WO2017171379A1 - 전류를 주입 없이 mri를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법 - Google Patents

전류를 주입 없이 mri를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법 Download PDF

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    • G06T2207/10088—Magnetic resonance imaging [MRI]

Definitions

  • the present invention derives a low frequency conductivity tensor using a high frequency conductivity obtained using MR-EPT, a directional tensor of ions calculated from a water diffusion tensor in an object, a volume ratio of an intracellular / external region, and a diffusion coefficient.
  • the present invention relates to a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI and a method thereof without current injection to restore a low frequency conductivity image without injecting current based on a low frequency conductivity tensor.
  • Equation 1 Water-diffusion-tensor (D) data measured from a general magnetic resonance imaging (MRI) instrument was obtained from Equation 1 below using a diffusion-sensitizing gradient (g). Obtained.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • one or more water diffusion tensor values may be obtained by changing the magnitude of the value of the diffusion enhancement factor.
  • column vector of matrix S D is the eigenvector of the water diffusion tensor
  • the column vector of consists of the eigenvalues of the conductivity tensor
  • the conductivity exhibits different properties depending on the frequency of the applied current.
  • the conductivity at low frequency ( ⁇ 1KHz) and high frequency (100-200 MHz) is expressed in the following Equation 3 below.
  • the conductivity at high and low frequencies is different by the mobility of the ions, the volume fraction and the concentration of ions in the intracellular and extracellular regions.
  • MREIT magnetic resonance electric impedance tomography
  • the MR-EPT method which obtains conductivity from a phase signal of a high frequency magnetic field, has been studied as a representative method of obtaining conductivity distribution at high frequency.
  • the MREIT method measures the magnetic density B z in the main magnetic field direction by current injection by using a complex signal according to [Equation 4] obtained by injecting current from the outside, and uses the measured B z signal.
  • a complex signal according to [Equation 4] obtained by injecting current from the outside
  • M ⁇ is a complex signal measured with different directions of current
  • ⁇ is an MR magnitude signal
  • B z is the magnetic density in the direction of the main magnetic field due to current injection
  • T c is the current injection time.
  • the conventional low frequency conductivity image restoration method uses the MREIT method which requires the injection of current from the outside, which causes a problem of low signal-to-noise ratio of the measured magnetic field due to the injection of a small current, and injects low-frequency current from the outside. There was a problem that a constraint exists.
  • Equation 5 which is a magnetic field component measured by the B 1 mapping technique, satisfies the following Equation 6 below.
  • the high frequency conductivity restored in Equation 7 has a value in which electrical properties of the intracellular and extracellular regions are added.
  • the present invention was devised to remove the constraints of the MREIT method requiring the injection of current from the outside, and the MR-EPT method and the multiple diffusion emphasis factors of the MRI capable of obtaining information of high frequency conductivity without injection of current
  • the present invention can reconstruct a low frequency conductivity image inside the object without using a current injection to the subject, including the human body and the object, using the reconstructed low-frequency conductivity tensor image, conductance conduction nerve fiber map (conductivity tractography) image It is an object of the present invention to provide a low frequency conductivity image reconstruction device using MRI and a method thereof without current injection.
  • the present invention uses the difference between the MR signal obtained by applying a plurality of diffusion emphasis factor b value and the MR signal obtained without the diffusion emphasis factor b value, the volume ratio of the extracellular region ( ⁇ ), diffusion in each region using the diffusion coefficient imaging method of extracting information of the coefficient (d e, d i) to provide a low frequency conductivity image decoding apparatus and method using the MRI image to restore the low-frequency conductivity.
  • the present invention uses the MR-EPT method that can obtain the information of the high frequency conductivity without the injection of current from the outside, measured by applying a plurality of diffusion emphasis factor b value and water-diffusion gradient Low frequency conductivity image reconstruction device and method using MRI without current injection which extracts diffusion coefficient, volume ratio, and diffusion coefficient in intracellular and extracellular domain using water diffusion tensor to calculate low frequency conductivity To provide.
  • the present invention obtains the ion concentration information in the object by using the MR-EPT, and calculates the directional tensor of the ion mobility from the water diffusion tensor, thereby reducing the low-frequency conductivity by the product of the calculated directional tensor and the obtained ion concentration
  • the present invention provides a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI and a method thereof without calculating current injection.
  • An apparatus for restoring low frequency conductivity images using MRI restores high frequency conductivity in an object to be measured from MR-EPT (Magnetic Resonance Electric Properties Tomography), and then measures intracellular / intracellular conduction within the object.
  • MR-EPT Magnetic Resonance Electric Properties Tomography
  • the directional tensor M L of the ions is calculated using the water-diffusion-tensor D calculated from the volume ratio ⁇ and the diffusion weighting factor b, and the calculated ions
  • a calculation unit for calculating a low frequency conductivity tensor from the directional tensor of and the obtained high frequency conductivity and an image reconstruction unit for reconstructing the calculated low frequency conductivity tensor image Include.
  • the calculator calculates a volume ratio of the extracellular region by applying the diffusion emphasis factor and a water-diffusion gradient to distinguish a cell region in the object, and calculates the volume ratio of the extracellular region and the calculated volume ratio.
  • the water diffusion tensor may be calculated by extracting a diffusion coefficient in the intracellular / external region from the diffusion emphasis factor.
  • the calculation unit measures the volume ratio of the intracellular / extracellular region extracted by applying a plurality of diffusion gradients, or the intracellular / external region using MR signal attenuation using a multi echo measurement method, and the plurality of diffusion gradients.
  • the ion concentration information of the low frequency conductivity can be calculated from the diffusion characteristics inside and outside the cell.
  • the calculation unit may calculate the low frequency conductivity from at least one of the calculated directional tensor of the ion, the volume ratio of the extracellular region, the high frequency conductivity, and the diffusion coefficient.
  • the acquiring unit may restore the high frequency conductivity combined with the conductivity in the intra / external region of the object from the phase signal of the high frequency magnetic field using the MR-EPT without external current injection.
  • the acquiring unit may acquire the volume ratio and the diffusion coefficient in the intra / external region by restoring the coefficient of the exponential function of the MR signal according to the strength of the magnetic field by using the multi-b diffusion emphasis method applying a plurality of diffusion gradients. have.
  • the acquiring unit acquires the ion concentration information by using a diffusion tensor MRI (DT-MRI) to measure the three-dimensional stereoscopic diffusion characteristics of water molecules in the tissue of the subject, and from the restored high-frequency conductivity to the intracellular / external region Information on the high frequency conductivity combined with the concentration of ions and the mobility at may be obtained.
  • DT-MRI diffusion tensor MRI
  • the image reconstruction unit may reconstruct the low frequency conductivity image using a diffusion coefficient imaging method that extracts a volume ratio of the intracellular / extracellular regions and a diffusion coefficient in each region.
  • the low frequency conductivity image restoration method using MRI is to restore the high frequency conductivity in the subject to be measured from MR-EPT (Magnetic Resonance Electric Properties Tomography), intracellular / Acquiring the relationship between ion concentration (C s , concentration) and mobility in the whole region outside, acquiring MR signal using Multi b-value diffusion weighted imaging, volume of extracellular region Calculating a directional tensor (M L ) of ions using a water-diffusion-tensor (D) calculated from ratio ( ⁇ ) and diffusion weighting factor (b), the calculated ions Calculating a low frequency conductivity tensor from the directional tensor of and the obtained ion concentration information and a low frequency conductivity according to the calculated low frequency conductivity tensor against a step of restoring the low frequency conductivity image.
  • MR-EPT Magnetic Resonance Electric Properties Tomography
  • a low frequency conductivity image inside the object may be reconstructed without using a current injection to the object including the human body and the object, and the conductive brain nerve fiber map using the reconstructed low frequency conductivity tensor image. (conductivity tractography) images can be implemented.
  • the volume ratio of the intracellular and extracellular regions is obtained by using a difference between the MR signal obtained by applying a plurality of diffusion emphasis factor b values and the MR signal obtained without the diffusion emphasis factor b values.
  • ⁇ a low frequency conductivity image may be reconstructed using a diffusion coefficient imaging method for extracting information of diffusion coefficients d e and d i in each region.
  • a plurality of diffusion emphasis factor b value and water-diffusion gradient may be calculated by extracting diffusion coefficients and volume ratios in the intracellular and extracellular domains using a water diffusion tensor measured by applying.
  • the MR-EPT by using the MR-EPT to obtain the ion concentration in the object, and by calculating the directional tensor of the ion from the water diffusion tensor, the low frequency by the product of the calculated directional tensor and the obtained ion concentration
  • the conductivity can be calculated.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating the configuration of a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • FIGS. 2A to 2C illustrate reconstructed image results using a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a low frequency conductivity image reconstruction method using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • an embodiment As used herein, “an embodiment”, “an example”, “side”, “an example”, etc., should be construed that any aspect or design described is better or advantageous than other aspects or designs. It is not.
  • the term 'or' means inclusive or 'inclusive or' rather than 'exclusive or'.
  • the expression 'x uses a or b' means any one of natural inclusive permutations.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating the configuration of a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • the low-frequency conductivity image reconstruction apparatus 100 using MRI restores high-frequency conductivity in an object from MR-EPT to allow ion concentrations and mobility in intracellular / extracellular regions in the object.
  • the low frequency conductivity is reconstructed by acquiring the relationship between the signals, obtaining the MR signal, calculating the directional tensor of the ions from the water diffusion tensor, and calculating the low frequency conductivity from the calculated directional tensor of the ions and the obtained high frequency conductivity.
  • the low frequency conductivity image reconstruction apparatus 100 using MRI obtains high frequency conductivity from a phase signal in an object using MR-EPT, and applies a plurality of diffusion gradients to multi-b MR signals are obtained from the diffusion emphasis method.
  • the low frequency conductivity image reconstruction apparatus 100 using MRI can calculate the extracellular volume ratio and the diffusion coefficient of each region, and the calculated directional tensor, high frequency conductivity, extracellular
  • the low frequency conductivity tensor may be calculated from the volume ratio and the diffusion coefficient of the region, and the low frequency conductivity image may be restored based on the low frequency conductivity according to the calculated low frequency conductivity tensor.
  • the low-frequency conductivity image reconstruction device 100 using MRI includes an acquisition unit 110, the calculation unit 120 and the image reconstruction unit 130.
  • Acquisition unit 110 restores the high frequency conductivity in the object to be measured from MR-EPT (Magnetic Resonance Electric Properties Tomography) to combine the effect of the ion concentration (in the intracellular / extracellular region in the object)
  • MR-EPT Magnetic Resonance Electric Properties Tomography
  • C s , concentration concentration
  • mobility is obtained, and MR signals are obtained using a plurality of water diffusion gradient Multi b-value diffusion weighted imaging.
  • the acquirer 110 may use MR phase signal analysis, and whether the diffusion magnetic field is applied from the multi-b diffusion enhancement method for distinguishing the mobility of ions and the intracellular and extracellular regions.
  • the data according to the intensity and direction of the diffuse magnetic field can be obtained by comparing the signals according to the corresponding signals.
  • the degree of diffusion of water is due to the difference in diffusion rate due to the influence of at least one of the concentration of ions, viscosity, and the size and shape of the cells in the intracellular and extracellular regions, so that a plurality of diffusion emphasis factors Using multi-b, the volume ratio and diffusion coefficient of the extracellular portion of the living tissue in the MR image can be obtained.
  • the acquirer 110 may restore the high frequency conductivity combined with the conductivity of the intracellular and extracellular regions in the object from the phase signal of the high frequency magnetic field using MR-EPT without external current injection.
  • the acquirer 110 uses MR-EPT to restore high frequency conductivity without external current injection
  • the MR-EPT is a method of restoring the electrical permittivity and conductivity distribution of an electrical conductivity object to an image.
  • the MR-EPT can provide a permittivity (complex permittivity) image in the range of 100-200 MHz using the standard RF coil of the MR system.
  • the acquisition unit 110 is a high-frequency conductivity combined with the conductivity of the intracellular and extracellular region in the object to be measured, as shown in Equation 8 below, ions in the intracellular and extracellular region density( ) And mobility ( The relationship between the two is presented.
  • Equation 8 the relationship between the concentration of ions having electrical properties in the cell (C i ) and the concentration of ions having electrical properties in the extracellular domain (C e ) from the relation given in Equation 8 above. Can be set in relation of.
  • the coefficient ⁇ may be extracted, but may be used as an existing known reference value.
  • Equation 9 The ion concentration (C e ) in the extracellular region can be obtained from Eq. ) Can be expressed as Equation 9 below.
  • Equation 10 Mobility in the intracellular and extracellular domains in Equation 9 described above ( ) Can satisfy Equation 10 below, which is a relation between Einstein's ion mobility and diffusion coefficient.
  • diffusion coefficients d e and d i affecting the high frequency conductivity may be assumed to be diffusion coefficients in a homogeneous state not affected by the cell membrane.
  • the acquirer 110 of the low frequency conductivity image reconstruction apparatus 100 using MRI applies a diffuse magnetic field according to the strength of a magnetic field by using a multi-b diffusion emphasis method.
  • MR signals including volume ratios and diffusion coefficients in the inner region and the extracellular region can be obtained.
  • the acquisition unit 110 obtains information of the conductivity coupled in the intracellular and extracellular regions from the restored high frequency conductivity, and measures the three-dimensional stereoscopic diffusion characteristics of the water molecules in the tissue of the object (diffusion) tensor MRI) can be used to obtain ion mobility.
  • the acquisition unit 110 uses a plurality of diffusion emphasis factors (multi-b, multi-b) to characterize the intracellular and extracellular regions (volume ratio and diffusion) according to the three-dimensional stereoscopic diffusion characteristics of the water molecules in the tissue of the object. Coefficients) can be obtained.
  • the calculation unit 120 uses the water-diffusion-tensor (D) calculated from the volume ratio ( ⁇ ) and the diffusion weighting factor (b) of the extracellular region to direct directional tensors (M) of the ions. L ), and from the calculated directional tensor and the obtained high frequency conductivity, ) Is calculated.
  • the calculation unit 120 calculates the directional tensor M L of the ions from the water-diffusion tensor D measured by applying a water-diffusion gradient.
  • the low frequency conductivity can be calculated using the directional tensor of the ions and the obtained high frequency conductivity.
  • the calculation unit 120 substitutes the ion concentration (C e ) in the extracellular domain calculated by Equation 9 to [Equation 3] of the low frequency conductivity, and then the low frequency conductivity tensor in the extracellular domain. It can be calculated from Equation 11.
  • Equation 12 The low frequency conductivity tensor ( ) Can be converted from Equation 12 to Equation 12, which is the diffusion coefficient equation by the relationship between Einstein's ion mobility and diffusion coefficient.
  • the calculator 120 calculates a volume ratio ⁇ of the extracellular region by applying a diffusion weighting factor (b) and a water diffusion gradient to distinguish the cell region in the object, and calculates the calculated extracellular region.
  • the water diffusion tensor can be calculated by extracting the diffusion coefficient in the intracellular / extracellular region from the volume ratio and the diffusion emphasis factor.
  • the calculator 120 may calculate the relationship between the high frequency conductivity, the volume ratio of the extracellular region, and the diffusion coefficient in the intracellular / extracellular region.
  • the calculator 120 may calculate the low frequency conductivity tensor from the calculated directional tensor of the ions, the volume ratio of the extracellular region, the high frequency conductivity, and the diffusion coefficient.
  • the calculator 120 may calculate the low frequency conductivity by using at least one of the calculated directional tensor of the ion, the volume ratio of the extracellular region, the high frequency conductivity, and the diffusion coefficient.
  • the components of the tensor of low frequency conductivity can be determined from at least one of high frequency conductivity, diffusion coefficient, and volume ratio of the extracellular region.
  • the image restoration unit 130 of the low frequency conductivity image restoration apparatus 100 using MRI restores the low frequency conductivity image based on the calculated low frequency conductivity.
  • the image reconstruction unit 130 may reconstruct the low frequency conductivity image by using a diffusion coefficient imaging method that extracts information about the volume ratio of the intra / external regions and the diffusion coefficients in each region.
  • the image reconstruction unit 130 uses the difference between the MR signal obtained by applying a plurality of diffusion emphasis factor b values and the MR signal obtained without the diffusion emphasis factor b values, to determine the intracellular and extracellular regions.
  • the low frequency conductivity image may be reconstructed by using a diffusion coefficient imaging method that extracts information about the volume ratio ⁇ and the diffusion coefficients d e and d i in each region.
  • FIGS. 2A to 2C illustrate reconstructed image results using a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2A illustrates the results of high-frequency conductivity imaging in an object acquired using MR-EPT according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2B illustrates a directional tensor of ions obtained using a water diffusion tensor. The image results are shown.
  • FIG. 2C also shows the imaging results for the low frequency conductivity obtained from the ion concentration in the subject and the directional tensor of the ions.
  • FIG. 2A shows the background conductivity 210 obtained from the MR-EPT, the high frequency conductivity 220 in the object, and the high frequency conductivity 230 in the ager in which the conductivity value is adjusted.
  • the subject applied animal muscle tissue as an example, but the type of the subject is not limited thereto.
  • FIG. 2B illustrates the calculated water diffusion direction after applying a diffusion gradient, and is calculated as an image 240 in which the object is aligned in the x-axis direction and an image 250 in the y-axis direction.
  • the diffusion direction coefficient is shown.
  • Figure 2c is a low frequency conductivity image reconstruction apparatus using MRI according to an embodiment of the present invention , , , , And Image results for low frequency conductivity along the matrix direction of.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a low frequency conductivity image reconstruction method using MRI according to an embodiment of the present invention.
  • step 310 high frequency conductivity in an object to be measured from MR-EPT (Magnetic Resonance Electric Properties Tomography) To obtain the relationship between ion concentration (C s , concentration) and mobility in the intracellular / extracellular region in the subject, and to obtain MR signals using Multi b-value diffusion weighted imaging do.
  • MR-EPT Magnetic Resonance Electric Properties Tomography
  • Step 310 may be a step of restoring the high frequency conductivity combined with the conductivity of the intracellular and extracellular regions in the subject from the phase signal of the high frequency magnetic field using MR-EPT without external current injection.
  • MR-EPT may be used to restore high frequency conductivity without external current injection, and the MR-EPT may be a method of restoring the electrical permittivity and conductivity distribution of an electrically conductive object to an image.
  • MR-EPT can provide permittivity (complex permittivity) images in the range of 100-200 MHz using standard RF coils from MR systems.
  • step 310 obtains information of the conductivity coupled in the intracellular and extracellular domains from the restored high frequency conductivity, and measures the three-dimensional stereoscopic diffusion characteristics of the water molecules in the tissues of the subject, a diffusion tensor MRI (DT-MRI) It may be a step of obtaining the ion mobility using.
  • DT-MRI diffusion tensor MRI
  • step 320 the directional tensor (M L ) of the ions is obtained by using a water-diffusion-tensor (D) calculated from the volume ratio ( ⁇ ) of the extracellular region and the diffusion weighting factor (b). Calculate.
  • D water-diffusion-tensor
  • Step 320 may be a step of calculating a directional tensor M L of ions from a water-diffusion tensor (D) measured by applying a water-diffusion gradient.
  • the low frequency conductivity tensor is calculated from the directional tensor of the ions calculated in step 330 and the obtained ion concentration.
  • step 330 may be a step of calculating the low frequency low intensity from at least one of the calculated directional tensor of the ion, the volume ratio of the extracellular region, the high frequency conductivity, and the diffusion coefficient.
  • the low frequency conductivity image is restored based on the low frequency conductivity according to the low frequency conductivity tensor calculated in step 340.
  • Step 340 may be a step of reconstructing the low-frequency conductivity image by using a diffusion coefficient imaging method that extracts information of the volume ratio of the intra / external regions and the diffusion coefficient in each region.

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Abstract

본 발명은 MR-EPT를 이용하여 획득된 고주파 전도도, 대상체 내의 물 확산 텐서로부터 산출된 이온의 방향성 텐서, 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 확산계수를 이용하여 저주파 전도도를 도출하고, 도출된 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법에 관한 것으로서, 인체 및 물체를 포함하는 대상체에 MRI 장비를 이용하여 측정하고자 하는 대상체에 전류를 주입하지 않고도 내부의 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.

Description

전류를 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법
본 발명은 MR-EPT를 이용하여 획득된 고주파 전도도, 대상체 내의 물 확산 텐서로부터 산출된 이온의 방향성 텐서, 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 확산계수를 이용하여 저주파 전도도 텐서를 도출하고, 도출된 저주파 전도도 텐서에 기반하여 전류를 주입하지 않고도 저주파 전도도 영상을 복원하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법에 관한 것이다.
일반적인 MRI(Magnetic Resonance Imaging, 자기공명영상) 장비로부터 측정된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D) 데이터는 확산 감도 경사(diffusion-sensitizing gradient, g)을 이용하여 하기의 [수식 1]로부터 획득된다.
[수식 1]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000001
(여기서,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000002
는 확산 감도 경사(diffusion-sensitizing gradient) 없이 획득된 신호, D는 물 확산 텐서, b는 확산 강조 인자(diffusion weighting factor), g는 확산 감도 기울기, 및
Figure PCTKR2017003376-appb-I000003
는 벡터 g의 전치벡터 임)
이때, 확산 강조 인자의 값의 크기를 변화시킴에 따라 한 개 이상의 물 확산 텐서 값들을 획득할 수 있다.
또한, 전도도 텐서(C)는 근사적으로 물 확산 텐서와 하기의 [수식 2]와 같은 관계가 있음이 알려져 있다.
[수식 2]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000004
(여기서, 행렬 SD의 열벡터는 물 확산 텐서의 고유벡터, 행렬
Figure PCTKR2017003376-appb-I000005
의 열 벡터는 전도도 텐서의 고유값들로 구성됨)
또한, 전도도는 가해지는 전류의 주파수에 따라 다른 성질을 나타내는데, 저주파(<1KHz)와 고주파(100-200 MHz)에서의 전도도는 하기의 [수식 3]과 같은 형태로 표현된다.
[수식 3]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000006
(여기서, 각 계수들은 하기의 [표 1] 참고)
[표 1]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000007
이와 같이, 고주파 및 저주파에서의 전도도는 이온들의 이동성(mobility), 세포 내 영역 및 세포 외 영역의 볼륨비(volume fraction) 및 이온 농도(concentration)에 의해 차이가 난다.
종래의 저주파에서의 전도도를 획득하는 방법은 외부에서 저주파의 전류를 주입하여 전류 밀도 및 전도도의 분포를 획득하는 MREIT(Magnetic Resonance Electric Impedance Tomography) 방법이 대표적으로 연구되어 왔다.
또한, 종래의 고주파의 자기장의 위상신호로 전도도를 구하는 MR-EPT 방법은 고주파에서의 전도도 분포를 획득하는 대표적 방법으로 연구되어 왔다.
상기 MREIT 방법은 외부에서 전류를 주입하여 획득된 하기의 [수식 4]에 의한 복소 신호를 이용하여 전류주입에 의한 내부의 주자기장 방향의 자기밀도 Bz를 측정하고, 측정된 Bz신호를 이용하여 인체나 물체 내부의 전류밀도나 전도도를 복원하는 방법으로, 최근에 많이 연구되어 왔다.
[수식 4]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000008
(여기서, M±는 전류의 방향을 달리하여 측정된 복소신호, ρ는 MR 크기신호, Bz는 전류주입에 의한 주자기장 방향의 자기밀도 및 Tc는 전류주입 시간 임)
그러나, 종래의 저주파 전도도 영상복원방법은 외부로부터의 전류주입을 요구하는 MREIT 방법을 사용함으로써, 작은 크기의 전류 주입에 따른 측정 자기장의 낮은 신호대잡음비 문제가 발생하며, 외부에서 저주파의 전류를 주입해야 하는 제약조건이 존재하는 문제점이 있었다.
반면, 상기 MR-EPT 방법은 B1 맵핑 기술에 의해 측정된 자기장 성분인 하기의 [수식 5]는 하기의 [수식 6]의 관계식을 만족한다.
[수식 5]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000009
[수식 6]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000010
(여기서,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000011
는 (1,0,0),
Figure PCTKR2017003376-appb-I000012
는 (0,1,0), k는 어드미티비티(admittivity), ω는 각주파수 및
Figure PCTKR2017003376-appb-I000013
는 투자율 임)
이때, 상기 MR-EPT 방법은 부분적으로
Figure PCTKR2017003376-appb-I000014
을 가정하면, 측정되어진 위상신호의 대수적인 계산식인 하기의 [수식 7]로 계산되어진다.
[수식 7]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000015
상기 [수식 7]에서 복원되어진 고주파 전도도는 세포 내 영역과 세포 외 영역의 전기적 특성이 더해진 값을 가지고 있다.
그러므로, 본 발명은 외부로부터의 전류주입을 요구하는 MREIT 방법의 제약조건을 없애기 위해 안출된 것으로서, 전류의 주입 없이 고주파 전도도의 정보를 획득할 수 있는 MR-EPT 방법과 MRI의 복수의 확산 강조 인자 b 값을 인가하여 얻은 확산계수 영상법을 사용하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 방법을 제안한다.
본 발명은 인체 및 물체를 포함하는 대상체에 MRI 장비를 이용하여 전류 주입 없이 상기 대상체 내부의 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있고, 복원된 저주파 전도도 텐서 영상을 이용하여 전도도 뇌신경섬유 지도(conductivity tractography) 영상을 구현할 수 있는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법을 제공하고자 한다.
또한, 본 발명은 복수 개의 확산강조 인자 b 값을 인가하여 획득되는 MR 신호 및 확산강조 인자 b 값 없이 획득되는 MR신호의 차이를 이용하여 세포외 영역의 볼륨비(α), 각 영역에서의 확산계수들(de, di)의 정보를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법을 제공하고자 한다.
또한, 본 발명은 외부로부터의 전류 주입 없이 고주파 전도도의 정보를 획득할 수 있는 MR-EPT 방법을 이용하고, 복수의 확산 강조 인자 b 값 및 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 측정된 물 확산 텐서(water diffusion tensor)를 사용하여 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서의 확산계수 및 볼륨비, 확산계수를 추출하여 저주파 전도도를 산출하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법을 제공하고자 한다.
또한, 본 발명은 MR-EPT를 이용하여 대상체 내의 이온 농도 정보를 획득하고, 물 확산 텐서로부터 이온 이동도의 방향성 텐서를 산출함으로써, 산출된 방향성 텐서 및 획득된 이온 농도의 곱에 의해 저주파 전도도를 산출할 수 있는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치 및 그 방법을 제공하고자 한다.
본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치는 MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 상기 대상체 내의 세포 내/외 영역에서의 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도 사이의 관계를 획득하고, 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득하는 획득부, 세포 외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하고, 상기 산출된 이온의 방향성 텐서 및 상기 획득된 고주파 전도도로부터 저주파 전도도 텐서를 산출하는 산출부 및 상기 산출된 저주파 전도도 텐서 영상을 복원하는 영상 복원부를 포함한다.
상기 산출부는 상기 대상체 내의 세포 영역을 구분하는 상기 확산 강조 인자 및 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 상기 세포 외 영역의 볼륨비를 산출하고, 상기 산출된 세포 외 영역의 볼륨비 및 상기 확산 강조 인자로부터 상기 세포 내/외 영역에서의 확산계수를 추출하여 상기 물 확산 텐서를 산출할 수 있다.
상기 산출부는 복수의 확산 경사를 인가하여 추출되는 세포내/외 영역에서의 볼륨비, 또는 멀티 에코 측정방법을 사용하여 MR 신호 감쇠를 이용한 세포내/외 영역의 볼륨비 측정, 상기 복수의 확산 경사로부터 추출된 각 영역의 확산계수 및 상기 MREPT 방법을 사용한 고주파 전도도를 이용하여 세포내외의 확산 특성으로부터 저주파 전도도의 이온 농도 정보를 산출할 수 있다.
상기 산출부는 상기 산출된 이온의 방향성 텐서, 상기 세포 외 영역의 볼륨비, 상기 고주파 전도도 및 상기 확산계수 중 적어도 어느 하나로부터 상기 저주파 전도도를 산출할 수 있다.
상기 획득부는 외부의 전류 주입 없이, 상기 MR-EPT를 이용한 고주파 자기장의 위상 신호로부터 상기 대상체 내의 세포 내/외 영역에서의 전도도가 결합된 상기 고주파 전도도를 복원할 수 있다.
상기 획득부는 복수의 확산 경사를 인가하는 상기 멀티 b 확산강조법을 이용하여 자기장의 세기에 따른 상기 MR신호의 지수함수의 계수를 복원하여 세포 내/외 영역에서의 볼륨비 및 확산계수를 획득할 수 있다.
상기 획득부는 상기 대상체의 조직 내 물 분자의 3차원 입체 확산 특성을 측정하는 DT-MRI(diffusion tensor MRI)를 이용하여 상기 이온 농도 정보를 획득하고, 상기 복원된 고주파 전도도로부터 상기 세포 내/외 영역에서의 이온의 농도 및 상기 이동도가 결합된 상기 고주파 전도도의 정보를 획득할 수 있다.
상기 영상 복원부는 상기 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 각 영역에서의 확산계수를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 상기 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.
본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 방법은 MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 상기 대상체 내의 세포내/외의 전체 영역에서 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도 사이의 관계를 획득하고, 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득하는 단계, 세포외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하는 단계, 상기 산출된 이온의 방향성 텐서 및 상기 획득된 이온 농도 정보로부터 저주파 전도도 텐서를 산출하는 단계 및 상기 산출된 저주파 전도도 텐서에 따른 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 단계를 포함한다.
본 발명의 실시예에 따르면, 인체 및 물체를 포함하는 대상체에 MRI 장비를 이용하여 전류 주입 없이 상기 대상체 내부의 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있고, 복원된 저주파 전도도 텐서 영상을 이용하여 전도도 뇌신경섬유 지도(conductivity tractography) 영상을 구현할 수 있다.
또한, 본 발명의 실시예에 따르면, 복수 개의 확산강조 인자 b 값을 인가하여 획득되는 MR 신호 및 확산강조 인자 b 값 없이 획득되는 MR신호의 차이를 이용하여 세포내 영역과 세포외 영역의 볼륨비(α), 각 영역에서의 확산계수들(de, di)의 정보를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.
또한, 본 발명의 실시예에 따르면, 외부로부터의 전류 주입 없이 고주파 전도도의 정보를 획득할 수 있는 MR-EPT 방법을 이용하고, 복수의 확산 강조 인자 b 값 및 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 측정된 물 확산 텐서(water diffusion tensor)를 사용하여 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서의 확산계수 및 볼륨비를 추출하여 저주파 전도도를 산출할 수 있다.
또한, 본 발명의 실시예에 따르면, MR-EPT를 이용하여 대상체 내의 이온 농도를 획득하고, 물 확산 텐서로부터 이온의 방향성 텐서를 산출함으로써, 산출된 방향성 텐서 및 획득된 이온 농도의 곱에 의해 저주파 전도도를 산출할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치의 구성을 설명하기 위해 도시한 블록도이다.
도 2a 내지 도 2c는 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치를 이용하여 복원된 영상 결과를 도시한 것이다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 방법의 흐름도를 도시한 것이다.
이하 첨부 도면들 및 첨부 도면들에 기재된 내용들을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세하게 설명하지만, 본 발명이 실시예에 의해 제한되거나 한정되는 것은 아니다.
본 명세서에서 사용된 용어는 실시예들을 설명하기 위한 것이며 본 발명을 제한하고자 하는 것은 아니다. 본 명세서에서, 단수형은 문구에서 특별히 언급하지 않는 한 복수형도 포함한다. 명세서에서 사용되는 "포함한다(comprises)" 및/또는 "포함하는(comprising)"은 언급된 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자는 하나 이상의 다른 구성요소, 단계, 동작 및/또는 소자의 존재 또는 추가를 배제하지 않는다.
본 명세서에서 사용되는 “실시예”, “예”, “측면”, “예시” 등은 기술된 임의의 양상(aspect) 또는 설계가 다른 양상 또는 설계들보다 양호하다거나, 이점이 있는 것으로 해석되어야 하는 것은 아니다.
또한, '또는' 이라는 용어는 배타적 논리합 'exclusive or' 이기보다는 포함적인 논리합 'inclusive or' 를 의미한다. 즉, 달리 언급되지 않는 한 또는 문맥으로부터 명확하지 않는 한, 'x가 a 또는 b를 이용한다' 라는 표현은 포함적인 자연 순열들(natural inclusive permutations) 중 어느 하나를 의미한다.
또한, 본 명세서 및 청구항들에서 사용되는 단수 표현("a" 또는 "an")은, 달리 언급하지 않는 한 또는 단수 형태에 관한 것이라고 문맥으로부터 명확하지 않는 한, 일반적으로 "하나 이상"을 의미하는 것으로 해석되어야 한다.
또한, 본 명세서 및 청구항들에서 사용되는 제1, 제2 등의 용어는 다양한 구성요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성요소들은 상기 용어들에 의해 한정되어서는 안 된다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하는 목적으로만 사용된다.
다른 정의가 없다면, 본 명세서에서 사용되는 모든 용어(기술 및 과학적 용어를 포함)는 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 공통적으로 이해될 수 있는 의미로 사용될 수 있을 것이다. 또 일반적으로 사용되는 사전에 정의되어 있는 용어들은 명백하게 특별히 정의되어 있지 않는 한 이상적으로 또는 과도하게 해석되지 않는다.
한편, 본 발명을 설명함에 있어서, 관련된 공지 기능 또는 구성에 대한 구체적인 설명이 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는, 그 상세한 설명을 생략할 것이다. 그리고, 본 명세서에서 사용되는 용어(terminology)들은 본 발명의 실시예를 적절히 표현하기 위해 사용된 용어들로서, 이는 사용자, 운용자의 의도 또는 본 발명이 속하는 분야의 관례 등에 따라 달라질 수 있다. 따라서, 본 용어들에 대한 정의는 본 명세서 전반에 걸친 내용을 토대로 내려져야 할 것이다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치의 구성을 설명하기 위해 도시한 블록도이다.
도 1을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)는 MR-EPT로부터 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 대상체 내의 세포 내/외 영역에서의 이온 농도와 이동도 사이의 관계를 획득하고, MR 신호를 획득하며, 물 확산 텐서로부터 이온의 방향성 텐서를 산출하고, 산출된 이온의 방향성 텐서 및 획득된 고주파 전도도로부터 저주파 전도도를 산출하여 저주파 전도도 영상을 복원한다.
보다 상세하게는, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)는 MR-EPT를 이용하여 대상체 내의 위상 신호로부터 고주파 전도도를 획득하고, 복수의 확산 경사를 인가하여 멀티 b 확산 강조법으로부터 MR 신호를 획득한다.
또한, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)는 세포 외 영역 볼륨비 및 각 영역의 확산계수를 산출할 수 있으며, 산출된 이온의 방향성 텐서, 고주파 전도도, 세포 외 영역의 볼륨비 및 확산계수로부터 저주파 전도도 텐서를 산출하고, 산출된 저주파 전도도 텐서에 따른 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.
이를 위해, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)는 획득부(110), 산출부(120) 및 영상 복원부(130)를 포함한다.
획득부(110)는 MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 고주파 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 대상체 내의 세포 내/외 영역에서의 효과가 합쳐진 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도(mobility) 사이의 관계를 획득하고, 복수의 물 확산 경사 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득한다.
실시예에 따라서, 획득부(110)는 MR 위상 신호 분석법을 사용할 수 있으며, 이온의 이동도(mobility)와 세포 내 영역 및 세포 외 영역을 구분하기 위한 멀티 b 확산 강조법으로부터 확산 자기장의 인가 여부에 따른 신호의 비교를 통하여 확산 자기장의 세기 및 방향에 따른 데이터를 모두 획득할 수 있다.
여기서, 물의 확산의 정도는 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서의 이온의 농도, 점성(viscosity), 세포의 크기 및 형태 중 적어도 어느 하나의 영향으로 확산 속도의 차이가 나타나므로, 복수의 확산 강조 인자(multi-b)를 이용하여 MR 영상에서 생체 조직에서의 세포 외(extracellular) 부분이 차지하는 볼륨비와 확산계수를 획득할 수 있다.
또한, 획득부(110)는 외부의 전류 주입 없이, MR-EPT를 이용하여 고주파 자기장의 위상 신호로부터 대상체 내의 세포 내 영역과 세포 외 영역의 전도도가 결합된 고주파 전도도를 복원할 수 있다.
예를 들면, 획득부(110)는 외부의 전류 주입 없이, 고주파 전도도를 복원하기 위해 MR-EPT를 이용하고, 상기 MR-EPT는 전기적 전도도 물체의 전기 유전율 및 전도도 분포를 영상으로 복원하는 방법일 수 있으며, MR-EPT는 MR 시스템의 표준 RF 코일을 사용하여 100~200 MHz의 범위에서 유전율(복소 유전율) 이미지를 제공할 수 있다.
실시예에 따라서, 획득부(110)는 측정하고자 하는 대상체 내의 세포 내 영역 및 세포 외 영역의 전도도가 결합된 고주파 전도도는 하기의 [수식 8]와 같이, 세포 내 영역과 세포 외 영역에서의 이온 농도(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000016
) 및 이동도(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000017
)간에 관계식을 제시하고 있다.
[수식 8]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000018
(여기서, 각 계수들은 전술한 [표 1] 참고)
또한, 전술한 [수식 8]에서 주어진 관계식으로부터 세포 내의 전기적 성질을 가진 이온들의 농도(Ci)와 세포외 영역에서의 전기적 성질을 가진 이온들의 농도(Ce)와의 관계를
Figure PCTKR2017003376-appb-I000019
의 관계식으로 설정할 수 있다. 여기서, 상기 계수 β는 추출될 수 있으나, 기존의 공지된 참고 값으로 사용할 수도 있다.
또한, 상기 관계식(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000020
)을 사용하면 [수식 8]로부터 세포 외 영역의 이온 농도(Ce)는 고주파 전도도(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000021
)와의 관계식으로 하기의 [수식 9]와 같이 표현될 수 있다.
[수식 9]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000022
전술한 상기 [수식 9]에서 세포 내 영역과 세포 외 영역에서의 이동도(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000023
)는 아인슈타인의 이온 이동도 및 확산계수와의 관계식인 하기의 [수식 10]을 만족할 수 있다.
[수식 10]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000024
(여기서, q는 전하량, k는 볼쯔만 상수 및 T는 온도를 의미함)
또한, 고주파 전도도에 영향을 미치는 확산계수 de 및 di는 세포막의 영향을 받지 않는 균질한 상태에서의 확산계수들로 가정될 수 있다.
다시 도 1을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)의 획득부(110)는 멀티 b 확산강조법을 이용하여 자기장의 세기에 따른 확산 자계를 인가하여 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서의 볼륨비 및 확산계수를 포함하는 MR 신호를 획득할 수 있다.
또한, 획득부(110)는 복원된 고주파 전도도로부터 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서 결합된 전도도의 정보를 획득하고, 대상체의 조직 내 물 분자의 3차원 입체 확산 특성을 측정하는 DT-MRI(diffusion tensor MRI)를 이용하여 이온 이동도를 획득할 수 있다.
획득부(110)는 복수의 확산 강조 인자(멀티 b, multi-b)를 이용하여 대상체의 조직 내 물 분자의 3차원 입체 확산 특성에 따른 세포 내 영역 및 세포 외 영역의 특성(볼륨비 및 확산계수)을 획득할 수 있다.
산출부(120)는 세포 외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하고, 산출된 이온의 방향성 텐서 및 획득된 고주파 전도도로부터 저주파 전도도(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000025
)를 산출한다.
보다 상세하게는 산출부(120)는 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 측정된 물 확산 텐서(water-diffusion tensor, D)로부터 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하고, 산출된 이온의 방향성 텐서 및 획득된 고주파 전도도를 이용하여 저주파 전도도를 산출할 수 있다.
또한, 산출부(120)는 상기 [수식 9]에서 산출된 세포 외 영역에서의 이온 농도(Ce)를 저주파 전도도의 [수식 3]에 대입하여 세포 외 영역에서의 저주파 전도도 텐서를 하기의 [수식 11]로부터 산출할 수 있다.
[수식 11]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000026
(여기서, 각 계수들은 전술한 [표 1] 참고)
상기 저주파 전도도 텐서(
Figure PCTKR2017003376-appb-I000027
)는 아인슈타인의 이온 이동도와 확산계수와의 관계식에 의해 이동도 식에서 확산계수 식인 하기의 [수식 12]로 변환될 수 있다.
[수식 12]
Figure PCTKR2017003376-appb-I000028
(여기서, 각 계수들은 전술한 [표 1] 참고)
또한, 산출부(120)는 대상체 내의 세포 영역을 구분하는 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b) 및 물 확산 경사를 인가하여 세포 외 영역의 볼륨비(α)를 산출하고, 산출된 세포 외 영역의 볼륨비 및 확산 강조 인자로부터 세포 내/외 영역에서의 확산계수를 추출하여 물 확산 텐서를 산출할 수 있다.
또한, 산출부(120)는 고주파 전도도와 세포 외 영역의 볼륨비 및 세포내/외 영역에서의 확산계수의 관계를 산출할 수 있다.
또한, 산출부(120)는 산출된 이온의 방향성 텐서, 세포 외 영역의 볼륨비, 고주파 전도도 및 확산계수로부터 저주파 전도도 텐서를 산출할 수 있다.
예를 들면, 산출부(120)는 산출된 이온의 방향성 텐서, 세포 외 영역의 볼륨비, 고주파 전도도 및 확산계수 중 적어도 어느 하나를 이용하여 저주파 전도도를 산출할 수 있다.
전술한 바와 같이, 고주파 전도도, 확산계수 및 세포 외 영역의 볼륨비 중 적어도 어느 하나로부터 저주파 전도도의 텐서의 성분들이 결정될 수 있다.
다시, 도 1을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치(100)의 영상 복원부(130)는 산출된 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원한다.
영상 복원부(130)는 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 각 영역에서의 확산계수의 정보를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.
보다 상세하게는, 영상 복원부(130)는 복수 개의 확산강조 인자 b 값을 인가하여 획득되는 MR 신호 및 확산강조 인자 b 값 없이 획득되는 MR신호의 차이를 이용하여 세포내 영역과 세포외 영역의 볼륨비(α), 각 영역에서의 확산계수들(de, di)의 정보를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 저주파 전도도 영상을 복원할 수 있다.
도 2a 내지 도 2c는 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치를 이용하여 복원된 영상 결과를 도시한 것이다.
보다 상세하게는, 도 2a는 본 발명의 실시예에 따른 MR-EPT를 이용하여 획득한 대상체 내의 고주파 전도도 영상 결과를 도시한 것이고, 도 2b는 물 확산 텐서를 이용하여 획득된 이온의 방향성 텐서에 대한 영상 결과를 도시한 것이다.
또한, 도 2c는 대상체 내의 이온 농도 및 이온의 방향성 텐서로부터 획득된 저주파 전도도에 대한 영상 결과를 도시한 것이다.
보다 상세하게는 도 2a는 MR-EPT로부터 획득된 배경 전도도(210), 대상체에서의 고주파 전도도(220) 및 전도도 값이 조절된 아가(ager)에서의 고주파 전도도(230)를 나타낸다.
여기서, 상기 대상체는 동물 근육 조직을 실시예로 적용하였으나, 대상체의 종류는 이에 한정되는 것은 아니다.
도 2b는 확산 경사(diffusion gradient)를 인가한 후, 산출된 물 확산 방향성을 나타내며, 대상체를 x-축 방향으로 정렬한 영상(240) 및 y-축 방향으로 정렬한 영상(250)으로 산출된 확산 방향 계수를 나타낸다.
또한, 도 2c는 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치를 이용하여
Figure PCTKR2017003376-appb-I000029
,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000030
,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000031
,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000032
,
Figure PCTKR2017003376-appb-I000033
및
Figure PCTKR2017003376-appb-I000034
의 행렬방향에 따른 저주파 전도도에 대한 영상 결과를 나타낸다.
도 3은 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 방법의 흐름도를 도시한 것이다.
도 3을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 방법은 단계 310에서 MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 대상체 내의 세포내/외 영역에서의 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도 사이의 관계를 획득하고, 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득한다.
단계 310은 외부의 전류 주입 없이, MR-EPT를 이용하여 고주파 자기장의 위상 신호로부터 대상체 내의 세포 내 영역과 세포 외 영역의 전도도가 결합된 고주파 전도도를 복원하는 단계일 수 있다.
예를 들면, 단계 310은 외부의 전류 주입 없이, 고주파 전도도를 복원하기 위해 MR-EPT를 이용하고, 상기 MR-EPT는 전기적 전도도 물체의 전기 유전율 및 전도도 분포를 영상으로 복원하는 방법일 수 있으며, MR-EPT는 MR 시스템의 표준 RF 코일을 사용하여 100~200 MHz의 범위에서 유전율(복소 유전율) 이미지를 제공할 수 있다.
또한, 단계 310은 복원된 고주파 전도도로부터 세포 내 영역 및 세포 외 영역에서 결합된 전도도의 정보를 획득하고, 대상체의 조직 내 물 분자의 3차원 입체 확산 특성을 측정하는 DT-MRI(diffusion tensor MRI)를 이용하여 이온 이동도를 획득하는 단계일 수 있다.
단계 320에서 세포 외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출한다.
단계 320은 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 측정된 물 확산 텐서(water-diffusion tensor, D)로부터 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하는 단계일 수 있다.
단계 330에서 산출된 이온의 방향성 텐서 및 획득된 이온 농도로부터 저주파 전도도 텐서를 산출한다.
예를 들면, 단계 330은 산출된 이온의 방향성 텐서, 세포 외 영역의 볼륨비, 고주파 전도도 및 확산계수 중 적어도 어느 하나로부터 저주파 저도도를 산출하는 단계일 수 있다.
단계 340에서 산출된 저주파 전도도 텐서에 따른 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원한다.
단계 340은 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 각 영역에서의 확산계수의 정보를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 단계일 수 있다.
이상과 같이 실시예들이 비록 한정된 실시예와 도면에 의해 설명되었으나, 해당 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 상기의 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다. 예를 들어, 설명된 기술들이 설명된 방법과 다른 순서로 수행되거나, 및/또는 설명된 시스템, 구조, 장치, 회로 등의 구성요소들이 설명된 방법과 다른 형태로 결합 또는 조합되거나, 다른 구성요소 또는 균등물에 의하여 대치되거나 치환되더라도 적절한 결과가 달성될 수 있다.
그러므로, 다른 구현들, 다른 실시예들 및 특허청구범위와 균등한 것들도 후술하는 특허청구범위의 범위에 속한다.

Claims (9)

  1. MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 상기 대상체 내의 세포 내/외 영역 전체에서의 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도 사이의 관계를 획득하고, 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득하는 획득부;
    세포 외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하고, 상기 산출된 이온의 방향성 텐서 및 상기 획득된 고주파 전도도로부터 저주파 전도도 텐서를 산출하는 산출부; 및
    상기 산출된 저주파 전도도 텐서에 따른 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 영상 복원부
    를 포함하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 산출부는
    상기 대상체 내의 세포 영역을 구분하는 상기 확산 강조 인자 및 물 확산 경사(water-diffusion gradient)를 인가하여 상기 세포 외 영역의 볼륨비를 산출하고, 상기 산출된 세포 외 영역의 볼륨비 및 상기 확산 강조 인자로부터 상기 세포 내/외 영역에서의 확산계수를 추출하여 상기 물 확산 텐서를 산출하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 텐서 영상 복원 장치.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 산출부는
    복수의 확산 경사를 인가하여 추출되는 세포내/외 영역에서의 볼륨비, 상기 복수의 확산 경사로부터 추출된 확산계수 및 상기 고주파 전도도를 이용하여 상기 물 확산 경사를 산출하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  4. 제2항에 있어서,
    상기 산출부는
    상기 산출된 이온의 방향성 텐서, 상기 세포 외 영역의 볼륨비, 상기 고주파 전도도 및 상기 확산계수 중 적어도 어느 하나로부터 상기 저주파 전도도를 산출하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 획득부는
    외부의 전류 주입 없이, 상기 MR-EPT를 이용한 고주파 자기장의 위상 신호로부터 상기 대상체 내의 세포 내/외 영역에서의 전도도가 결합된 상기 고주파 전도도를 복원하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 획득부는
    복수의 확산 경사를 인가하는 상기 멀티 b 확산강조법을 이용하여 자기장의 세기에 따른 상기 MR신호의 지수함수의 계수를 복원하여 세포 내/외 영역에서의 볼륨비 및 확산계수를 획득하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 획득부는
    상기 대상체의 조직 내 물 분자의 3차원 입체 확산 특성을 측정하는 DT-MRI(diffusion tensor MRI)를 이용하여 상기 이온 농도를 획득하고, 상기 복원된 고주파 전도도로부터 상기 세포 내/외 영역에서의 이온의 농도 및 상기 이동도가 결합된 상기 고주파 전도도의 정보를 획득하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 영상 복원부는
    상기 세포 내/외 영역의 볼륨비 및 각 영역에서의 확산계수를 추출하는 확산계수 영상법을 이용하여 상기 저주파 전도도 영상을 복원하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 장치.
  9. MR-EPT(Magnetic Resonance Electric Properties Tomography, 자기 공명 전기적 특성 단층 촬영)로부터 측정하고자 하는 대상체 내의 고주파 전도도를 복원하여 상기 대상체 내의 세포내/외 영역에서의 이온 농도(Cs, concentration)와 이동도 사이의 관계를 획득하고, 멀티 b 확산 강조법(Multi b-value diffusion weighted imaging)을 이용하여 MR 신호를 획득하는 단계;
    세포 외 영역의 볼륨비(α) 및 확산 강조 인자(diffusion weighting factor, b)로부터 산출된 물 확산 텐서(water-diffusion-tensor, D)를 이용하여 이온의 방향성 텐서(ML)를 산출하는 단계;
    상기 산출된 이온의 방향성 텐서 및 상기 획득된 이온 농도로부터 저주파 전도도 텐서를 산출하는 단계; 및
    상기 산출된 저주파 전도도 텐서에 따른 저주파 전도도에 기반하여 저주파 전도도 영상을 복원하는 단계
    를 포함하는 전류 주입 없이 MRI를 이용한 저주파 전도도 영상 복원 방법.
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