KR930000103B1 - 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치 - Google Patents

Abstract

내용 없음.

Description

핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치

제1도는 여러 자계 그래디언트 및 RF 자계 생성 수단중에 위치하는 샘플의 위치 결정을 도시하며, 이와함께 이용된 여러 규약을 정의하기에 유용한, NMR 영상화 장치내에 정자계를 생성하는 자석구멍의 투시도.

제2도는 인체 해부 부위와 이것에 대하여 설정된 다수의 투사 방향 축 및 관련된 투영 평면의 개략도.

제2a도는 다른 투영 축을 따라서 있으며, 일반적인 NMR 시스템에서 다중-에코우 NMR 혈관조영법에 의해 각각 상이한 투영축을 따르는 다수의 상이한 인터리브 NMR 혈관조영 영상을 얻기 위한 현재 가장 양호한 장치의 완전한 한번의 반복 동안 이용된 무선-주파수, 데이타 게이트 및 자계 그래디언트 신호를 도시하는 일련의 시간-좌표식 그래프.

제2b도는 데카르트 좌표 자계 그래디언트를 갖는 시스템에서 현재 양호한 다중-관찰 장치, 또는 단일 투영 축을 따라서 얻어진 NMR 혈관조영 영상의 신호 대 잡음비를 증가시키는 하나의 양호한 장치의 완전한 한번의 반복 동안 이용된 일련의 다른 RF, 데이타 게이트 및 자계 그래디언트 신호를 도시하는 일련의 시간-좌표식 그래프.

제2c도는 일반적인 NMR 시스템에서 단일 투사 축을 따라서 신호 대 잡음비를 개선하기 위한-현재 가장 양호한 장치의 완전한 한번의 반복 동안 이용된 RF, 데이타 게이트 및 자계 그래디언트 신호를 도시하는 일련의 시간-좌표식 그래프.

제3a도는 한쌍의 직교 유동 방향을 따라서 정보를 동시에 획득하기 위한 다중-에코우 NMR 혈관조영 시퀀스의 현재 가장 양호한 실시예의 한번의 완전한 반복 동안 이용된 RF, 데이타 게이트 및 자계 그래디언트 신호를 도시하는 일련의 시간-좌표식 그래프.

제3b도는 테카르트 좌표계 축을 따라서 정렬된 그래디언트 자계를 이용하는 시스템에서 제3a도의 일반적인 장치의 원리를 이용하여 혈관조영 영상 획득 장치의 현재 가장 양호한 실시예의 RF, 데이타 게이트 및 자계 그래디언트 신호를 도시하는 일련의 시간-좌표 그래프.

* 도면의 주요부분에 대한 부호의 설명

10 : 핵 자기 공명(NMR) 시스템 11 : 운반 수단

12 : 자계-형성 수단 구멍 12a : 자계 그래디언트 형성 수단

14 : 모니터 리드 수단

본 발명은 샘플(sample)내에서의 체액 유동을 영상화하기 위한 핵 자기 공명 (NMR) 혈관조영(angiographic) 장치에 관한 것으로, 특히, 비침투 장치로 의학상 중요한 체액 유동의 해부 영상을 제공하기 위한 것으로서, 샘플 각각의 여진 (excitation)마다 다양한 반응을 나타내는 새로운 NMR 혈관조영 장치에 관한 것이다.

의학 진단을 목적으로, 여러 체내의 통로를 통하여 체내 체액의 유동을 나타내는 NMR 혈관조영 데이타 영상을 제공하는 것은 공지되어 있다. 이러한 영상을 제공하는 장치가 정확한 투영 영상을 제공하여 선택된 투영 축을 따라 샘플에서 선택된 유동 강도 방향으로 동맥 및 정맥 구조에 관한 고화질의 혈관 X선 촬영상(angiogram)을 얻을 수 있더라도, 아직도 NMR 혈관 촬영상에서 또다른 정보를 얻는 것이 바람직하다.

예를들어, 직교 유동 성분에 각기 민감한 복수의 혈관 촬영상이 조합될 수 있다면 전체적인 유동 혈관 촬영상이 제공될 수 있는 것처럼, 복수의 투영축을 따라 존재하는 투영 영상이 바람직하다. 더우기, 이동 인위효과(motion artifacts)의 억제를 강화하며, 다른 범위의 유동 속도에 각기 민감한 일련의 혈관 촬영상을 얻기 위하여 (하나의 투영 축을 따라서 존재한다) 한 혈관 촬영상의 신호 대 잡음비를 개선하는 것이 바람직 할 수 있다. 그러나, 심장 박동 주기당한 펄스 시퀀스(sequence)만을 이용하며, 단지 한 유동 방향으로 스핀-워프(spin-warp) 영상화 시퀀스에서 128위상-인코딩 단계 (Phase-encoding step)를 요구하는 심장게이트형 (cardiac-gated) NMR 혈관 촬영상에서는 최소 영상화 시간은 심장 박동율(heart rate)에 의존하여 약 4분을 요한다. 2배의 여진 시퀀스를 요구하는 두가지 유동 방향에 대하여, 환자(샘플)로부터 데이타를 획득하기 위해서는 약 16분이 소요될 수 있다. 이러한 시간 기간 동안 조차도 환자를 움직이지 않는 상태로 그대로 유지시키는 것은 극히 어려우며, 추가의 검사를 위해 보다 적은 시간이 소요되는 부가적인 시간 동안도 어렵다. 따라서, 실제로 추가의 데이타 획득 시간을 요하지도 않으며 샘플의 움직임으로 인한 오등록(misregistration)에 민감하지도 않는 개선된 특성을 갖는 NMR 혈관 촬영상을 제공하는 장치가 상당히 바람직하다.

본 발명에 따라서, 샘플내 체액 유동에 관련되어 움직이는 스핀으로만 이루어진 핵 자기 공명 혈관조영영상을 제공하는 장치는, 샘플을 주된 정자계에 침지시키는 (immersing) 수단과, 선택된 샘플 부위중의 각기 다수의 S 영역에 대하여 제 1시퀀스 및 제 2시퀀스로 이루어진 연속한 한쌍의 영상화 시퀀스중의 각각의 처음 부분에서 선택된 종류의 모든 핵의 스핀을 장동(nutating)시키는 수단과, 움직이는 핵의 스핀에서 생성된 NMR 응답 에코우(echo) 신호가 실제로 정지하고 있는 핵의 스핀으로부터의 NMR 응답 에코우 신호와 다르게 되도록 선택된 제 1방향으로, 샘플에 인가된 제 1자계 그래디언트의 극성이 교대로 변화하는 한쌍의 유동-인코딩 신호 펄스를인가 (applying)하는 수단과, 여기에서 각 쌍의 제 1시퀀스에서 각각의 유동-인코딩 펄스는 각 쌍의 제 2시퀀스에서 같은 위치에 있는 유동-인코딩 펄스의 극성과 반대 극성을 가지고 있으며, 제 1방향과 실제로 직교인 제 2방향에서 샘플에 의해 영향을 받은 판독 자계 그래디언트에 응답하여, 각각의 제1 및 제 2시퀀스의 다수의 N의 응답 데이타 획득 시간 간격중의 각기 다른 간격에서, 적어도 샘플 부위로부터 나온 NMR 응답 에코우 신호로부터 일련의 데이타를 획득(acquiring)하는 수단과, 정지하고 있는 핵으로부터 얻어진 응답 데이타가 실제로 제거되는 다수 N의 다른 데이타 세트중의 j번째 데이타 세트를 생성하기 위하여, 제1 및 제 2시퀀스중의 선택된 한 시퀀스에서 획득된 NMR 응답 신호데이타 세트중의 각각의 j번째 데이타 세트(여기서 1≤j≤N)내 데이타를 제1 및 제 2시퀀스중의 나머지 시퀀스의 동일 번호로된 j번째 데이타 세트내 데이타에서 감산(subtracting)하는 수단과, 모든 j번째 차 데이타 세트에 응답하여, 제1 및 제 2방향에 대하여 사전 선택된 관계를 가지고 있는 평면에 각기 놓여 있는 적어도 하나의 혈관조영법에 의한 투영상을 생성(generating)하는 수단을 포함한다.

현재 적합한 실시예인 다중-엔코우 NMR 혈관조영 장치의 실시예에서, 유동-인코딩 수단은 단일 NMR 혈관조영 영상이 공통 기시점에 대하여 각기 다른 각도에서, 그리고 원한다면, 적어도 한 영상에서 증가된 신호 대 잡음비를 갖는 다수의 영상 세트와 증가된 신호 대 잡음비를 갖는 단일 영상과 총-유도 혈관조영 영상과 이동 인위 효과의 억제가 증가된 적어도 하나의 영상, 또는 다른 속도로 각기 유동하는 다수의 영상을 얻을 수 있게 하기 위해 요구된 바와 실제로 동일한 시간으로, 시퀀스가 얻을 수 있는 방식으로 실행된다.

따라서, 본 발명의 목적은 생체의 해부학적인 부위와 같은, 샘플중의 원하는 부위를 관통하는 혈관에서 유동하는 유체를 다중-에코우 핵 자기 공명 혈관조영 영상화하기 위한 새로운 장치를 제공하는 깃이다.

본 발명의 이러한 목적 및 다른 목적은 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 다음의 상세한 설명에서 명백해진다.

우선 제 1도를 참조하면, 본 발명의 장치는 핵자기 공병 (NMR) 시스템 (10)으로 실행되는데, 여기에서 샘플, 즉 환자가 운반 수단(11)위에 -놓여지며 영상화 영역으로 이동된다. 이 영역은 자석 수단(도시 안됨)의 구멍 (12)내에 있는 것으로 도시되지만, 아주 균일하고 비교적 고강도의 정자계 Bo가 발생되는 영역이다. 상기 기술된 정자계 형성 수단 구멍 (12)은 원통형이며, 정자계 Bo가 선택한 용적 축, 예로, 그 중심이 자석 수단 구멍내에 있는 데카르트 좌표계의 Z축을 따라서 형성된다. 주 정자계 형성 (자석) 수단 구멍 (12)과 연관된 자계 그래디언트 형성 수단(그래디언트 코일 수단) (12a)을 사용하여 정 자계에 중첩되는 실제로 직교하는 한쌍의 자계 그래디언트를 형성한다. 기술된 데카르트 좌표계에 있어서 그래디언트 Gx, Gy 및 Gz는 Gz=γBo/γZ, Gy=γBo/γY, Gx=γBo/γX로 요약될 수 있다(전형적으로 자석 수단 구멍(12)내에 위치한). 그래디언트 코일 수단(12a)에 의해 제공된 정자계 Bo 및 자계 그래디언트 Gx, Gy 및 Gz에 부가하여, (구멍 (12)내에 위치하며 또한 그래디언트 코일(12a)내에 위치한) 적어도 하나의 코일 수단(12b)은 (도시되지 않은 수단에 의해) 활성화되어 공명 주파수 또는 라모아(Larmor) 주파수 W=γBo에서 회전하는 무선-주파수(RF) 자계 B₁을 발생하게 된다. 여기에서 γ는 영상화되는 특정 핵 종류에 대한 자기 회전비이다. 정자계 Bo, 자계 그래디언트 Gx, Gy 및 Gz 및 RF 자계 B₁은 모두 종래 기술에서 공지된 수단 및 방법으로 제공된다(도시하지 않은). NMR 영상화 시스템의 이외에, 심장(EKG) 신호를 NMR 영상화 시스템으로 공급하는 모니터 리드 수단(14)은 영상화될 환자의 가슴부위에 제공될 수 있다. 상기 NMR 혈관조영 시퀀스중의 심장 게이팅은 주기적인 움직임에 의한 인위 효과 즉, 고스트가 최종 영상에서 나타나는것을 방지하기 위해 사용될 수 있으며 또는 혈관조영이 취해지는 동안, 심장 박동중의 특별히 관심을 두는 부분을 선택하기 위해 사용될 수 있다.

이제 제 2도를 참조하면, 상기 NMR 혈관조영 장치는 단일의 혈관조영 투영을 각각의 획득 시간 간격에서 얻을 수 있도록 하고 있다. 그리하여, 하나의 또한 단지 하나의 투영 A의 영상화 축을 따라서 관측될때 자계 그래디언트 및 RF 자계 펄스 신호의 응용물의 각 순차적인 쌍은 선택된 핵 종류의 스핀운동의 집중에 관한 그리고 투영 평면 P에서 투영될 영상의 다수 S(전형적으로 128 또는 256)의 평행한 선중의 하나에 대한 정보를 포함하고 있는 NMR 응답 차 신초 세트를 제공한다. 그리하여, 각기 다른 투영 축 An을 따라 있으며 다른 투영 평면 Pn 위에 있는, 다수 N의 혈관조영 투영상은 다른 순서적이고, 중첩하지 않는 획득 시간 간격으로 각기 배치된(NxS) 연속 쌍의 펄스 시퀀스의 인가를 필요로 한다. 예를들어, (+Y 측에 대하여) 각각의 각도 θ가 θ₁=0 ; θ₂=30 ; θ₃=60°및 θ₄=90°에서 각기 축 A₁, A₂, A₃및 A₄,를 따라서 있는 N=4인 혈관조영 투영상에 관한 정보를 획득하기 위하여, 네개의 연속적인 획득간격이 요구되었다. 각각의 간격이 전형적으로 2 내지 20분의 범위에 있기 때문에, 이 절차는 8에서 80분까지 소요되며, 환자는 움직임에 의해 인위 효과를 감소시키기 위해 한 자세로 구속되어 있어야만 한다.

본 발명의 한 특징에 따라서, 각각의 여진 시퀀스에 대한 다수의 정보형 에코우 응답이 획득되며, RFπ(180°) 재집속 펄스 또는 그래픽 그래디언트 자계 재집속 펄스를 이용하여 부가의 에코우를 발생하여 검출한다. 이러한 각각의 부가적인 에코우는 각각의 시퀀스에서 제 1에코우 응답에서 획득된 정보를 보충 또는 추가하는 부가적인 정보를 제공하는데 이용된다. 만일(시퀀스쌍에서 교대하는 극성의 유동 엔코딩 그래디언트 자계 펄스에 의해 요구된) 각각의 우수 시퀀스가 심장 박동주기에서 동일한 시점에서 시작되면, 임의 수 N의 다중-에코우 응답 신호는, 전체 시퀀스 시간 주기가 환자의 심장 주기에 의해 그 자체가 세트되는 즉, 환자의 맥박수의 역수로 세트되는 시퀀스 반복 주기 간격 T_R보다 짧은 동안은 형성되며 획득될 수 있다.

새로운 다중-에코우 NMR 혈관조영 장치의 여러가지 적합한 실시예를 기술하기 이전에, 스핀 자화 위상의 모니터링에 의해 마이크로스코프 스핀 운동을 영상화하는 적용 가능한 이론에 대한 간략한 설명이 제시된다. 횡스핀 자화 위상 변화에 대하여 요구된 정보는 두 정점 유동-엔코딩 그래디언트 펄스세트, 즉, 각기의 여진 시퀀스에서 반대 극성을 가지고 있으며 시퀀스중의 교대적인 시퀀스에서 교번 극성을 갖는 한쌍의 펄스로부터 쉽게 유출된다. 자계 그래디언트가 존재할 시에, 라모아 주파수(W)는 반응 신호가 제공된 스핀의 위치에 의존한다. 그리하여 W(Z) =γ(Bo+Z·Gz)가 되며, 여기에서 Gz는 원하는 방향, 즉, Z방향에서 자계 그래디언트 강도이다. 시간 t=0에서 시작하여 시간 t=Tg에서 종료하는 인가된 그래디언트 펄스에 응답하여, 횡 스핀 자화 위상 변화는

여기에서 Z(t) 및 Gz(t)는 각기 시간의 함수로서 스핀 위치 및 그래디언트 자계 강도다. 두개의 여진된 가동 및 비가동 스핀은 그래디언트 자계의 영향을 받게 된다. 단지 여진된 가동 스핀만이 일정치 않은 스핀 위치 시간 함수 Z(t)를 갖는다. 만일 여진된 스핀이 인가된 자계 그래디언트 방향의 일정한 운동을 한다면, 이 스핀 위치 시간 함수는 Z(t) =zo-Vt이며, 여기에서 Zo는 시간 T=0에서 스핀 위치이며 V은 스핀 속도이다. 이 스핀 위치 시간 함수를 방정식 (1)에 대입하면 가동 스핀이 다음과 같은 위상 변화를 갖는 것이 나타난다.

만일 제 2그래디언트 펄스 GZ(t)가 제 1그래디언트 펄스의 시작 이후 시간 T에서 샘플에 인가되면, 그래디언트 자계 펄스쌍에 의해 도입된 전체 위상 시프트는 다음과 같이 주어진다.

여기에서 Z₁는 제 2그래디언트 펄스 G'Z(t)의 시작때 스핀의 위치이다. 만일 제 2그래디언트 펄스가 형태 및 진폭에 있어서 제 1그래디언트 펄스의 형태 및 위상과 동일하지만 극성이 반대라면, 즉 G'z(t) =-Gz(t)이고 T'g=Tg라면, 방정식 (3)은 다음과 같이 된다.

=γAg(Z₀-Z₁) (4)

여기에서 Ag는 각 그래디언트 펄스하의 총 면적이다. 스핀의 속도가 일정하다고 가정되기 때문에, Z₀-Z₁=VT가 되며 그리하여=γAgVT가 되어, 가동 스핀 자화의 선택적인 검출의 토대를 제공한다. 이것은 속도 V=0(정의에 의함)를 가지면서, 그래디언트 펄스의 한쌍의 두 정점에 의해 고정 스핀의 스핀 자화에서 유도된 위상 시프트가 제로가 되는 것을 알 수 있다. 반대로 말하자면, 이것은 가동 스핀 자화에 의해 유도된 위상 시프트는 스핀 속도 V, 인터펄스 지연 시간 간격 T 및 그래디언트 펄스 면적 (Ag)에 선형적으로 의존하는 것을 알 수 있다. 그러므로, 이들 세가지 변수(V, T 또는 Ag)중의 어느 변수의 상이한 두가지 조건으로 획득한 데이타는 가동 스핀에 대한 스핀 밀도 정보만을 포함하는 결과를 남기기 위하여 서로 감산될 수 있다. 상술된 응용에서 기술된 바와같이, NMR 혈관조영법이 두 정점 그래디언트 펄스가 전형없는 한쌍의 한 시퀀스로 행해지는 동안, 유동-인코딩 그래디언트 펄스의 극성이 교번하는 여진에 따라 반전되면 더 나은 결과가 얻어지는데, 이러한 형태는 본문에서 기술된 도시적인 펄스 시퀀스에서 사용된다.

상술한 간략한 이론적 설명으로부터, (상기 기술된 바와같이) 두가지 에코우중의 다른 에코우로부터 각기 획득된 두 데이타 세트의 스핀 속도의 정현파 함수인 모듈러스를 갖는 것을 알 수 있다. 이것은 소정의 스핀 속도가 관측되지 않은 신호를 제공하거나 또는 낮은 스핀 속도와 판별 불가능하게 되는 에일리어싱(aliasing) 상태의 가능성을 나타내는 것이다. 이러한 에일리어싱 문제는 유도된 위상 시프트가 π 라디안보다 적게 제한된다면 방지될 수 있다. 사실상, 유도된 위상 시프트가 1라디안보다 적게 제한되면, 영상강도는 스핀 속도에 대하여 대략 선형적이다. 측정된 신호 강도가 스핀 수의 선형 함수이므로, 영상 픽셀 강도는 용적 (그러므로 양) 유동에 비례하여 혈관내 혈액의 총 유동은 혈관을 횡단하는 신호 강도를 적분함으로써 측정될 수 있다. 응용된 유동-인코딩 그래디언트의 방향에서 단지 그 유동 성분이 이러한 펄스 시퀀스로 영상화되는 동안, 서로가 직각이며 또한 투영 축과 직각인 유동 방향에서 각기 감응하는 두가지 혈

관촬영상을 획득함으로써 그리고 It=***^1/2이라는 관계를 이용하여 개별적인 두가지 혈관촬영상을 조합함으로써 총유동 혈관촬영상을 얻늘 수 있다. 여기에서 I_t는 전체의 강도이며 I_A및 I_B는 두 직각인 혈관촬영상에서 대응하는 픽셀의 강도이다. 마지막으로, 혈관촬영상이 유동-인코딩 그래디언트 펄스에다 임의 표준 영상화 과정을 적용시킴으로써 생성될 수 있는 사실이 실현될 것이다. 비록 스핀-에코우 재집속 스핀-워프 및 그와 유사한 절차가 이용될 수 있을지라도, 여기에서 이용된 영상화 과정은 그래디언트-재집속 스핀 -워프 시퀀스이다.

다중 관찰각

투영 혈관촬영상의 투영 축 A은 영상화 시스템 기본 좌표계 축중의 선택된 제 1축(예로, +Y)과 축 A사이에서 형성된 각 θ와, 상기 제 1축과 직각이 되는 다른 좌표계 축(예로, +X)과 축 A 사이에서 형성된 각에 의해 정의된다. 각 θ 및은 판독 그래디언트 자계의 방위 및 위상-인코딩 그래디언트 자계 방위에 의해 결정되는데, 이 판독 및 위상-인코딩 그래더언트 자계는 직교한다. 많은 종류의 영상화 응용에 있어서, 직각의 판독 및 위상-인코딩 그래디언트는 (1) 펄스되며, (2) 데카르트 좌포 축중의 다른 축을 따라서 응용된다. 좌표계와 비스듬한 관찰은 둘 또는 셋의 좌표계 축을 따라서 있는 성분을 각기 가지며, 삼각법 관계에서 쉽게 유도된 진폭을 갖는 판독 그래디언트 펄스 및 위상-인코딩 그래디언트 펄스를 인가함으로써 얻어질 수 있다. 상기 삼각법 관계는 예로, +Y 축에 대하여 각도 θ_K에서 설정된 투영 축 A_K과 직각인(그리고 Z축에 대하여 θ_K=90°가 되는) 소정의 평면 P_K위에 투영된 혈관촬영상에 있어서, X-축 판독

그래디언트 성분 Gx=cos(θ_K)Gx, max이며 Y-축 판독 그래디언트 성분 Gy=sin(θ_K)Gy, max이다. 이것은 영상화되는 대상물을 이등시킬 필요 없이 투영 각도 θ가 가변됨으로써 혈관조영 영상이 일정한 해상도를 갖도록 한다.

본 발명의 한 양상에 따라서, 각기 다른 관찰 각도 θ_K의 각기 다수 N의 혈관촬영상(여기에서, 1≤K≤N)의 데이타는 각각의 혈관조영 시퀀스쌍의 각각의 영상화 시퀀스 동안 동일 다수 N의 판독 간격 T_K중의 연관된 간격에서 인터리브되는 장치로 수신된다. 다중-관찰 다중-판독 데이타 세트를 얻기 위한 RF/그래디언트 펄스 시퀀스의 일반적인 형태는 제2a도에 도시된다. 일반적인 시퀀스는 다른 판독 그래디언트 방위로 얻어지는 각기 다수의 후속하는 다중 에코우를 갖는 시퀀스의 신호 RF 펄스 직후에 유동-인코딩 그래디언트 펄스의 쌍이 인가되는 것을 요한다. 특히, 다중 관찰 각도를 얻는 장치는 여진 응답 시퀀스쌍을 이용하며 제2a도의 시퀀스가 사용되어 제 1시퀀스에서 파선으로 도시되고 후술될 바와같이, 제2시퀀스에서 교대하는 유동-인코딩 그래디언트 극성으로 반복된다. 원한다면, 각각의 판독 그래디언트 자계 펄스는 디페이징 (dephasing) 펄스 부분으로 진행될 수 있게 되어, 연관된 에코우는 연판된 판독 펄스의 중간에서 발생되게 하며, 다음에 리페이징 (rephasing) 펄스 부분은 각각의 판독 그래디언트 자계 펄스후에 인가되어 연관된 에코우의 발생 동안 누적된 위상 시프트를 제거한다. 그리하여, 위상 불변 RF 신호 펄스(20)는 90°를 통하여 스핀을 장동시키기 위해 샘플로 초기에 인가된다. π/2 RF 펄스(20)는 일반적으로 체적 -선택성으로 만들어지지 않는다. 그러나, 펄스(20)는 슬라이스-선택성으로 만들어질 수 있어서, 펄스(20)와 적어도 동일한 시간 간격 (시간 t₀에서 시간 t₁까지)에 걸쳐 발생하는 슬라이스-선택성 그래디언트 G_SLICE부분(20)의 존재에 의해 여기된 샘플 체적을 제한하게 된다. 본 기술에서 널리 공지된 바로써, 슬라이스-선택 펄스가 사용되면, RF 펄스(20)는 예로, sin(x)/x 형태로 이루어질 수 있으며, 여진된 체적 제한치를 실제로 첨예하게 하기 위해 특정할 기수의, 예로 5의 로브(lobe)를 포함하도록 원추형으로 잘라질 수 있다. 또한 공지된 바와같이, 슬라이스-선택성 그래디언트 부분(21)이 이용되면, 시간 t₁에서 t₂까지의 시간간격에서, 연관된 리페이징 부분이 유익하게 이용될 수 있다. 그 이후, 시간 t₃에서 시작하는, 유동-인코딩 그래디언트 G_FLOW는 시간 지속 Tg(시간 t₃에서 시간 t₄까지)와, 제 1극성 및 제 1진폭 A을 갖는 제 1펄스(24)와 제 2시간 지속 T'g(시간 t₅에서 시간 t₆까지)과 (제 1극성과 반대인) 제 2극성 및 제 2진폭 A'을갖는 제 2펄스(25)를 갖추게 된다. 펄스(24 및 25)의 중간점은 인터펄스 시간 간격 T로 분리된다.

특히, 선택된 시퀀스 쌍은 정극성 제 1펄스(24) 및 부극성 제 2펄스(25)를 이용한다(파선으로 도시된, 시퀀스 쌍중의 제 2시퀀스의 펄스는 부극성 제 1펄스(24') 및 정극성 제 2펄스(25')를 가지고 있어서, 제 2시퀀스 펄스가 제 1시퀀스 펄스의 극성에 대하여 반전된다). 유익하게, 두 펄스(24 및 25) (및 펄스 24' 및 25')는 동일한 진폭 A 및 실제로 대응한 시간 지속 Tg=T'g을 갖는다. 시간 t₀이후, 데이타의 다른 투영축 세트를 각기 제공하는 다중 에코우 판독이 취해진다. 하나의 투영 각 θ_K및 그와 연관된 투영 보상 각 _K(여기에서 θ_K- _K)=90°)으로 된 각각의 판독 관찰에 있어서, 위상-인코딩 그래디언트 G_{PHASE-ENCODING}펄스(30)는 디페이징 판독 그래디언트 G_READOUT부분(31)과 함께 동시에 인가된다. 스핀 위상의 각 펄스(31)의 영향은 연관된 반전-극성 리페이징 판독 그래디언트 부분(35)의 영향에 의해 결과적으로 상쇄된다. 투영-디페이징 그래디언트 펄스(32)는 검출된 신호의 동적 범위를 제한하는데 이용된다. 스핀 위상의 각 펄스(32)의 영향은 결과적으로 연관된 반전-극성 리페이징 투영 그패디언트 펄스(36)에 의해 상쇄된다. 부가적으로, 기수 번호 에코우의 각각의 위상 인코딩 그래디언트 펄스(30b, 30d, …)는 기수-에코우 위상-인코딩 그래디언트 펄스(30a, 30c, …)의 극성에 대하여 반전되어, 위상-인코딩 그래디언트의 쌍으로부터 발생되는 유도된 속도 위상 시프트를 상쇄시키게 된다.

그리하여, (제 1각 θ₁에서 제 1축 A₁을 따라서 있는, 제 1투영에 관한 정보를 포함하는) 제 1에코우에있어서, (본 기술에서 공지된 장치로, 다수의 위상-인코딩 값중 하나를 갖는)위상-인코딩 그래디언트 부분(30a)은 (각 θ₁의 방향에서) 제 1판독 그래디언트 부분 디페이징 부분(31a) 및 (각 θ₁과 직각인 상보 각 ₁의 방향에서) 제 1투영 디페이징 그래디언트 펄스(32a)와 동시에 제공된다. 짧은 시간 간격 이후, 그래디언트 부분(30a, 30a 및 32a)을 설정하기 위하여, 데이타 게이트는 제 1판독 간격 NMR 응답 데이타의 획득을 위해 제 1판독-엔코딩 그래디언트 부분(34a)의 존재시에 (부분(33a)이서)개방된다. 그 다음에 그 데이타 게이트는 폐쇄된다. 판독 그래디언트 (34a)를 설정하기 위한 또다른 짧은 시간 간격 이후, 제 1판독 그래디언트 리페이징 펄스 부분(35a)은 스핀 자화를 리페이즈하도록 발생한다. 리페이징 판독 펄스 부분(35a)은 초기 투영 디페이징 펄스(32a)에 의해 야기된 스핀 디페이징 현상을 상쇄하도록 제 1상보 축 ₁을 따라 인가된 반전된 제 1극성 투영 디페이징 펄스 부분(36a)과 동시에 발생한다. 펄스(35a 및 36a)와 동일한 시간 때에 요구된 반전된 위상-인코딩 그래디언트 부분은 개별적으로 도시되지 않는다. 현재 부극성인이 펄스는 이중-진폭 위상-인코딩 펄스(30b)를 형성하기 위해 우수 제 2판독 간격의 시작시에 반전된 극성(예로, 현재 부극성)의 위상-인코딩 그래디언트 부분에 가산된다.

즉, 한 판독 시간 간격의 종료에서 반전된 위상-인코딩 펄스 부분은(위상-인코딩 그래디언트 극성이 에코우를 교번시키기 위해 교번되기 때문에) 다음 판독 시간 간격의 시작에서 초기 펄스 부분과 동일한 극성을 갖게 되어, 위상 인코딩 펄스(30b)는 이중 네거티브 진폭을 갖는다. 동시에, 제 2투영 각 그래디언트 판독 디페이징 펄스 부분 (31b)은 제 2투영-디페이징 펄스 부분(32b)을 따라서 발생한다. 그리하여 한 판독의 종료에서 종단 펄스 부분이 다음 에코우 판독의 시작때 예비 펄스 부분과 중첩되게 만들어지는 것을 볼 수 있다. 이러한 일시적인 중첩으로 다음 심장 사이클이 다음 시퀀스를 트리거하기 전의 잔여 시간에서, 더 많은 수의 다른 관찰 판독이 각 시퀀스의 종료에서 발생되어진다 한다. 제2NMR 에코우 신호 데이타는 (1) 판독 그래디언트 부분(34b)에 의해 인코드되며, (2) 펄스 부분(30b, 31b 및 32b)의 종단 이후 단 시간동안 수신되며 (3) 인에이블된 데이타-게이트-부분(33b) 동안 획득된다. 그 이후 제 2시간 판독은 실제로 동시적인 리페이징 그래디언트 펄스 부분(35a 및 26b) 및 현재-정극성 위상-인코딩 그래디언트 부분(30c)의 절반으로 종료된다. 동시에, 제 3다중 관찰 에코우 판독 부분은 위상-인코딩 펄스 부분(30c), 판독 그래디언트 디페이징 부분(31c) 및 투영 디페이징 펄스(32c)의 다른 정극성 절반으로 시작한다. 판독 그래디언트 부문(34c)에 의해 각 θ₂로 인코드된 제 3관찰 판독은 게이트 부분(33c)동안 획득되며, 그리고서 리페이징 펄스 부분(35c 및 36c) 및 위상-인코딩 펄스(30d)의 절반으로 종료된다. 이러한 과정은 연관된 다른 관찰에서 데이타를 각기 제공하기 위해 부가적인 에코의 수만큼 필요한 동안 계속된다.

그리하여, 단지 4가지 관찰이 (여기에서 도시된 바와같이)요구되면, 제4 및 최종, 관찰 에코우 판독은 위상-인코딩 펄스 부분(30d) 판독 디페이징 펄스부분(31d) 및 연관된 절반의 투영-디페이징 펄스 부분(30d)에 의해서 준비된다. 제 4관찰 데이타는 인에이블된 데이타 게이트 부분(33d)동안 획득된 한면, 제4(θ₄) 판독 그래디언트 부분 (34d)이 나타난다. 시퀀스는 최종 에코우 판독 그래디언트 부분(34d)에 응답하여, 최종 인에이블된 데이타 게이트 부분(33d)동안 최종 에코우 데이타를 획득한 이후 끝난다. 부가적인 관찰로부터 아무런 데이타도 취해지지 않기 때문에, 부가적인 판독 리페이징 펄스 부분(35) 또는 반전된 극성의 투영 디페이징 펄스 부분(36)은 필요하지 않다. 유사하게, 이것은 최종 에코우에 대한 초기 펄스-인코딩 그래디언트 부분(30d)의 현상에 관하여 중요하지 않기 때문에, 위상-인코딩 그래디언트의 반전된 극성 부분은 최종 에코우 관독의 종료에서 필요하지 않다. 상기 쌍의 제 2시퀀스는 단지 제 1시퀀스의 특징과 다른 유동-인코딩 펄스(24' 및 25')의 반전과 대체로 유사하다.

판독 그래디언트 방위 각도 θ₁, 투영 디페이징 그래디언트 방위 ₁및 위상-인코딩 방향은 모두 상호 직교한다. 그리하여, 원칙상, 각각의 에코우에 대한 위상-인코딩 그래디언트의 방위는 상기 에코우에 대한 판독 그래디언트의 방위와 동일한 장치로 변화될 수 있다. 만일 위상-인코딩 그래디선트 펄스는 한 기본 좌표계 축, 즉, 데카르트 좌표계의 Z축을 따라서 인가되면, 각각의 에코우에 대한 디페이징 로브는 판독(R) 디페이징 부분 및 투영 (P) 디페이징 부분을 포함한다. 투영 각 θ_n으로 획득된 N-번째 에코에 있어서, X-축 그래디언트 코일 및 Y-축 그래디언트 코일에 각기 동시에 인가된 펄스의 진폭 I_X및 I_Y은

I_X=I_Rsin (θ_N) +I_Pcos(θ_N) +I_Rsin(θ_N-1) -I_Pcos(θ_N-1) (5a)

I_Y=I_Rcos (θ_N) -I_Psin(θ_N) +I_Rcos(θ_N-1) +I_Psin(θ_N-1) (5b)이다.

제2a도의 여러 그래디언트가 데카르트 좌표계의 기본 축을 따라서 있는 그래디언트로 적절히 할당될 때, 제2b도에 도시된 일련의 파형이 나타난다.

제 2도의 도식적인 상황에 있어서, θ₁=0°, 약 30°의 θ₂, 약 60°의 θ₃및 약 90°의 θ₄의 각도에서 네개의 투영 혈관촬영상이 얻어진다. 시퀀스쌍중의 각각의 시퀀스는 (1) 시간 t₀에서 시간 t₁까지의 시간 간격에서, 90°의 RF 펄스(20°) 및 그 슬라이스-선택성 Z-축 그래디언트 G_z부분(21')과, (2) 시간 t₁에서 시간 t₂까지의 간격에서, 슬라이스-선택성 리페이징 그래디언트 부분(22')을 구비하는 슬라이스-선택성 부분 G_s(제2a도에서 G_SLICE부분에 대응함)로 시작한다. 그 이후, 제2a도의 G_FLOW부분에 대응하는 유동 인코딩 부분 G_f는 진폭 +A 및 (시간 t₃와 시간 t₄사이의)시간 지속 시간 Tg을 갖는 제 1의, 정극성 펄스(24a)와, 시간 t₅에서 시간 t₆까지의 시간 간격 Tg에서 제공되는 진폭 -A로 이루어진 부극성 펄스(25a)를 갖고 Z-축 그래디언트 Cz에서 발생한다. 펄스(24a 및 25a)의 일시적인 중간점은 인터펄스 시간 간격 T로 분리된다.

그 이후, 네개의 다중 관찰, 다중 에코우 수신 시간 간격 T₁내지 T₄이 발생하며, 그 각각은 시작 시간 t_A1내지 t_A4에서 시작하며 (제 2시간 간격 시작 시간 t_A2와 대등한) 종료 시간 t_e1내지 (다음-후속 에코우로부터 응답 데이타가 요구된다면 제 5에코우 시작 시간 t_A5와 대응하게될) t_e4에서 종료된다. 위상-인코딩 그래디언트 펄스(37a 내지 37d)중의 한 펄스는 그 시퀀스쌍에서 이용될 다수의 값중의 한 값에서, 각각의 에코우 획득 시간 간격 T₁내지 T₄에서 이용된다. 연관된 응답 시간 간격의 시작 직후, 판독 디페이징 펄스 부분(38a 및 39a) (후자는 여기에서 제로 진폭이 됨)은 시간 t_b1에서 시간 t_c1까지의 시간 간격에서 각각의 Gy 및 Gx 그래디언트에서 발생한다. 각각의 로브(38n 및 40n)은 진폭 Gy=Gy,max(sin θ_n)을 갖는 반면 각각의 로브(39n 및 41n)는 진폭 Gx=Gx,max(cos θ_n)을 갖는다. 그이후, 시간 t_d1내지 시간 t_e1때, Y-측 및 X-측 판독 그래디언트 부분(40a 및 41a) (여기에서 후자는 제로 진폭을 갖는다)은 제 1시퀀스, 제 1투영 판독 데이타를 인코드하도록 발생한다. 이시간 간격 동안, 데이타 게이트 인에이블 신호(42a)가 존재하며, 제 1투영 NMR 응답 에코우 신호(43a)가 획득되어 처리된다. 다음에(제 2) 관찰 판독 시간 간격 T₂의 시작 직후, 판독 디페이징 펄스 부분(38b 및 39b)은 시간 t_b2에서 시간 t_c2까지의 시간 간격에서, (이중 진폭이며 반전된 극성의) 다음 위상-인코딩 펄프(37b)를 따라서 있는 각 Gy 및 Gx 그래디언트에서 발생한다.

그 이후, Y-축 및 X-축 판독 그래디언트 부분(40a 및 41a)은 시간 td₂부터 시간 te₂까지 발생하여, 제1시퀀스, 제 2투영 판독 데이타를 인코드한다. 이시간 간격 동안, 데이타 게이트 인에이블 신호(42b)가 존재하며, 제 2투영 NMR 응답 에코우 신호 (43b)가 획득되어 처리된다. 다음의(제 3) 관찰 판독 시간 간격 T₃의 시작 직후, 위상-인코딩 펄스(37c) 및 판독 디페이징 펄스 부분(38c 및 39c)은 시간 tb₃부터 시간 tc₃까지의 시간 간격에서 각각의 Gy 및 Gx 그래디언트에서 발생한다. 시간 td₃부터 시간 te₃까지 Y-축 및 X-축 판독 그래디언트 부분(40c 및 41c)이 발생하여 제 1시퀀스 제 3투영 판독 데이타를 인코드한다. 이 시간 간격 동안, 데이타 게이트 인에이블 신호(42c)가 나타나며, 제 3투영 NMR 응답 에코우 신호(43c)가 획득되어 처리된다. 마지막 (제 4) 관찰 판독 시간 간격 T₄의 시작 직후, 위상-인코딩 펄스(37d) 및 판독 디페이징 펄스 부분(38d 및 39d) (여기에서 전자의 판독 디페이징 부분은 제로 진폭이 됨)은 시간 tb₄부터 시간 tc₄까지의 시간 간격에서 각각의 Gy 및 Gx그래디언트에서 발생한다. 그 이후, 시간 td₄부터 시간 te₄까지, Y-축 및 X-축 판독 그래디언트 부분 (40d 및 41d) (여기에서 전자는 제로 진폭을 갖는다)이 발생하며 제 1시퀀스 제 4투영 판독 데이타를 인코드한다. 이 시간 간격 동안, 데이타 게이트 인에이블 신호(42d)가 나타나며, 제 4투영 NMR 응답 에코우 신호(43d)가 획득되어 처리된다.

반복 간격 T_R이 제 1시퀀스의 시작 시간 t₀이후 경과될 때 발생하는 시간 t₀'에서 제 2시퀀스는 시작한다. 제 2시퀀스의 G_f부분만이 제 1시퀀스의 동일 부분과 다르며, 유동-인코딩 펄스(24'a) (부극성, 진폭A)는 정극성의 A-진폭 펄스(25'a)이전에 발생한다. 로브(37)의 동일한 ˝스트라이프˝-인코딩 값이 나타나며, Gy 그래디언트에서, 모두 동일한 로브(38 및 40) 및 Gx 그래디언트에서 로브(39 및 41)가 발생한다. 전형적인 혈관조영 연구에 있어서, 분당 60 내지 120 박동하는 환자의 맥박수는 약 0.5초 내지 1.0초 사이의 반복 시간 간격 T_R을 일으킨다. 각각의 측정하는 동안 일정한 속도를 확실히 유지하도록 심장과 동기화 할 때 조차도, 전형적으로 대략 5밀리초의 관찰 샘플링 시간 간격 Tn으로 이러한 전체적인 간격에 걸쳐서 T₂*의 유동하는 혈액 T₂*가 나중의 관찰 질의 저하를 다소 가져올지라도 10개 까지의 다른 관찰에 대한 데이타를 얻을 수 있다.

이러한 모드가 저하되는 경우에 있어서, 관찰 각도 θ_n은 각 에코우에 대해서는 변하지 않으며, (Gx에서)부분 (47a 내지 47d) 및 각각의 판독 그래디언트(48a 내지 48d 및 49a 내지 49d)의 세트가 하나의 진폭 및 동일 극성으로 이루어진 바와 마찬가지로(Gy에서)판독 디페이징 부분(46a 내지 46d)은 모두 동일한 진폭으로 이루어진다. j번째 에코우에 대한 투영 디페이징 로브는 (j-1)번째 에코우에 대한 투영 리페이징 로브에 의해 사실상 상쇄될 수 있다. 그러나, 방정식 (5)에 따라서, j-번째 에코우의 판독 디페이징 로브 및 (j-1)번째 에코우에 대한 판독 리페이징 로브는 구조적으로 합산된다. 이들 판독 리페이징/디페이징 로브는 교번 판독 그래디언트가 제2c도에 도시된 바와같이 무효로 되면 모두 함께 소거된다. 그리하여, RF 펄스(20) (그리고, 사용된다면, 슬라이스-선택성 그래디언트 펄스(21 및 22)) 및 (각 쌍중의 제 1시퀀스에 대한) 유동-인코딩 펄스(24a/25a) 또는 (각 쌍중의 제 2시퀀스에 대한) (24'a/25'a)의 쌍 이후, 판독 부분은 단일 G_READOUT디페이징 펄스 로브(50) 및 단일 G_{PROJECTION-DEPHASING}펄스 로브(51)로 시작하며, 이들 둘다는 실제로 제 1위상-인코딩 로브(37a)와 동시에 일어난다. 어떠한 다른 디페이징 또는 리페이징 로브도 판독 또는 투영 그래디언트에서 나타나지 않으며, 인에이블된 데이타-게이트 간격 부분(42a,42b,43c 및 42d)과 일치하는 교번-극성 판독 그래디언트 펄스 부분(52a,52b,52c 및 52d)은 충분하다.

그러한 일반적인 펄스 시퀀스는 신호 대 잡음비를 증가시키도록 합산될 수 있는 일련의 동일한 M의 헐관촬영상을 획득하는데 사용될 수 있다. 제2c도에서, 모든 M=4 데이타 획득이 동일한 투영 각도에서 이루어지는 동안, 한 각도 θ₁에서 판독의 제 1번호 M₁를 취하는 것 및 다른 각도 θ₂에서 (M과 같을 필요가 없는) 판독의 다른 번호 M₂를 취하는 것이 가능하다는 것을 주목하자. 이러한 기술의 조합으로, 각각의 시퀀스 쌍중의 각 시퀀스에서, 투영 각도 θ₁에서 순차적이거나 비순차적인 인터리브된 M₁판독, 각도 θ₁에서 순차적이거나 비 순차적인 M_j판독, 각도 θ_K에서 순차적이거나 비 순차적인 M_K판독 등을 획득하는데 사용될 수 있다. 그리하여, M이 1보다 크다면, 개선된 신호대 잡음비를 일련의 다각도 투영에서도, 소정의 투영각도에 이용할 수 있다.

직각 유동 방향 영상의 동시 획득

상기 기술된 바와같이, 각기 개별의 혈관촬영상의 복원된 데이타 세트는 단지 한 각도 방향에서 일련의 유동 성분을 포함한다. 그러므로 서로가 직각인 방향 A 및 B에서 취해진 한쌍의 혈관촬영상은 다음과 같은 공식으로 주어진 총 강도 I_t를 갖는 각각의 픽셀로 구성된 전체 유동 혈관촬영상을 만들도록 조합되어야 한다.

I_t= (I_A ²+I_B ²)^1/2(6)

여기에서 I_A및 I_B는 각각의 방향 A 및 B에서의 유동 강도이다. 종래 기술의 단일 에코우 혈관조영 펄스 시퀀스에서, 각각의 혈관촬영상 쌍에 대한 각기 다수의 시퀀스 쌍(예로, 128 또는 256)은 순차적으로 획득되거나 (A방향에서 혈관촬영상에 대한 요구된 예로, 128 또는 256, 시퀀스 쌍을 모두 획득하며 그리고서 B방향에서 혈관촬영상에 대한 요구된, 예로, 128 또는 256, 시퀀스 쌍을 모두 획득한다) 또는 동시에 인터리브된 획득으로 획득되어야 한다(제1A방향에서 제 1시퀀스 쌍을 획득하고 그리고서 B방향에서 제 1시퀀스 쌍을 획득한다. 그리고 요구된 수, 예로 128 또는 256의 시퀀스쌍의 상의 제2, 제3, … 각각의 시퀀스 쌍에 대한 순차적인 A 및 B방향에서 시퀀스 쌍을 획득한다). 예를들어, 제 1영상은(예로, X축을 따라서) 판독 방향에서 유동 감도가 획득될 수도 있으며, 반면에 제 2영상은(Z축을 따라서) 펄스-엔코딩 방향에서 유동 감도가 획득될 수도 있다. 축중의 어느 쌍이 선택되든지간에, 두개의 순차적인 단일-방향-유동 혈관촬영상 또는 두개의 인터리브된 동시적인 단일-방향-유동 혈관촬영상으로 구성되든지간에 전체 유동 혈관촬영상은 단일 유도 혈관촬영상의 획득 시간을 2배 필요로 한다. 이러한 단점을 극복하기 위하여, 두개의 유동-성분 전체 혈관조영은 제 3도에시 도시된 일반적인 인터리브된 다중-에코우 기술을 이용함으로써 근본적으로 동시에 두 유동 성분을 갖을 수 있다. 이러한 시퀀스는 각각의 스트라이프에 대하여 두상의 시퀀스를 요구하기 보다는 오히려 전체 영상에 대하여 요구된(예로, 128 또는 256)전체 ˝스트라이프˝중의 각기 하나에 대한 단일 시퀸스쌍에서 A 및 B방향 유동-감도 에코우를 획득한다.

본 발명의 다른 특징에 따라서, 전체 유동 혈관촬영상을 표시하기 위해 요구된 것으로서 서로가 직각인 한쌍의 혈관촬영상에 대한 데이타는 각각의 혈관조영 시퀀스쌍의 각 영상화시퀀스 동안 한쌍의 판독 시간 간격중의 각기 한 간격에서 인터리브된 장치로 획득된다. 제 1에코우용으로 인가된 유동-인코딩 그래디언트 다음에는, 제 1에코우 응답 데이타의 판독 이후, 제 1유동-인코딩 그래디언트로 각기 반전된 극성을 갖는 한쌍의 유동-인코딩 그래디언트가 후속된다.

제 2그래디언트 쌍중의 하나는 제 1그래디언트 방향에서, 반전된 극성의 제 2유동-인코핑 그래디언트 펄스쌍을 갖게 되어, 제 1유동-인코딩 그래디언트 펄스쌍에 의해 생성된 속도 유도 위상 시프트를 제거시키게 된다. 다른 쌍의 유도-인코딩 그래디언트 펄스는 제 1쌍의 방향과 직각인 제 2유동-인코딩 방향으로 인가된다. 후속하는 제 2에코우 응답 데이타는 제 1에코우 응답 데이타의 유동-감응 방향과 직각인 유동-감응 방향으로부터 수신된다. I_A=I_B및 I_B=I가 되도록 각기 판독 및 위상-인코딩 그래디언트 방향과 직각 유동-감응방향이 일치하도록 할당하는 것이 필요하지는 않지만 편리하다는 사실은 물론이다. 즉, 판독 그래디언트가 데카르트 좌표계의 X-축에 인가되고, 위상-인코딩 그래디언트가 그 Z-축으로 인가되면, 제 1유동 그래디언트는 Z-축 방향으로 인가되면 제 2유동 그래디언트는 X-축 방향으로 인가될 수 있다.

획득된 두개의 인터리브 에코우는 유동 성분 혈관촬영상 강도 세트를 얻도록 독립적으로 처리되며, 이후에 방정식 (6)을 이용하여 조합된다. 공명 옵셋 등으로 인한 제1 및 제 2에 에코우 혈관 촬영상간의 위상 시프트는 합산되는 각각의 혈관촬영상의 크기이므로 중요하지는 않다는 것을 알 수 있다. 또한 에코우가 비교적 서로 근접한 시간(전형적으로 각 시퀀스에서 데이타에 필요한 서로 대략 10밀리초 정도)후에 획득되기 때문에, 에코우쌍의 T₂*신호 강도차가 비교적 적다는 것은 물론이다. 또한 시퀀스는 T₂*강도 감쇠를 정하기에 유용한 인자를 유도하기 위해 제 1 및 제 2에코우로부터 처리된 에코우를 처리하여 그와 비교될 수 있는 제3에코우, 또는 심지어 제 4에코우 까지 가산하도록 확장될 수 있음은 물론이다.

직각 유동 방향 영상을 동시에 얻기 위한 RF/그래디언트 펄스 시퀀스의 일반적인 형태는 제3a도에서 도시된다.

슬라이스-선택성 그래디언트 로브(21) 및 리페이징 로브(22)를 갖고 있거나 또는 (바람직하게는) 슬라이스-선택성 그래디언트가 없는 네가티브 90°RF 신호 펄스(20)는 시간 t₃와 시간 t₆사이의 -예정된 시간 간격에서 발생한다. (그래디언트 G_FLOW의)유동-인코딩 그래디언트 펄스(24a 및 25a)의 제 1쌍은 시간 to와 시간 t₆사이에서 발생한다. 그 이후, 제 1판독시간 간격은 투영-디페이징 그래디언트 펄스 로브(56) 및 제 1위상-인코딩 그래디언트 펄스 로브(37'a)와 실제로 동시인 선행하는 디페이징 펄스 부분(55a)에서 시작한다. 연관된 판독 그래디언트 펄스 부분(57a)이 나타날때, 제 1판독시간 간격의 중간에서 발생되어지는 연관된 에코우는 데이타 게이트 인에이블된 부분(59a)동안 수신된다. 그 이후, 판독 그래디언트는 제 1에코우의 발생 동안 누적된 위상 시프트를 제거하기 위해 리페이징 펄스(60)가 제공된다.

판독시간 간격은 펄스(60)의 종단에서 종료된다. 반전된 극성의 위상-인코딩 그래디언트 로브(37'b)는 리페이징 로브(60)과 실제로 동시에 나타나서, 펄스(37'a)에 의한 위상-인코딩 방향으로 제공된 위상 시프트를 보정하게 된다. 펄스 로브(60 및 37'b)의 중단 직후 펄스(24a 내지 25a) (또는 제 2시퀀스에서 반전된 극성의 펄스(24'a 내지 25'a))의 제 1유동 인코딩 그래디언트 쌍의 영향은 제 1유동 그래디언트에서 반전된 극성을 갖는 제 2유동-인코딩 펄스 쌍에 의해 위상 보상된다. 이러한 펄스(24b 및 25b) 쌍(또는 시퀀스 쌍중의 제 2시퀀스에서 반전된 극성의 펄스(24'b 및 25'b))은 시간(t'₃와 t'₄또는 시간 t'₅와 t'₆사이에서)동일한 시간 간격 Tg 및 실제로 제 1펄스 쌍 간격 T와 동일한 인터펄스 시간 간격 T'에서 발생한다. 근본적으로 동시에, 한쌍의 유동-인코딩 펄스는 제 2의, 직각 그래디언트 G_FLOW2에서 제공되며, 이 펄스 쌍의 극성은 제 1유동 인코딩 그래디언트 방향에서 제 1유동 인코딩 펄스(24a 및 25a) (또는 (24'a 및 25'a)의 극성과 동일한데, 즉 제 1시퀀스에서 제 1정극성 펄스(62) 다음에 부극성 펄스(64)가 후속하며 (또는 시퀀스 쌍중의 제 2시퀀스에서 부극성펄스(62')다음에 정극성 펄스(64')가 후속한다), 제 2유동방향이 펄스(62 및 64)에 의해 인코드된 이후, 제 2에코우 판독은 선행하는 디페이징 펄스 로브(55b)의 발생으로 준비된다.

판독 그래디언트 부분(58b)에 의해 판독 방향으로 인코드된 직각 유동 방향 데이타는 데이타 게이트 인에이블 부분(59b)동안 획득된다. 전체 시퀀스가 반전된 유동-인코딩 펄스(예로, 펄스(24'a/25'a, 24'b/25'b 및 62'/64'))로 반복되어진 이후, 제 1시퀀스의 제 1에코우로부터의 데이타는 제 2시퀀스의 제 1에코우로부터의 데이타에서 감산되어 제 1방향 영상 데이타를 유도한다. 제 1시퀀스의 제 2에코우로부터의 데이타는 제 2시퀀스의 제 2에코우 데이타에서 감산되어 직각 방향영상을 위한 데이타 세트를 제공한다. 그 이후, 두 데이타 세트는 이차원적으로 퓨리에 변환되어 관계식

C_ij= ((A_ij)²+ (B_ij)²)^1/2

을 이용하여 합산된다. 여기에서 C_ij는 2차원 영상 매트릭스에서 점 i,j에 관한 최종데이타이고 A_ij는각 시퀀스의 제 1에코우 응답에 응답하여 발생된 영상에서 그 점 i,j에서 얻어진 데이타 세트이며, B_ij는 각 시퀀스의 제 2에코우 응답으로부터 발생된 영상에 동일 점 i,j에 대한 데이타 세트이다.

데카르트 좌표계에서 특정한 경우는 제3b도에서 도시되는데, 이 도면은 유동-인코딩 펄스상이 그 쌍의 양시퀀스에서 반전되면 적절히 작용하는 것을 강조하고 ˝정상˝시퀀스 쌍(여기에서 제 1시퀀스 쌍은 제 1정극성 펄스를 갖는다)중의 제 2시퀀스 유동-인코딩 펄스 쌍을 도시한다.

슬라이드 선택성 Gz 그래디언트 펄스가 있거나 또는 없는 RF 신호 펄스(20') 및 그와 연관된 리페이징 펄스(22') 후에 그래디언트 펄스 Gfz의 제 1방향 선택성 (예로, Z-방향) 유동-인코딩 세트는 시간 t₃와 t₄사이에서 제 1부극성 펄스(66a)와, 시간 t₅와 t₆사이에서 제 2정극성 펄스(68a)를 포함한다. 조금 후의 시간 t₇에 위상-인코딩 그래디언트 G_pe부분은 시퀀스 쌍 데이타 서브 세트에서 다수 스트라프중의 하나에 대한 그래디언트 펄스(70a)에 연관된 하나의 다중 값으로 시작한다. 이와 동시에 시간 t₇과 시간 t₈사이의 시간 간격에서, 판독 디페이징 펄스(72a)는 Gx신호에서 동적 범위 제한 투영-디페이징 펄스(74)를 따라서 제공된다. 위상-인코딩, 투영-디페이징 및 판독-디페이징 펄스 다음에, Y-방향 판독 그래디언트 부분(76a)은 데이타 게이트(78a)가 인에이블 되며 또한 수신된 응답 신호(80a)가 특정 시스템에 의해 요구된 바대로 획득되고, 디지탈화되며 처리되는 시간 간격 동안 시간 t₉까지 존재한다.

그 이후, 판독 그래디언트 Gy에서 리페이징 펄스(82)는 반전된 극성의 위상-인코딩-상쇄 펄스(70b)와 마찬가지로 시간 tb에서 시작하며 시간 tc에서 종료한다. 조금 후에 시간 td와 시간 tg 사이의 시간 간격에서 상쇄 그래디언트 G-fz에 대한 제 1방향(Z-방향) 상쇄 펄스상(66b 및 68b)이 발생하며, 반면에 (제 2 유동 그래디언트 Gfy에 대한)제 2방향(Y-방향) 유동-인코딩 펄스(86 및 88)가 실제로 상기 펄스와 동시에 발생한다. Z방향에서의 위상 변화는 펄스(66b 및 68b)에 의해 보정되고 유동 인코딩은 Y방향에서 인에블되며, 시간 t_h부터 t₁까지의 시간 간격에서 새로운 위상-인코딩 펄스(70c)는 Y축 판독 예비 디페이징 펄스(72b)와 실제로 동시에 발생한다. 그후, 시간 t_j부터 시간 t_k까지의 시간 간격에서 판독 그래디언트 부분(76b)이 존재하며, 데이타 게이트 (78b)는 제 1응답 신호(80a)의 Z-방향과 직각인 방향으로, 제2 Y-지향 수신 응답 신호(80b)를 수신하도록 개방된다. Z 및 Y투영 데이타 세트는 방정식(6)의 연산으로 퓨리에 변환되며 요구된 바대로 표시하기 위해 전체 혈관촬영상 데이타 세트로서 기억된다.

이동 인위 효과의 최대 억제

본 발명의 또다른 특징에 따라서, 제 1유동-인코딩 펄스 쌍(66a 및 68a)이 제로 진폭 부분(84a 및 84b)으로 표시된 바와같이 제로 진폭을 가지면, 여기서 제3b도에서 도시된 신호 시퀀스가 각각의 시퀀스 쌍중의 (이미 기술된 바대로 제 2시퀀스 보다는 오히려)제 1시퀀스임, 움직임으로 인한 인위 효과가 최대한 억제된 한 신호-유동-방향 영상이 얻어지는 감퇴적인 경우가 나타난다. 즉, 최대 억제된 도시된 시퀀스는 (1) 각각의 시퀀스 쌍중의 제1 및 제 2시퀀스에서 제 1판독데이타 게이트(78a) 이전에 나타나는 제로 진폭부분(84a 및 84b)과, (2) 각 시퀀스 쌍의 제 1시퀀스에서 제1 및 제 2데이타 게이트 사이의 정극성 제 1펄스(66b) 및 부극성 제 2펄스(68b) 또는 제 2시퀀스에서 제1 및 제 2데이타 게이트 사이의 부극성 펄스(66c) (파선) 및 정극성 펄스(68c) (파선)을 가져 두 에코우가 동일 관찰각으로 취해지는 그래디언트 재집속된 스핀-워프 시퀀스를 제공한다. 제 1에코우 응답 데이타 신호(80a)가 유동-감응 위상 변조를 받지 않는 반면에, (유동-인코딩 펄스쌍(66c 및 68c)다음에 획득되어진) 제 2에코우 신호(80b)가 유동-감응하여 위상 변조되기 때문에, 제 1시퀀스, 제 1응답 신호(80a) 데이타 세트 S₁₁에사 제 1시퀀스 제 2응답 신호(80b) 데이타 세트 S₁₂의 감산으로 각 시퀀스에 대한 정지 스핀 상쇄를 갖는 데이타 세트 S=(S₁₁-S₁₂)를 제공하게 된다.

시퀀스 쌍중의 제 2시퀀스의 제 2 (S₂₂) 및 제 1 (S₂₁)데이타 세트의 차의 정지 스핀 상쇄로 부가적인 제 1 시퀀스 데이타 세트 S에서 감산될 수 있는 다른 데이타세트 S=(S₂₁-S₂₂)가 생성되어 정지 스핀이 한층 더 억제된 최종 데이타 세트 S=S-S를 얻는다. 표시된 영상은 획득된 일련의 에코우간의 차의 차를 취함으로서 형성된 위치 i,j에서의 픽셀에 대한 특정 데이타 값을 갖게 된다. 즉, E_ij=(A_ij-B_ij)- (C_ij-C_ij), 여기에서 E_ij는 2차원 데이타 메트릭스에서 최종 i,j지점 데이타이며, A,B,C 및 D는 제 1시퀀스-제 1에코우, 제 1시퀀스-제 2에코우, 제 2시퀀스-제 1에코우 및 제 2시퀀스-제 2에코우에 대한 각각의 데이타 점이며, 이들 모두는 퓨리에 변환 데이타 처리가 완료된 후 취해진다. 제2 및 제 3디페이징 그래디언크 펄스(86 및 88)는 제 2판독 그래디언트 펄스(76b)가 반전된 극성 펄스(76c)로서 제공된다면 소거될 수 있음을 알 수 있다. 또한 제 1유동-인코딩 펄스(66d/68d) 및 제 2유동-인코딩 펄스(66c/68c)를 갖는 제 1시퀀스와, 제1유동-인코딩 펄스(68a/68a) 및 제 2유동-인코딩 펄스(66b/66b)를 갖는 제 2시퀀스로 이루어진 시퀀스쌍에 대해서도 동일하게 사용될 수 있음은 물론이다.

다중 속도 영상

제3b도의 데카르트 좌표 시퀀스에서도 도시된 바와같이 본 발명의 또다른 특징에 따라, 다른 경우는 유동 및 유동-인코딩 그래디언트 펄스에 의해 유도된, 응답 신호에서의 위산 변화라는 부가적인 성질을 이용하여 시퀀스 쌍중의 각각에서 각각의 범위를 개별적으로 획득하기 위한 필요 없이도 각기 다수의 다른 속도 범위에 대한 영상 세트를 제공한다.

일반적으로, N의 동일한 유동-인코딩 그래디언트 펄스 쌍중의 하나는 각기 N의 다른 범위 에코우 각각 전에 발생하며, 전체 위상 변화는, N번째 펄스 쌍 이후, N번째 에코우에서 전체 위상 변화가 동일한 유동속도에 대해 제 1에코우에서의 위상 변화보다 N배가 되도록 부가된다. 그리하여, 검출된 속도는 N번째 에코우에 대해 1/N배 만큼 감소된다. 즉, 제 1에코우에 대한 전체 위상 시프트가 유동 속도 V₁에 대응하는 ₁이면, V₁속도에 대한 N번째 에코우 위상 시프트 _N는 N ₁이며 기본적인 위상 양 ₁에 대한 유동 속도는 V₁/N이다. 정극성 제 1펄스(66d) (일점쇄선) 및 부극성 제 2펄스(68d) (일점쇄선)는 시퀀스 쌍의 제 1시퀀스에서 (시간 t₉부터 시간 ta까지)제 1에코우의 획득 이전에 (N=1에 대해서) 발생한다. 그 이후, 시간 t_j내지 시간 T_k동안 제 2에코우 (N=2)는 초기에는 정극성인 펄스(66b) 및 반전된 극성의 제 2펄스(68b)의 동일한 극성 쌍에 응답하여 획득된다. 초기에는 정극이며 후에 부극성인 펄스의 각각의 제3, …제N번째 쌍은 제3, …제N번째 에코우를 획득하는데 사용될 수 있다. 각각의 시퀀스 쌍(각각의 쌍은 다른 값의 위상-인코딩 펄스(70)를 가지고 있음)중의 제 2시퀀스에서, 제 1펄스 쌍은 부극성 펄스(66a) 및 정극성 펄스(68a)로 이루어지며, 반면에 제 2펄스 쌍은 부극성 펄스(66c) 및 정극성 펄스(68c)로 이루어진다. 따라서, N영상은 서로 다른 저속의 유동 속도에 민감한 각각의 영상으로 획득된다. 만일 영상 데이타 세트가(응답 에코우 신호 수 N의 함수로서) ˝3차원˝으로 퓨리에 변환되면, 정확한 속도 선택성 혈관촬영상이 얻어지게 된다.

비록 본 발명이 적합한 실시예에 대하여만 기술되어졌더라도, 많은 변경 및 수정이 본 기술 분야에서 숙련된자들에게서 이루어질 수 있다. 예를들어, 그래디언트 신호가 스핀자화를 투영 방향으로 디페이징하여 정지 스핀에 의해 발생된 신호의 큰 지폭을 감소(다라서 최종 혈관촬영상에서 잉여 정지 스핀 성분을 감소)시키도록 공급되더라도, 투영-디페이징 그래디언트는 복잡한 혈관의 위치 때문에 원하는 응답 신호의 위상 상쇄가 발생하게 되면 제거될 수 있으며 이렇게 발생하는 인위 효과는 인식하기에 아주 쉽다.

동일하게, 위상 정보를 보존하기 위하여 펄스의 여진 후 동일한 시간에서의 획득, 기하학적 구성 왜곡을 최소화하기 위하여 위상-인코딩 펄스와 판독 그래디언트 중심 사이의 동일한 시간 간격의 유지, 속도 유도 위상 시프트의 누적을 감소시키기 위하여 교번하는 에코우의 그래디언트 극성의 반전 등에 따라서 시퀀스을 변경할 수 있음이 주목된다. 그러므로, 첨부된 청구범위의 범주에만 국한될 뿐 본원에서 기술된 특정 기술예에 국한되는 것은 아니다.

Claims (28)

1. 샘플중 최소한 선택적 부위에서 유체중 적어도 하나의 핵 자기 공명(NHR) 혈관조영 영상으로 획득하기 위한 장치에 있어서, (a) 샘플을 주 정 자계내에 침지시키는 수단과, (b) 상기 선택된 샘플 부위중의 각기 다수 S개 영역 각각에 대한 순차적인 한쌍의 영상화 시퀀스의 제 1 및 제 2시퀀스 각각의 초기 부분에서, 선택된 종류의 모든 핵의 스핀을 장동시키는 수단과, (c) 움직이는 핵의 스핀으로부터 얻어지는 NMR 응답 에코우 신호가 사실상 정지하고 있는 핵의 스핀으로부터 얻어지는 NMR 응답 에코우 신호와 다르게 되도록, NMR 조영여상중 1개의 축을 설정하기 위해 선택된 제 1방향으로, 상기 샘플에 인가된 제1자계 그래디언트에서 서로 극성이 변화하는 한쌍의 유동-인코딩 신호 펄스를 인가하며, 각 쌍의 제 1시퀀스에서 각각의 유동-인코딩 펄스가 각 쌍의 제 2시퀀스에서 동일 위치에 있는 유동-인코딩 펄스와는 극성이 반대로 되어 있는 수단과, (d) 상기 제 1방향과 실제로 직교적인 제 2방향에서 상기 샘플에 인가된 판독 자계 그래디언트에 응답하여, 제 1 및 제 2시퀀스 각각의 다수 N개의 응답 데이타 획득 시간 간격중의 각기 다른 간격에서, 적어도 상기 샘플중 부위로부터 나온 NMR응답 애코우 신호로부터의 일련의 데이타를 획득하는 수단과, (e) 정지하고 있는 핵으로부터 얻어진 응답 데이타가 거의 제거된 다수 N개의 상이한 데이타 세트중의 j번째 데이타 세트를 생성하기 위하여, 제1 및 제 2시퀀스중의 선택된 한 시퀀스에서 획득한 NMR 응답 신호 데이타 세트중의 각각의 j번째 데이타 세트내 데이타(여기에서 1 j N)를 제1 및 제 2시퀀스중의 나머지 시퀀스의 동일 번호로된 j번째 데이타 세트내 데이타에서 감산시키는 수단 및, (f) 모든 차 데이타 세트에 응답하여, 제1 및 제 2방향에 대하여 예정된 관계로 평면에 있게 되는 적어도 하나의 혈관조영 투영 영상 각각을 생성하는 수단과 포함하며 핵자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
2. 제 1항에 있어서, 상기 수단(d)은 모든 시퀀스 쌍중의 두 시퀀스의 각기 동일 번호로 된 j번째 획득 간격에서 제 2방향이 동일하도록 제 2방향을 시퀀스의 다수 N개의 획득 시간 간격중의 각각의 j번째 간격에서 다르게 되도록 가변시키는 수단을 포함하며, 상기 수단(e)은 j번재 쌍 차 데이타 세트를 생성하기 위해, 한 시퀀스의 j번재 획득 간격에서 획득된 데이타를 각 시퀀스 쌍중의 다른 시퀀스의 동일 j번째 획득 간격에서 획득된 데이타에서 감산하는 수단을 포함하며, 상기 수단(f)은 모든 j번째쌍 차 데이타 세트로부터 j번재 영상이 생성되도록 N개의 상이한 혈관조영 영상을 생성하는 수단을 포함하며 핵자기 공명 혈관조영 영상을 획득하는 핵자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
3. 제 2항에 있어서, 상기 수단(d)은 각 시퀀스에서 각각의 N개 획득 시간 간격 이전에 판독 그래디언트의 디페이징 펄스를 생성하는 수단과, 각각의 시퀀스에서 각각의 제1(N-1) 획득 시간 간격 이후에 판독 그래디언트의 리페이징 펄스를 생성하는 수단과, 연괄된 디페이징 펄스와 진폭은 거의 같지만 극성이 반대인 각각의 리페이징 펄스를 공급하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
4. 제 3항에 있어서, 상기 수단(d)은 한 판독 획득 시간 간격의 종료 후의 리페이징 펄스가 그 다음의 판독 획득 시간 간격 이전의 디페이징 펄스와 거의 일치하게 되도록 타이밍하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
5. 제 4항에 있어서, 상기 수단(d)은 거의 정지하고 있는 스핀을 갖는 핵으로부터 유기된 응답 신호의 동작 범위를 제한하도록 선택된 진폭을 갖는 투영 -디페이징 그래디언트 신호를 제1 및 제 2방향과 거의 직교하는 제 3방향으로 인가하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
6. 제 5항에 있어서, 투영-디페이징 그래디언트 신호를, 판독 그래디언트의 디페이징 펄스와 거의 일치하는 디페이징 펄스로서 또한 투영-디페이징 그래디언트의 연관된 리페이징 펄스와 진폭은 거의 같지만 극성이 반대이면서 판독 그래디언트의 디페이징 펄스와 시간적으로 거의 일치하는 위치에 있는 리페이징 펄스로서 공급하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
7. 제 3항에 있어서, 상기 수단(d)은 거의 정지하고 있는 스핀을 갖는 핵으로부터 유기된 응답 신호의 동작 범위를 제한하도록 선택된 진폭을 갖는 투영-디페이징 그래디언트 신호를 제1 및 제 2방향과 거의 직교하는 제 3방향으로 인가하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
8. 제 7항에 있어서, 투영-디페이징 그래디언트 신호를, 판독 그래디언트의 디페이징 펄스와 거의 일치하는 디페이징 펄스로서 또한 투영-디페이징 그래디언트의 연관된 리페이징 펄스와 진폭은 거의 같지만 극성이 반대이고 판독 그래디언트의 디페이징 펄스와 거의 일치하는 리페이징 펄스로서 공급하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
9. 제 3항에 있어서, 상기 수단(d)은 판독 그래디언트 방향과 직교하는 방향으로 자계 그래디언트의 위상-인코딩 펄스를 공급하는 수단과 이 수단에 각 쌍의 시퀀스에서, 다스 S개의 상이한 값중의 하나를 할당하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
10. 제 2항에 있어서, 제 1방향은 주 정 자계의 방향이며, N개의 상이한 제 2방향 모두는 제 1방향과 직교하는 평면에 있는 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
11. 제10항에 있어서, 제 1방향은 데카르트 좌표계의 Z축이며, N개의 제 2방향 각각의 j번째 방향은 데카르트 좌표계의 Y축에 대하여 X-Y 평면에서 각도 θ로 위치되며, 수단(d)은 주 정자계에서 좌표계의 X축과 평행한 방향으로 자계 그래디언트 Gx를 생성하는 수단과, 주 정자계에서 좌표계의 Y축과 평행한 방향으로 자계 그래디언트 Gy를 생성하는 수단과, 수단(d)의 각각의 획득 간격중 적어도 한 판독 부분 동안, 그래디언트 진폭 Gx=Gx max cos(θ₁) 및 Gy=Gy max sin(θ₁)을 설정하는 수단을 포함하여 핵 자기 공명 혈관 조영 영상을 획득하고, 여기서 Gx max 및 Gy max 각각은 θ=0°및 θ=90°에 대한 그래디언트 진폭인 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
12. 제11항에 있어서, 상기 수단(d)은 각각의 시퀀스에서, N개의 각 획득 시간 간격 이전에 Gx 및 Gy 그래디언트의 디페이징 펄스를 생성하는 수단과, 각각의 디페이징 펄스의 진폭을 동일한 그래디언트의 판독부분 진폭의 배수로 정하지만 극성은 반대가 되도록 스케일링하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관조영 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
13. 제12항에 있어서, 상기 수단(d)은 Z축 방향으로 자계 그래디언트 Gz의 위상-인코딩 펄스를 공급하는 수단과 각각의 시퀀스쌍에서, 다수 S개의 상이한 값중 하나를 위상 인코딩 펄스에 할당하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
14. 제 2항에 있어서, 상기 수단(d)은 각각의 시퀀스에서 N개의 획득 시간 간격중 단지 제1간격 이전에만 판독 그래디언트의 디페이징 펄스를 생성하는 수단과, 단일 디페이징 펄스의 진폭을 제 1판독 그래디언트의 진폭의 배수로 정해지지만 극성은 반대가 되도록 스케일링하는 수단과, 그후 상기 시퀀스에서 모든 판독 그래디언트의 극성을 교번시키기 위하여, N판독 그래디언트중의 각각의 j번째 그래디언트의 진폭에 계수(-1)^(j+1)를 곱하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치
15. 제14항에 있어서, 상기 수단(d)은 N판독 그래디언트의 (j-1)번째 그래디언트 이후 및 각각의 j번째 그래디언트 이전에, 판독 그래디언트 방향과 거의 직교하도록 선택된 방향으로 자계 그래디언트의 위상-인코딩 펄스를 공급하는 수단과, 제1(N-1) 판독 그래디언트의 각기 j번째 그래디언트 이후 및 각기(j+1)번째 그래디언트 이전에, 선택된 방향으로 자계 그래디언트의 반전된 극성의 위상-인코딩 펄스를 공급하는 수단과, 각각의 시퀀스 쌍에서, 다수 S개의 상이한 값중 한 값을 위상-인코딩 펄스의 진폭에 할당하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
16. 제15항에 있어서, 상기 수단(d)은 거의 정지하고 있는 스핀을 갖는 핵으로부터 유기된 응답 신호의 동적 범위를 제한하도록 선택된 진폭을 갖는 투영-디페이징 그래디언트 신호를 제1 및 제 2방향과 거의 직교하는 제 3방향으로 인가되는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
17. 제 2항에 있어서, 상기 수단(d)은 각각의 시퀀스에서 그리고 상기 시퀀스에서 동일한 방향의 N에코우중 상이한 한 에코우로 부터의 1보다 크고 N보다 적은 적어도 N의 한 값에 대하여, 적어도 하나의 상이한 예선된 제 2방향으로 다수 N의 응답 데이타 세트를 획득하는 수단과, 상기 데이타 세트는 각 시퀀스에서 동일한 세트의 N개의 에로우로부터 획득됨, 상기 예선된 제 2방향 및 그 시퀀스에 대한 단일의 평균 데이타 세트를 얻기 위하여 각 시퀀스에서 모든 N응답 데이타 세트에 대한 데이타 값을 평균하는 수단을 또한 포함하며, 상기 수단(e)은 시퀀스 쌍에 대한 차 데이타 세트를 생성하기 위하여, 제1 및 제 2시퀀스중의 한 시퀀스로부터 얻어진 평균 데이타 세트를 시퀀스 쌍의 다른 시퀀스로부터 얻어진 평균 데이타 세트에서 감산하는 수단을 또한 포함하며 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
18. 제2항에 있어서, 상기 수단(d)은 단일 공통 판독 제 2방향의 각각의 시퀀스에서 모든 N의 응답 데이타 세트를 얻는 수단과, 상기 공통 제 2방향 및 상기 시퀀스에 대한 단일 평균 데이타 세트를 얻기 위하여 각 시퀀스에서 모든 N 응답 데이타 세트에 대한 데이타 값을 평균하는 수단을 포함하며, 수단(e)은 시퀀스 쌍에 대한 차 데이타 세트를 생헝하기 위하여 이 시퀀스 쌍의 제1 및 제 2시퀀스중의 한 시퀀스로부터 얻어진 평균 데이타 세트를 시퀀스 쌍의 다른 시퀀스로부터 얻어진 평균 데이타 세트에서 감산하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
19. 제 1항에 있어서, N=2이며 두개의 제 2방향이 실제로 서로 직교하며, 수단(c)은. (c1) 각각의 시퀀스에서 제 1응답 데이타 획득 시간 간격 이전에, 샘플에 인가된 제 1자계 그래디언트의 한쌍의 교번-극성유동-인코딩 신호 펄스를 한쌍의 유동-인코딩 방향중 제 1방향으로 인가하는 수단과, (c2) 각가의 시퀀스에서 제 1응답 간격 이후 및 제 2응답 데이타 획득 시간 간격 이전에, 수단(c1)의 펄스 쌍과 반대이며 유동-인코딩 방향중 동일한 제 1방향의 제 1자계 그래디언트에 있는 다른 쌍의 교번-극성 유동-인코딩 신호 펄스를 인가하는 수단과, (c3) 각각의 시퀀스에서 제 2응답 간격 이전에, 제 1자계 그래디언트의 유동-인코딩 방향중 나머지 방향으로 한쌍의 교번 극성 유동-인코딩 신호 펄스를 인가하는 수단을 포함하며, 상기 각 시퀀스 쌍중 제 1시퀀스에서 각각의 유동-인코딩 펄스는 각 시퀀스 쌍중 제 2시퀀스에서 동일 위치된 유동-인코딩 펄스의 극성과 반대인 극성을 가지고 있으며, 수단(f)은 전체 유동 혈관촬영상을 표시하기 위하여, I_t=((I_A)²+(I_B)²)^1/2로 주어진 값을 갖는 최종 차 데이타 세트 I_t를 얻도록 제 1방향으로 차 데이타 I_A세트 및 제 2방향으로 차 데이타 I_B세트를 처리하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
20. 제19항에 있어서, 상기 수단(c2) 및 (c3)는 거의 동시에 발생하는 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
21. 제19항에 있어서, 상기 수단(d)은 각각의 시퀀스에서 두 응답 각각의 획득 시간 간격 이전에 판독 그래디언트의 디페이징 펄스를 생성하는 수단과, 각각의 시퀀스에서 제 1응답 획득 시간 간격 이후 판독 그래디언트의 리페이징 펄스를 생성하는 수단과, 상기 시퀀스에서 거의 두 디페이징 펄스의 진폭과 거의 같지만 극성이 반대인 리페이징 펄스를 제공하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
22. 제21항에 있어서, 상기 수단(d)은 거의 정지하고 있는 스핀을 갖는 핵으로부터 유기된 응답 신호의 동적 범위를 제한하도록 선택된 진폭을 갖는 투영-디페이징 그래디언트 신호 펄스를 제 1판독 그래디언트 디페이징 펄스와 실제적으로 동시에, 제 2방향과 직교하는 제 3방향으로 인가하는 수단을 또한 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
23. 제22항에 있어서, 제 1방향은 주 정자계의 방향이며, 두개의 상이한 제 2방향은 모두 제 1방향과 직교하는 평면에 있는 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
24. 제23항에 있어서, 제 2방향중 하나는 판독 그래디언트 방향이며, 다른 하나는 위상-인코딩 방향인 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
25. 제 1항에 있어서, N=2이며 두개의 제 2방향은 실제로 서로 직교하며, 수단(c)은, (c1) 각각의 시퀀스에서 제 1응답 데이타 획득 시간 간격 이전에는 유동-인코딩 신호를 인가하지 않는 수단과, (c2) 각각의 시퀀스에서 제 1응답 간격 이후 및 제 2응답 데이타 획득 시간 간격 이전에, 유동-인코딩 방향중 제 1방향으로 제 1자계 그래디언트의 한쌍의 교번-극성 유동-인로딩 신호 펄스를 인가하는 수단 및, (c3) 유봉 인코딩 펄스는 제 1시퀀스에서 동일 위치된 유동-인코딩 펄스의 극성과 극성이 반대가 되도록 각 쌍의 제 2시퀀스에서 수단(c1) 및 (c2)를 반복하는 수단을 포함하며, 상기 수단(e)은, (e1) 데이타 세트 S₁를 형성하기 위하여, 제 1시퀀스 제 2응답 획득 간격으로부터 얻어진 데이타 세트 S₁₂를 제 1시퀀스에서 제 1응답 획득 간격으로부터 얻어진 데이타 세트 S₁₁에서 감산하는 수단과, (e2) 데이타 세트 S₂를 형성하기 위하여, 제 2시퀀스에서 제 2응답 획득 간격으로부터 얻어진 데이타 세트 S₂₂를 제 2시퀀스에서 제 1응답 획득 시간으로부터 얻어진 데이타 세트 S₁에서 감산하는 수단 및, (e3) 차 데이타 세트를 얻기 위하여, 데이타 세트 S₂를 데이타 세트 S₁에서 감산하는 수단을 포함하며, 수단(f)은 이동에 의한 인위 효과의 억제가 증가된 혈관조영 영상을 표시하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관조영 영상 획득 장치.
26. 제 1항에 있어서, 상기 수단(c)은, (c1) 각기 다수 N개의 응답 획득 시간 간격 이전에, 샘플에 인가된 제 1자계 그래디언트의 한쌍의 교본-극성 유동-인코딩 신호를 유동-인코딩 방향으로 인가하는 수단과 여기서 상기 시퀀스에서 모든 펄스 쌍은 동일 극성의 제 1펄스를 가지고 있으며, (c2) 각 상의 제 2시퀀스에서 유동-인코딩 펄스의 극성을 각 쌍의 제 1시퀀스에서 동일 위치된 유도-인코딩 펄스의 극성과 반대인 극성을 갖도록 하기 위하여 반전하는 수단을 포함하며, 수단(f)은 최종 얻어진 N개 차 데이타 세트 각각으로, 나머지 차 데이타 세트중의 어느 다른 차 데이타 표시 가능한 속도 정보와는 다른 샘플 부위 체액 유동속도에 대한 정보를 갖는 혈관조영 영상을 표시하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
27. 제 1항에 있어서, 수단(a)은 장동 작용을 샘플 부위층의 예정된 용적으로 제한시키는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.
28. 제 1항에 있어서, 샘플은 심장 박동 주기를 갖는 생체의 일부이며, 상기 생체의 심장 박동 주기중 선정된 점에 대하여 각 시퀸스의 개시를 게이팅하는 수단을 포함하여 핵자기 공명 혈관 조명 영상을 획득하는 핵 자기 공명 혈관 조영 영상 획득 장치.