KR101826702B1 - Magnetic resonance imaging apparatus and method thereof - Google Patents
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Abstract
자기 공명 영상 장치 및 그 방법이 개시된다. 개시된 실시예들에 의한 자기 공명 영상 장치는 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득하는 제어부; 및 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상 및 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상을 획득하고, 제1 영상 및 제2 영상을 이용하여 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함할 수 있다.A magnetic resonance imaging apparatus and method thereof are disclosed. A magnetic resonance imaging apparatus according to the disclosed embodiments includes: a control unit for obtaining a magnetic resonance signal for a target object based on a gradient echo sequence; And acquiring a second image corresponding to a time point at which a change amount of a phase of the magnetic resonance signal is largest and a first image corresponding to a time point when a variation amount of the phase of the magnetic resonance signal is largest, And an image processing unit for acquiring an arterial image including the arterial image.
Description
자기 공명 영상 장치 및 그 방법에 관한 것이다. 보다 상세하게는, 속도 선택 여기 및 그라디언트 에코 시퀀스를 사용하여 자기 공명 영상을 촬영하는 자기 공명 영상 장치 및 그 방법에 관한 것이다.A magnetic resonance imaging apparatus and a method thereof. More particularly, the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a method thereof for capturing a magnetic resonance image using a velocity selection excitation and a gradient echo sequence.
자기 공명 영상 장치는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대, 심장 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다. Magnetic resonance imaging (MRI) is a device that uses a magnetic field to photograph a subject. It is widely used for accurate disease diagnosis because it shows the bone as well as the disk, joint, nerve ligament, and heart in three dimensions from a desired angle.
자기 공명 영상을 촬영할 때에 MRI 장치는 대상체에 RF 신호를 조사하고 이에 따라 대상체에서 방출되는 MR 신호를 획득하게 된다. 고화질의 자기 공명 영상을 촬영하기 위해, MRI 장치는 획득한 MR 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 촬영하는 동안 발생된 대상체의 움직임이 보정된 자기 공명 영상을 재구성(reconstruction)할 수 있다. When capturing a magnetic resonance image, the MRI apparatus irradiates an RF signal to the object and acquires an MR signal emitted from the object. In order to capture a high-quality MRI image, the MRI apparatus can reconstruct a magnetic resonance image in which motion of the object generated during imaging of the MRI using the acquired MR signal is corrected.
종래 MRI 장치는 하반신에 대한 자기 공명 영상을 촬영할 때에, 혈류의 속도는 심장 박동에 기초하여 변화하고, 혈류는 고정된 상태의 조직보다 큰 신호를 발생시킨다는 점을 이용하여 자기 공명 영상을 획득하였다. The MRI apparatus obtained a magnetic resonance image by taking advantage of the fact that the velocity of the blood flow changes on the basis of the heartbeat and the blood flow generates a signal larger than that of the fixed state when a magnetic resonance image of the lower half is photographed.
MRI 장치가 이와 같은 방식에 의해 대상체의 심장 박동에 관한 정보를 획득하기 위해서는 ECG 게이팅 장비를 이용하여야 하며, 반복적인 RF 펄스를 대상체에 가해주는 것이 필요하다. 이러한 방식에 의하면, 전자파 인체 흡수율 (SAR; specific absorption rate)이 증가하고, 시간이 다소 오래 걸릴 수 있다.
종래기술로서 조영제를 사용하지 않는 MRI 촬영 방법에 대한 특허 문헌으로는 일본 공개특허공보 특개2007-190362호(2007.08.02.)가 있다.In order to acquire information about the heartbeat of an object in this manner by an MRI apparatus, it is necessary to use an ECG gating apparatus and apply repetitive RF pulses to the object. According to this method, the specific absorption rate (SAR) of electromagnetic waves is increased, and it may take a somewhat longer time.
Japanese Patent Application Laid-Open No. 2007-190362 (August 2, 2007) discloses a MRI imaging method that does not use a contrast agent as a prior art.
개시된 실시예들은, 속도 선택 여기 및 그라디언트 에코 시퀀스를 사용하여 자기 공명 영상을 촬영하는 것에 의해, 전자파 인체 흡수율 (SAR; specific absorption rate)을 감소시키고, 촬영 시간을 단축시키기 위한 것이다. The disclosed embodiments are intended to reduce electromagnetic wave specific absorption rate (SAR) and reduce imaging time by taking a magnetic resonance image using a velocity selection excitation and a gradient echo sequence.
개시된 실시예들은, 속도 선택 여기 및 그라디언트 에코 시퀀스를 사용하여 자기 공명 영상을 촬영하며, ECG 게이팅을 사용하지 않고 세츄레이션 펄스(saturation pulse)를 사용하지 않음으로써, 자장의 균질도를 향상시켜 고화질의 영상을 획득하기 위한 것이다.The disclosed embodiments capture a magnetic resonance image using a velocity selective excitation and a gradient echo sequence and do not use a saturation pulse without using ECG gating to improve the homogeneity of the magnetic field to improve high quality To acquire images.
개시된 실시예들에 따른 자기 공명 영상 장치는, 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득하는 제어부; 및 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상 및 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상을 획득하고, 제1 영상 및 제2 영상을 이용하여 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함할 수 있다.A magnetic resonance imaging apparatus according to the disclosed embodiments includes: a control unit for obtaining a magnetic resonance signal for a target object based on a gradient echo sequence; And acquiring a second image corresponding to a time point at which a change amount of a phase of the magnetic resonance signal is largest and a first image corresponding to a time point when a variation amount of the phase of the magnetic resonance signal is largest, And an image processing unit for acquiring an arterial image including the arterial image.
개시된 실시예들에 따른 위상의 변화량은 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응될 수 있다. The amount of change in phase according to the disclosed embodiments may correspond to the velocity of the blood flow contained in the object.
개시된 실시예들에 따른 그라디언트 에코 시퀀스는 속도 선택 여기(excitation) 블록을 포함하고, 개시된 실시예들에 따른 속도 선택 여기 블록은, 제1 플립각을 갖는 제1 RF 펄스, 속도 인코딩 그라디언트 및 제1 플립각과 크기는 동일하고 방향이 상이한 제2 플립각을 갖는 제2 RF 펄스를 순서대로 포함할 수 있다. The gradient echo sequence according to disclosed embodiments includes a velocity selection excitation block and the velocity selection excitation block according to disclosed embodiments includes a first RF pulse having a first flip angle, a velocity encoding gradient, A second RF pulse having a second flip angle that is the same in magnitude as the flip angle and in a different direction.
개시된 실시예들에 따른 영상 처리부는 자기 공명 신호에 기초하여 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득할 수 있다.The image processing unit according to the disclosed embodiments can acquire k spatial data by a radial locus based on a magnetic resonance signal.
개시된 실시예들에 따른 영상 처리부는 k 공간 데이터에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성할 수 있다. The image processing unit according to the disclosed embodiments can reconstruct a plurality of undersampled images corresponding to different viewpoints based on k spatial data.
개시된 실시예들에 따른 영상 처리부는, 복수개의 언더 샘플링된 영상들의 동맥의 신호 세기에 기초하여, 복수개의 언더 샘플링된 영상들로부터 제1 영상 및 제2 영상을 결정할 수 있다. The image processing unit according to the disclosed embodiments can determine the first image and the second image from a plurality of undersampled images based on the signal intensity of the arteries of the plurality of undersampled images.
개시된 실시예들에 따른 영상 처리부는 제1 영상의 영상 신호의 세기와 제2 영상의 영상 신호의 세기 차이에 기초하여 동맥 영상을 획득할 수 있다.The image processing unit according to the disclosed embodiments can acquire the artery image based on the intensity of the image signal of the first image and the intensity difference of the image signal of the second image.
개시된 실시예들에 따른 영상 처리부는, 복수개의 제1 영상들 및 복수개의 제2 영상들을 획득하고, 획득된 복수개의 제1 영상들을 합성하여 합성 제1 영상을 획득하고, 획득된 복수개의 제2 영상들을 합성하여 합성 제2 영상을 획득할 수 있다.The image processing unit according to the disclosed embodiments may acquire a plurality of first images and a plurality of second images, synthesize the plurality of first images to acquire a synthesized first image, The second image can be obtained by synthesizing the images.
개시된 실시예들에 따른 제어부는 위상의 변화량에 기초하여 심전도에 대응되는 신호를 획득할 수 있다.The control unit according to the disclosed embodiments can acquire a signal corresponding to the electrocardiogram based on the amount of change in phase.
개시된 실시예들에 따른 제1 영상은 대상체의 심장의 수축기에 대응되고, 개시된 실시예들에 따른 제2 영상은 대상체의 심장의 이완기에 대응될 수 있다.The first image according to the disclosed embodiments corresponds to the systole of the heart of the subject, and the second image according to the disclosed embodiments may correspond to the diastole of the heart of the subject.
개시된 실시예들에 따른 제1 영상 및 제2 영상은 대상체의 동맥 및 정맥을 포함할 수 있다.The first image and the second image according to the disclosed embodiments may include an artery and a vein of a subject.
개시된 실시예들에 따른 자기 공명 영상을 획득하는 방법은, 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득하는 단계; 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상 및 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상을 획득하는 단계; 및 제1 영상 및 제2 영상을 이용하여 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득하는 단계를 포함할 수 있다.A method for acquiring a magnetic resonance image according to disclosed embodiments includes acquiring a magnetic resonance signal for a subject based on a gradient echo sequence; Acquiring a first image corresponding to a time point at which a phase change amount of a magnetic resonance signal is largest and a second image corresponding to a time point at which a phase variation amount is minimum; And acquiring an artery image including an artery of the subject using the first image and the second image.
개시된 실시예들에 의하면, 속도 선택 여기 및 그라디언트 에코 시퀀스를 사용하여 자기 공명 영상을 촬영하여, 전자파 인체 흡수율 (SAR; specific absorption rate)이 감소하고, 촬영 시간이 단축될 수 있다. According to the disclosed embodiments, the magnetic resonance image is photographed using the velocity selection excitation and the gradient echo sequence, the specific absorption rate (SAR) is reduced, and the imaging time can be shortened.
개시된 실시예들에 의하면, 속도 선택 여기 및 그라디언트 에코 시퀀스를 사용하여 자기 공명 영상을 촬영하며, ECG 게이팅을 사용하지 않고 세츄레이션 펄스를 사용하지 않기 때문에, 자장의 균질도를 향상시켜 보다 고화질의 영상을 획득하는 것이 가능하다.According to the disclosed embodiments, magnetic resonance imaging is performed using a velocity selection excitation and a gradient echo sequence, and since no saturation pulse is used without ECG gating, the homogeneity of the magnetic field is improved, . ≪ / RTI >
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 나타내는 블록도이다.
도 2는 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 ECG-gated 2D-TOF (time of flight) 방식을 사용하여 획득하는 자기 공명 영상을 설명하는 도면이다.
도 3은 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 bSSFP(single-shot balanced steady-state free precession) 방식을 사용하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 것을 설명하는 도면이다.
도 4a는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에서 사용되는 펄스 시퀀스를 나타내는 도면이다.
도 4b는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 획득하는 각 시점에서의 대상체에 대한 자기 공명 신호의 변화를 나타내는 도면이다.
도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에서 획득되는 심장 박동에 따른 자기 공명 신호의 위상의 변화량을 설명하기 위한 그래프이다.
도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따라 혈류 속도에 따른 영상 신호의 세기를 나타내는 그래프이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 언더 샘플링된 영상을 재구성하는 것을 설명하기 위한 도면이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 동맥을 포함하는 영상을 획득하는 과정을 나타내는 도면이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에 의해 획득한 영상을 나타내는 도면이다.
도 9는 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 위한 방법을 설명하기 위한 순서도이다.
도 10은 일반적인 MRI 시스템(1)의 개략도이다.1 is a block diagram showing a magnetic
FIG. 2 is a view for explaining a magnetic resonance image acquired by the
FIG. 3 is a diagram illustrating a magnetic
4A is a diagram illustrating a pulse sequence used in the magnetic
4B is a diagram showing a change of a magnetic resonance signal with respect to a target object at each time point acquired by the magnetic
FIG. 5A is a graph illustrating a change in phase of a magnetic resonance signal according to a heartbeat obtained in the magnetic
5B is a graph illustrating intensity of an image signal according to a blood flow velocity according to an embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram for explaining reconstruction of an undersampled image by the magnetic
FIG. 7 is a diagram illustrating a process of acquiring an image including an artery by the
FIG. 8 is a view showing an image acquired by the magnetic
FIG. 9 is a flowchart illustrating a method for a magnetic
10 is a schematic view of a
본 명세서는 본 발명의 권리범위를 명확히 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 실시할 수 있도록, 본 발명의 원리를 설명하고, 실시예들을 개시한다. 개시된 실시예들은 다양한 형태로 구현될 수 있다. The present specification discloses the principles of the present invention and discloses embodiments of the present invention so that those skilled in the art can carry out the present invention without departing from the scope of the present invention. The disclosed embodiments may be implemented in various forms.
명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성요소를 지칭한다. 본 명세서가 실시예들의 모든 요소들을 설명하는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 일반적인 내용 또는 실시예들 간에 중복되는 내용은 생략한다. 명세서에서 사용되는 '부'(part, portion)라는 용어는 소프트웨어 또는 하드웨어로 구현될 수 있으며, 실시예들에 따라 복수의 '부'가 하나의 요소(unit, element)로 구현되거나, 하나의 '부'가 복수의 요소들을 포함하는 것도 가능하다. 이하 첨부된 도면들을 참고하여 본 발명의 작용 원리 및 실시예들에 대해 설명한다.Like reference numerals refer to like elements throughout the specification. The present specification does not describe all elements of the embodiments, and redundant description between general contents or embodiments in the technical field of the present invention will be omitted. As used herein, the term " part " may be embodied in software or hardware, and may be embodied as a unit, element, or section, Quot; element " includes a plurality of elements. Hereinafter, the working principle and embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
본 명세서에서 영상은 자기 공명 영상(MRI) 장치, 컴퓨터 단층 촬영(CT) 장치, 초음파 촬영 장치, 또는 엑스레이 촬영 장치 등의 의료 영상 장치에 의해 획득된 의료 영상을 포함할 수 있다. The image herein may include a medical image acquired by a medical imaging device, such as a magnetic resonance imaging (MRI) device, a computed tomography (CT) device, an ultrasound imaging device, or an x-ray imaging device.
본 명세서에서 '대상체(object)'는 촬영의 대상이 되는 것으로서, 사람, 동물, 또는 그 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 신체의 일부(장기 또는 기관 등; organ) 또는 팬텀(phantom) 등을 포함할 수 있다.As used herein, the term " object " may include a person, an animal, or a part thereof as an object of photographing. For example, the object may comprise a part of the body (organ or organ) or a phantom.
MRI 시스템은 자기 공명(magnetic resonance, MR) 신호를 획득하고, 획득된 자기 공명 신호를 영상으로 재구성한다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다.The MRI system acquires a magnetic resonance (MR) signal and reconstructs the acquired magnetic resonance signal into an image. A magnetic resonance signal refers to an RF signal emitted from an object.
MRI 시스템은 주자석이 정자장(static magnetic field)을 형성하여, 정자장 속에 위치한 대상체의 특정 원자핵의 자기 쌍극자 모멘트 방향을 정자장 방향으로 정렬시킨다. 경사자장 코일은 정자장에 경사 신호를 인가하여, 경사자장을 형성시켜, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 다르게 유도할 수 있다.The MRI system forms a static magnetic field that aligns the direction of the magnetic dipole moment of a specific nucleus of an object located in the sperm field with the direction of the sperm field. The oblique magnetic field coil can apply a gradient signal to the sperm field to form an oblique magnetic field, and can induce different resonance frequencies for each part of the object.
RF 코일은 영상 획득을 원하는 부위의 공명 주파수에 맞추어 RF 신호를 조사할 수 있다. 또한, RF 코일은 경사자장이 형성됨에 따라, 대상체의 여러 부위로부터 방사되는 서로 다른 공명 주파수의 MR 신호들을 수신할 수 있다. 이러한 단계를 통해 MRI 시스템은 영상 복원 기법을 이용하여 MR 신호로부터 영상을 획득한다.The RF coil is capable of examining the RF signal according to the resonance frequency of the desired site. Also, as the gradient magnetic field is formed, the RF coil can receive MR signals of different resonance frequencies radiated from various portions of the object. Through these steps, the MRI system acquires an image from the MR signal using an image reconstruction technique.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 나타내는 블록도이다.1 is a block diagram showing a magnetic
도 1에 도시된 자기 공명 영상 장치(100)는 대상체를 자기 공명 영상 촬영하여 자기 공명 영상을 획득하는 장치일 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 대상체를 자기 공명 영상 촬영하여 획득된 자기 공명 데이터를 처리하여 자기 공명 영상을 획득하는 장치일 수 있다. The magnetic
예를 들어, 자기 공명 영상 장치(100)는 고주파 멀티 코일(미도시)에 포함되는 복수 개의 채널 코일들을 통해 RF 펄스를 대상체에 인가하고, 복수 개의 채널 코일들을 통해 획득되는 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 복원하는 장치가 될 수 있다.For example, the magnetic
또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 대상체에 인가될 펄스 시퀀스를 제공하고, 이에 따라 획득되는 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 복원하는 서버 장치가 될 수 있다. 여기서, 서버 장치는 환자가 자기 공명 영상 촬영을 진행하는 병원 또는 다른 병원 내의 의료용 서버 장치가 될 수 있다.The magnetic
도 1을 참고하면, 자기 공명 영상 장치(100)는 제어부(110) 및 영상 처리부(120)를 포함할 수 있다.Referring to FIG. 1, the magnetic
제어부(110)는 펄스 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 제어부(110)는 자기 공명 영상 장치(100)의 메모리(도시되지 않음)에 저장된 펄스 시퀀스 또는 외부 장치(도시되지 않음)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 자기 공명 영상 장치(100)에서 자기 공명 신호의 수신을 제어할 수 있다. The
일 실시예에 따른 제어부(110)는 예를 들어 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 생성되는 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 여기서, 그라디언트 에코 시퀀스는 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득하기 위한 펄스 시퀀스일 수 있다.The
일 실시예에 따른 그라디언트 에코 시퀀스는 속도 선택 여기(excitation) 블록을 포함할 수 있다. 속도 선택 여기(excitation) 블록은 속도 인코딩 그라디언트(VENC: velocity encoding gradient)를 포함할 수 있다. 속도 인코딩 그라디언트는 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는 자기 공명 신호의 위상 변화량을 생성하기 위한 그라디언트일 수 있다. The gradient echo sequence according to one embodiment may include a rate selection excitation block. The rate selection excitation block may include a velocity encoding gradient (VENC). The velocity encoding gradient may be a gradient to produce a phase change amount of the magnetic resonance signal corresponding to the velocity of the blood flow contained in the object.
일 실시예에 따른 속도 선택 여기 블록은, 제1 플립각을 갖는 제1 RF 펄스, 속도 인코딩 그라디언트 및 제1 플립각과 크기는 동일하고 방향이 상이한 제2 플립각을 갖는 제2 RF 펄스를 순서대로 포함할 수 있다. The rate selection excitation block according to one embodiment includes a first RF pulse having a first flip angle, a velocity encoding gradient, and a second RF pulse having a second flip angle that is the same in magnitude and different in direction from the first flip angle .
제어부(110)는 속도 선택 여기 블록을 이용하여 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는 위상 변화량을 갖는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 또한, 제어부(110)는 자기 공명 신호의 위상의 변화량에 기초하여 심전도에 대응되는 신호를 획득할 수 있다.The
영상 처리부(120)는 제어부(11)에서 획득한 대상체에 대한 자기 공명 신호에 기초하여, 대상체에 대한 영상을 재구성할 수 있다.The
영상 처리부(120)는 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상 및 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상을 획득할 수 있다. 여기서, 위상의 변화량은 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응될 수 있다. 제1 영상 및 제2 영상은 영상 처리부(120)에서 획득되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들일 수 있다. The
영상 처리부(120)는 제1 영상 및 제2 영상을 이용하여 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득할 수 있다.The
영상 처리부(120)는 자기 공명 신호에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 예를 들어, 영상 처리부(120)는 자기 공명 신호에 기초하여 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. The
영상 처리부(120)는 획득된 k 공간 데이터에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성할 수 있다. 복수개의 언더 샘플링된 영상들 각각은 복수개의 뷰들을 포함하는 하나의 윈도우에 기초하여 획득될 수 있다. 각각의 뷰들은 방사 궤적을 따라 황금각 마다 획득되는 k 공간 데이터에 대응된다. 또한, 영상 처리부(120)는 k 공간 데이터를 획득하기 위한 다른 재구성 방식을 이용할 수 있다. The
영상 처리부(120)는 복수개의 언더 샘플링된 영상들의 동맥의 신호 세기에 기초하여, 복수개의 언더 샘플링된 영상들로부터 제1 영상 및 제2 영상을 결정할 수 있다. The
영상 처리부(120)는 제1 영상의 영상 신호의 세기와 제2 영상의 영상 신호의 세기 차이에 기초하여 동맥 영상을 획득할 수 있다.The
영상 처리부(120)는 복수개의 제1 영상들 및 복수개의 제2 영상들을 획득할 수 있다. 영상 처리부(120)는 획득된 복수개의 제1 영상들을 합성하여 합성 제1 영상을 획득하고, 획득된 복수개의 제2 영상들을 합성하여 합성 제2 영상을 획득할 수 있다.The
일 실시예에 따르면, 제1 영상은 대상체의 심장의 수축기에 대응되고, 제2 영상은 대상체의 심장의 이완기에 대응될 수 있다. 제1 영상 및 제2 영상은 대상체의 동맥 및 정맥을 포함할 수 있다.According to one embodiment, the first image corresponds to the systole of the heart of the subject, and the second image corresponds to the diastole of the heart of the subject. The first image and the second image may include arteries and veins of the subject.
자기 공명 영상 장치(100)는 디스플레이부(도시되지 않음)를 더 포함할 수 있다. 디스플레이부는 제어부(110) 및 영상 처리부(120)로부터 수신된 데이터를 제공할 수 있다. The magnetic
디스플레이부는 제어부(110)에 의해 제어되는 펄스 시퀀스를 디스플레이할 수 있다. 펄스 시퀀스는 그라디언트 에코 시퀀스를 포함할 수 있다.The display unit may display a pulse sequence controlled by the
또한, 디스플레이부는 영상 처리부(120)에서 획득되는 영상 데이터를 디스플레이할 수 있다. 예를 들어, 디스플레이부는 언더 샘플링된 영상, 제1 영상, 제2 영상 및 동맥 영상 중 적어도 하나를 디스플레이할 수 있다.The display unit may display image data obtained by the
일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 비교적 단시간에 고화질의 자기 공명 영상 촬영이 가능하며, 동맥 및 정맥을 포함하는 대상체의 혈관 조영검사 (angiography)에 이용될 수 있다.The magnetic
도 2는 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 ECG-gated 2D-TOF (time of flight) 방식을 사용하여 획득하는 자기 공명 영상을 설명하는 도면이다.FIG. 2 is a view for explaining a magnetic resonance image acquired by the
하반신의 MR 혈관 조영검사를 위하여 기존에는 ECG-gated 2D-TOF 방식이 주로 사용되었다. 2D TOF방식은 영상을 얻고자 하는 영역에서 혈류의 속도는 심장 박동에 기초하여 변화하고 다른 조직은 움직이지 않는다는 특성을 이용한 것이다.For the MR angiographic examination of the lower body, ECG-gated 2D-TOF method was mainly used. The 2D TOF method uses the property that the velocity of the blood flow in the region where the image is to be obtained changes based on the heartbeat and the other tissue does not move.
도 2를 참고하면, 이차원 자기 공명 영상에 도시된 색은 영상 신호의 크기에 대응될 수 있다. 즉, 어두운 부분은 영상 신호의 크기가 작고, 밝은 부분은 영상 신호의 크기가 큰 것을 의미할 수 있다. Referring to FIG. 2, the color shown in the two-dimensional MRI image may correspond to the size of the image signal. That is, it can mean that the size of the video signal is small in the dark part and the size of the video signal is large in the bright part.
예를 들어, 도 2에서 움직이지 않는 조직(static tissue)(203)은 RF 펄스와 스포일링 경사(spoiling gradient)가 반복적으로 가해지면 재구성하였을 때 신호의 세기가 감소되게 된다. 혈관(201)의 경우 RF 펄스와 스포일링 경사가 반복적으로 가해지는 경우, 새로운 혈류에 RF 펄스와 스포일링 경사가 가해지는 것이기 때문에, 움직이지 않는 조직에 비해 신호의 세기가 클 수 있다. 구체적으로, 혈관(201) 내부의 혈류(205)는 움직이지 않는 조직(203)보다 영상 신호의 세기가 클 수 있다. 즉, 혈류를 나타내는 부분(205)은 움직이지 않는 조직 부분(203) 보다 밝은 색으로 표시될 수 있다.For example, in FIG. 2, the
이와 같이 자기 공명 영상 장치(100)가 종래의 ECG-gated 2D-TOF 기법을 사용하는 경우, 반복적인 RF 펄스를 가하기 때문에 SAR가 높고 시간이 오래 소요된다는 문제점이 있다.When the
도 3은 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 bSSFP(single-shot balanced steady-state free precession) 방식을 사용하여 대상체에 대한 자기 공명 영상을 획득하는 것을 설명하는 도면이다. FIG. 3 is a diagram illustrating a magnetic
도 3을 참고하면, bSSFP 방식을 사용하는 영상 획득 기법으로는 QISS(Quiescent-Interval Single-Shot) 가 있다. 이에 따르면 먼저, 자기 공명 영상 장치(100)는 R-wave(310)이후, 이미징 슬라이스와 정맥 부분의 신호를 세추레이션 펄스를 사용하여 세추레이션시킬 수 있다. 원자핵의 스핀이 수직 방향의 자화를 회복하기 전에 RF 펄스가 인가되면, 그 원자핵에 의한 MR 신호는 세추레이션 되었다고 할 수 있다. Referring to FIG. 3, there is a Quiescent-Interval Single-Shot (QISS) as an image acquisition technique using the bSSFP method. According to this, the magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 R-wave(310) 이후에 이미징 슬라이스의 MR 신호들을 세추레이션 시키기 위해 이미징 슬라이스 세추레이션 펄스(301)를 인가할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 이미징 슬라이스 세추레이션 펄스(301)를 인가한 후, 정맥의 MR 신호를 세추레이션시키기 위해 정맥 세추레이션 펄스(303)을 인가할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 정맥 세추레이션 펄스(303)를 인가한 이후 새로운 피가 유입되는 데에 소요되는 시간 (QI) 이후에, 지방 세추레이션 펄스(305)를 사용하여, 지방 부분의 MR 신호를 세추레이션시킬 수 있다. 그 후 자기 공명 영상 장치(100)는 bSSFP 방식을 사용하여 영상을 획득할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 bSSFP 획득 펄스 시퀀스(320)를 이용하여 bSSFP 방식으로 한 장의 슬라이스를 획득할 수 있다.
bSSFP 방식에 의하면 자기 공명 장치는 1번 내지 2번의 R-wave(310)마다 한 장의 슬라이스를 획득할 수 있고, bSSFP 방식에 따르면 영상 획득에 소요되는 시간이 짧을 수 있다. bSSFP 방식은 ECG 게이팅이 필수적으로 요구되며, 복수의 세추레이션 펄스(301, 303, 305)를 사용해야 하므로 복수의 세추레이션 펄스(301, 303, 305)의 성능 및 자장의 균질도가 영상 화질을 크게 좌우한다는 단점이 있다.According to the bSSFP method, the magnetic resonance apparatus can acquire one slice for each of the first to second R-waves 310. According to the bSSFP method, the time required for acquiring the image may be short. Since the ECG gating is essential for the bSSFP method and a plurality of the erasing
도 4a는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에서 사용되는 펄스 시퀀스를 나타내는 도면이다.4A is a diagram illustrating a pulse sequence used in the magnetic
도 4a에 도시된 펄스 시퀀스(400)는 그라디언트 에코 시퀀스를 포함할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 펄스 시퀀스(400)에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 펄스 시퀀스(400)는 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득하기 위한 펄스 시퀀스일 수 있다.The
펄스 시퀀스(400)는 속도 선택 여기(excitation) 블록(410)을 포함할 수 있다. 또한, 펄스 시퀀스(400)는 리드아웃 그라디언트(417)를 포함할 수 있다. 설명의 편의를 위해 펄스 시퀀스(400)에 포함된 슬라이스 선택 그라디언트, 리포커싱 그라디언트는 도시하지 않았다.The
일 실시예에 따른 속도 선택 여기(excitation) 블록(410)은 제1 RF 펄스(411), 속도 인코딩 그라디언트 (415) 및 제2 RF 펄스(413)를 포함할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 속도 선택 여기 블록(410)을 이용하여 속도에 대응되는 위상 변화량을 갖는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 예를 들어, 자기 공명 영상 장치(100)는 속도 선택 여기 블록(410)을 이용하여 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는 위상 변화량을 갖는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다.The rate
속도 선택 여기 블록(410)의 제1 RF 펄스(411)는 제1 플립각(flip angle)을 갖는 RF 펄스일 수 있다. 또한, 속도 선택 여기 블록(410)의 제2 RF 펄스(413)는 제2 플립각을 갖는 RF 펄스일 수 있다. 도 4a를 참조하면, 제1 RF 펄스(411)의 제1 플립각은 α일 수 있다. 또한, 제2 RF 펄스(413)의 제2 플립각은 -α 일 수 있다. 즉, 제2 RF 펄스(413)는 제1 RF 펄스(411)의 플립각과 크기는 동일하고 방향이 상이한 플립각을 가질 수 있다.The
속도 선택 여기 블록(410)의 속도 인코딩 그라디언트(415)는 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는 자기 공명 신호의 위상 변화량을 생성하기 위한 그라디언트일 수 있다. 도 4a에서 G와 T는 각각 속도 인코딩 그라디언트의 크기와 속도 인코딩 그라디언트를 가해주는 시간 구간을 의미할 수 있다. VENC(cm/sec)는 측정이 가능한 움직임의 최고 속도를 나타낼 수 있다. 아래 [수학식 1]은, VENC와 경사자장의 세기와의 관계를 나타내는 식이다.The velocity encoding gradient 415 of the velocity
여기서 G는 시간에 대한 경사자장의 세기를 나타내고, 
도 4b는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 획득하는 각 시점에서의 대상체에 대한 자기 공명 신호의 변화를 나타내는 도면이다.4B is a diagram showing a change of a magnetic resonance signal with respect to a target object at each time point acquired by the magnetic
구체적으로, 도 4b는, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 각 시점 (t 0 , t 1 , t 2 , t 3 )에서 획득한 대상체에 대한 스핀의 위상을 도시한다. 도 4b에 도시된 스핀의 위상은 속도 선택 여기(excitation) 블록(410)에 포함된 제1 RF 펄스(411), 속도 인코딩 그라디언트(415) 및 제2 RF 펄스(413)에 기초하여 변화될 수 있다.Specifically, FIG. 4B shows the phase of the spin with respect to the object acquired at each time point t 0 , t 1 , t 2 , t 3 by the magnetic
예를 들어, 시점 (t 0 , t 1 , t 2 , t 3 )은 도 4a에 도시된 t 0 , t 1 , t 2 , t 3 에 각각 대응될 수 있다. 이하 각 시점 (t 0 , t 1 , t 2 , t 3 )에서의 스핀의 위상(421, 423, 425, 427)의 변화에 대해 살펴본다.For example, the time points t 0 , t 1 , t 2 , and t 3 may correspond to t 0 , t 1 , t 2 , and t 3 shown in FIG. 4A, respectively. Hereinafter, the changes of the spin phases 421, 423, 425 and 427 at the respective time points t 0 , t 1 , t 2 and t 3 will be described.
시점 (t 0 )에서 스핀의 위상(421)은 z 축 방향을 향할 수 있다. At the time point t 0 , the
자기 공명 영상 장치(100)가 제1 RF 펄스(도 4a의 411 참조)를 대상체에 인가한 후, 시점 (t 1 )에서는 스핀의 위상(423)은 z축에 수직한 방향을 향할 수 있다.After the magnetic
자기 공명 영상 장치(100)가 속도 인코딩 그라디언트(도 4a의 415 참조)를 대상체에 인가한 뒤의 시점 (t 2 )에서 스핀의 위상(425)은 대상체에 포함된 원자가 이동하는 속도에 비례할 수 있다.The
아래의 [수학식 2]는 자기 공명 영상 장치(100)가 속도 인코딩 그라디언트를 대상체에 인가한 뒤의 시점 (t2) 에서 획득되는 스핀의 위상을 나타낸다.Equation ( 2 ) below represents the phase of the spin obtained at the time t 2 after the magnetic
[수학식 2]에서 에서 v는 원자의 이동 속도, 
[수학식 2]에 의한 스핀의 위상은 자기 공명 영상 장치(100)에서 획득되는 자기 공명 신호의 크기에 대응될 수 있다. 즉, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 펄스 시퀀스를 통해 획득한 자기 공명 신호의 크기는 원자의 이동 속도에 기초하여 결정될 수 있다. The phase of the spin according to Equation (2) may correspond to the magnitude of the magnetic resonance signal obtained in the
또한, 자기 공명 신호의 크기는 그 지점의 자장의 불균일성에 기초하여 결정될 수 있다. 자기 공명 신호의 크기는 원자의 이동 속도 및 그 지점의 자장의 불균일성에 기초하여 결정될 수 있다. 예를 들어, 속도가 0이고 자장 불균일성이 없는 지점의 영상 신호는 획득되지 않을 수 있다.Further, the magnitude of the magnetic resonance signal can be determined based on the non-uniformity of the magnetic field at the point. The magnitude of the magnetic resonance signal can be determined based on the traveling speed of the atoms and the non-uniformity of the magnetic field at that point. For example, a video signal at a point where the velocity is zero and there is no magnetic field non-uniformity may not be obtained.
자기 공명 영상 장치(100)가 제2 RF 펄스(도 4a의 413 참조)를 대상체에 인가한 후, 시점 (t 3 )에서 스핀의 위상(427)이 변화될 수 있다.After magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 스핀의 위상(427)에 기초하여 변화하는 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 이하에서는, 설명의 편의상 자기 공명 신호의 위상이 스핀의 위상(427)에 대응되는 것으로 한다.The magnetic
자기 공명 신호의 위상은 대상체에 포함된 원자가 이동하는 속도에 비례할 수 있다. 예를 들어, 자기 공명 신호의 위상은 대상체의 혈류 속도에 비례할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 대상체의 혈류에 대한 자기 공명 신호에 기초하여, 대상체의 혈류 속도에 대응되는 영상을 재구성할 수 있다.The phase of the magnetic resonance signal can be proportional to the rate at which the atoms contained in the object travel. For example, the phase of the magnetic resonance signal may be proportional to the blood flow velocity of the subject. The magnetic
도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에서 획득되는 심장 박동에 따른 자기 공명 신호의 위상의 변화량을 설명하기 위한 그래프이다.FIG. 5A is a graph illustrating a change in phase of a magnetic resonance signal according to a heartbeat obtained in the magnetic
도 5a에 도시된 그래프의 세로축은 자기 공명 신호의 위상 변화량을 나타내고, 가로축은 시간을 나타낸다. 자기 공명 신호의 위상 변화량은 속도 인코딩 그라디언트(VENC)에 의해 발생하는 스핀의 위상 변화량일 수 있다. 대상체의 심장박동에 따른 R-wave(501) 이후로, 정맥의 혈류에 대한 자기 공명 신호의 위상의 변화량(505)은 시간에 따라 변하지 않을 수 있다. 동맥의 혈류에 대한 자기 공명 신호의 위상의 변화량(503)은 시간에 따라 변화할 수 있다. 이는 동맥의 혈류 속도는 심장박동에 따라 변화하고 정맥의 혈류 및 다른 부분의 경우 속도가 일정한 생물학적 특성에 기인한 것이다. 도 5a에 도시되지는 않았지만, 자기장의 불균일 (inhomogeneity)에 기인한 스핀의 위상 오프셋이 있을 수 있다. 위상 오프셋은 자기 공명 신호의 시간에 따라 변화하지 않는 위상값일 수 있다.The vertical axis of the graph shown in FIG. 5A represents the amount of phase change of the magnetic resonance signal, and the horizontal axis represents time. The amount of phase change of the magnetic resonance signal may be the amount of phase change of the spin generated by the velocity encoding gradient VENC. After the R-
도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따라 혈류 속도에 따른 영상 신호의 세기를 나타내는 그래프이다.5B is a graph illustrating intensity of an image signal according to a blood flow velocity according to an embodiment of the present invention.
대상체의 혈류 속도에 비례하는 자기 공명 신호의 위상에 기초하여 영상 신호를 재구성할 수 있다. 재구성된 영상 신호의 세기는 대상체의 혈류 속도에 대응될 수 있다. 예를 들어, 재구성된 영상 신호의 세기는 대상체의 혈류 속도가 증가함에 따라 증가할 수 있다. The image signal can be reconstructed based on the phase of the magnetic resonance signal proportional to the blood flow velocity of the object. The intensity of the reconstructed image signal may correspond to the blood flow velocity of the object. For example, the intensity of the reconstructed image signal may increase as the blood flow velocity of the subject increases.
한편, 대상체의 혈류 속도는 속도 인코딩 그라디언트에 기초하여 측정될 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 속도 인코딩 그라디언트에 의해 측정할 수 있는 대상체의 혈류 속도의 최대값을 결정할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 측정할 수 있는 속도의 최대값을 상이하게 결정하는 것에 의해, 재구성된 영상에서 선명하게 나타낼 부분을 다르게 설정할 수 있다.On the other hand, the blood flow velocity of the object can be measured based on the velocity encoding gradient. The magnetic
도 5b를 참고하면, [수학식 1]에서의 VENC 값을 40cm/sec로 하였을 때, 자기 공명 영상 장치(100)가 자기 공명 신호를 복원하여 획득할 수 있는 영상 신호의 세기는 혈류 속도가 대략 40m/sec 인 경우에 가장 클 수 있다. 또한, [수학식 1]에서의 VENC 값을 80cm/sec로 하는 경우, 자기 공명 영상 장치(100)가 자기 공명 신호를 복원하여 획득할 수 있는 영상 신호의 세기는 혈류 속도가 대략 80m/sec인 경우에 가장 클 수 있다.Referring to FIG. 5B, when the VENC value in Equation (1) is 40 cm / sec, the intensity of the image signal that the magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 [수학식 1]에서의 VENC 값을 복수개로 설정할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 VENC 값에 따라 상이한 속도 인코딩 그라디언트를 인가할 수 있다. The
자기 공명 영상 장치(100)는 각각의 속도 인코딩 그라디언트에 기초하여 획득되는 자기 공명 신호에 기초하여 영상을 재구성할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 각각의 속도 인코딩 그라디언트에 기초하여 각각의 영상을 재구성할 수 있고, 재구성된 영상들을 합성하여 합성된 영상을 생성할 수 있다. The magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 상이한 속도 인코딩 그라디언트에 기초하여 영상을 재구성하여 혈류 속도가 상이한 혈관들이 모두 선명하게 나타나는 영상을 재구성할 수 있다.The magnetic
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 언더 샘플링된 영상을 재구성하는 것을 설명하기 위한 도면이다.FIG. 6 is a diagram for explaining reconstruction of an undersampled image by the magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 자기 공명 신호에 기초하여 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 황금각(golden-angle: 111.25˚)을 이용하여 방사 궤적(radial trajectory)으로 k 공간 데이터를 획득할 수 있다. 자기 공명 영상 장치(100)는 k 공간 데이터에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 획득할 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치(100)는 슬라이딩 윈도우 재구성 방법(sliding window reconstruction scheme)에 기초하여 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 획득할 수 있다. 슬라이딩 윈도우 재구성 방법에 의하면, 하나의 언더샘플링된 영상은 복수개의 뷰들을 포함하는 하나의 윈도우에 기초하여 획득될 수 있다. 각각의 뷰들은 방사 궤적을 따라 황금각 마다 획득되는 k 공간 데이터에 대응된다.The magnetic
도 6에서 Ntotal은 획득하는 전체 뷰(view)의 수를 의미하며 Nv는 하나의 언더 샘플링된 영상을 재구성하는데 필요한 뷰의 수이다. 즉, 하나의 윈도우는 Nv개의 뷰들을 포함할 수 있다. Ng는 각 윈도우의 첫번째 뷰들 사이의 간격을 의미한다. 즉, 언더 샘플링된 영상은 Ng개의 뷰 간격에 대응되는 시간 마다 획득될 수 있다.In Fig. 6, N total denotes the number of total views to be acquired, and N v denotes the number of views required to reconstruct one undersampled image. That is, one window may include N v views. N g is the spacing between the first views of each window. That is, the undersampled image may be acquired every time corresponding to N g view intervals.
도 6을 참조하여 보면, 자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 윈도우에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들(601)을 획득할 수 있다. Referring to FIG. 6, the
복수개의 언더 샘플링된 영상들(601)은 심장 박동 주기 내에서 서로 다른 시점에 대응될 수 있다. 도 6을 참조하여 보면, 동맥의 영상 신호는 심장 박동에 따라 세기가 변화할 수 있다. 또한, 정맥의 영상 신호는 심장 박동에 따라 동일한 세기를 나타낼 수 있다. 복수개의 언더 샘플링된 영상들(601)에서 심장 박동의 주기에 따라 동맥의 영상 신호의 세기가 변화할 수 있다.The plurality of
자기 공명 영상 장치(100)는 획득된 언더샘플링된 영상들(601)의 동맥 부분의 신호 세기에 기초하여, 제1 영상(610)을 획득하고, 제2 영상(620)을 획득할 수 있다. 예를 들어, 언더 샘플링된 영상들(601)에서 동맥에 대응되는 부분의 신호를 마스킹하는 것에 의해, 동맥의 영상 신호를 추출할 수 있다.The magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 언더 샘플링된 영상들(601) 중에서 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상(610) 및 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상(620)을 결정할 수 있다. 제1 영상(610) 및 제2 영상(620)은 각각 복수개일 수 있다.The magnetic
구체적으로, 제1 영상(610)은 동맥의 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응될 수 있다. 또한, 제1 영상(610)은 동맥의 혈류 속도가 가장 빠른 심장의 수축기에 대응될 수 있다. Specifically, the
제2 영상(620)은 동맥 부분의 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응될 수 있다. 또한, 제2 영상(620)은 동맥의 혈류 속도가 가장 느린 심장의 이완기에 대응될 수 있다. The
한편, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 언더 샘플링된 영상들(601)의 동맥의 영상 신호의 크기 변화에 기초하여 심장 박동의 주기를 결정할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 언더 샘플링된 영상들(601)의 동맥의 영상 신호의 크기 변화에 기초하여 심전도에 대응되는 신호를 획득할 수 있다.Meanwhile, the
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가 동맥을 포함하는 영상을 획득하는 과정을 나타내는 도면이다.FIG. 7 is a diagram illustrating a process of acquiring an image including an artery by the
자기 공명 영상 장치(100)는 방사 궤적을 이용하여 획득한 복수개의 언더 샘플링된 영상들 중에서 제1 영상(710) 및 제2 영상(720)을 결정할 수 있다. 제1 영상(710)은 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응될 수 있다. 또한, 제2 영상(720)은 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응될 수 있다. The
자기 공명 영상 장치(100)는 제1 영상(710)의 신호에서 제2 영상(720)의 신호의 세기 차이에 기초하여, 동맥 만이 나타나는 영상을 획득할 수 있다. The magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 제1 영상(710)에 기초하여 합성된 제1 영상을 생성할 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(100)는 복수개의 제2 영상(720)에 기초하여 합성된 제2 영상을 생성할 수 있다.The magnetic
자기 공명 영상 장치(100)는 합성된 제1 영상과 합성된 제2 영상의 세기 차이에 기초하여 동맥 만이 나타나는 영상을 획득할 수 있다.The magnetic
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)에 의해 획득한 영상을 나타내는 도면이다.FIG. 8 is a view showing an image acquired by the magnetic
도 8을 참조하면, 하반신을 포함하는 대상체를 자기 공명 영상 촬영하여 획득한 영상이 도시된다.Referring to FIG. 8, an image obtained by capturing a magnetic resonance image of a subject including a lower body is shown.
일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 이용한 실험에 사용된 파라미터는 다음과 같다.The parameters used in the experiment using the magnetic
TR/TE = 9ms/15ms, 플립 각(flip angle) = 45°TR / TE = 9 ms / 15 ms, flip angle = 45 DEG
슬라이스 두께 (Slice thickness) = 3mm (0.7mm overlap)Slice thickness = 3 mm (0.7 mm overlap)
슬라이스의 유효 두께 (effective slice thickness) = 2.7 mmThe effective slice thickness of the slice = 2.7 mm
Ntotal / Nv / Ng = 400 / 40 / 4.N total / N v / N g = 400/40/4.
슬라이스당 획득 시간 (Acquisition time per slice) = 3.4s.Acquisition time per slice = 3.4 s.
슬라이스 개수 (Total number of slices) = 200Total number of slices = 200
도 8을 참조하면, 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)가, 동맥의 속도만이 변화하고 정맥 및 다른 부분의 속도는 변화하지 않는다는 특성을 이용하여 고화질의 영상을 획득한 것을 알 수 있다.Referring to FIG. 8, it can be seen that the magnetic
도 8을 참조하면 혈류 속도가 가장 큰 동맥 혈관(801)의 영상 신호의 세기가 크게 나타난다. 주변의 혈관(803)의 영상 신호의 세기는 동맥 혈관(801)의 영상 신호의 세기보다 작게 나타날 수 있다.Referring to FIG. 8, the intensity of the image signal of the
도 9는 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(100)를 위한 방법을 설명하기 위한 순서도이다.FIG. 9 is a flowchart illustrating a method for a magnetic
단계 S110에서, 그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득할 수 있다(S110). 일 실시예에 따른 그라디언트 에코 시퀀스는 속도 선택 여기(excitation) 블록을 포함할 수 있다.In step S110, a magnetic resonance signal for the object may be obtained based on the gradient echo sequence (S110). The gradient echo sequence according to one embodiment may include a rate selection excitation block.
단계 S120에서, 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되는 제1 영상 및 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는 제2 영상을 획득할 수 있다(S120). 일 실시예에 따르면, 제1 영상은 대상체의 심장의 수축기에 대응되고, 제2 영상은 대상체의 심장의 이완기에 대응될 수 있다.In operation S120, a first image corresponding to a time point when the phase change amount of the magnetic resonance signal is largest and a second image corresponding to a time point when the phase change amount of the magnetic resonance signal is smallest may be obtained (S120). According to one embodiment, the first image corresponds to the systole of the heart of the subject, and the second image corresponds to the diastole of the heart of the subject.
단계 S130에서, 제1 영상 및 제2 영상을 이용하여 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득할 수 있다(S130). 일 실시예에 따른 동맥 영상은 제1 영상의 영상 신호의 세기와 제2 영상의 영상 신호의 세기 차이에 기초하여 획득될 수 있다. In step S130, an arterial image including the artery of the subject can be acquired using the first image and the second image (S130). The arterial image according to one embodiment can be obtained based on the intensity of the image signal of the first image and the intensity difference of the image signal of the second image.
도 10은 MRI 시스템(1)의 개략도이다. 도 10을 참조하면, MRI 시스템(1)은 오퍼레이팅부(10), 제어부(30) 및 스캐너(50)를 포함할 수 있다. 여기서, 제어부(30)는 도 10에 도시된 바와 같이 독립적으로 구현될 수 있다. 또는, 제어부(30)는 복수 개의 구성 요소로 분리되어, MRI 시스템(1)의 각 구성 요소에 포함될 수도 있다. 이하에서는 각 구성 요소에 대해 구체적으로 살펴보도록 한다.10 is a schematic view of the
스캐너(50)는 내부 공간이 비어 있어, 대상체가 삽입될 수 있는 형상(예컨대, 보어(bore) 형상)으로 구현될 수 있다. 스캐너(50)의 내부 공간에는 정자장 및 경사자장이 형성되며, RF 신호가 조사된다.The
스캐너(50)는 정자장 형성부(51), 경사자장 형성부(52), RF 코일부(53), 테이블부(55) 및 디스플레이부(56)를 포함할 수 있다. 정자장 형성부(51)는 대상체에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트의 방향을 정자장 방향으로 정렬하기 위한 정자장을 형성한다. 정자장 형성부(51)는 영구 자석으로 구현되거나 또는 냉각 코일을 이용한 초전도 자석으로 구현될 수도 있다.The
경사자장 형성부(52)는 제어부(30)와 연결된다. 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 정자장에 경사를 인가하여, 경사자장을 형성한다. 경사자장 형성부(52)는 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 형성하는 X, Y, Z 코일을 포함하며, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도할 수 있도록 촬영 위치에 맞게 경사 신호를 발생 시킨다.The oblique magnetic
RF 코일부(53)는 제어부(30)와 연결되어, 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 대상체에 RF 신호를 조사하고, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. RF 코일부(53)는 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 대상체에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.The
RF 코일부(53)는 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 송신 RF 코일과, 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 수신 RF 코일로서 각각 구현되거나 또는 송/수신 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, RF 코일부(53)외에, 별도의 코일이 대상체에 장착될 수도 있다. 예를 들어, 촬영 부위 또는 장착 부위에 따라, 헤드 코일(Head coil), 척추 코일(spine coil), 몸통 코일(torso coil), 무릎 코일(knee coil) 등이 별도의 코일로 이용될 수 있다.The
스캐너(50)의 외측 및/또는 내측에는 디스플레이부(56)가 마련될 수 있다. 디스플레이부(56)는 제어부(30)에 의해 제어되어, 사용자 또는 대상체에게 의료 영상 촬영과 관련된 정보를 제공할 수 있다.A
또한, 스캐너(50)에는 대상체의 상태에 관한 모니터링정보를 획득하여 전달하는 대상체 모니터링정보 획득부(미도시)가 마련될 수 있다. 예를 들어, 대상체 모니터링정보 획득부는 대상체의 움직임, 위치 등을 촬영하는 카메라(미도시), 대상체의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기(미도시), 대상체의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기(미도시), 또는 대상체의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기(미도시)로부터 대상체에 관한 모니터링정보를 획득하여 제어부(30)로 전달할 수 있다. 이에 따라, 제어부(30)는 대상체에 관한 모니터링정보를 이용하여 스캐너(50)의 동작을 제어할 수 있다. 이하에서는 제어부(30)에 대해 살펴보도록 한다.In addition, the
제어부(30)는 스캐너(50)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. The
제어부(30)는 스캐너(50) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 제어부(30)는 오퍼레이팅부(10)로부터 수신받은 펄스 시퀀스(pulse sequence) 또는 설계한 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 형성부(52) 및 RF 코일부(53)를 제어할 수 있다.The
펄스 시퀀스란, 경사자장 형성부(52), 및 RF 코일부(53)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들어 경사자장 형성부(52)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 지속시간, 인가 타이밍 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.The pulse sequence includes all information necessary for controlling the oblique magnetic
제어부(30)는 펄스 시퀀스에 따라 경사 파형, 즉 전류 펄스를 발생시키는 파형 발생기(미도시), 및 발생된 전류 펄스를 증폭시켜 경사자장 형성부(52)로 전달하는 경사 증폭기(미도시)를 제어하여, 경사자장 형성부(52)의 경사자장 형성을 제어할 수 있다.The
제어부(30)는 RF 코일부(53)의 동작을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 공명 주파수의 RF 펄스를 RF 코일부(53)에 공급하여 RF 신호를 조사할 수 있고, RF 코일부(53)가 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다. 이때, 제어부(30)는 제어신호를 통해 송수신 방향을 조절할 수 있는 스위치(예컨대, T/R 스위치)의 동작을 제어하여, 동작 모드에 따라 RF 신호의 조사 및 MR 신호의 수신을 조절할 수 있다.The
제어부(30)는 대상체가 위치하는 테이블부(55)의 이동을 제어할 수 있다. 촬영이 수행되기 전에, 제어부(30)는 대상체의 촬영 부위에 맞추어, 테이블부(55)를 미리 이동시킬 수 있다.The
제어부(30)는 디스플레이부(56)를 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 제어신호를 통해 디스플레이부(56)의 온/오프 또는 디스플레이부(56)를 통해 표시되는 화면 등을 제어할 수 있다. The
제어부(30)는 MRI 시스템(1) 내 구성요소들의 동작을 제어하기 위한 알고리즘, 프로그램 형태의 데이터를 저장하는 메모리(미도시), 및 메모리에 저장된 데이터를 이용하여 전술한 동작을 수행하는 프로세서(미도시)로 구현될 수 있다. 이때, 메모리와 프로세서는 각각 별개의 칩으로 구현될 수 있다. 또는, 메모리와 프로세서는 단일 칩으로 구현될 수도 있다.The
오퍼레이팅부(10)는 MRI 시스템(1)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(10)는 영상 처리부(11), 입력부(12) 및 출력부(13)를 포함할 수 있다.The operating
영상 처리부(11)는 메모리를 이용하여 제어부(30)로부터 수신 받은 MR 신호를 저장하고, 이미지 프로세서를 이용하여 영상 복원 기법을 적용함으로써, 저장한 MR 신호로부터 대상체에 대한 영상 데이터를 생성할 수 있다.The
예를 들어, 영상 처리부(11)는 메모리의 k-공간(예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 채워 k-공간 데이터가 완성되면, 이미지 프로세서를 통해 다양한 영상 복원기법을 적용하여(예컨대, k-공간 데이터를 역 푸리에 변환하여) k-공간 데이터를 영상 데이터로 복원할 수 있다.For example, when the
또한, 영상 처리부(11)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호를 병렬적으로 신호 처리하여 영상 데이터로 복원할 수도 있다. 한편, 영상 처리부(11)는 복원한 영상 데이터를 메모리에 저장하거나 또는 후술할 바와 같이 제어부(30)가 통신부(60)를 통해 외부의 서버에 저장할 수 있다. In addition, various signal processes applied to the MR signal by the
입력부(12)는 사용자로부터 MRI 시스템(1)의 전반적인 동작에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있다. 예를 들어, 입력부(12)는 사용자로부터 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스에 관한 정보 등을 입력 받을 수 있다. 입력부(12)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등으로 구현될 수 있다.The
출력부(13)는 영상 처리부(11)에 의해 생성된 영상 데이터를 출력할 수 있다. 또한, 출력부(13)는 사용자가 MRI 시스템(1)에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있도록 구성된 유저 인터페이스(User Interface, UI)를 출력할 수 있다. 출력부(13)는 스피커, 프린터, 디스플레이 등으로 구현될 수 있다. The
한편, 도 10에서는 오퍼레이팅부(10), 제어부(30)를 서로 분리된 객체로 도시하였으나, 전술한 바와 같이, 하나의 기기에 함께 포함될 수도 있다. 또한, 오퍼레이팅부(10), 및 제어부(30) 각각에 의해 수행되는 프로세스들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다. 예를 들어, 영상 처리부(11)는, 제어부(30)에서 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환하거나 또는, 제어부(30)가 직접 변환할 수도 있다.In FIG. 10, the operating
MRI 시스템(1)은 통신부(60)를 포함하며, 통신부(60)를 통해 외부 장치(미도시)(예를 들면, 서버, 의료 장치, 휴대 장치(스마트폰, 태블릿 PC, 웨어러블 기기 등))와 연결할 수 있다.The
통신부(60)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈(미도시), 유선 통신 모듈(61) 및 무선 통신 모듈(62) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.The
통신부(60)가 외부 장치로부터 제어 신호 및 데이터를 수신하고, 수신된 제어 신호를 제어부(30)에 전달하여 제어부(30)로 하여금 수신된 제어 신호에 따라 MRI 시스템(1)을 제어하도록 하는 것도 가능하다.The
또는, 제어부(30)가 통신부(60)를 통해 외부 장치에 제어 신호를 송신함으로써, 외부 장치를 제어부의 제어 신호에 따라 제어하는 것도 가능하다.Alternatively, the
예를 들어 외부 장치는 통신부(60)를 통해 수신된 제어부(30)의 제어 신호에 따라 외부 장치의 데이터를 처리할 수 있다.For example, the external device can process data of the external device according to a control signal of the
외부 장치에는 MRI 시스템(1)을 제어할 수 있는 프로그램이 설치될 수 있는바, 이 프로그램은 제어부(30)의 동작의 일부 또는 전부를 수행하는 명령어를 포함할 수 있다. The external device may be provided with a program capable of controlling the
프로그램은 외부 장치에 미리 설치될 수도 있고, 외부장치의 사용자가 어플리케이션을 제공하는 서버로부터 프로그램을 다운로드하여 설치하는 것도 가능하다. 어플리케이션을 제공하는 서버에는 해당 프로그램이 저장된 기록매체가 포함될 수 있다.The program may be installed in an external device in advance, or a user of the external device may download and install the program from a server that provides the application. The server providing the application may include a recording medium storing the program.
한편, 개시된 실시예들은 컴퓨터에 의해 실행 가능한 명령어 및 데이터를 저장하는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체의 형태로 구현될 수 있다. 상기 명령어는 프로그램 코드의 형태로 저장될 수 있으며, 프로세서에 의해 실행되었을 때, 소정의 프로그램 모듈을 생성하여 소정의 동작을 수행할 수 있다. 또한, 상기 명령어는 프로세서에 의해 실행되었을 때, 개시된 실시예들의 소정의 동작들을 수행할 수 있다. Meanwhile, the disclosed embodiments may be embodied in the form of a computer-readable recording medium for storing instructions and data executable by a computer. The command may be stored in the form of program code, and when executed by the processor, may generate a predetermined program module to perform a predetermined operation. In addition, the instructions, when executed by a processor, may perform certain operations of the disclosed embodiments.
이상에서와 같이 첨부된 도면을 참조하여 개시된 실시예들을 설명하였다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고도, 개시된 실시예들과 다른 형태로 본 발명이 실시될 수 있음을 이해할 것이다. 개시된 실시예들은 예시적인 것이며, 한정적으로 해석되어서는 안 된다.The embodiments disclosed with reference to the accompanying drawings have been described above. It will be understood by those of ordinary skill in the art that various changes in form and details may be made therein without departing from the spirit and scope of the present invention as defined by the following claims. The disclosed embodiments are illustrative and should not be construed as limiting.
Claims (20)
그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득하는 제어부; 및
상기 자기 공명 신호에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성하고,
상기 복수개의 언더 샘플링된 영상들의 동맥의 신호 세기에 기초하여, 상기 복수개의 언더 샘플링된 영상들로부터 제1 영상 및 제2 영상을 결정하고, 상기 제1 영상은 상기 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되고, 상기 제2 영상은 상기 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되고,상기 제1 영상 및 상기 제2 영상을 이용하여 상기 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함하는, 자기 공명 영상 장치.
In a magnetic resonance imaging apparatus,
A control unit for acquiring a magnetic resonance signal for the object based on the gradient echo sequence; And
Reconstructing a plurality of undersampled images corresponding to different time points based on the magnetic resonance signal,
Wherein a first image and a second image are determined from the plurality of undersampled images based on a signal intensity of an artery of the plurality of undersampled images, Wherein the second image corresponds to a point in time when the amount of change in the phase is the smallest and the artery image including the artery of the subject is acquired using the first image and the second image, And a magnetic resonance imaging device.
상기 위상의 변화량은 상기 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는, 자기 공명 영상 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the change amount of the phase corresponds to the velocity of the blood flow contained in the object.
상기 그라디언트 에코 시퀀스는 속도 선택 여기(excitation) 블록을 포함하고,
상기 속도 선택 여기 블록은, 제1 플립각을 갖는 제1 RF 펄스, 속도 인코딩 그라디언트 및 제1 플립각과 크기는 동일하고 방향이 상이한 제2 플립각을 갖는 제2 RF 펄스를 순서대로 포함하는, 자기 공명 영상 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the gradient echo sequence comprises a rate selection excitation block,
Wherein the rate selection excitation block comprises a first RF pulse having a first flip angle, a velocity encoding gradient, and a second RF pulse having a second flip angle that is the same in magnitude and the same direction as the first flip angle, Resonance imaging device.
상기 자기 공명 신호에 기초하여 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득하는, 자기 공명 영상 장치.
The apparatus of claim 1, wherein the image processing unit
And acquires k spatial data by a radial locus based on the magnetic resonance signal.
상기 k 공간 데이터에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성하는, 자기 공명 영상 장치.
5. The apparatus of claim 4, wherein the image processing unit
And reconstructs a plurality of undersampled images corresponding to different time points based on the k spatial data.
상기 제1 영상의 영상 신호의 세기와 상기 제2 영상의 영상 신호의 세기 차이에 기초하여 상기 동맥 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 장치.
The apparatus of claim 1, wherein the image processing unit
And obtains the artery image based on the intensity of the image signal of the first image and the intensity difference of the image signal of the second image.
복수개의 상기 제1 영상들 및 복수개의 상기 제2 영상들을 획득하고,
획득된 복수개의 상기 제1 영상들을 합성하여 합성 제1 영상을 획득하고,
획득된 복수개의 상기 제2 영상들을 합성하여 합성 제2 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 장치.
The image processing apparatus according to claim 1,
Acquiring a plurality of the first images and a plurality of the second images,
Acquiring a composite first image by synthesizing the plurality of acquired first images,
And acquires a composite second image by combining the plurality of acquired second images.
상기 위상의 변화량에 기초하여 심전도에 대응되는 신호를 획득하는, 자기 공명 영상 장치.
The apparatus of claim 1, wherein the control unit
And acquires a signal corresponding to the electrocardiogram based on the amount of change in the phase.
상기 제1 영상은 상기 대상체의 심장의 수축기에 대응되고, 상기 제2 영상은 상기 대상체의 심장의 이완기에 대응되는, 자기 공명 영상 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the first image corresponds to the systole of the heart of the subject and the second image corresponds to the diastole of the heart of the subject.
상기 제1 영상 및 상기 제2 영상은 상기 대상체의 동맥 및 정맥을 포함하 는, 자기 공명 영상 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the first image and the second image include an artery and a vein of the subject.
그라디언트 에코 시퀀스에 기초하여 대상체에 대한 자기 공명 신호를 획득하는 단계;
상기 자기 공명 신호에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성하는 단계;
상기 복수개의 언더 샘플링된 영상들의 동맥의 신호 세기에 기초하여, 상기 복수개의 언더 샘플링된 영상들로부터 제1 영상 및 제2 영상을 결정하는 단계로서, 상기 제1 영상은 상기 자기 공명 신호의 위상의 변화량이 가장 큰 시점에 대응되고, 상기 제2 영상은 상기 위상의 변화량이 가장 작은 시점에 대응되는, 단계; 및
상기 제1 영상 및 상기 제2 영상을 이용하여 상기 대상체의 동맥을 포함하는 동맥 영상을 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
A method for acquiring a magnetic resonance image,
Obtaining a magnetic resonance signal for the object based on the gradient echo sequence;
Reconstructing a plurality of undersampled images corresponding to different time points based on the magnetic resonance signal;
Determining a first image and a second image from the plurality of undersampled images based on a signal strength of an artery of the plurality of undersampled images, the first image having a phase of the phase of the magnetic resonance signal Wherein the second image corresponds to a point in time when the amount of change of the phase is the smallest; And
And acquiring an arterial image including an artery of the subject using the first image and the second image.
상기 위상의 변화량은 상기 대상체에 포함된 혈류의 속도에 대응되는, 자기 공명 영상 획득 방법.
13. The method of claim 12,
Wherein the amount of change of the phase corresponds to the velocity of blood flow contained in the object.
상기 그라디언트 에코 시퀀스는 속도 선택 여기(excitation) 블록을 포함하고,
상기 속도 선택 여기 블록은, 제1 플립각을 갖는 제1 RF 펄스, 속도 인코딩 그라디언트 및 제1 플립각과 크기는 동일하고 방향이 상이한 제2 플립각을 갖는 제2 RF 펄스를 순서대로 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
13. The method of claim 12,
Wherein the gradient echo sequence comprises a rate selection excitation block,
Wherein the rate selection excitation block comprises a first RF pulse having a first flip angle, a velocity encoding gradient, and a second RF pulse having a second flip angle that is the same in magnitude and the same direction as the first flip angle, Resonance image acquisition method.
상기 자기 공명 신호에 기초하여 방사형 궤적에 의해 k 공간 데이터를 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
13. The method of claim 12, wherein acquiring the arterial image comprises:
And acquiring k spatial data by a radial locus based on the magnetic resonance signal.
상기 k 공간 데이터에 기초하여 서로 다른 시점에 대응되는 복수개의 언더 샘플링된 영상들을 재구성하는 단계를 더 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
16. The method of claim 15, wherein obtaining the arterial image comprises:
Further comprising reconstructing a plurality of undersampled images corresponding to different time points based on the k spatial data.
상기 제1 영상의 영상 신호의 세기와 상기 제2 영상의 영상 신호의 세기 차이에 기초하여 상기 동맥 영상을 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
13. The method of claim 12, wherein acquiring the arterial image comprises:
And acquiring the artery image based on the intensity of the image signal of the first image and the intensity difference of the image signal of the second image.
복수개의 상기 제1 영상들 및 복수개의 상기 제2 영상들을 획득하는 단계;
획득된 복수개의 상기 제1 영상들을 합성하여 합성 제1 영상을 획득하는 단계; 및
획득된 복수개의 상기 제2 영상들을 합성하여 합성 제2 영상을 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 획득 방법.
13. The method of claim 12, wherein acquiring the arterial image comprises:
Obtaining a plurality of the first images and a plurality of the second images;
Acquiring a synthesized first image by synthesizing the plurality of acquired first images; And
And acquiring a synthesized second image by synthesizing the plurality of acquired second images.
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