KR900007541B1 - 핵자기 공명에 의한 혈관투영 영상형성 장치 - Google Patents

핵자기 공명에 의한 혈관투영 영상형성 장치 Download PDF

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Abstract

내용 없음.

Description

핵자기 공명에 의한 혈관투영 영상형성 장치
제1도는 본 발명의 일예를 도시한 개략도.
제2a 및 2b도는 본 발명의 일예의 블럭다이어그램의 일부로서 시차를 두고 도출된 영상정보를 서로 차감하는 것을 나타낸 도면.
제3도는 본 발명의 일예에 사용하여 수신한 신호파형도.
제4도는 본 발명의 일예를 위한 고주파 여기신호의 파형도.
제5도는 본 발명의 일예에서 AFP 여기를 이용한 신호파형도.
제6도는 본 발명의 일예에서 흐름의 방향을 표시하는 신호의 파형도.
제7도는 본 발명의 일예에서 흐름의 방향을 표시하기 위해서 이중 여기상태를 이용한 신호의 파형도.
제8도는 두 흐름방향에 대한 정보를 동시에 얻어내기 위한 본 발명의 일예의 신호 파형도.
제9도는 정적인 영상과 유동영상을 조합하기 위해서 본 발명의 일예를 도시한 블럭다이어그램.
* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명
10 : 피검체적(대상물) 11 : 혈관
12 : 혈액 18,19 : Z 그래디언트 코일
21,22 : 고주파코일 23,24 : X 그래디언트 코일
25(V3) : 횡방향 그래디언트 신호 29 : 처리기
30 : 표시기 32 : 2차원 투영영상
40,V4: 버스트 발생기
본 발명은 핵자기 공명을 이용한 의료용 영상형성시스템에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 혈관속의 움직이는 피에 의한 혈관의 투영영상을 얻어내는 것에 관한 것이다. 기타의 용도로서는 움직이는 물질의 일반적인 투영영상 형성을 들 수 있다.
약칭 엔 엠 알(NMR)이라고 하는 핵자기 공명은 의료용 영상형성에 대하여 새로운 접근방식을 제시한다. 이것은 인체에 대하여 완전히 무해한 것으로서 이온화방사를 수반하지 않는다. 개략적으로 말하면 자기모멘트를 국부적인 자장에 비례하는 특정 스핀 주파수로 여기시키는 것이다. 이 스핀의 붕괴로 인한 고주파신호는 픽업코일에 의해서 수신된다. 자장을 조종함으로서 서로다른 체적부위를 나타내는 일련의 신호 어레이가 제공된다. 이 신호들을 합해서 인체의 밀도에 관한 체적 영상을 얻어내는 것이다.
1980년 6월에 나온 "핵과학에 관한 전기전자공학회보(IEEE Transactions on Nuclear Science)"제NS-27권 1220-1255 페이지를 보면 NMR에 관해서 설명한 일련의 논문을 볼 수 있다. 그 기본 개념은 맨처음의 1220-1226 페이지에 걸쳐서 실린 더블유 브이 하우스(W.V. House)씨의 논문 "엔엠알 원리의 소개 (Introduction to the principles of NMR)"를 보면 알 수 있다.
수 많은 삼차원적인 방법이 소개된바, 한가지 중요한 것은 1227-1231 페이지에 실린 피.브이.라우터부(P.V. Lauterbur) 및 씨.엠.로우(C.M. Lou)제 씨의 논문 "투영으로 부터의 재구성에 의한 주그마토그래피(Zeugmatography by Reconstruction from projection)"에 소개된 것이다. 이 방법에서는 선형자장 그래디언트를 그 축방향의 강한 자장위에 중첩시켜 놓는 것이다. 이 그래디언트로 인해서 그 체적내의 각 평면은 그 그래디언트에 대하여 직각방향으로 서로 다른 공명주파수에 부닥치게 된다. 이들 각 평면은 하나의 주파수 스펙트럼을 포함하는 버스트(burst)에 의해서 동시에 여기된다. 이 여기과정에 이어 수신된 신호는 개별적인 성분으로 푸리에 변환된다. 각 주파수의 진폭은 프로톤 밀도의 평면 적분치를 나타낸다. 이 과정을 서로 다른 방향으로 그래디언트 자장을 사용해서 반복시키면 일군의 평면에 관한 정보를 수집해 낼 수있게 된다. 이 평면 적분치를 이용해서 한 체적의 2차원적인 투영영상을 형성시키거나, 또는 이와는 달리, 그 체적의 각 박슬(voxel)의 프로톤 밀도에 관한 3차원적인 정보를 얻어내게 되는 것이다.
투영영상은 그 평면에 직각을 이루는 사실상 모든 평면의 적분밀도를 얻어냄으로써 얻어낼 수 있게 된다. 모든 각도와 위치에서 필요한 평면의 총수는 2차원적인 투영영상의 픽슬(pixel)의 수와 사실상 같다. 재구성 방식은 현재, 컴퓨터식 단층사진 촬영 시스템에 널리 사용되고 있는 고전적인 투영 재구성방법을 이용한다. 가장 일반적으로 이용되고 있는 방식은 칸발루션백(convolution back) 투영법이다.
이렇게 해서 얻은 혈관의 2차원적인 투영영상에는 수많은 흠결이 존제한다. 첫째로, 중첩된 중간구조물로 인해서 혈관을 가시화시켜 협착증을 진단해 내기가 어럽고, 둘째로 이러한 영상 방식의 본질은 재구성되는 모든 픽슬이 모든 측정행위의 영향을 받게된다는 데에 있다. 따라서, 특히, 움직임에 대해서 영상이 영향을 받게 된다. 대상물의 어떠한 움직임일지라도 그것은 대상물과 그 투영영상이 서로 일치되지 못하도록 하는 작용을 하기 때문에 영상에 인위적인 흠결을 일으키는 원인이 된다. 이러한 영상의 흠결로 인해서 원하는 정보를 얻어낼 수 없게 된다.
중간구조물로 인한 문제를 피하기 위해서 3차원적인 재구성을 하여 횡단면 영상을 얻어낸다. 상기 라우터부 씨의 논문에서 취한 방식은 대상물을 통해서 모든 각도로 일군의 2차원적인 투영영상을 형성시키는 것이다. 이 투영영상에서의 선은 대상물의 단면들에 관한 선적분 또는 선투영영상을 나타내는 것이다. 이와같이해서, 다시 고전적인 재구성 기술을 이용하여 임의의 원하는 단면을 제구성해 낼 수 있게 된다. 중간의 2차원적인 투영은 상기한 이유때문에 사용하지 않는다.
이러한 단면영상은 방해구조로 인한 것은 가지고 있지 않으나, 혈관의 영상형성용으로는 부적당하다. 혈관의 영상화는 그 방식을 X-선으로 하든 NMR로 하든 2차적인 투영영상법으로 가장 잘 해낼 수가 있다. 단면은 단지 혈관을 통한 슬라이스만을 보여줄 뿐이다. 더구나, 3차원적인 데이타의 포착시간이 상당히 길어지기 때문에 인체의 각종 생리적인 운동으로 인한 다양한 인위적 흠결이 일어나게 된다.
NMR 영상형성 데이타를 포착 및 처리해내는 두번째 일반적인 방법으로서는 상기한 바와 동일한 전기전자공학회보의 1232-1238 페이지에 게재된 이.알.앤드루(E.R. Andrew)씨의 눈문 "핵자기 공명 영상 : 다중감응점 방법(Nuclear Magnetic Resonance Imaging : The Multiple Sensitive Point Method)"을 들 수있다. 이 방법에서는 선택시스템을 사용해서 문제의 체적속의 개별적인 박슬로부터 데이타를 포착해낸다. 이것은 동적으로 변하는 그래디언트 자장을 사용해서 성취해 낼 수 있다. 일반적으로, 이 동적인 자장을 이용하면 시간에 따라서 변하는 자장을 포함하지 않는 일부의 영역만을 제외하고서는 모우 0으로 적분되어 버리게 된다. 따라서 시간에 따라서 변하는 서로 다른 주파수의 자장을 세 직교축의 방향으로 작용시키면 단 하나의 점 또는 박슬만이 시간에 따라서 변하지 않게 된다. 그러므로 투영을 재구성할 필요없이 그 신호만으로서도 그 점을 나타낼 수 있게 된다.
이 시스템의 난점은 데이타 포착시간이 아주 길어진다는 것인데, 왜냐하면 한번에 한 박슬의 신호밖에는 얻어낼 수 없기 때문이다. 각 박슬에 대해서 시간이 충분해야지만 충분한 신호대 잡음비를 얻어낼 수가 있다. 이 문제의 해결은 두 축선방향으로 동적인 그래디언트를 사용하고 세번째 축선방향으로는 정적인 그래디언트를 사용함으로써 할 수 있다. 따라서 세번째 축선방향으로는 각각의 위치가 다시, 서로 다른 주파수와 대응하게 된다. 광대역 여기 방식을 이용하고 수신된 신호를 푸리에 변환시킴으로써 주파수 스펙트럼으로 하여금 하나의 선을 따라서 존재하는 일군의 박슬밀도를 나타낼 수 있도록 한다. 그 하나의 선은 서로직교하는 두 동적인 그래디언트의 교차점에 해당하는 것으로서, 단 하나의 선만을 제외하고는 모두 평균 "0"으로 되는 것이다.
이 방법은 투영의 재구성으로 인한 동적인 흠결은 초래하지 않으나, 데이타 포착시간이 상당히 길어지기 때문에 호흡과 혈액순환을 포함하는 생리적인 운동으로 인한 흠결이 생기게 된다. 더구나, 그것은 3차원적인 영상시스템인 것인바, 전술한 바와같이 일반적으로, 혈관을 영상화시키는 데에는 부적당하다.
세번째 영상법으로서는 상기한 전기전자공학회보의 1239-1244 페이지에 게제된 엘.이.크룩(L.E.Crooks)씨의 논문 "엔엠알 영상을 위한 선택적인 방사선 주사 기술(Selective Irradiation Line Scan Techniques for NMR Imaging)"을 들 수 있다. 이 일반적인 방법은 여러가지로 다양하게 실시할 수 있다. 그 중 한가지는 정적인 그래디언트와 적절한 모양의 펄스를 사용해서 문제의 단일 평면을 여기시키는 것이다. 여기된 평면에서 나오는 신호는 기억시켜 둔다. 평형상태가 된 다음에 한 직교평면을 더 높은 강도로 여기시켜 자화의 상태가 반전되도록 한다. 이러한 식의 방사선 조사로서는 아무런 수신신호도 얻어내지못한다. 따라서, 문제의 평면을 선택적으로 여기시킴으로써 그 첫번째 단계를 반복하여 나오는 신호를 기억시킨다. 그러나, 이 경우에는 문제의 평면에 존재하는 선이 포착되지 못하게 되는데, 그 이유는 문제의 평면에 직교하는 평면이 강하게 여기되어 그 선이 포화되어 버린다는 데에 있다. 따라서 그 교차선이 결과적인 신호에 포함되지 못하게 된다. 단지, 첫번째와 두번째 기억시킨 신호를 서로 차감해서 얻어내는 것이다. 수많은 각도로 서로 다른선과 문제의 평면의 위치를 측정해서 이 차감과정과 고전적인 투영기술에 의해서 평면의 영상을 재구성한다.
이와 똑같이 직교평면의 교차선을 이용하는 또 한가지 방법으로서 차감과정을 거치지 않는 것이 있다. 이경우에는 직교평면을 반전시키는 방사선으로 즉시 여기시키면, 그 교차선에 작용하여 나중에 스핀방향신호가 나오게 된다. 따라서, 나중에 그 신호가 원하는 선만을 나타내게 된다. 다시, 일군의 선적분 신호를 이용해서 횡단면영상을 얻어낸다.
동일한 감지점 및 감지선 방법에 의해서 문제의 특정평면만을 제외하고서 모두 포화시키는 방법도 제안된바 있다. 이렇게 포화시킨 다음에는 즉시 직각방향으로 똑같이 여기시켜 한 선만을 제외하고는 그 평면전체를 포화시킨다. 이렇게 해서 선적분 신호를 얻어내거나, 또는 제3의 직각방향으로 여기시켜 일점 또는 박슬로부터 신호를 얻어낸다. 포화는 그래디언트의 존재하에 비교적 긴 "번(burn)"고주파펄스에 의해서 이루어지는 바, 이 펄스는 여기된 주파수에 대응하는 영역의 자기를 소거시키는 작용을 한다. 이 방법은 1974년도 물리학보(J.Phys.C.) 제 7권 고체물리학 L457-L462 페이지에 게재된 에이.엔.개러웨이(A.N.Garroway), 피.케이.그래널(P.K. Crannell), 및 피.맨스필드(P. Mansfield)제씨의 "선택적인 방사선 조사방법에 의한 NMR 영상형성(Image Formation in NMR by a Selective Inadiative Process)"이라는 제하의 논문을 보면 알 수 있다.
또다른 NMR 형상형성법에 관해서는 동격의 이가꾸-쇼인사에서 1981년에 출판한 "의료용 공명영상형성(Nuclear Magentic Resonance Imaging in Medicine)"이라는 제하의 참고서를 보면 알 수 있는바, 그 책중에서 로렌스 이.크룩스 씨가 다룬 제 3장은 각종의 영상기술에 관해서 요약되어 있다. 그 외에도 44-47페이지를 보면 또다른 평면적분방법에 관해서 알 수 있다. 여기서는 그 평면에 대하여 직각방향으로 그래디언트를 작용시킴으로써 각 평면적분을 위상부호화시킨다. 그래디언트를 제거시키면 그 평면을 따라서 존재하는 원자핵들의 위상분포가 자장의 강도에 따라서 주기적으로 된다. 서로 다른 공간주파수를 지니도록 한 위상분포에 의해서 평면적분 값들을 얻어냄으로써, 그 평면의 각 선에 관한 정보를 얻어낸다. 이 정보를 푸리에 변환시켜 다시 해독해 내는 것이다. 이 방법을 스핀워프 영상형성법이라고 부른다.
또 한가지 방법은 최근에 보고된 것으로서, 이것도 역시 평면을 따라서 주기적으로 분포시키는 것이다. 그러나, 이 경우에는, 고주파 여기장의 강도에다 그래디언트를 더하여 주기적인 변화를 시킨다. 그래디언트를 충분히 강하게하면, 평면을 가로질러 주기적인 변화가 일어나게 되는바, 90도 여기 영역은 최대응답을 하게됨과 아울어 0도 및 180도 영역은 아무런 응답도 하지 못하게 된다. 전과 마찬가지로 여러가지 강도의 그래디언트로 일련의 여기상태로 만들면 서로 다른 공간적인 주파수로 주기적인 변화가 일어나게 되는바, 이것을 변환시켜 그 선택평면속의 분포상태를 재구성한다. 이 방법은 런던의 "필.트랜스.알.쏘싸이어트(phil. Trans R. Soc.)" 비(B) 289; 543-547(1980)에 게재된 디.아이,호울트(D.I. Hoult)씨의 "회전식프레임 주그마토그래피(Roating Frame Zeugmatography)"라는 제하의 논문을 보면 알 수 있다.
지금까지 보고된 모든 NMR 영상 형성시스템은 전술한 바와같은 이유들로 인해서 혈관을 영상화시키는데는 적당치 못한 것이다. 첫째, 전술한 첫번째의 기술을 제외하고는 모두 3차원적인 단면영상을 형성하는데 사용하는 것이기 때문에 혈관영상용으로는 부적당하다. 현관은 수많은 평면을 거쳐서 구불구불하게 되어있기때문에 각각의 단면에서 얻어낼 수 있는 값에는 한계가 있다. 현재 X-선 비투과식 현관 촬영법으로쓰이는 투영영상형성법이 현관의 위축증을 진단하는데 바람직한 방법으로 알려진 바 있다. 첫째로 인용한 논문의 시스템에서와 같이 투영 NMR 영상형성을 고려했을 경우, 그 중간조직으로 인해서 영상의 정확도가 심하게 떨어지게 된다. 더군다나, 이들 영상은 매우 긴 데이타 포착시간을 필요로 하게 되는바, 대상물의 움직임으로 인한 심한 흠결을 초래한다.
제이.알.싱어(J.R. Singer)씨의 "침해받지 않은 인제의 NMR에 의한 혈류측정(Blood Flow Measurements by NMR of the Intact body)"이라는 제하의 현류측정에 관한 논문이 전술한 핵과학에 관한 전기전자공학회보에 게재된 바 있다. 이 논문에는 스핀방향의 위상변위가 평균속도에 비례한다는 개념이 소개되어 있다. 싱어씨는 위상감지와 포락선 검파을 모두 사용해서 3차원적인 영상기술에 의해 전체체적의 프로톤 밀도와 흐름을 도시해낼 것을 제안하였다. 최종적인 단면영상은 밀도와 흐름을 모두 나타내게 된다. 전과 마찬가지로 이 영상의 가장 중요한 난점은 매우 긴 데이타 포착시간과 이로 인해서 왜곡된 단면영상으로 혈관병을 진단해내기가 불가능하다는 데에 있다.
또 한가지 영상법으로서는 1981년 11월호 아메리칸 저널 오브 래디올로지 제 37권 895 페이지에 게재된 아이.알.영(I.R. Young), 등 제씨의 "수소의 자기 공명성; 포스테리어 포사의 영상(Magnetic Resonance Properties of Hydrogen : Imaging the posterior Fossa)"이라는 제하의 논문을 들 수 있는바, 현재 상업적인 단면 촬영기구에 널리 이용되고 있는 것으로서, 단일의 여기 버스트를 이용해서 원하는 평면을 선택해 내는 것이다. 이 버스트는 "Z"방향으로 그래디언트가 존재할때 일어나도록 한다. 이렇게 해서 버스트 주파수가 그 체적내의 특정한 "XY"평면을 선택해내는 것이다. 이 버스트 직후에 "FID"신호가 수신되면 "Z"그래디언트를 없애버리고 횡방향의 그래디언트를 작용시킨다. 이것은 횡방향 그래디언트에 직각인 평면의 각선으로 하여금 다른 주파수를 발생시키도록 한다. 단면 영상을 얻기 위해서는 횡방향의 그래디언트를 다른 각도로 회전시켜 가면서 그 과정을 반복해야 한다. 본 발명에 의한 투영영상 형성법에 있어서는 하나의 횡방향 그래디언트의 존재하에 단 한번의 여기만으로 그 특정한 여기평면의 투영을 얻어낼 수있다.
널리 사용되고 있는 반전회복 과정과 같은 스핀반전을 필요로 하는 시스템에 있어서는 그 영역 전체에 걸쳐서 180도 반전이 균일하게 이루어지지 않으면 결과가 왜곡될 우려가 있다. 이것은 고주파 자장의 불균일성으로 인한 것이기도 하다. 이 문제를 해결하기 위해서 반전여기를 AFP(adialatic fast passage)에 의해서 이룩해 놓을 수 있다. 이것에 관해서는 에디슨-웨즐리(Addison-Wesley)사에서 출판해 낸 이.후꾸씨나 및 에스.비.더블유 뢰더 제씨의 실험적인 펄스 NMR이라는 책의 제 17-20 페이지를 보면 알 수 있다. 반전을 성취시키기 위해서는 공명을 통해서 주파수를 "스위프"하는 것인데, 그 스위프도중에 현저한 이완현상이 일어나지 않도록 하는 속도로 해야한다. 그 순수한 결과는 그 자장의 균일성에 비교적 무감한 180도 반전이다.
특허출원제 6/332,935호는 한 체적속의 움직여지는 물질의 2차원적인 투영영상을 형성시키기 위한 기본적인 개념과 방법에 관한 것으로서, 혈관을 영상화시키는데 매우 바람직한 방식이다. 이 출원은 정적인 물질로 인한 것은 소거해 버리고 움직이는 물질로 인한 영상만을 형성시키는 여러가지 방법을 소개하고 있다. 이들 방법은 180도 반전신호, 2버스트여기 반전신호, 서로 다른 시간에 포착되어 서로 다른 속도를 나타내는 신호의 차, 여기되는 영역에 인접한 신호의 수신 및 움직이는 원자핵으로 인한 위상 변위의 이용을 포함하는 것이다.
아울러, 이 출원은 투영영상을 형성시키는 다양한 방법을 소개하였는바, 이들 중 한가지는 한 평면을 여기시켜 원하는 선적분군으로 분해하는 것이다. 이 방법에서는 단일의 여기를 이용해서 교류 그래디언트 신호에 의해 평면을 분리시킨다. 이러한 방법은 움직이는 물질을 영상화시키는 기술에 관한 몇몇 이유로 인해서 고주파 교류 그래디언트 신호가 대단한 양의 전력을 필요로 한다는 데에 오히려 문제가 있다.
아울러, 180도 반전신호를 사용하는 움직이는 물질의 영상기법은 너무 까다롭다. 180도 여기에서 약간만 벗어날지라도 정적인 물질에 대한 자유 유도 붕괴신호를 형성시켜 중간조직에 대한 것을 소거시키지 못하게된다.
또한, 이 방법은 혈류의 방향을 분간해내는 방법을 제시하지 못하였다. 이것은 동맥류와 정맥류를 분간하는데 중요한 것이다. 예컨대, 두뇌로 이루는 혈관을 양상화시킬때 중요한 것은 목동맥과 목정맥을 구분해야지만 영상의 중첩을 피할 수 있다는 점이다.
본 발명의 목적은 인체내의 현관의 NMR 투영상을 제공하는데 있다.
본 발명의 목적은 또한, 평면여기 기술을 이용하는 것으로서, 단일의 여기만을 필요로하고 고전력의 교류 그래디언트신호는 요하지 않는 현관의 투영영상을 제공하는 데에 있다.
본 발명의 또한 목적은 정적인 물질을 제외하기 위한 여기조건이 까다롭지 않은 혈관의 투영영상법을 제공하는데에 있다.
본 발명의 또한 목적은 흐름의 방향을 표시하여 정맥과 동맥을 구별할 수 있는 투영영상을 제공하는데에 있다.
요약하면, 본 발명에서는 물체의 자기스핀의 이차원적인 투영영상을 형성시키는 것이다. 정적인 물질로인한 자기스핀은 소거시킨다. 움직이는 물질로 인한 자기스핀 신호가 남아서 인체의 혈관의 이차원적인 투영영상을 만들어내는 것이다. 평면여기 다음에 횡방향 그래디언트를 이용해서 각 평면의 투영영상을 간단하게 수집해 낸다. 포화여기와 AFP에 의해서 자장의 균일성조건을 완화시키며, 평면의 여기와 그 평면의 상하방에서 신호를 수신해서 흐름의 방향을 분간해 낸다.
따라서, 본 발명에 의해서 물체속에서 움직이는 물질의 이차원적인 투영영상을 형성하기 위한 방법은 물체의 부위의 자기스핀을 포화여기시켜 더 이상 감응작용을 하지 못하도록 하고, 그 물체의 부위로 들어가는 완전한 포화여기상태에 있지 않은 움직이는 물질의 스핀을 버스트시켜 그 움직이는 물질에 의한 신호만 출력되어 나오도록 하여, 이 출력신호를 처리하여 그 물체의 이차원적인 투영영상을 얻어내는 단계로 구성한다.
본 발명에 관해서 첨부한 도면을 예로 들어 상세히 설명하면 다음과 같다.
본 발명은 제1도를 참조하여 잘 설명할 수 있는바, 인체의 특정부분(10)의 혈관(11)의 영상을 얻어내기 위한 것이다. 혈관병은 인간의 죽음을 일으키는 가장 큰 원인이다. 따라서 혈관의 영상을 얻어내는 방법을 대중화시킬 필요가 있는바, 이 방법은 인체에 해를 끼치는 것이어서는 안된다. 이러한 방법은 혈관의 투영영상을 형성시키는 것으로서, 컴퓨터식 X-선 단층 사진법이나 NMR 단면영상과는 극히 대조적이다. 이러한 단면영상으로서는 혈관의 협착증을 검사할 수가 없는데, 왜냐하면, 혈관을 추적하기 위해서는 그러한 단면영상을 수없이 많이 배열해야 하기 때문이다. 따라서 단면영상방법은 혈관병을 영상화시키는데 거의 소용이 되지 않는다. 더구나, NMR 단면영상을 불균일한 자장으로 인한 허상을 특히 지니게 되기 쉽다.
그러므로, 본 발명은 혈관의 투영영상을 형성시키기 위한 것으로서, 예컨대, 혈관(11)이 들어있는 부분(10)에 대한 이차원적인 투영영상을 얻어내기 위한 것이다. 이 투영은 "XZ"평면상에 존재하는 평면(28)에다 해놓을 수 있다.
단순한 투영영상으로서는 모든 중간조직때문에 혈관(11)을 시각화시킬 수 없다. 따라서, "X"선 검사시에는 대조물질을 주입시켜 혈관을 시각화시키거나, 본 발명에서는 NMR 영상법에 의해서 현관속의 피(12)의 흐름을 이용하여 혈관(11)의 독립적인 투영영상을 얻어낸다. 처리기(29)는 고주파 여기신호(26)와 함께 작용하여 부분(10)의 비교적 정적인 물질에 의해 형성된 스핀신호를 소거시켜 혈관(11)으로 인한 신호만을 공급하는 것이다. 따라서 대조물질을 주입시키거나 이온화입자를 사용하지 않고서도 완전히 무해한 방식으로 원하는 투영영상을 형성시키게 된다.
일반적으로 주축자장을 예컨대, 극판(13, 14)을 코일(16, 17)로 여기시킴으로써 형성시킨다. 즉, 직류전원(V1)에 의해서 코일(16, 17)로 동일한 방향의 자장을 형성시킴으로써 체적(10)중에서 문제의 부위에 대하여 사실상 균일하게 자장을 형성시키는 것이다. 이 주축자장은 그 장치중에서 제일 강력한 자장으로서 1킬로가우스정도의 세기를 갖게 된다. 부호쌍(A-D)은 단지 코일의 접속관계를 나타내기 위한 것에 불과하다.
특정지점은 그래디언트 코일을 사용해서 골라낸다. 코일(18, 19)은 전원(20 : V2)에 의해서 "Z"방향으로 그래디언트 자장을 형성시킨다. 마찬가지로, 코일(23, 24)도 대상물(10)의 양쪽에서 전원(25 : V3)에 의해 "X"방향으로 그래디언트 자장을 형성시킨다. 균일한 자장을 형성시키는 코일(16, 17)과는 달리, 이들 그래디언트 코일은 서로에 대하여 작용하여 그 각각의 방향으로 변하는 자장을 형성시킨다.
코일(21, 22)은 고주파 코일로서 송신기능과 수신기능을 모두 갖춘 것이다. 이 코일은 동일한 방향으로 자장을 발생시켜 체적(10)에 대하여 사실상 균일한 자장을 형성시켜 놓는다. 스윗치(27)를 수신위치로 접속시키면 체적(10)의 자기스핀신호가 수신된다. 이 자기스핀신호를 처리기(29)로 처리하여 혈관(11)속으로 흐르는 피(12)의 투영영상을 얻어낸다. 이 투영영상(32)은 표시기(30)상에 표시된다.
여기신호(26)와 처리기(29)는 대상물(10)중에서 사실상 정적인 조직으로 인한 자기스핀신호를 함께 소거시키는 작용을 하는데, 그 한가지 작용방법을 제2a 및 2b도에 도시하였다. 말하자면, 자기스핀을 여기시켜 서로다른 두 시점에서의 시간간격(TA, TB)으로 신호를 수신해내는 것이다. 이 시간간격은 피의 속도가 서로 달라지는 시간간격과 상응하는 것이다. 버스트발생기(40)에 의해서 통상의 고주파 여기신호(26 : V4)를 공급한다. 펄스의 형상특징은 사용된 영상장치의 종류에 따라서 달라진다. 어떠한 경우에도 2개의 버스트를 2개의 시간간격으로 발생시킨다.
흐르는 피, 또는 기타 움직이는 물질은 수신된 NMR신호중에서 강도가 약한 부분으로서 표시되는데, 왜냐하면, 그 여기된 스핀이 미처 신호로서 수신되기 전에 감지영역을 벗어나기 때문이다. 따라서, 고속영역은 저속영역보다 약한 신호를 발생시키게 된다. 여기신호(V4)의 시간을 검사중 환자의 심전도(EKG)와 맞추어서 혈관(11)의 피(12)가 비교적 고속으로 흐르는 시간과 저속으로 흐르는 시간을 나타내는 신호(31)를 수신해 낼 수 있다. 수신된 신호(31)는 복조기(41)에 의해서 복조시켜 스윗치(42)로 가하는데, 이 스윗치도 심전도신호에 의해서 "TA" 및 "TB"에서 동작한다. 이렇게해서 시간간격(TA)의 여기신호는 기억장치(43 : A)에 기억시키고, 시간간격(TB)의 여기신호는 기억장치(44 : B)에 기억시킨다. 이 2신호를 감산기(45)에 의해서 서로 차감하면 모든 정적인 물질이 소거되어 혈관만 표시하는 원하는 신호를 얻어낼 수 있다. 이 차감신호를 영상컴퓨터(46)로 보내서 2차원적인 투영영상을 재구성하게 되는 것이다.
사실상 정적인 물질로 인한 신호는 모두 소거되어 버리는데, 왜냐하면 그 성분신호는 시간간격(TA, TB)에 관계없이 언제나 동일하기 때문이다. 그러나, 혈관(11)신호는 피(12)가 서로다른 속도상태에 있을때 수신해내기 때문에 서로 달라지게 된다.
제2a 및 2b도는 특정한 예를 도시한 것이나, 동일한 원리에 입각해서 여러가지로 구현시킬 수가 있다. 예컨대, 심주기에 있어서, 모두 시간간격(TA)을 표시하는 일련의 펄스(26)을 발생시켜 그 시간간격(TA)에 상응하는 완전한 투영영상을 얻어내는데 사용할 수 있다. 이 일련의 펄스다음에 시간간격(TB)에 상응하는 일련의 펄스를 발생시키는 것이다. 따라서 이 2 일련의 펄스를 서로 차감시키면 매심주기에 따라서 차감신호를 얻어낼 경우보다 더 완전한 영상정보를 얻어낼 수 있다. 어떤 경우일지라도 정보손실을 방지하기 위해서는 동일한 현관위치에서 시간간격(TA, TB)에 따라서 신호를 얻어내야 한다.
지금까지 말한것은 그 기본적인 개념이 미국특허출원 제6/332,935호에 소개된것과 동일하다. 그러나, 이 미국특허출원 제6/332,935호에서는 신속투영영상장치로 일련의 각 평면을 일군의 선적분으로 분해할 경우에 교류 그래디언트나 또는 복수의 여기방식을 이용한다. 이러한 방식으로서도 영상을 양호하게 얻어낼 수는 있지만, 더 간단한 장치가 필요한 것은 사실이다. 본 발명에 의한 투영영상장치는 몇가지 단면영상장치에 사용한 것과 비슷하기는 하나, 교류 그래디언트가 없이 단일의 고주파 여기만을 필요로 하는 것이다.
우선, "Z"그래디언트의 존재시에 특정한 주파수의 90도 고주파신호를 순간적으로 발생시켜 특정한 "XY"평면상의 스핀을 여기시킨다음, 곧 이어서 "FID"를 수신하는 동안에 "Z"그래디언트를 끄고 횡방향의 그래디언트를 가한다 이렇게해서 횡방향의 그래디언트에 직각인 여기평면상의 각 선(line)이 서로다른 주파수의 "FID"신호를 형성하게된다. 이렇게 복합적인 "FID"신호를 수신하여 각 성분주파수로 분해하면 횡방향 그래디언트에 대하여 직각방향으로 있는 평면의 선적분 또는 투영영상을 얻어낼 수 있게 된다. 이러한 과정을 각 단면에 대해서 서로 다른 주파수를 이용해서 반복하면 전체적인 2차원적인 투영영상을 얻어낼 수 있게된다. 따라서, 본 발명에 의한 영상법은 미국특허출원 제6/322,935호의 것보다 덜 복잡한 것으로서, 높은 전력의 교류 그래디언트나 복수적인 여기과정을 필요로하지 않는다.
제1도 및 3도의 파형도에서 알 수 있는바, 그래디언트 코일(18)의 "B"단자를 그래디언트 코일(19)의 "B"단자에 연결시킨 상태로 V2를 사용해서 펄스식으로 그래디언트 신호(20)를 가함과 동시에 고주파코일(21)의 "D"단자를 고주파코일(22)의 "D"단자에 접속시키고 스위치(27)는 수신스위치(26)로 접속시킨 상태로 고주파 버스트(V4)를 적당한 진폭과 시간으로 가하여 통상의 90도로 여기시킨다. 이어서, 그래디언트신호(V2)를 꺼버리고, 코일(23)의 "C"단자와 코일(24)의 "C"단자를 서로 접속시킨 상태로 횡방향의 그래디언트 신호(25)를 가함과 아울러, "FID"신호간격중에 "V3"펄스를 가한다. 이와 동일한 시간간격중에 스위치(27)는 단자(31)와 접속시켜 수신된 FID신호를 처리기(29)로 처리해낼 수 있도록 한다. 이 경우, 처리기(29)는 컴퓨터식 푸리에 변환기와 같은 주파수 분해장치로서 "FID"신호를 그 성분 주파수로 분해하여 선택된 "XY"평면상에서 "Y"방향으로 각각 선적분이 표시되도록 한다.
이러한 과정을 "V4"에 대해서 서로다른 버스트 주파수를 사용해서 전체적으로 반복시켜가면서 "Z"방향으로 서로다른 위치에 존재하는 "XY"평면을 선택하여, 그때마다 그 "XY"평면의 선적분 또는 투영을 투영평면(28)에 대하여 고정시켜 놓는다. 이렇게 해서, 전체적인 영상(32)를 표시기(30)상에 2차원적으로 표시할수 있게 된다.
그러나 이 효과적인 투영영상장치는 모든 정적인 물질은 제외하고, 혈관속의 움직이는 물질만이 표시되도록 하는 데에 사용하는 것이 바람직하다. 이러한 목적으로 사용하는 것이 상기한 바와 같은 제2a 및 제2b도의 감산장치인 것이다. 이것에 의해서, 심주기중의 여러부분에서 나오는 여기선호를 기억시켜 서로 차감시킨다. 이것은 바로 제3도에 도시한 투영장치에 응용할 수 있는 것이다.
제3도의 투영장치는 미국특허출원 제6/332,935호에 소개된 반전기술에도 응용할 수 있다. 여기서는 90도 여기 대신에 신호의 진폭이나 시간을 2배로 하거나 또는 기타 적절하게 조합하여 "V4"가 180도 여기작용을 하게끔 한다. 180도 반전은 아무런 자유 유도 붕괴신호를 발생시키지 않으므로 모든 움직이는 물질로 인한 신호가 소거되어 버린다. 그러나, 혈관속의 움직이는 피는 완전한 반전상태로 되지 않으므로 "FID"신호를 발생시킨다. 그러므로 제3도의 장치는 움직이는 피의 투영영상만을 형성시켜 그 혈관영상(32)를 표시기(30)상에 표시하게 된다.
이 단일의 여기 투영장치는 고주파 전력을 최소화시키고 교류 그래디언트 신호를 요하지 않는다는 점에서 볼 때 극히 간단하다. 그러나, 그것의 신호 대 잡음비는 미국특허출원 제6/332,925호에 소개된 이중 여기방식보다 빈약하다. 90도-180도 배열방식으로 하면 "FID"보다 오히려 스핀방향만 불러일으키게 되어 신호의 지속시간이 2배로 되어 신호 대 잡음비가 증가하게 된다. 반전장치의 경우에는 미국특허출원 제6/332,925호에 소개된 바와 같이 180도-180도로 배열되어 정적인 물질은 소거되고 단지 움직이는 피만이 반향을 일으킨다.
반전 여기장치의 한가지 문제점은 모든 정적인 물질을 소거시켜 버려야 한다는 정확도에 있다. 코일(21, 22)에 의해서 발생된 고주파 자장이 균일치 못하면, 대상을(10)의 부위들이 정확하게 반전되지 못하기 때문에 "FID"신호가 발생되어 표시기(30)상에 나타나게 된다. 이 신호가 과도해지면 피(12)의 움직임으로 인한 혈관(11)의 영상(32)이 흐려진다. 이러한 고주파 자장의 균일성조건을 최소 한도로 완화시키는 방법은 포화 또는 버스트시킨 다음에 제4도에 도시한 바와 같은 여기신호용으로 90도 버스트시키는 것이다. 말하자면, 시간적으로 "T1"과 비교할만한 저준위 여기방식으로 여기영역의 스핀을 포화여기시킴으로써 더 이상 감응작용을 하지 못하도록 하는 것이다. 이 방법은 전술한 에이.엔.게로웨이 등 제씨의 논문 "선택적인 방사법에 의한 NMR 영상형성법(Image Formation in NMR by a Selective Radiation Process)"에 소개된 바있다. 제4도에서 알 수 있는 바, 포화여기된 다음에는 그 즉시, 90도 버스트로 이어진다. 포화 여기된 부위는 정적인 물질을 나타내는 것으로서, 감응작용을 하지 못하므로 "FID"신호를 발생시키지 않는다. 그러나 움직이는 피는 완전하게 포화 여기되지 않으므로 "FID"신호를 발생시켜 영상을 형성하게 된다. 제4도에 도시한 신호(V4)가 바로 180도 반전신호로 한것과 같이 제3도의 90도 여기를 간단하게 대신하는 것이다.
포화신호에 이어서 90도 버스트를 이용함으로써 미국특허출원 제6/332,925호의 모든 투영영상형성예에 있어서의 180도 반전여기를 대신할 수 있음은 물론, 균일성의 조건을 바람직하게 완화시킬 수 있게 된다. 이는 정적인 물질은 소거시키고 움직이는 물질만을 영상화시키기 위해서 반전여기를 이용하는 스핀워프 복수평면 및 기타의 모든 투영장치에 해당하는 것이다.
이 포화-90도 여기방법에 있어서, 한가지 문제점은 그 지속시간이 늘어난다는 것인에, 그 이유는 포화신호가 "T1"에 비교할만 하기 때문이다. 움직이는 혈관으로 인한 문제를 해결하기 위해서는 그 반복적인 신호를 그 심전도와 동기화시키는 것이 좋다.
그러나, 영상시간이 길어진다는 문제는 AFP 여기에 의해서 극복해 낼 수 있는바, 이 경우, 반전은 공명을 통해서 고주파신호(V4)를 스위프함으로써 이루어진다. 문제는 상기한 투영영상장치를 직접 응용할 수 없다는 것인데, 그 이유는 스위프주파수 그 자체로서는 평면선택에 이용할 수 없다는 데에 있다. 그러나 교류 그래디언트 장치는 제5도에 도시한 바와 같은 AFP 신호와 함께 사용할 수 있다. 이 경우에는 "V4"가 스위프고주파신호를 지니고 있을때 교류 그래디언트 신호를 "V2"에 가한다. 교류 그래디언트 신호의 영평면(null plane)이 유일한 여기평면이 된다. 이 영평면은 코일(18,19)의 상대적인 여기상태를 변화시킴으로써 간단하게 변화시킬 수 있다. 코일(18)의 단자(B)는 접지시키고, 코일(19)의 단자(B)로는 신호(KV2)를 접속시키게되며, 영평면은 "K"를 변화시킴으로써 변화시킬 수 있는바, K=1일 경우에는 그 2코일 사이에 존재하게 된다. 반전신호로 원하는 평면을 여기시킨 다음에 전과같이 횡방향 그래디언트(V3)를 사용해서 제3도에서 신호를 읽어낸다. 이렇게해서 비교적 단시간 동안에 한정한 반전방법을 얻어내게 되는 것이다.
대개의 환자진단시에 정맥류와 동맥류를 구분할 필요가 있는바, 이를 위한 한가지 방법으로서는 제2a 및 2b도의 시차적인 차감방법을 들 수 있다. 동맥의 피는 비교적 강한 펄스형 속도성분을 지니고 있는바, 시간을 적절하게 조절하면, 비교적 약한 펄스형 속도성분을 지닌 정맥류를 뺀 동맥류만의 영상을 형성할 수 있게 된다.
정맥류와 동맥류를 구분해내는 또 한가지 방법은 그 유동방향에 의해서 하는 것이다. 예컨대, 목의 혈관을 영상화시킬 경우, 목동맥은 피를 뇌속으로 올려보내는 반면, 목정맥은 피를 심장쪽으로 다시 내려보낸다. 한 "XY"평면을 여기시켜 이 여기된 평면의 상부 또는 하부에 존재하는 평면에서만 신호를 수집해내면 그 2개의 방향을 구별해 낼 수 있게 된다. 따라서 제6도에 도시한 바와 같이 "Z"그래디언트의 존재하에 "V4"에 대한 90도 버스트를 이용해서 "XY"평면을 여기시킨 다음에, 영평면이 그 여기평면의 상부 또는 하부에 존재하게 되는 교류 그래디언트를 가한다. 이어서, 횡방향 그래디언트(V3)가 존재하는 동안에 그 영평면의 신호를 읽어내서 그 평면의 선들을 여러가지 주파수로 분해한다. 그 여기 평면에서 그 윗쪽 또는 아랫쪽에 있는 영평면으로 흘러가는 물질만이 신호를 발생시켜 현관투영영상(32)을 형성하게 된다. 이러한 과정을 그 검사부분 중의 모든 평면에 대하여 반복하여 완전한 영상을 얻어내는 것이다.
방향을 감지할 수 있는 혈관의 영상을 얻어내는데 제7도의 이중 여기방법을 사용하면 교류 그래디언트를 쓰지 않아도 된다. 이를테면, 상방 또는 하방으로의 흐름을 스핀방향 여기에 의해서 구별해 낼 수 있는바, 이 경우 그 180도 여기는 그 초기여기평면의 윗쪽 또는 아랫쪽에 존재하는 평면과 대응하게 된다.
도시한 바와 같이, 우선 "Z"그래디언트 "V2"의 존재하에 "V4"에 대하여 90도 여기를 사용해서 원하는 평면을 여기시키는 것이다. 점선으로 도시한 바, 그 여기과정 다음의 "FID"는 정적인 물질신호를 나타내는 것이므로 소거된다. "Z"그래디언트 "V2"를 다시 켜고서 비교적 짧은 시간이 지난 다음에 "V4"에 대하여 180도 여기자장을 건다. 이 180도 여기는 90도 여기보다 주파수가 약간 더 낮거나 높다. 90도 여기평면에서 180도 여기평면으로 이동한 피와 같은 움직이는 물질에 의해서 스핀방향신호(27)가 형성된다. 제7도에 도시한 바와 같이, 이 스핀방향중에 횡방향 그래디언트(V3)를 켜서 그 선택평면을 선배열상태로 분해하여 원하는 투영영상을 형성시킨다. "V4"순간 여기에 대하여 여러가지 주파수를 사용해서 그러한 과정을 반복하는 바, 이 경우 모든 180도 버스트는 윗쪽이나 아랫쪽 중 어느쪽으로 흐르는 영상을 원하느냐에 따라서 그 90도 버스트보다 주파수가 약간 더 높거나 낮아진다. 원한다면, 그 두가지 영상을 차례로 모두 얻어낼 수 있다.
제7도에서는 90도 버스트에 대한 180도 버스트의 주파수에 근거하여 윗쪽이나 아랫쪽으로의 흐름을 구별하였다. 2개의 180도 버스트릍 이용해서 제8도에 도시한 바와 같이 2개의 스핀방향을 일으켜, 그 동일한 90도 여기로부터 윗쪽 및 아랫쪽으로의 흐름을 표시하는 신호를 모두 수집해낼 수 있다. 이들은 서로간에 작용을 하지 않는데, 왜냐하면, 각 경우에 있어서, 서로다른 원자핵을 표시하는 것이기 때문이다. 제8도에 도시한 바, 90도 버스트 다음에는 먼저 더 높은 주파수의 180도 버스트를 가하고, 이어서, 더 낮은 주파수의 180도 버스트를 가한다. 이들은 "Z"그래디언트의 방향에 따라서 예컨대, 상하부 평면을 각각 표시할 수있다. 이들은 각각 도시한 바와 같이 개별적인 스핀방향을 형성시킨다. 이들은 횡방향 그래디언트(V3)가 존재하는 동안 수집분해하여 원하는 투영영상을 형성시킨다. 이들은 각각 상방 및 하방으로의 흐름영상을 나타내는 것이다. 제7도에 의해서 언급한 바, 점선 파형을 이용해서, 흐름영상과 조합시키거나 또는 그 자극평면의 중첩으로 인한 잔류신호에 대해서 그 흐름영상을 보전하는데 사용할 수 있는 정적인 물질의 영상을 얻어낼 수 있게 된다. 이 중첩현상은 NMR 문헌에 널리 소개되어 있는 바와 같이, 여기펄스를 평면적인 단면에 근사한 정현파의 형상으로 만듦으로써 최소화시킬 수 있다.
제7 및 8도에서 90도 버스트에 이어서 점선 "FID"를 사용해서 영상을 강화시킬 수 있다. 정선으로 도시한 바와 같이 첫번째 "FID"시에 "V3"도 켜면, 다시 신호가 분해되어 그 검사부분의 정적인 물질의 투영영상을 얻어낼 수 있게 된다. 이것을 이용해서 혼성의 영상을 얻어낼 수 있는바, 예컨대, 정적인 해부영상과 움직이는 피를 서로 다른 색으로 형성시켜 놓을 수 있다. 아울러, 90도 및 180도 여기로 선택된 평면은 어느 정도 서로 겹쳐지게 된다. 따라서 스핀반향은 그 두 평면의 중첩으로 인해서 정적인 구조를 표시하는 신호를 어느 정도 포함하게 된다. 정적인 물질만 표시하는 첫번째 "FID"로부터 나온 신호는 전술한 바와 같이 처리해서 그 평면의 중첩으로 인해서 생기는 정적인 물질의 영상부분을 소거하는데 사용할 수 있다. 각신호, "FID"와 스핀반향은 동일하게 푸리에 변환시켜 전술한 바와 같이 각 평면의 선적분을 찾아낸다.
이것을 제9도에 대표적인 처리기(29)로 도시하였다. 즉 수신된 신호(27 또는 31)는 게이트 회로(50)를 통해서, 정적인 물질을 표시하는 "FID" 및 방향을 함께 표시하는 흐름신호를 나타내는 하나 또는 둘 모두의 스핀반향으로서 흘러나오게 된다. 이들을 푸리에 변환기(51, 52)로 분해하여 투영영상을 형성시킨다. 이정적인 및 유동영상을 조합기(53)로 조합하여 정적인 해부조직과 흐르는 피를 모두 나타내는 혼성의 영상을 형성시키거나, 또는 잔류의 정적인 영상정보는 빼버리고 유동영상만을 정확하게 형성시킬 수 있다.
방향을 함께 표시하는 흐름의 영상을 얻어내기 위한 제7 및 8도의 방법은 방향에 상관없는 흐름의 영상을 얻어내는 데에도 이용할 수 있다. 제7도에서 첫번째 버스트(V4)를 180도 협대역 단면 선택신호로 만들고, 두번째 버스트 광대역 180도 버스트로 만들면, 스핀방향은 전술한 바와 같이 처러했을 경우에 흐름영상을 표시하게 된다. 근본적으로 첫번째 버스트에 의해서 공간적으로 여기되는 움직이는 물질만이 90도 성분을 지니고서 스핀방향의 결과로서 나타나게 된다. 첫번째 180도 버스트는 예상흐름을 기준으로 하여 형성시킨다. 예컨대 대동맥속에서 피가 50cm/sec의 속도로 흘러가고, 여기평면의 슬라이스 두께를 약 2mm라고 가정하면, 움직이는 피의 입자가 그 여기 평면을 통과하는데 걸리는 시간은 약 4밀리초가 된다. 그러므로, 첫번째 180도 버스트가 약 4msec의 폭을 지니면 평균적으로, 움직이는 물질은 그 여기영역의 중심에 존재하는 피로 인해서 90도 여기를 받아서 총 180도 반전중 단지 반만을 받게 된다. 물론, 어떤 피는 90도 미만으로 받고, 어떤 것은 그 이상으로 받게된다. 그러나, 정적인 물질은 완전한 반전을 받게 된다. 전술한바, 고주파자장을 균일성 조건을 완화시키기 위해서, 첫번째 180도 펄스를 포화여기상태로 변화시킨 다음, 이어서제4도에서와 같이 90도 펄스를 포화여기상태로 변화시킨 다음, 이어서 제4도에서와 같이 90도 펄스를 가하거나, 또는 제5도에서와 같이 교류 그래디언트가 존재하는 동안에 AFP로 한다.
문헌에 나와있는 NMR 영상형성장치의 성능을 강화시키기 위한 수많은 방법을 모두 본 발명의 혈관영상형성장치에 응용할 수 있다. 예컨대 리뷰 오브 싸이언티픽 인스트루먼츠 1982년 9월, 제53권 1391-1337 페이지에 개재된 피.에이.보텀리(P.A. Bottomley)씨의 "논문 NMR 영상기술(NMR Imaging Techniques : A Review)"에 소개된 "시간도치(time reversal)"이란 방법은 단시간에 그래디언트 펄스의 부호를 도치하여 최선의 감응도를 얻어내는 방법으로서, 본 발명에 사용하는 적절한 그래디언트 신호에 응용할 수 있음은 물론이다.

Claims (6)

  1. 핵자기공명을 이용해 피검체적속의 움직이는 물질의 2차원적인 투영영상을 얻어내기 위한 것으로서, 2차원적인 투영영상에 평행하게 제1의 그래디언트 자장을 가하기 위한 수단, 상기 제1의 그래디언트 자장에 직각이고 상기 2차원적인 투영영상에 직각으로 피검체적의 평면 부위중의 핵자기공명 스핀을 여기시키기위한 수단, 그 여기신호에 이어서 자유 유도 붕괴신호가 수신될때 그 제1의 그래디언트 자장에 대해서 직각으로 제2의 그래디언트 자장을 가하는 수단, 그 자유 유도 붕괴신호를 처리해서 그 피검체적의 평면 부위중의 움직이는 물질의 투영영상을 얻어내는 수단, 그리고 이 일련의 과정을 서로다른 주파수의 여기신호에 의해서 반복하여 그 피검체적의 서로 다른 평면부위의 스핀을 여기시켜 그 피검체적의 2차원적인 투영영상을 완성시키는 수단으로 구성되는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
  2. 제1항에 있어서, 신호를 처리해서 움직이는 물질의 투영영상을 얻어내는 수단은 그 움직이는 물질의 제1의 속도로 있을때 그 피검체적의 평면부위 중의 핵자기공명 스핀을 여기시키는 수단, 그 움직이는 물질이 제2의 속도로 있을때 그 피검체적의 각 평면부위 중의 핵자기공명 스핀을 여기시키는 수단, 이러한 각 평면부위의 2가지 여기상태로 인한 처리신호를 차감시키는 수단으로 구성되는 것을 특징으로 하는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
  3. 제1항에 있어서, 여기 수단은 반전 여기식으로 하여 모든 정적인 물질은 아무런 자유 유도 붕괴신호를 발하지 못하도록 한 것을 특징으로 하는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
  4. 제1항에 있어서, 여기 수단은 모든 정적인 물질이 제2의 버스트에 이어서 아무런 자유 유도 붕괴신호를 발하지 못하도록 하는 진폭과 지속시간을 갖는 일련의 2버스트 여기식으로 한 것을 특징으로 하는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
  5. 제1항에 있어서, 여기 수단은 T1보다 짧은 지속시간의 버스트 다음에 사실상 T1에 비교할만한 지속시간을 지닌 포화 여기식으로 함으로써 정적인 물질로 하여금 포화 여기되어 그 버스트에 대해서는 감응을 하지 못하도록 한 것을 특징으로 하는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
  6. 제1항에 있어서, 자유 유도 붕괴신호가 존재할때 그 제1의 그래디언트 자장과 동일한 방향으로 교류 그래디언트 자장을 가하는 수단을 포함하는 것으로서, 교류 그래디언트 자장의 영평면이 그 여기 평면부위에 인접해 있도록 함으로써 그 영평면 속으로 들어가는 움직이는 여기핵만이 출력신호를 발하도록 한 것을 특징으로 하는 핵자기공명에 의한 혈관 투영영상 형성장치.
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Families Citing this family (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4639671A (en) * 1983-05-31 1987-01-27 General Electric Company Simultaneous NMR imaging system
US4699149A (en) * 1984-03-20 1987-10-13 Joseph Rice Apparatus for the identification of individuals
DE3528894A1 (de) * 1984-08-10 1986-03-06 The General Hospital Corp., Boston, Mass. Kernspinresonanzgeraet zum erzeugen eines bildes einer fluidstroemung
DE3614154A1 (de) * 1985-05-03 1986-11-06 British Technology Group Ltd., London Nmr-geraet mit einem schaltbaren daempfungsglied
US4777957A (en) * 1985-06-14 1988-10-18 General Electric Company Method for measuring and imaging fluid flow
US4695799A (en) * 1985-06-18 1987-09-22 General Electric Company NMR magnetization inversion by non-linear adiabatic fast passage
US4654591A (en) * 1985-07-29 1987-03-31 Wisconsin Alumni Research Foundation NMR flow imaging using bi-phasic excitation field gradients
US4752734A (en) * 1985-08-06 1988-06-21 The General Hospital Corporation Flow imaging by means of nuclear magnetic resonance
US4788500A (en) * 1985-08-14 1988-11-29 Brigham & Women's Hospital Measurement of capillary flow using nuclear magnetic resonance
IL79691A0 (en) * 1985-08-14 1986-11-30 Brigham & Womens Hospital Measurement of capillary flow using nuclear magnetic resonance
IL79686A (en) * 1985-08-16 1990-04-29 Univ Leland Stanford Junior Moving material projection imaging system using nuclear magnetic resonance
US4697147A (en) * 1985-11-14 1987-09-29 Metriflow, Inc. Blood flow imaging using a CW NMR technique
DE3605990A1 (de) * 1986-02-25 1987-09-03 Spectrospin Ag Verfahren zum bestimmen fliessenden materials mittels nmr-tomographie
JPS62207447A (ja) * 1986-03-07 1987-09-11 横河メディカルシステム株式会社 Ｎｍｒイメ−ジングにおける選択励起方法
JPS6321049A (ja) * 1986-07-15 1988-01-28 工業技術院長 核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置
US4901019A (en) * 1986-08-18 1990-02-13 The General Hospital Corporation Three-dimensional imaging
FR2615286B1 (fr) * 1987-05-12 1989-10-13 Thomson Cgr Procede de mesure des flux dans une experimentation de resonance magnetique nucleaire
US4947120A (en) * 1988-02-05 1990-08-07 Massachusetts Institute Of Technology Quantitative nuclear magnetic resonance imaging of flow
US4818937A (en) * 1988-03-01 1989-04-04 University Of Utah Rapid line scan NMR imaging
JP2646663B2 (ja) * 1988-06-07 1997-08-27 株式会社日立製作所 動体イメージング方法およびその装置
US4849697A (en) * 1988-06-27 1989-07-18 General Electric Company Three-dimensional magnetic resonance flow-contrast angiography with suppression of stationary material
GB9024528D0 (en) * 1990-11-12 1991-01-02 Instrumentarium Corp Improvements in and relating to magnetic resonance imaging
US5189371A (en) * 1991-08-08 1993-02-23 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method and means for magnetic resonance imaging and spectroscopy using two-dimensional selective adiabatic PI pulses
US5412322A (en) * 1993-06-24 1995-05-02 Wollin Ventures, Inc. Apparatus and method for spatially ordered phase encoding and for determining complex permittivity in magnetic resonance by using superimposed time-varying electric fields
US8478386B2 (en) 2006-01-10 2013-07-02 Accuvein Inc. Practitioner-mounted micro vein enhancer
US11278240B2 (en) 2006-01-10 2022-03-22 Accuvein, Inc. Trigger-actuated laser vein contrast enhancer
US9492117B2 (en) 2006-01-10 2016-11-15 Accuvein, Inc. Practitioner-mounted micro vein enhancer
US11253198B2 (en) 2006-01-10 2022-02-22 Accuvein, Inc. Stand-mounted scanned laser vein contrast enhancer
US9854977B2 (en) 2006-01-10 2018-01-02 Accuvein, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using a single laser, and modulation circuitry
US8838210B2 (en) 2006-06-29 2014-09-16 AccuView, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using a single laser
US12089951B2 (en) 2006-01-10 2024-09-17 AccuVeiw, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer with scanning correlated to target distance
US10813588B2 (en) 2006-01-10 2020-10-27 Accuvein, Inc. Micro vein enhancer
US8489178B2 (en) 2006-06-29 2013-07-16 Accuvein Inc. Enhanced laser vein contrast enhancer with projection of analyzed vein data
US8594770B2 (en) 2006-06-29 2013-11-26 Accuvein, Inc. Multispectral detection and presentation of an object's characteristics
US8730321B2 (en) 2007-06-28 2014-05-20 Accuvein, Inc. Automatic alignment of a contrast enhancement system
US10238294B2 (en) 2006-06-29 2019-03-26 Accuvein, Inc. Scanned laser vein contrast enhancer using one laser
US8463364B2 (en) 2009-07-22 2013-06-11 Accuvein Inc. Vein scanner
US8170307B2 (en) 2008-09-23 2012-05-01 The Methodist Hospital Automated wall motion quantification in aortic dissections
US9061109B2 (en) 2009-07-22 2015-06-23 Accuvein, Inc. Vein scanner with user interface
US9072426B2 (en) 2012-08-02 2015-07-07 AccuVein, Inc Device for detecting and illuminating vasculature using an FPGA
US10376147B2 (en) 2012-12-05 2019-08-13 AccuVeiw, Inc. System and method for multi-color laser imaging and ablation of cancer cells using fluorescence

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4021726A (en) * 1974-09-11 1977-05-03 National Research Development Corporation Image formation using nuclear magnetic resonance
US4471305A (en) * 1978-07-20 1984-09-11 The Regents Of The University Of Calif. Method and apparatus for rapid NMR imaging of nuclear parameters with an object
US4475084A (en) * 1981-01-15 1984-10-02 Picker International Limited Nuclear magnetic resonance detector
DE3124435A1 (de) * 1981-06-22 1983-01-20 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Geraet zur erzeugung von bildern eines untersuchungsobjektes
US4528985A (en) * 1981-12-21 1985-07-16 Albert Macovski Blood vessel imaging system using nuclear magnetic resonance

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DE3482283D1 (de) 1990-06-21
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