CORE 여기 기법에서, 연속적인 슬랩들은 서로에 대해 상대적으로 회전하며, 슬랩들간의 유일한 공통 영역은 밝은 신호의 원통이다. 따라서, CORE의 엔코딩 기법은 일련의 연속적으로 여기된 슬랩들의 서로 다른 배향(orientation)을 수용해야만 한다. 종래의 영상화에서, 일반적으로 공간 엔코딩 기울기들이 여기 슬랩의 주요 축들과 정렬된다. CORE에서, 여기 기법과 엔코딩 기법이 분리되며, 일련의 연속적인 슬랩들(예를 들어, 30개의 연속적인 슬랩 여기들), 엔코딩 기울기들은 슬랩들과 회전하는 대신 일정한 축들에서 유지된다(도 4). 도 4는 일련의 슬랩들에 대한 엔코딩 정보의 개략도이다. 이 예에서, 3개의 대표적인 슬랩 여기들이 검은색으로 도시된다. 각각의 슬랩 위치에 대해, 영상 데이터가 도시된 두개의 방향들(위상 엔코드(1) 및 페이즈 엔코드(2))에서 엔코딩된다. 이러한 방식의 엔코딩 정보는 붉은색으로 도시된 고정 슬랩들을 엔코딩하는 것으로서 여겨질 수 있다. 이러한 기법에 의해 공통 원통형 영역(원형 단면은 심장을 둘러싸는 것으로 보여진다)이 정확하게 엔코딩된다. 그러나, 각각의 슬랩의 외부 영역들이 효과적으로 고정 위상 엔코딩 기울기들에 대해 상대적으로 움직이며, 이러한 영역들이 고정 엔코딩 축들에 대해 효과적으로 이동(일부 영역들은 심지어 시야 바깥으로 이동함)하기 때문에, 일관적인 방식(coherent manner)으로 기여하지 않는 다. 작은 곡선 화살표는 대표 픽셀들의 상대적인 움직임을 보여준다.
이 기법에서, 원통형 영역 외부의 영역들은 두개의 고정 위상 엔코딩 축들에 대해 상대적으로 움직인다. 그러나, 일반적인 바디 및 슬랩 치수에 대해, 위상 엔코딩 축들 중 하나를 따라 움직이는 상대적인 움직임이 지배적이며, 이 상대적인 움직임은 회전 중심으로부터의 거리와 관련하여 증가한다. 그러므로, 이 위상 엔코딩 기법에서, 움직임에 관련된 아티팩트(artifact)가 한 위상 엔코딩 축을 따라 명백하게 될 것이다(도 5). 도 5는, 도 4의 위상 엔코딩 1 축 및 2 축과 관련한 공통 원통형 영역 내에 있지 않은 픽셀들의 움직임의 개략도이다. 위상 엔코딩 축(1)과 관련된 겉보기 움직임(apparent motion)은 일반적으로 위상 엔코딩 축(2)와 관련한 움직임보다 훨씬 크다. 이 경우에, 공간 정보가 위상 엔코딩 전략에 의해 두 축들 모두를 따라 엔코딩되며, 움직임 아티팩트가 위상 엔코딩 1 축의 방향에서 지배적일것으로 예측된다. 위상 엔코딩 1 축을 따라 노이즈를 증가시킬것으로 예측되는 이 움직임 아티팩트는, 슬랩의 외부 에지들에 대해 중요성이 증가될 것으로 예측된다. 따라서, 원통영 타겟 영역위에 중심을 둔 회전 중심에 대해, 이 소스로부터의 아티팩트는 최소화될 것으로 예측된다.
이 아티팩트가 회전 중심에서 가장 낮으므로, 원통형 타겟 영역과 현저히 오버랩되어서는 안된다. 슬랩들이 계속해서 회전함에 따라, 두개의 위상 엔코딩 축들은 로컬 슬랩 조건들과 잘 정렬되도록 주기적으로 진행된다(도 6). 도 6은 슬랩들이 회전 각을 진행함에 따라 위상 엔코딩 1 및 위상 엔코딩2 축들이 점진적으로 어떻게 갱신되는지를 보여주는 개략도이다. 두개의 대표 슬랩들(1, 5)이 도시되며, 이 두 슬랩 위치들에 대해, 두개의 위상 엔코딩 축들이 회전되어 상기 슬랩 위치들과 정렬된다.
예를 들어, 위상 엔코딩 축들이 30개의 연속적인 슬랩 여기들에 대해 고정되고 완전한 원을 스패닝(spanning)하기 위해 300개의 슬랩 여기들이 사용된다면, 위상 엔코딩 축들의 10개의 개별 세트들이 있을 것이다. 따라서, 300개의 슬랩들이 여기되는 동안, 영상 정보는 10개의 개별 슬랩 위치들에서만 나타날 것이다.
포스트 획득(Post Acquisition)
여기 및 엔코딩 기법들은 CORE 기술의 필수구성요소이다. 그러나, 데이터 획득(data acquisition)을 매우 효율적이게 하기 위하여, CORE 데이터를 추가적으로 처리하는 것이 가능하다. CORE에 대해 이러한 방식들이 필요하지는 않지만, CORE가 스캔 시간을 줄이기 위하여 데이터 수집에 있어서 추가적인 효율성을 허용할 수 있다는 것을 보여주기 위하여 본 명세서에서 기술된다. 주요 원통형 여기 패턴(dominant cylindrical excitation pattern)을 사용하여 데이터가 획득되는 방식은 많은 용도에 적용될 수 있다. 그러나, CORE 데이터를 처리하는 데 있어서 추가적인 효율성은, 연속적인 슬랩들 간의 레지스트레이션(registration)을 달성하기 위하여 k-스페이스 데이터를 회전시키는 추가적인 단계에 의해 달성될 수 있다. 연속적으로 영상화된 슬랩들에서, 주요 원통형 영역은 각각의 슬랩들에 대해 공통적이며, 슬랩들을 점진적인 순서로 고려할 때, 점진적으로 회전되는 것으로 나타난다(도 7). 도 7은 CORE 여기 기법에서 연속적인 슬랩들(이 예에서는 1-4) 사이의 공통 영상 피처들의 배향의 개략도이다. 이 경우에, "심장"은 슬랩들이 서로 동일 한 배향에서 보여질 때, 슬랩들 사이에서 점진적으로 회전하는 것으로 나타난다.
k-스페이스 신호는 영상화된 물체의 회전이 k-스페이스 신호의 동일한 회전과 같다는 특성을 가진다. 연속적인 슬랩들에서 주요 원통형 신호를 고려할 때, 영상화된 물체는 점진적으로 회전된 것처럼 나타나며, 이는 연속적인 슬랩들 사이에서의 k-스페이스 신호의 유사한 점진적 회전에 대응한다. 심장을 포함하는 원통형 영역이 제1 슬랩에서 수평 방식으로 영상화되고, 제2 슬랩에서 수직 방식으로 영상화되는 두 개의 슬랩들을 고려하자. 이 경우에, 두개의 슬랩들은 서로에 대해 90도 만큼 회전한다(도 8a 및 8b). 도 8a 및 8b는 영상화된 물체("심장") 및 서로에 대해 수직인 두개의 슬랩들에 대한 대응하는 k-스페이스 표시의 개략도이다. 도 8a는 수평으로 배향된 슬랩 내에서 영상화된 심장을 도시하며, 아래에 대응하는 k-스페이스 표시가 있다. 도 8b는 수직으로 배향된 슬랩에서 영상화된 심장을 도시하며, 대응하는 k-스페이스 패턴이 우측에 있다. 이 예들에서, k-스페이스는 비대칭 방식으로 샘플링된다(슬랩 단면의 긴 방향에서 세밀하게 눈금표시되고, 슬랩 단면의 짧은 방향에서 굵게 눈금표시된 비대칭 격자로 표현됨). 두개의 슬랩들 간의 k-스페이스 패턴의 유사한 배향은 영상화된 물체와 k-스페이스 표현 간의 회전적인 관계를 나타낸다(즉, 효율적으로 회전하는 물체는, 동일한 회전에 의해 k-스페이스에 표현된다)는 것에 주목하자.
동일한 물리 영역이 두개의 슬랩들에서 영상화되는 조건하에서, 하나의 데이터 세트의 k-스페이스 표현에 대해 90도 회전을 적용하는 것은, 그것을 직교 데이터 세트 내의 k- 스페이스 표현으로 변환(conversion)할 것이다. 슬랩의 두 축들을 따라 해상도가 동일한 조건하에서는, 이 회전 동작은 하나의 k-스페이스 데이터 세틀ㄹ 다른 하나에 정확하게 매핑할 것이다. 여기서, 우리는 k-스페이스의 두 축들의 각 축을 따라 해상도가 서로 다른 보다 일반적안 경우(예를 들어, 슬랩의 짧은 방향을 따라 굵은 샘플링 밀도가 사용되는 반면, 각 슬랩의 긴 방향을 따라 세밀한 샘플링 밀도가 사용되는 경우)를 고려한다. 따라서, 이 경우에는, 하나의 k-스페이스 데이터 세트를 회전시켜 배향에 있어서 다른 하나에 일치시키는 것이 가능하지만, 해상도는 일치시킬 수 없다. 일반적인 경우에 회전이 수행될 수 있게 하기 위하여, 각각의 k-스페이스 데이터 세트들은 균일한 격자 사이즈로서 최소의 샘플링 구간을 취하는 균일한 격자 위로 매핑된다(도 9). 도 9는 (이 예에서는 90도의 각을 이룬) 두개의 슬랩들이 재격자된(re-gridded) k-스페이스 데이터의 개략도이다. 여기서, 정밀한 격자 정보가 각 슬랩의 각 축을 따라 표시된다. 두 축들을 따라 해상도를 동일하게 함으로써, 회전된 데이터가 곧바로 대응 픽셀들 사이에 매핑될 수 있게 한다. 따라서, "수직" 슬랩의 회전된 데이터는 직접적으로 획득된 "수평" 슬랩에 대해 직접 대응될 것이다.
k-스페이스 데이터 세트들을 재격자화하고 회전시킴으로써, 유사하게 배향된 슬랩들에서 데이터 세트들이 일치되도록 상기 데이터가 정렬된다. 시간 분해된 일련의 슬랩들(관상 동맥 영상화의 경우, 시간 분해된 치수는 심장 주기를 스패닝한다)에서, 다음의 두 조건들이 동시에 만족되는 경우에, k-스페이스 데이터 단지 점진적으로만 변화되도록 정렬될 수 있다.: 1) 슬랩들간의 오버랩 정도가 상개저으로 높게 유지된다(즉, 낮은 회전 각 스텝. 예를 들어 16도)., 그리고 2)슬랩들간의 시 간 구간이 상대적으로 낮게 설정된다(예를 들어, 심장 주기의 1/30th). 따라서, 적절하게 획득된 데이터 세트에서, 시간에 있어서의 진보(advancement in time) 및 영상화된 바디 영역에 관한 슬랩의 배향에서의 변화에도 불구하고 연속적인 슬랩들간의 k-스페이스의 변화는 상대적으로 점진적인 것이다(도 10). 도 10은 연속적인 슬랩들(이 경우에는 1-4)의 재격자되고 회전된 k-스페이스 데이터의 개략도이며, 수직 화살표로는 시간 축을 나타낸다. 재격자는, 일 슬랩에서 k-스페이스의 세밀하게 분해된 방향이 또 다른 슬랩에서 k-스페이스의 굵게 분해된 방향에 매핑될 수 있도록, 배향들 사이의 k-스페이스 해상도의 동일성을 달성하기 위하여 수행된다. 그러므로, 이 경우에, 주요한 밝은 영역에 대응되는 k-스페이스 데이터 요소가 슬랩들 사이에서 정렬될 것이다. 외부 슬랩 영역들에 대응하는 k-스페이스 신호는 이 과정에서 왜곡(distortion)된다.
시계열 슬랩 데이터 세트들이 k-스페이스 데이터에서 고수준의 연속성을 보여주게 정렬함으로써, k-스페이스 및 시간 차원(소위 KT 공간)에서 분해된 데이터에 대해 저밀도 샘플링 기법들을 적용하는 것이 가능하다. 스캔 시간을 줄이기 위하여, 특정 병렬 영상화 기법들 및 3D 데이터 세트들에 대해 특화된 기법들에 부가하여, 몇개의 KT 공간 기법들이 적용가능하다. 이 기법들은 데이터의 획득에 직접적으로 영향을 미치며, 그러나 위에서 설명한 바와 같이, 이 기법들의 성공은 CORE의 부분으로서 수행되는 포스트 처리 데이터 등록(data registration) 단계에 의존한다.
빠른 획득(Rapid Acquisition)
여기에서는 예시의 목적으로 MACH KT(본 명세서에 참조로서 포함된 미국 특허 출원 11/786,685) 저밀도 샘플링(sparse sampling) 기법 및 SCIPI(본 명세서에 참조로서 포함된 미국 특허 출원 11/715,755) 병렬 영상화(parallel imaging) 기법을 고려하기로 한다. MACH 저밀도 샘플링 기법은 획득 단계에서 시간 분해된 k-스페이스 데이터를 저밀도로(sparsely) 샘플링 하는 것에 적용된다. 이것의 세부 사항들이 CORE 기술의 설명에 있어서 필수구성요소는 아니지만, 간략히 말하면, 각 시점에서, 그 k-스페이스 라인들의 산재 패턴이 획득된다. MACH에서, k-스페이스 및 임시 도메인들에 대한 저밀도 샘플링의 정도는 데이터 세트의 조건들에 부합하게 설정될 수 있다. 예를 들어, 고도로 상관된(highly correlated) 시간 분해 데이터의 경우에, 상기 데이터는 매우 저밀도의 방식(highly sparse manner)으로 샘플링될 수 있는 반면, 데이터 세트들 간에 단지 적절한 수준으로 상관된 데이터는 고밀도 샘플링 패턴을 요구한다. 허용되는 성긴 정도(degree of sparseness)와 상관없이, 일반적인 원리는 샘플링되지 않은 k-스페이스 데이터 점들이, 샘플링된 점들에 근거한 예측적 알고리즘에 의해 채워진다는 것이다. CORE 신호 준비는 연속적인 k-스페이스 데이터 세트들이 저밀도 KT 스페이스 가속 기법들이 매우 효율적으로 수행될 수 있게 해주는 유용한 특성들을 가진 연속적 k-스페이스 데이터 세트들을 제공한다. : 1) 주어지 슬랩 배향에 대해, 획득된 k-스페이스 해상도가 연속적인 슬랩들 사이에서 변경될 수 있으며, 그러나, 데이터를 균등 매트릭스(unifrom matrix)에 매핑하고 회전을 수행함으로써, 일련의 슬랩들의 대응 필셀들 간에 1 대 1 관계가 성립된다. 그리고, 2) 연속적인 슬랩들 간에 각도가 낮아지게 정렬함으로 써, 몇개의 연속적인 슬랩들에 대해 시공간 연속성(spatial-temporal continuity)이 높아질 수 있다. MACH 기법은 8배 까지 스캔을 가속시킬 수 있다.
여기에서는, SCIPI 기법의 관점에서, 일련의 연속적인 슬랩들을 병렬 타입 스캔 감소 기법들에 대해 적합하게 만드는 CORE 획득 및 처리의 특징들이 고려된다. 병렬 영상화를 성공시키기 위해서는, 하나 이상의 수신기 채널 코일 요소들로부터 생성되는 하나 이상의 영상들에 대해 신호 기울기 응답(signal gradient response)이 있어야만 하며, 이 신호 기울기는 주로 위상 엔코딩 방향과 일치해야만 한다. 이러한 조건들하에서, 획득 단계에서 위상 엔코딩 방향에 따른 감소된 신호가 달성될 수 있으며, 적절한 신호 후처리를 적용함으로써 신호가 폴딩(fold over)되지 않고 영상이 완전하게 표현될 수 있다. CORE없이는, 바디에 대한 일련의 각들에서 획득된 슬랩들은 일반적으로 균일한 방식으로 병렬 영상화 데이터 샘플링 기법을 적용할 수 없다. 도 11에서 두개의 슬랩들을 고려하면, 일 배향에서, 짧은 위상 엔코딩 축을 따라 병렬 영상화가 최적으로(optimally) 적용되고, 두번째 슬랩에서, 긴 위상 엔코딩 축을 따라 위상 엔코딩이 최적으로 적용된다. 도 11은, CORE 없이, 신호 응답 기울기 축이 수신기 코일들(14)과 바디의 상대적 위치에 의해 지배되는 것을 보여준다. 이 예에서 코일(1) 과 코일(2)가 코일(1)과 코일(2) 사이의 수직 신호 기울기를 보여준다는 것을 고려하자(큰 화살표). 코일(1) 및 코일(2)에 병렬로 위치한 슬랩(1)에 대해, 이것은 병렬 영상화가 슬랩의 짧은 축(큰 화살표)을 따라 감소되기 쉽다는 것을 의미한다. 반면 슬랩 2에 대해, 신호 기울기 방향은 여전히 수직이며, 이는 이 경우의 병렬 영상화 방향이 슬랩의 긴 축을 따르는 방향 이라는 것을 나타낸다.
따라서, 획득 단계에서 병렬 영상화가 적용되었지만, 샘플링 기법은 관심 영역의 상대적 위치 및 수신기 코일 요소들을 포함하는 몇가지 변수들에 의존적인 방식으로 슬랩마다(from slab to slab) 수정되어야만 했을 것이다. 이것은 단점-증가된 스캐닝 복잡도의 단점뿐만 아니라 일반적으로 슬랩들간에 샘플링된 데이터의 양에 있어서 실질적인 차이들이 존재한다는 단점-을 가지는바, 일부 슬랩 데이터 세트들에 대해 리던던시(redundancy)를 요구한다. 그러나, CORE로는, 바람직하게 높은 신호의 대략적인 원통형 영역이 수신기 코일 요수들의 배치 또는 슬랩 배향에 무관하게 여기되므로, 신호 강도 기울기가 공통적인 슬랩 방향(예를 들어, 도 12에 도시된 슬랩들의 긴 위상 엔코딩 방향을 따라)을 따라 존재할 수 있다. 도 12는 CORE로, 신호 응답 기울기 축이 중심에 위치한 밝은 영역(이 경우에는 심장 위)에 의하여 지배된다(dominated)는 것을 보여준다. 종래의 병렬 기법들과는 다르게, 각각의 슬랩의 외부 영역들(슬랩(1)에 대해 세로줄무늬 표시되었으며, 슬랩(2)에 대해 체크무늬로 표시되었다)은 슬랩 배향과 관계없이 중심 영역에 비해 신호가 낮다. 이 경우에, 수신기 코일들(14)과 관련한 슬랩 배향에 무관하게, 중심 영역으로부터의 두개의 외부 에지들로부터 영상 데이터를 전개(unfold)하기위하여 임의의 병렬 영상화 기법이 수정될 수 있다. 따라서, CORE로는, 각각의 슬랩에 대해 병렬 영상화의 균일한 처리가 적용될 수 있으며, 이것은 항상 슬랩의 긴 위상 엔코딩 방향을 따라 정렬될 수 있다.
따라서, CORE로는, 각각의 슬랩에 대해 균일한 병렬 영상화 기법이 적용될 수 있으며, 중요한것은, 각각의 슬랩에 대해 획득될 데이터의 양이 동일하다는 것이다. 또한, 종래의 병렬 영상화 기법들은 일반적으로 바람직하게는 각각의 수신기 코일 요소에 인접한 영역을 영상화하도록 적용되었으며, 위상 엔코딩 방향을 따라 시야 샘플링 요구를 2배만큼 줄여주도록 적용된다. 그러나, CORE 신호 준비로는, 원통형 영역이 대략 바디의 중앙에 있으므로, 두개의 외부 영역들의 신호 강도가 더 낮고, 두개의 외부 에지들로부터 폴딩된(fold over) 신호을 제거하는 한편, SCIPI 병렬 영상화 기법이 쉽게 적용되어 바람직하게는 중앙의 원통형 영역을 나타낼 수 있다. 따라서, 이 경우에는, CORE 신호 준비와 함께 SCIPI를 사용하여 일 위상 엔코딩 방향에 대해 3배(보통 경우의 2배보다 큰)의 스캔 감소가 적용될 수 있다.
CORE 신호 준비 단계로부터 얻는 또 다른 스캔 시간 감소 기법의 이득은 각각의 3D 데이터 세트에서 위상 엔코딩 획득의 수를 감소시키기 위한 데이터 유도 신호 획득(data guided signal acquisition)이다. 여기서, 3D MASK 기법이 고려된다. 본 명세서에 참조로서 포함된 미국 특허출원 10/701,713을 참조하라. 간략하게, 3D MASK에서는, 각각의 3D 슬랩에 대해 획득하는 데이터의 마스크를 제공하는 빠른 선스캔(prescan)이 달성된다. 획득 마스크는, 획득을 위하여 가장 중요한 신호 영역들이 타겟되고 최소 중요도의 데이터 영역들이 획득되지 않게끔, 타겟이 될 신호의 퍼센티지에 근거한다. 스캔 퍼센티지는 미리 정해질 수 있으며, 데이터 획득 마스크 각각의 슬랩에 대해 획득되는 데이터 양이 일치되도록 조정된다. CORE 없이는, 가장 중요한 신호가 수신기 코일 요소들에 가장 가까운 바디 영역들(일반 적으로 외부 바디 영역들을 나타냄)에 의해 결정될 수 있으며, 관상 동맥 신호가 상대적으로 약하게 검출된다. 그러나, CORE를 사용하면, 신호는 심장 및 관상 동맥 영역에 의해 지배된다. 따라서, CORE 없이는, 각각의 데이터 세트에서 관상 동맥들이 적절하게 표현되게 하기 위하여 보다 높은 퍼센티지의 신호가 타겟되어야 한다. 이러한 방식으로, CORE는, 3D 마스크 영상화가 CORE가 사용되지 않았을 경우 보다 효율적으로 적용되게 한다.
데이터 표현(Data Representation)
관상 동맥들을 관측하기 위한 영상 데이터의 추출은 다수의 방법들에서 수행될 수 있다. 여기서는 관상 동맥들의 투사도를 생성하는 방법이 설명된다. 각각의 영상화된 슬랩에서, 평면내의 치수들(in-plane dimensions)이 높은 해상도(예를 들어, 복셀(voxel)당 0.1 x 0.1 mm2)에서 영상화되며, 보다 짧은 슬랩 두께가 상대적으로 낮은 해상도(예를 들어, 복셀당 1cm)에서 영상화된다. 저해상도의 치수(poorly resolved dimension)는 관상 동맥 구조들 및 주변의 밝은 구조들로부터 심실혈액풀(cardiac chamber blood pool) 신호들과 같은 개별적인 신호를 얻기에 충분하다. 저해상도 치수를 따라, 신호 처리가 적용되어 관상 동맥 구조들과 경합되는 밝은 구조들을 제거한다. 이 과정이 완료될 때, 남아있는 신호(관상 동맥들 포함)는 적절히 분해된 평면(도 13a 및 13b) 위로 투사될 것이다. 도 13a 및 13b는 CORE 슬랩들로부터 관상 동맥들의 투사도들을 추출하는 방법의 개략도이다. 영상화된 데이터를 사용하여, 영상 처리(수동 또는 자동 신호 제거)를 수행함으로써 밝은 심실혈액풀 신호가 제거된다. 추가적으로, 유사한 신호 처리 방법을 사용하여 심장 구조 외부의 밝은 신호가 제거될 수 있다. 외부-관상동맥의 밝은 신호들을 제거되고, 관상 동맥 데이터는 투사적인 방식의 관측에 적합하게된다. 그러나, 각각의 슬랩 배향은 일반적으로 투사된 관상 동맥 신호들을 단지 한 방향으로만 관측하는것에 적합하다. 도 13은 "수직으로"(화살표) 배향된 성기게 샘플링된 방향의 심장 뷰를 도시한다. 이 경우에, 투사된 관상동맥 구조(슬랩 아래에 도시됨)를 수직 방식으로 보는 것은 수평의 평면에서 좋은 해상도가 달성되게 해준다. 도 13b에서, 관상 동맥 구조는 수직 방식(즉, 수평적 투사)에서 관상 동맥들을 보기 위해 형성된 투사에서 가장 잘 관측된다. 유사하게, 각각의 슬랩은 일반저그올 관상 동맥들에 대해 서로 다른 투사도가 가능하게 하며, 360도의 시각화를 가능하게 한다.
상기 투사는 MRI에서 도관 특징들을 보기 위하여 사용되는 잘 알려진 최대 강도 투사(MIP) 기법을 사용할 수 있다. 각각의 슬랩으로부터 경쟁적인 신호를 제거하고 각각의 영상 슬랩으로부터의 투사를 형성함으로써, 일련의 관상 동맥 투사가 생성될 수 있다. 일련의 점진적인 투사들은 점진적으로 앞선 각도들 및 심장 주기에 걸쳐 점진적인 시점들에서의 관상 동맥들(또는 관상 동맥 구조들 중 선택된 베드 또는 브랜치)을 표현한다.
신호 대 잡음(Signal to Noise)
일반적인 3D 슬랩 획득에서, 신호 대 잡음비(SNR ratio)는 각각의 슬랩, 복셀 부피, 그리고 각각의 수신기 코일의 신호 수신 효율성에 대해 획득된 데이터의 수에 의해 결정된다. CORE 신호 준비에서, 각각의 슬랩은 모든 다른 슬랩들에 대해 알려진 관련성를 가지며, 이것은 효율적으로 그것들을 연결한다. 그러므로, CORE에서, SNR은 개별 슬랩과는 대립되는 일련의 슬랩들에 대한 전체 데이터에 잠재적으로 관련된다. 이것은 잠재적으로 종래에 획득된 분리된 슬랩에 비해 CORE 데이터의 SNR을 증가(augment)시키는 역할을 한다. 신호 증가의 양은 많은 요인에 따라 달라진다. 여기서는 예시의 목적으로 신호 증가의 양이 2로 설정될 것이지만, 더 높거나 더 낮을 수 있다. 유사한 조건들 및 스캔 시간들 하에서 획득된 슬랩들에 대해, SNR은 복셀 부피에 의해 지배된다. MRI에 의해 영상화되는 관상 동맥의 현재 상태를 나타내는 복셀 치수가 1 x 1 x 2 mm3인 종래의 스캔을 고려하기로 한다. CORE를 사용하여, 평면내 치수는 0.125 x 0.125로 감소되지만, 슬라이스의 치수는 10mm로 증가한다. 종래의 슬랩 부피는 2mm3이고, CORE 복셀 부피는 0.156mm3이며, 이는 대략적으로 13배의 감소를 나타낸다. 복셀 부피에서의 13배의 감소는 SNR에서 13의 제곱근(즉, 3.6)만큼의 감소에 대응된다. 종래 스캔의 SNR이 20:1인것을 고려하면, 이것을 대략적으로 4배만큼 감소시킨 것은 SNR을 5:1로 감소시키며, 확장된 CORE 획득 및 처리가 SNR을 2배 증대시킨다면, 네트 SNR은 10:1이 될 것이다. 따라서, 일반적인 값들을 사용하여, 평면 해상도에 있어서의 현저한 개선에도 불구하고, MRI 스캐너 성능의 개선이 예측되지 않으며, 관상 동맥들의 투사도의 기대 SNR은 매우 사용가능한 범위에 있을 것이다.
해상도
CORE 신호 준비 기법이 심장 및 관상 동맥들을 효율적으로 타겟하는 데에 사 용될 수 있지만. 평면내 방향들에서 판독되는 고해상도 신호를 획득하는 것은 추가적인 고려를 필요로할 것이다. 위에서는, 투사 기법을 사용할 때 0.125 x 0.125 mm2의 평면내 해상도가 수용가능한 SNR을 산출할 수 있는것으로 증명되었다. 그러나, 전체 바디 MRI 시스템들 상에 적용된 종래의 SSFP 영상화는, 1 x 1 mm2의 평면내 해상도를 산출하기 위하여, 일반적으로 256mm의 시계에 대해 256 x 256의 평면내 매트릭스를 얻는 것이 가능하다. 이것은 일반적으로 4ms의 반복 시간(TR)을 사용하여 달성될 수 있다. 이 시간 동안, 신호 판독은 4ms의 TR 구간 중 약 1ms를 점유할 것이다. 동일한 FOV로 0.125 x 0.125 mm2의 평면내 해상도를 달성하기 위해서는, 평면내 매트릭스를 2048 x 2048(즉, 해상도에 있어서 각각의 방향을 따라 4배의 선형적 증가)로 증가시키는 것이 요구된다. 신호 판독에 대한 기울기 강도가 증가될 수 없다는 가정하에서, 요구되는 것은 신호 판독 시간이 4배만큼 연장되는 것과 추가적으로 신호 준비 시간이 또한 증가되는 것이다. 일반적으로, TR은 4ms 부터 8ms까지 증가할 것이다. 대부분의 스캐너 조건들에 대해, 실행가능한 SSFP 신호를 유지하기에는 너무 긴 간격이며, 증가된 해상도를 달성할 수 없게 만들 것이다. 그러나, 판독된 신호를 몇개의 섹션들로 효율적으로 나눔으로써 TR을 감소시키는 데에 종래 기술의 SWIFT가 사용될 수 있다. 요약하면, SWIFT(본 명세서에 참조로서 포함된 미국 특허 출원 12/006,540)는 각각의 TR 구간 동안 각각의 k-스페이스 라인의 보다 작은 섹션들을 획득함으로써 긴 신호 판독을 달성하기 위하여 연속적인 TR 구간들 내에 몇개의 기울기 파형들을 적용한다. 이러한 방식으로, 신호 판독 시간은 3개의 TR 기간들에 대해 분할될 수 있으며, 각각의 TR 주기는 6ms 기간이다. 지속될 수 있는 SSFP 신호에 대한 조건들은, TR 기간에 대해 주요 필드 불균등이 낮은 것이다. 전체 바디에 대해 4ms의 TR이 일반적으로 실현가능하지만, CORE에 의해 타겟된 작은 영역에 대해 상기 불균등은 6ms의 TR을 사용하는 지속 가능 신호가를 허용해줄 것으로 예측 예측된다. 그러나, SWIFT를 사용하는 단점은, 전체적인 스캔 시간이 연장된다는 것이다.
스캔 시간 및 해상도
스캐닝이 숨을 참는 기간(breathold period) 내에 완료되는 경우, CORE 기법이 최적으로 동작할 것으로 예측된다. 이러한 경우에, 슬랩들간의 레지스트레이션이 호흡운동(respiratory motion)을 추가적으로 수용해야만 하는 것은 아니다. 숨을 참는 기간 내에 영상화를 완수하기 위하여, 고도의 가속이 요구된다. 테이블 1은, 6ms의 TR에서, 평면내 방향의 시야를 256mm로 설정하고, 20의 세그먼트 인자로 영상화하고, 그리고 해상도 2048 포인트를 가진 신호의 긴 판독에 대해 3 패스(pass)의 SWIFT를 사용하는 경우의 일반적인 예측 파라미터들을 보여준다. 이러한 조건들하에서, 슬랩당 여기의 수는 49,152이며, 20의 세그먼트 인자는 2,458 심박(heartbeat)에 대응된다. 이것을 실현가능한 숨을 참는 기간으로 낮추기 위하여, 100에 가까운 가속 인자가 달성되었다. 이정도의 가속은 이러한 유형의 데이터에 대해 적합한 어떠한 단일의 가속 기법보다 훨씬 뛰어난 것이다. 여기서는 가속인자 8 을 사용하는 MACH, 가속인자 3을 사용하는 SCIPI, 그리고 가속인자 4를 사용하는 3D MASK를 적용하는 것을 고려하기로 한다. 이것들의 조합은 정규 가속 인자 96을 제공할 것이며, 이는 스캔 시간을 26 심박이 되게 할 것이다.
테이블 1. 관상 동맥 영상화 파라미터
파라미터 Value
TR 6ms
평면내 시야(In-plane field of view) 2048
슬라이스 해상도(Slice resolution) 8
세그멘테이션 20
SWIFT 인자 3
슬랩당 여기의 수 49,152
종래의 심박수 2,458
누적 가속(Cumulative Acceleration) 96
심박의 가속 수 26
확실히, 어느 정도의 가속은 CORE를 사용하여 신호를 준비하지 않은채 적용될 수 있지만, 각 기법에 의해 부과되는 다양한 제약사항들로 인하여 가속의 정도가 더 낮을 것으로 예측된다. CORE에 의한 신호 준비의 결과는 4의 네트 가속 인자 차이가 될 것으로 예측된다. 따라서, CORE를 사용한 네트 가속 인자가 96이었다면, CORE없이는 네트 가속 인자가 24가 되어 결과적으로 실현가능한 26 심박의 숨 참는 기간을 104 심박으로 연장시킬 것으로 예측된다. 명확하게, 어느 정도의 호흡의 보상이 요구된다. 방법들이 호흡 운동을 수용할 수 있지만, 그것들은 2개의 중대한 문제점들을 가진다. 1) 그것들은 스캔 효율성을 50% 미만으로 감소시킨다(정규 스캔 시간을 208 심박보다 높게 연장시킴). 그리고, 2) 이 연장된 스캔 시간에 대해 데이터를 등록하는 성능이 숨을 참는 조건들 하에서 실현된 것에 비해 낮으며, 궁극적으로 달성가능한 해상도에 악영향을 미친다. 따라서, CORE는 복수의 가속 기법들을 효율적으로 사용할 수 있게 해주며, 관상 동맥들의 브레스홀드 고해상도 다중 투사도(breathold high-resolution multiple projective views)를 가능하게 해주는 잠재성을 가진다.
CORE를 사용한 관상 동맥 영상화에 대한 토모신세시스(Tomosynthesis) 기법
토모신세시스는, 주로 대상 내의 특정 깊이에 포커스된 연속적인 뷰를 사용하여, 바디 깊은곳에 있는 피처들의 투사도를 더욱 잘 시각화하기 위하여 투사 영상 데이터를 사용하는 기법이다. 현재까지, 토모신세시스는 주로 x-ray 소스를 사용한 매모그래피(mammography)에 적용되어왔다. 토모신세시스의 원리는, 각각의 뷰가 공통점에 대해 서로 다른 회전 각도에서 획득되는(도 14), 바디 영역에 대한 일련의 투사도들을 얻는 것이다. 도 14a 및 14b는 토모신세시스 획득의 원리를 보여준다. 도 14a는 물리적인 대상과 세개의 대표적인 시야각을 보여준다. 각각의 시야각에서, 대상의 투사도가 획득된다. 대표적인 투사도들이 도 14b에 도시된다. 삼각형과 사각형 피처들의 상대적 위치는 시야각이 바뀜에 따라 서로에 대해 상대적으로 이동한다는 것에 유의해야 한다.
바디 내의 특정 깊이에서의 투사도에 포커싱하기 위하여 일련의 투사도들이 디지털 캡처되고 후처리가 적용된다. 본질적으로, 이것은 각각의 투사도에 대해 점진적인 이동(translational shift)을 적용함으로써 달성된다. 도 15a 및 15b는 토모신세시스 뷰들의 복원 원리를 보여준다. 도 15a는 각각의 투사에서 바디 내의 특정 깊이에 대응하는 사각형 피처들이 정렬되게끔 도 14a 및 14b의 세개의 투사도들이 이동된 것을 보여준다. 도 15b는 그 깊이에 있는 사각형 피처들을 보강(reinforcement)시킴으로써 상기 이동된 투사도들을 더한것의 결과, 및 삼각형이 여전히 존재하지만 공간적으로 분산되어 보강되지 않은 것과 같은 다른 피처들을 보여준다. 바디 내의 특정 깊이들에서 포커싱된 투사를 재건하기 위하여, 각각의 시야각들에 대한 정보가 각각의 투사에 대한 이동 양을 결정하는 데에 사용될 수 있다.
이러한 방식으로, 바디 내의 특정 깊이에 있는 피처들이 보강되며, 이 평면 외부의 다른 피처들은 경시된다(de-emphasize). 따라서, 다른 평면들의 신호가 각각의 뷰 내에 존재한다는 점에서 바디 영역의 뷰는 여전히 투사적이지만, 신호 포커싱의 양상은 임의의 개별 뷰들에 의해 제공되는 것보다 훨씬 선명한 각각의 특정 깊이에서의 뷰를 얻을 수 있게 해준다. 일반적으로, 토모신세시스는 제한된 각 정도(예를 들어, 45도)에 대해 획득되는 뷰들을 사용하여 수행되며, 뷰들의 세트는 토모그래픽 영상에 대해 획득되는 것 보다 훨씬 적다.
CORE 데이터를 토포신세시스 애플리케이션에 대해 적합하게 만들기 위하여, 다음의 변형이 적용될 수 있다. 원통형 영역이 투사 차원을 따라 아주 낮은 해상도에서 영상화되고, 상기 투사 차원을 따라 어떠한 공간 엔코딩도 수행할 수 없을 정도까지 되며 따라서 각각의 시야각에서 완전한 슬랩 투사를 생성한다. 공간 엔코딩을 전혀 수행하지 않는 것의 단점은, 자계 불균등(magnetic field inhomogeneities)에 의해 야기되는 바디 전체에 발생하는 위상 이동과 관련된 상쇄 간섭(destructive interference)이 신호를 감소시킬 수 있다는 점이다. 제한된 양의 공간 인코딩을 수행하는 것의 장점은, 현저한 상쇄 간섭 없이, 공간적으로 분해된 신호들을 더함으로써 투사도들이 생성될 수 있다는 점이다. 어느 경우에나, 최종 결과물은 관상 동맥들을 에워싸고 구조들을 둘러싼 일련의 투사도를 일련의 각도들에서 얻는 것이다. 일반적으로, 관상 동맥은, 그것을 덮고있는 구조들로부터의 신호에 의해 흐릿하게 되므로, 임의의 주어진 투사도에서 두드러지게 되지 않을 것이다. 토모신세시스를 위한 점진적인 이동 및 투사도 가산 방법을 적용하는 일련의 뷰들(예를 들어, 45도를 둘러싼)에 대해, 바디 내의 서로 다른 깊이들에서 포커싱된 일련의 뷰들이 형성될 수 있다. 상기 깊이가 특정 영역에 대한 관상 동맥 레벨에서 설정되었을 경우에, 투사 데이터는 관상 동맥으로부터의 신호에 의해 지배되며, 심실혈액풀과 같은 다른 구조들은 비례하여 더 낮은 신호 레벨들을 이룬다.
토모신세시스는 일반적으로 45도의 시야각을 가지며, 시야 각의 범위가 상대적으로 적을 경우에 가장 잘 동작한다. 훨씬 더 큰 각도를 커버하는 투사도들이 가능하다면, 서로 다른 각도들에서 관상 동맥을 관측하기 위한 일련의 연속적인 투사도들이 배치로(in batches) 처리될 수 있다. 토모신세시스에 대한 상기 일련의 투사도들이 오버랩되어 관상 동맥의 투사도들의 연속물(continuum)를 생성하는 것이 또한 가능하다.
데이터가 본래 다수의 시야각들에서 존재하며, 다른 조직 신호는 이미 토모신세시스 방식으로 부분적으로 분포되어 흐리게 되어있으므로, 기본적인 CORE 여기 및 획득 전략은 토모신세시스에 대해 이상적이다.
현재 x-ray 조영술의 해상도에 근접한 해상도를 지닌 관상 동맥에 대한 복수의 고해상도 투사도를 생성하는 성능은 커다란 이점이다. MRI 과정은, 바디 내로 카테터가 삽입되지 않으며, 방사선이 적용되지 않고, 조영제(contrast agent)가 투여되지 않는 다는 점에서 비침습적(non-invasive)이다. 따라서, 그것은 x-ray 조영술에 대한 대체로서 비침습적 데이터를 얻을 수 있게 해주며, 관상 동맥의 임상 평 가(clinical evalutaion)에 유용한 확립된 해상도 요구사항에 근접하거나 그것을 달성할 수 있는 잠재성을 가진다. CORE 기법은 관상 동맥들을 관측하는데에 제한되어 있지 않으며 대동맥과 같은 다른 혈관들의 영상 및 뷰를 빠르게 얻는데에 사용될 수 있다.
CORE 기법은 슬랩 여기 및 영상 엔코딩 과정을 사용하며, 본질적으로, 영상 엔코딩이 효율적으로 진행될 수 있게끔 신호 및 데이터를 준비한다. 스캔 데이터를 빠르게 획득할 수 있도록 복수의 가속 기법들이 효율적으로 결합될 수 있게끔 CORE로부터의 데이터가 준비된다. 이러한 측면에서, CORE는 영상 기법들에 대한 것 보다 슬라이스 및 볼륨 선택에 대해 보다 가까운 친화성을 가진다.그러나, CORE를 다른 볼륨 선택기법들로부터 구분해주는 특징은, 일반적인 경우에, 관심 볼륨의 외부에서 CORE 신호가 더 낮다(그러나, 신호가 없는 것은 아님)는 것이다.볼륨 내부 영상화에 대한 다른 기법들(죽, 바람직하게는 바디의 표면으로부터 멀리 떨어진 영역을 여기시키는 것)은 후처리 단계에서 결합된 복수 데이터 세트들에 의해서만 분리되는 신호와, 일련의 여기 패턴들의 애플리케이션에 의존하는 경향이 있다. 이러한 기법들은 일반적으로 항정상태 자유세차에 대해 적용할 수 없으며, 보다 일반적으로 스핀(spin), 기울기(gradient), 또는 자극 에코(stimultaed echo) 기법들을 바탕으로 한다. 그러한 기법 중 하나는 ISIS이다.
맥관구조(vasculature)의 투사 조영도(projective angiographic view)를 생성하기 위한 기법은 일반적으로 직접 투사도를 획득하여 상기 투사 조영도를 생성한다. k-스페이스의 관점에서, 이 투사도들은 k-스페이스의 중심을 통과하는 획득 선(aquisition line)들에 대응된다. 일반적으로, 그러한 선들 몇개가 획득되며, 이들 모두는 k-스페이스의 중심을 통과한다. CORE에서, k-스페이스는 3D 방식으로 영상화되며, 각 슬랩에 대해, k-스페이스의 입방 영역(cuboid region)이 샘플링된다.
본 발명은 상술한 실시예들에서 예시의 목적으로 기술되었지만, 그러한 세부사항들이 단지 예시의 목적이며 다음의 청구항들에의해 기술되는 것들을 제외하고 발명의 정신 및 범주로부터 벗어남 없이 당업자에 의해 그 변형들이 만들어 질 수 있다는 것이 이해될 것이다.
첨부의 도면들에는, 본 발명의 바람직한 실시예 및 본 발명을 실행하는 바람직한 방법들이 도시된다.
도 1은 CORE 신호 준비(signal preparation) 기법의 개략도이다.
도 2는 상기 CORE 신호 준비 기법에서 복수의 여기 슬랩들이 점진적으로 적용되는 방식의 개략도이다.
도 3은 연속적으로 적용된 슬랩들 간의 오버랩 방식을 도시한다.
도 4는 일련의 슬랩들에 대한 엔코딩 정보의 개략도이다.
도 5는 도 4의 위상 엔코딩 1 및 2축과 관련하여, 공통 원통 영역 내에 있지 않은 픽셀들의 움직임의 개략도이다.
도 6은 슬랩이 회전 각으로 진행함에 따라 위상 엔코딩 1축 및 위상 엔코딩 2축이 점진적으로 갱신되는 방법을 보여주는 개략도이다.
도 7은 CORE 여기 기법에서 연속적인 슬랩들(이 예에서는 1-4) 사이의 공통 영상 피처들의 배향의 개략도이다. 이 경우에, 슬랩들이 서로 동일한 배향에서 보여질 때, "심장"은 슬랩들 사이에서 점진적으로 회전하는 것으로 나타난다.
도 8a 및 8b는 서로에 대해 수직인 두 슬랩들에 대한, 영상화된 대상("심장") 및 대응 k-스페이스 표현의 개략도이다.
도 9는 두 슬랩들(이 예에서는 90도로 위치한)의 재격자된(re-gridded) k-스페이스 데이터의 개략도이다.
도 10은 수직 화살표로 나타낸 시간 축을 지닌 연속적인 슬랩들(이 예에서는 1-4)의 재격자되고 회전된 k-스페이스 데이터의 개략도이다.
도 11은 CORE를 사용하지 않을 때, 신호 응답 기울기 축이 수신기 코일들 및 바디의 상대적 위치에 의해 지배되는 것을 보여준다.
도 12는 CORE를 사용할 때, 신호 응답 기울기 축이 밝은 중심부에 위치한 영역(이 경우에는 심장 위)에 의해 지배되는 것을 보여준다.
도 13a 및 13b는 CORE 슬랩들로부터 관상 동맥의 투사도를 추출하는 방식의 개략도이다.
도 14a 및 14b는 토모신세시스 획득(tomosynthesis acquisition)의 원리를 보여준다. 도 14a는 물리적인 대상 및 세개의 대표 시야각을 보여준다. 각각의 시야각에서, 대상의 투사도가 획득된다. 대표 투사도들은 도 14b에 도시된다. 삼각형 및 사각형 피처들의 상대적 위치가 시야각이 바뀜에 따라 상대적으로 이동한다는 것에 유의하여야 한다.
도 15a 및 15b는 토모신세시스 뷰들의 복원 원리를 도시한다. 도 15a는 도 14a 및 14b의 세개의 투사도들이 이동되어, 각각의 투사에서 바디 내의 특정 깊이에 대응하는 사각형 피처들이 정렬된 것을 보여준다. 도 15b는 상기 깊이에서 사각형 피처들을 보강함으로써 상기 이동된 투사도들을 더한 결과와, 삼각형이 여전히 존재하지만 공간적으로 흩어지고 보강되지 않은 것과 같은 다른 피처들을 보여준다.
도 16은 본 발명의 자기 공명 영상장치의 개략도이다.

Claims (24)

  1. 환자를 분석하는 방법으로서,
    제1 반복시간(repetition time) 동안 타겟에 대해 제1 위치에 관한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩(steady state free precession excitation slab)을 영상화(imaging)하는 단계와;
    상기 제1 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제1 3-D 영상 데이터세트를 형성하는 단계와;
    제2 반복시간 동안 상기 타겟에 대해 상기 제1 위치와는 다른 제2 위치에 관한 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계와;
    상기 제2 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하는 단계와;
    상기 제1 3-D 영상 데이터세트 및 상기 제2 3-D 영상 데이터 세트를 컴퓨터에 제공하는 단계와, 여기서 상기 제1 및 제2 3-D 영상 데이터 세트는 각각의 반복 시간 동안 공동으로 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하며; 그리고
    상기 컴퓨터에 의해, 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 상기 타겟의 영상을 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 제2 여기 슬랩을 영상화하는 단계는, 상기 제1 여기 슬랩과 관련하여 상기 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 상기 제2 여기 슬랩을 영상화하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  3. 제2 항에 있어서,
    상기 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 추가적인 여기 슬랩들을 영상화하는 단계를 포함하며, 상기 추가적인 여기 슬랩들은 상기 제1 및 제2 여기 슬랩들과 함께 일련의 여기 슬랩들을 정의하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  4. 제3 항에 있어서,
    대략적인 원통형 영역을 여기시키는 단계를 포함하며, 상기 원통형 영역의 긴 축(long axis)은 바디(body)의 일 축(axis)을 따라 배치되고 그 원형 단면(circular cross section)은 상기 타겟을 둘러싸며, 상기 원통형 영역은 상기 일련의 여기 슬랩들에 대해 공통적인 것임을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  5. 제4 항에 있어서,
    상기 추가적인 여기 슬랩들을 여기하는 단계는, 일련의 슬랩 들 중 최종 슬랩이 제1 슬랩으로부터 분리되는 하나의 균일 회전 스텝(one uniform rotation step)이 되게끔, 여기될 일련의 슬랩들 및 상기 일련의 슬랩들 내의 연속적인 슬랩들을 분리하는 회전각을 정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  6. 제5 항에 있어서,
    연속 주기들(successive cycles)에서 각각의 주기 동안, 상기 일련의 슬랩들의 동일 패턴(identical pattern)을 반복하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  7. 제6 항에 있어서,
    각각의 주기 동안 상기 주기 내의 각 시점(time point)에 대해 적어도 하나의 k-스페이스 데이터 라인을 획득하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  8. 제7 항에 있어서,
    상기 슬랩들이 회전하는 동안 엔코딩 기울기들(encoding gradients)을 일정 축들(constant axes)에 유지시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  9. 제8 항에 있어서,
    주어진 시간에 위상 엔코딩 축들이 상기 슬랩과 보다 잘 정렬되게하기 위하여, 상기 위상 엔코딩 축들을 주기적으로 진행시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  10. 제9 항에 있어서,
    일련의 슬랩들 간의 레지스트레이션(registration)을 달성하기 위하여 상기 k-스페이스 데이터를 회전시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  11. 제10 항에 있어서,
    k-스페이스 내의 가장 작은 샘플링 구간을 균등 격자 사이즈로서 취함으로써, 각각의 k-스페이스 데이터를 균등 격자 위에 매핑하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 환자 분석 방법.
  12. 관상 동맥(coronary artery)의 협착(stenosis) 정도를 산정(assess)하기 위하여 관상 동맥을 평가하는 방법으로서,
    MRI를 사용하여, 상기 동맥 주변을 회전하는 복수의 항정상태 자유 세차 여기 슬랩들 각각의 데이터를 획득하는 단계와; 그리고
    MRI를 사용하여, 상기 데이터로부터 상기 관상 동맥의 투사 조영도(projective angiographic view)들을 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 관상 동맥 평가 방법.
  13. 환자를 촬영하는 자기 공명 영상장치로서,
    영상 코일들(imaging coils)과;
    수신기 코일들(receiver coils)과; 그리고
    컴퓨터를 포함하며, 상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금, 제1 반복시간 동안 상기 환자의 타겟에 대해 제1 위치에 관한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성하게 하고, 제2 반복 시간동안 상기 타겟에 대해 상기 제1 위치와는 다른 제2 위치에 관한 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 생성하게 하며; 그리고 상기 수신기 코일들로부터 수신된 정보로부터 상기 제1 여기 슬랩과 관련된 상기 타겟의 제1 3-D 영상 데이터세트 및 상기 제2 여기 슬랩에 관련된 상기 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하게 하며, 상기 제1 3-D 영상 데이터세트 및 상기 제2 3-D 영상 데이터세트는 각각의 반복 시간 동안 함께 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하며; 그리고 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 상기 타겟의 영상을 생성하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  14. 제13 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금 상기 제1 여기 슬랩과 관련하여 상기 타겟의 중앙을 중심으로 회전하는 제2 여기 슬랩을 생성하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  15. 제14 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금 상기 타겟 중앙을 중심으로 회전 하는 추가적인 여기 슬랩들을 생성하게 하며, 상기 추가적인 여기 슬랩들은 상기 제1 및 제2 여기 슬랩들과 함께 일련의 여기 슬랩들을 정의하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  16. 제15 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금 대략적인 원통형 영역을 여기하게 하며, 상기 원통형 영역의 긴 축은 바디의 일 축을 따라 배치되고 그 원형 단면은 상기 타겟을 둘러싸며, 상기 원통형 영역은 상기 일련의 여기 슬랩들에 대해 공통적인 것임을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  17. 제16 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금 추가적인 여기 슬랩들을 여기하게 하며, 상기 추가적인 여기 슬랩들을 여기하게 하는 것은, 상기 일련의 슬랩 들 중 최종 슬랩이 제1 슬랩으로부터 분리되는 하나의 균일 회전 스텝이 되게끔, 여기될 일련의 슬랩들 및 상기 일련의 슬랩들 내의 연속적인 슬랩들을 분리하는 회전각을 정렬하는 것을 포함하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  18. 제17 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로 하여금 연속적인 주기들에서 각각의 주기 동안 상기 일련의 슬랩들의 동일한 패턴을 반복하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  19. 제18 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 수신기 코일들로 하여금 각각의 주기 동안 상기 주기내의 각각의 시점(time point)에 대해 적어도 하나의 k-스페이스 데이터 라인을 획득하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  20. 제19 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 상기 영상 코일들로하여금 상기 슬랩들이 회전하는 동안 일정한 축들에서 엔코딩 기울기들을 유지하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  21. 제20 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는, 상기 영상 기울기들이 주어진 시간에 상기 슬랩과 보다 잘 정렬하게 하기 위하여, 상기 영상 기울기들로 하여금 위상 엔코딩 축들 주변을 주기적으로 진행하게 하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  22. 제21 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는 연속적인 슬랩들 간의 레지스트레이션을 달성하기 위하여, 상기 k-스페이스 데이터를 회전시키는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  23. 제22 항에 있어서,
    상기 컴퓨터는, k-스페이스 내의 가장 작은 샘플링 구간을 균일 격자 사이즈로서 취함으로써, 각각의 k-스페이스 데이터 세트를 균일 격자위로 매핑하는 것을 특징으로 하는 자기 공명 영상장치.
  24. 자기 공명 영상장치의 컴퓨터에 의해 실행되었을때 환자의 영상을 생성하는 컴퓨터 프로그램을 저장하는 컴퓨터가 판독가능한 매체로서, 상기 컴퓨터 프로그램은 컴퓨터로 하여금,
    제1 반복시간 동안 타겟에 대한 제1 위치와 관련한 제1 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계와;
    상기 제1 여기 슬랩과 관련한 상기 타겟의 제1 3-D 데이터세트를 형성하는 단계와;
    제2 반복시간 동안 상기 타겟에 대한 상기 제1 위치와는 다른 제2 위치와 관련한 제2 항정상태 자유 세차 여기 슬랩을 영상화하는 단계와;
    상기 제2 여기 슬랩과 관련한 상기 타겟의 제2 3-D 영상 데이터세트를 형성하는 단계와;
    상기 제1 3-D 영상 데이터 세트 및 상기 제2 3-D 영상 데이터 세트를 컴퓨터에 제공하는 단계와, 상기 제1 3-D 영상 데이터 세트 및 상기 제2 3-D 영상 데이터 세트는 각각의 반복시간 동안 함께 일련의 3-D 영상 데이터세트들을 정의하며; 그 리고
    상기 컴퓨터에의해 상기 일련의 3-D 영상 데이터세트들로부터 상기 타겟의 영상을 생성하는 단계를 실행하게 하는 명령어들을 포함하는 것을 특징으로 하는 컴퓨터가 판독가능한 매체.
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