KR101611451B1

KR101611451B1 - 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법

Info

Publication number: KR101611451B1
Application number: KR1020140151218A
Authority: KR
Inventors: 이대호; 조재문
Original assignee: 삼성전자주식회사
Priority date: 2014-11-03
Filing date: 2014-11-03
Publication date: 2016-04-11
Anticipated expiration: 2034-11-03
Also published as: US20170315191A1; WO2016072604A1; US10466323B2; EP3215008A1; EP3215008A4

Abstract

적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR 신호를 획득하는 RF 수신부 및 상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하고, 상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고, 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함하는 자기 공명 영상 처리 장치가 개시된다.

Description

자기 공명 영상 처리 장치 및 방법{APPARATUS AND METHOD FOR PROCESSING MAGNETIC RESONANCE IMAGE}

본 발명은 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법에 관한 것이며, 자기 공명 영상의 품질을 향상시키는 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법에 관한 것이다.

자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 촬영 장치는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다. 자기 공명 영상은 자기 공명(MR: magnetic resonance) 신호를 샘플링하여 k 공간의 디지털 데이터를 획득하고, 획득된 디지털 데이터를 기반으로 화상 데이터를 획득함에 의해 얻어질 수 있다.

최근에는 자기 공명 영상의 획득 시간을 증가시키지 않으면서도 자기 공명 영상의 품질을 개선시킬 수 있는 기술에 대한 연구가 진행되고 있다.

본 발명의 목적은, 자기 공명 영상의 품질을 향상시킬 수 있는 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법을 제공하는 것이다.

일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 장치는, 적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR(Magnetic Resonance) 신호를 획득하는 RF(radio frequency) 수신부 및 상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하고, 상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고, 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함한다.

상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링할 수 있다.

상기 영상 처리부는 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상(parallel imaging) 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는, 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 각각이 가상 민감도를 가지는 복수의 가상 채널 코일에 대한 복수의 채널 코일 영상들을 획득하고, 상기 k 공간의 샘플링 패턴 및 상기 가상 민감도에 기초하여 상기 복수의 채널 코일 영상들을 합성하여 상기 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는, 상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 획득되지 않은 데이터인 미싱 데이터를 추정함으로써 보정된 복수의 서브 데이터 셋들을 획득하고, 상기 보정된 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 상기 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는 캘리브레이션으로 획득되는 캘리브레이션 데이터에 기초하여 상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 상기 미싱 데이터를 추정할 수 있다.

상기 영상 처리부는 상기 캘리브레이션 데이터를 상기 데이터 셋의 일부로 획득하거나, 상기 데이터 셋과 별개로 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는 상기 자기 공명 영상의 FOV(field of view)에 기초하여 결정되는 나이퀴스트 레이트(Nyquist rate)보다 큰 샘플링 레이트로 상기 MR 신호를 오버샘플링할 수 있다.

상기 영상 처리부에서 획득된 상기 데이터 셋은 상기 k 공간의 위상 방향으로 오실레이션(oscillation)된 샘플링 패턴을 가질 수 있다.

상기 자기 공명 영상 처리 장치는 경사 코일에서 발생되는 경사자장을 변조(modulation)시키는 경사 코일 제어부를 더 포함하며, 상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 변조된 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 상기 데이터 셋을 획득할 수 있다.

일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 시스템은, 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 각각 수신하는 적어도 하나의 RF 채널 코일, 상기 MR 신호를 획득하는 RF 수신부 및 상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하고, 상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고, 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함한다.

상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하며, 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링할 수 있다.

상기 자기 공명 영상 시스템은 경사자장을 발생시키는 경사 코일 및 상기 경사 코일이 발생시키는 상기 경사자장을 제어하는 경사자장 제어부를 더 포함하며, 상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 상기 데이터 셋을 획득할 수 있다.

상기 경사자장 제어부는 상기 경사 코일이 발생시키는 상기 경사자장을 변조하고, 상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 변조된 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 상기 데이터 셋을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는 SENSE(Sensitivity encoding) 기법 또는 GRAPPA(Generalized Auto-calibrating Partially Parallel Acquisition) 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득할 수 있다.

상기 영상 처리부는 상기 자기 공명 영상의 FOV에 기초하여 결정되는 나이퀴스트 레이트보다 큰 샘플링 레이트로 상기 MR 신호를 오버샘플링할 수 있다.

일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 방법은, 적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR 신호를 획득하는 단계, 상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하는 단계, 상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하는 단계 및 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함한다.

도 1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다.
도 2는 통신부의 구성을 도시하는 도면이다.
도 3은 k 공간의 데이터 셋 및 자기 공명 영상의 FOV를 나타내는 도면이다.
도 4는 일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 장치를 포함하는 MRI 시스템을 도시한다.
도 5는 일부 실시예에 따른 MRI 시스템에 포함되는 RF 코일을 도시한다.
도 6은 k 공간의 데이터 셋의 예들을 나타낸다.
도 7은 일부 실시예에 따른 영상 처리부에서 오버샘플링으로 획득된 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하는 예를 도시한다.
도 8은 일부 실시예에 따른 MRI 시스템을 도시한다.
도 9는 일부 실시예에 따른 영상 처리부에서 획득하는 k 공간의 데이터 셋의 예를 나타낸다.
도 10 내지 도 15는 수치 팬텀(numerical phantom)을 이용한 시뮬레이션 결과를 도시한다.
도 16은 일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 방법의 흐름도이다.

본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.

본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.

본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.

명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에서 사용되는 "부"라는 용어는 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 "부"는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. "부"는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다. 따라서, 일 예로서 "부"는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 "부"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.

아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다.

본 명세서에서 "이미지"는 이산적인 이미지 요소들(예를 들어, 2차원 이미지에 있어서의 픽셀들 및 3차원 이미지에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 이미지는 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 이미지 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.

또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상(MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스"란, MRI 시스템에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 시스템 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, MR 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.

MRI 시스템은 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 기기이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 상기 특정의 원자핵에서 MR 신호가 방출되는데, MRI 시스템은 이 MR 신호를 수신하여 MR 영상을 획득할 수 있다. MR 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. MR 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.

MRI 시스템은 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 시스템은 임의의 지점으로 지향된 2D 이미지 또는 3D 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 시스템은, CT, X-ray, PET 및 SPECT와 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(soft tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 이미지, 혈관 내부(intravascular) 이미지, 근 골격(musculoskeletal) 이미지 및 종양(oncologic) 이미지 등을 획득할 수 있다.

도 1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다. 도 1을 참조하면, MRI 시스템은 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20) 내 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.

주 자석(22), 경사 코일(24) 및 RF 코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블(table)(28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.

주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성한다. 주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.

경사 코일(Gradient coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.

RF 코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(26)은, 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.

예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체(10)에 인가할 수 있다. RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해서, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. RF 코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.

RF 코일(26)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.

또한, 이러한 RF 코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(26)은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼 튠(dual tune) 통신도 수행할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.

경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다.

RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF 코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수의 RF 펄스를 RF 코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF 코일(26)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.

송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.

모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42), 대상체 모니터링부(44), 테이블 제어부(46) 및 디스플레이 제어부(48)를 포함할 수 있다.

시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.

대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링한다. 구체적으로, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.

테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.

디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.

시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.

시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. 시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(24)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.

영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k 공간(예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 화상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.

출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(64)는 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, PFD 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.

사용자는 입력부(66)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.

도 1은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는, RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF 코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.

갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.

도 2는 통신부(70)의 구성을 도시하는 도면이다. 통신부(70)는 도 1에 도시된 갠트리(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 중 적어도 하나에 연결될 수 있다.

통신부(70)는 의료 영상 정보 시스템(PACS, Picture Archiving and Communication System)을 통해 연결된 병원 서버나 병원 내의 다른 의료 장치와 데이터를 주고 받을 수 있으며, 의료용 디지털 영상 및 통신(DICOM, Digital Imaging and Communications in Medicine) 표준에 따라 데이터 통신할 수 있다.

도 2에 도시된 바와 같이, 통신부(70)는 유선 또는 무선으로 네트워크(80)와 연결되어 외부의 서버(92), 외부의 의료 장치(94), 또는 외부의 휴대용 장치(96)와 통신을 수행할 수 있다.

구체적으로, 통신부(70)는 네트워크(80)를 통해 대상체의 진단과 관련된 데이터를 송수신할 수 있으며, CT, MRI, X-ray 등 다른 의료 장치(94)에서 촬영한 의료 이미지 또한 송수신할 수 있다. 나아가, 통신부(70)는 서버(92)로부터 환자의 진단 이력이나 치료 일정 등을 수신하여 대상체의 진단에 활용할 수도 있다. 또한, 통신부(70)는 병원 내의 서버(92)나 의료 장치(94)뿐만 아니라, 의사나 고객의 휴대폰, PDA, 노트북 등의 휴대용 장치(96)와 데이터 통신을 수행할 수도 있다.

또한, 통신부(70)는 MRI 시스템의 이상 유무 또는 의료 영상 품질 정보를 네트워크(80)를 통해 사용자에게 송신하고 그에 대한 피드백을 사용자로부터 수신할 수도 있다.

통신부(70)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈(72), 유선 통신 모듈(74) 및 무선 통신 모듈(76)을 포함할 수 있다.

근거리 통신 모듈(72)은 소정 거리 이내의 위치하는 기기와 근거리 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미한다. 본 발명의 일 실시예에 따른 근거리 통신 기술에는 무선 랜(Wireless LAN), 와이파이(Wi-Fi), 블루투스, 지그비(zigbee), WFD(Wi-Fi Direct), UWB(ultra wideband), 적외선 통신(IrDA, infrared Data Association), BLE (Bluetooth Low Energy), NFC(Near Field Communication) 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

유선 통신 모듈(74)은 전기적 신호 또는 광 신호를 이용한 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미하며, 유선 통신 기술에는 페어 케이블(pair cable), 동축 케이블, 광섬유 케이블 등을 이용한 유선 통신 기술이 포함될 수 있고, 그 밖에 당업자에게 자명한 유선 통신 기술이 포함될 수 있다.

무선 통신 모듈(76)은, 이동 통신망 상에서의 기지국, 외부의 장치, 서버 중 적어도 하나와 무선 신호를 송수신한다. 여기에서, 무선 신호는, 음성 호 신호, 화상 통화 호 신호 또는 문자/멀티미디어 메시지 송수신에 따른 다양한 형태의 데이터를 포함할 수 있다.

도 3은 k 공간의 데이터 셋(data set) 및 자기 공명 영상의 FOV를 나타내는 도면이다.

도 3을 참고하면, k 공간은 kx-ky 좌표계로 나타내고, 이미지 공간인 FOV는 X-Y 좌표계로 나타낼 수 있다. k 공간에서 kx축 방향은 리드아웃(read out) 방향이라고도 하며, ky축 방향은 위상(phase) 방향이라고도 한다.

k 공간의 데이터 셋은 k 공간에 배치된 디지털 데이터의 집합이다. 도 3에서 디지털 데이터는 점으로 도시되었다. k 공간의 데이터 셋은 아날로그 신호인 MR 신호를 샘플링하여 획득된 디지털 데이터인 샘플들이 k 공간에 배치됨으로써 획득될 수 있다. k 공간에서 점으로 도시된 디지털 데이터의 위치는 (kx, ky)로 표현될 수 있다. 예를 들어, k 공간에서 가장 중심에 있는 디지털 데이터의 위치는 (0, 0)으로 표현될 수 있다.

FOV는 행렬 형태의 복수의 픽셀(PX, pixel)들을 포함한다. 해상도(resolution)는 FOV 내 픽셀들의 개수 또는 픽셀들이 이루는 행렬의 크기로 정의될 수 있다. 따라서, FOV 내 픽셀의 크기는 해상도에 따라 달라질 수 있다. 도 3에서 FOV의 해상도는 5X5이다. FOV의 각 픽셀(PX)은 픽셀값에 대응할 수 있고, 각 픽셀이 자신의 픽셀값을 표현함으로써 FOV 내에 자기 공명 영상이 표시될 수 있다. 픽셀값은 휘도 및/또는 색상 정보일 있다. 픽셀들의 픽셀값들은 화상 데이터이고, 화상 데이터는 k 공간의 디지털 데이터를 푸리에 변환(FT)하여 획득할 수 있다.

k 공간의 샘플 간격(dkx, dky)은 FOV 크기(FOVx, FOVy)에 반비례한다. k 공간에서, 리드아웃 방향(kx)으로의 샘플 개수(Nx)와 위상 방향(ky)으로의 샘플 개수(Ny)는 FOV의 해상도와 관계된다. 예를 들어, 샘플 개수(Nx, Ny)가 증가하면, FOV 내 픽셀들의 개수가 증가하여 픽셀의 크기가 작아진다. 픽셀의 크기가 작은 경우 더 선명한 MR 영상을 획득할 수 있다. 도 3에서는 리드아웃 방향(kx)과 위상 방향(ky)으로의 샘플링 개수(Nx, Ny)가 각각 5개이나, 도 3은 예시일 뿐이다.

k 공간에 디지털 데이터가 배치되는 패턴을 샘플링 패턴이라 한다. 도 3의 데이터 셋은 FOV의 X축 크기(FOVx)에 기초한 샘플 간격(dkx)으로 리드아웃 방향(kx)에서 모든 디지털 데이터가 획득되어 있다. 즉, 리드아웃 방향(kx)에서 모든 디지털 데이터를 획득하는 것을 리드아웃 방향(kx)에서 풀 샘플링(full sampling)이라 한다. 또한, 데이터 셋은 FOV의 Y축 크기(FOVy)에 기초한 샘플 간격(dky)으로 위상 방향(ky)에서 모든 디지털 데이터가 획득되어 있다. 즉, 위상 방향(ky)에서 모든 디지털 데이터를 획득하는 것을 위상 방향(ky)에서 풀 샘플링이라 한다.

반복 시간(TR)마다 경사 코일(도 1의 24)은 경사자장을 발생시킬 수 있다. 반복 시간(TR)마다 경사 코일은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시킬 수 있다. Z축 방향의 경사자장은 대상체(도 1의 10)의 단면을 결정하는 슬라이스 경사자장일 수 있다. Y축 방향의 경사자장은 k 공간에서 위상 방향(ky)에서의 위치를 결정하는 위상 경사자장일 수 있다. 반복 시간(TR)마다 경사 코일은 위상 방향(ky)에서의 위치에 대응하는 위상 경사자장을 발생시킨다. 즉, k 공간의 행(row)의 위치마다 위상 경사자장이 다르다. X축 방향의 경사자장은 MR 신호가 수신되는 동안 인가되는 리드아웃 경사자장일 수 있다. 반복 시간(TR) 동안 수신되는 MR 신호를 샘플링하여 획득된 디지털 데이터는 k 공간의 하나의 행에 배치되고, 그 행은 반복 시간(TR) 동안 인가되는 위상 경사자장에 대응한다. 즉, 반복 시간(TR)마다 k 공간의 각 행에 포함되는 디지털 데이터가 획득될 수 있다. 이하, k 공간의 각 행을 샘플 라인이라 한다.

그런데 도 3과 같은 풀 샘플링으로 k 공간의 데이터 셋을 획득하는 경우 데이터 획득에 소요되는 시간이 증가되어, 대상체(도 1의 10)의 움직임으로 자기 공명 영상에 오류가 생길 수 있다.

도 4는 일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 장치를 포함하는 MRI 시스템을 도시한다.

도 4를 참고하면, MRI 시스템(1000)은 자기 공명 영상 처리 장치(100) 및 갠트리(200)를 포함할 수 있다. 자기 공명 영상 처리 장치(100)는 RF 수신부(110) 및 영상 처리부(120)를 포함한다. 갠트리(200)는 RF 코일(210)을 포함한다. RF 코일(210)은 적어도 하나의 채널 코일, 즉 제1 내지 제M 채널 코일들(210-1, 210-2, ..., 210-M, M은 자연수)을 포함한다.

자기 공명 영상 처리 장치(100) 및 갠트리(200)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있다. 도 4에서 자기 공명 영상 처리 장치(100)는 갠트리(200)와 별개의 장치로 도시하였으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 자기 공명 영상 처리 장치(100)는 갠트리(200)에 포함되는 장치이거나, 갠트리(200)에 일체로 구현되는 장치일 수도 있다.

MRI 시스템(1000)은 도 1과 같은 MRI 시스템이거나 도 1의 MRI 시스템이 일부 실시예에 따라 변형된 시스템일 수 있다. 따라서, 자기 공명 영상 처리 장치(100)의 RF 수신부(110) 및 영상 처리부(120)는 도 1의 RF 수신부(38) 및 영상 처리부(62)에 대응할 수 있다. 또한, 갠트리(200) 및 RF 코일(210)은 도 1의 갠트리(20) 및 RF 코일(26)에 대응할 수 있다. 따라서, 도 4의 MRI 시스템(1000)에 포함되는 여러 구성들은 이하에서 따로 언급하지 않더라도 전술한 내용이 적용될 수 있다.

갠트리(200)의 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M)은 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신한다. 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M) 각각은 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M) 각각에 수신되는 MR 신호는 대상체와 그 채널 코일 사이의 위치 관계에 따라 달라질 수 있다. RF 코일(210)은 수신된 MR 신호를 RF 수신부(110)에 전달할 수 있다.

RF 수신부(110)는 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M)이 수신한 MR 신호를 획득한다.

영상 처리부(120)는 MR 신호를 오버샘플링하여 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M)에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득한다. MR 신호는 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M) 각각에서 수신될 수 있으므로, 영상 처리부(120)는 적어도 하나의 채널 코일(210-1, 210-2, ..., 210-M) 각각에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득할 수 있다. 영상 처리부(120)는 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고, 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득한다. 영상 처리부(120)의 동작에 대해서는 다음에 상술한다.

도 5는 일부 실시예에 따른 MRI 시스템에 포함되는 RF 코일을 도시한다. 도 5의 RF 코일은 도 4의 RF 코일(210)의 일 예일 수 있다.

도 5를 참고하면, RF 코일(310)은 복수의 채널 코일들(310-1~310-8)을 포함한다. 복수의 채널 코일들(310-1~310-8)은 전체적으로 원통을 형성하도록 배치될 수 있다. 도 5에서는 RF 코일(310)이 8개의 채널 코일들(310-1~310-8)을 포함하는 것으로 도시하였으나, RF 코일(310)에 포함되는 채널 코일의 개수가 이에 제한되는 것은 아니다.

복수의 채널 코일들(310-1~310-8) 각각은 대상체(10)로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 복수의 채널 코일들(310-1~310-8) 각각에 수신되는 MR 신호는 대상체(10)와 그 채널 코일 사이의 위치 관계, 즉 그 채널 코일과 대상체(10) 사이의 거리, 자세(orientation) 등에 따라 달라질 것이다. 또한 채널 코일(310-1~310-8)들 각각의 민감도(sensitivity)는 대상체(10)와 그 채널 코일 사이의 위치 관계 및 대상체(10)에서 MR 신호가 생성되는 신호 영역 정보에 따라 결정될 수 있다. 채널 코일의 민감도란 채널 코일의 수신 감도이다.

RF 코일(310)은 수신된 MR 신호를 RF 수신부(도 4의 110)에 전달할 수 있다. 따라서 RF 수신부(도 4의 110)는 각 채널 코일(310-1~310-8)이 수신한 MR 신호를 획득할 수 있다.

영상 처리부(도 4의 120)는 MR 신호를 오버샘플링하여 적어도 하나의 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득한다.

도 6은 k 공간의 데이터 셋의 예들을 나타낸다. 도 6(a)는 오버샘플링되지 않은 데이터 셋의 예이고, 도 6(b)는 오버샘플링된 데이터 셋의 예이다.

도 6(a)를 참고하면, k 공간의 데이터 셋은 리드아웃 방향(kx)에서 풀 샘플링되어 있고, 위상 방향(ky)에서 언더샘플링(undersampling)되어 있다. 데이터 셋의 위상 방향(ky)에서 일부 디지털 데이터가 획득되지 않는다. k 공간의 샘플 라인들 중 디지털 데이터가 획득되지 않는 미싱 라인(missing line, ML)들이 있다.

하나의 샘플 라인에 포함되는 디지털 데이터를 획득하기 위해서는 반복 시간(TR)이 소요되는데, 위상 방향(ky)에서 언더샘플링할 경우, 미싱 라인(ML)을 획득하기 위한 반복 시간(TR)이 필요하지 않으므로 대상체를 촬영하는 시간이 감소될 수 있다. 도 6(a)의 데이터 셋의 위상 방향(ky)의 샘플 간격(2dky)은 도 3의 데이터 셋의 샘플 간격(dky)의 2배이다. 그에 따라 도 3의 데이터 셋에 비해 도 6(a)의 데이터 셋에서는 위상 방향(ky)으로 약 1/2의 데이터만이 획득될 것이다. 따라서 도 6(a)의 데이터 셋 획득을 위한 촬영 시간은 도 3의 데이터 셋 획득을 위한 촬영 시간보다 1/2로 감소될 수 있다. 즉, 도 6(a)의 데이터 셋의 가속 팩터(acceleration factor)는 2이다.

도 6(b)를 참고하면, k 공간의 데이터 셋은 리드아웃 방향(kx)에서 오버샘플링되어 있고, 위상 방향(ky)에서 언더샘플링되어 있다. 도 6(b)의 데이터 셋의 리드아웃 방향(kx)의 샘플 간격(1/2dkx)은 도 6(a)의 데이터 셋의 샘플 간격(dkx)의 1/2이다. 따라서 도 6(a)의 데이터 셋에 비해 도 6(b)의 데이터 셋에서는 리드아웃 방향(kx)으로 약 2배의 데이터가 획득될 것이다. 도 6(b)의 데이터 셋의 위상 방향(ky)의 샘플 간격(2dky)은 도 6(a)의 데이터 셋의 샘플 간격(2dky)과 같다. 도 6(b)에서, 반복 시간(TR)마다 MR 신호를 오버샘플링함으로써 k 공간의 각 샘플 라인에 포함되는 디지털 데이터가 획득될 수 있다. 즉, 도 6(b)의 하나의 샘플 라인에 포함되는 오버샘플링된 디지털 데이터를 획득하기 위해 도 6(a)와 같이 반복 시간(TR)이 소요된다. 즉, 도 6(a)에 비해 데이터 셋 획득에 소요되는 시간이 증가하지 않는다. 따라서 도 6(b)의 데이터 셋의 가속 팩터는 도 6(a)와 같이 2이다.

리드아웃 방향(kx)에서 오버샘플링이란 나이퀴스트 레이트(Nyquist rate)보다 빠른 속도로 MR 신호를 샘플링하는 것을 의미한다. 나이퀴스트 레이트는 자기 공명 영상의 FOV에 기초하여 결정될 수 있다. 특히, FOV의 X축 크기(도 3의 FOVx)에 기초하여 결정될 수 있다. 나이퀴스트 레이트는 리드아웃 방향(kx)에서의 샘플링 레이트로, 리드아웃 경사자장의 크기를 고려하여 리드아웃 방향(kx)으로의 FOV를 만족시키는 샘플링 레이트로 결정될 수 있다.

다시 도 4를 참고하면, 영상 처리부(120)는 MR 신호를 오버샘플링하여 적어도 하나의 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득한다. 예를 들어, 영상 처리부(120)는 도 6(b)의 데이터 셋을 획득할 수 있다. 영상 처리부(120)는 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리한다. 즉, 영상 처리부(120)는 데이터 셋을 복수의 독립적인 서브 데이터 셋들로 재구성(reorganization)할 수 있다.

도 7은 일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 장치에서 오버샘플링으로 획득된 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하는 예를 도시한다. 도 7의 예는 도 4의 영상 처리부(120)에서 수행될 수 있다.

도 7을 참고하면, 영상 처리부는 오버샘플링으로 복수의 채널 코일들 중 m번째 채널 코일, 즉 제m 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋(DSm)을 획득할 수 있다(m은 자연수). 데이터 셋(DSm)은 k 공간에서 생성된 로 데이터(raw data)일 수 있다. 도 7의 데이터 셋(DSm)의 샘플링 패턴은 도 6(b)의 데이터 셋의 샘플링 패턴과 동일하다. 제m 채널 코일은 복수의 채널 코일들(예를 들어, 도 4의 210-1~210-M) 중 하나일 수 있다. 영상 처리부는 복수의 채널 코일들(예를 들어, 도 4의 210-1~210-M) 각각에 대한 k 공간의 데이터 셋(DSm: m=1, 2, ..., M)을 획득할 수 있다.

영상 처리부는 오버샘플링으로 획득된 k 공간의 데이터 셋(DSm)을 복수의 서브 데이터 셋들, 예를 들어 제1 서브 데이터 셋(SDm1) 및 제2 서브 데이터 셋(SDm2)으로 분리할 수 있다. 영상 처리부는 데이터 셋(DSm)에서 리드아웃 방향(kx)으로 서로 이웃하는 디지털 데이터가 서로 다른 서브 데이터 셋에 포함되도록 데이터 셋(DSm)을 분리할 수 있다.

도 7의 데이터 셋(DSm)은 리드아웃 방향(kx)으로 약 2배의 데이터가 획득되기 때문에 데이터 셋(DSm)이 2개의 서브 데이터 셋들(SDm1, SDm2)로 분리되나, 샘플링 레이트에 따라 데이터 셋은 2개 이상의 서브 데이터 셋들로 분리될 수 있을 것이다.

제1 서브 데이터 셋(SDm1)으로부터 제1 영상(Im1(x,y))이 획득될 수 있고, 제2 서브 데이터 셋(SDm2)으로부터 제2 영상(Im2(x,y))이 획득될 수 있다. (x, y)는 영상 내 픽셀의 위치를 나타낸다(도 3 참조). 제1 영상(Im1(x,y)) 및 제2 영상(Im2(x,y))은 각각 픽셀의 위치(x, y)에서의 픽셀값을 나타낼 수 있다. 제1 영상(Im1(x,y)) 및 제2 영상(Im2(x,y))은 각각 다음 수학식 1과 같이 표현될 수 있다.

[수학식 1]

Im1(x,y) = Im(x,y)+Im(x,y-0.5FOVy)

Im2(x,y) = Im1(x,y)exp(jπx/FOVx)

위 수학식 1에서, Im(x,y)는 오버샘플링하지 않았을 경우 제m 채널 코일에 대한 영상인 제m 채널 코일 영상이다. 또한, FOVx는 각 영상의 FOV의 x축 크기이고, FOVy는 각 영상의 FOV의 y축 크기이다(도 3 참조).

이와 같이, 각 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋(DSm)이 제1 서브 데이터 셋(SDm1) 및 제2 서브 데이터 셋(SDm2)으로 확장될 수 있으므로, M개의 채널 코일에 대해 2M개의 서브 데이터 셋으로 확장될 수 있다.

영상 처리부는 복수의 서브 데이터 셋들(SDm1, SDm2)에 기초하여 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. 즉, 영상 처리부는 M개의 채널 코일에 대해 확장된 2M개의 서브 데이터 셋에 기초하여 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. 영상 처리부는 영상 재구성 방법을 통해 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. 예를 들어, 영상 재구성 방법은 병렬 영상(parallel imaging) 기법, 압축 센싱(compressed sensing) 기법 등일 수 있다. 병렬 영상 기법의 예로 k 공간 기반(k space-based) 방식의 GRAPPA(Generalized Auto-calibrating Partially Parallel Acquisition) 기법, 영상 기반 방식의 SENSE(Sensitivity encoding) 기법 등이 있다.

영상 처리부는 자기 공명 영상 획득을 위해 복수의 서브 데이터 셋들의 상관 관계를 정확히 판단해야 할 수 있다. 이를 위해 영상 처리부는 추가적인 데이터를 획득할 수 있다. 예를 들어, 데이터 셋의 데이터가 매핑(mapping)되는 k 공간 상의 위치 측정을 위한 캘리브레이션(calibration) 측정 과정을 통해 추가적인 데이터인 캘리브레이션 데이터가 획득될 수 있다. 추가적인 데이터는 데이터 셋 획득 시에 함께 획득 가능하다. 즉, 영상 처리부는 캘리브레이션 데이터와 같은 추가적인 데이터를 데이터 셋의 일부로 획득할 수 있다. 또는 데이터 셋 획득 과정과 별도로 MRI 시스템(도 4의 1000)이 대상체를 추가 촬영함으로써, 영상 처리부가 추가적인 데이터를 획득할 수도 있다. 즉, 추가적인 데이터는 데이터 셋과 별개로 획득될 수 있다.

먼저 GRAPPA 기법으로 자기 공명 영상을 획득하는 경우를 설명한다.

영상 처리부는 M개의 채널 코일에 대한 2M개의 서브 데이터 셋(SDm1, SDm2, m=1, 2, ..., M) 각각에서 획득되지 않은 데이터인 미싱 데이터(MD)를 추정한다. 영상 처리부는 캘리브레이션을 통해 각 서브 데이터 셋(SDm1, SDm2)의 캘리브레이션 데이터를 획득할 수 있다. 영상 처리부는 각 서브 데이터 셋(SDm1, SDm2)에서 디지털 데이터가 획득된 샘플 라인들 및 캘리브레이션 데이터에 기초하여 미싱 라인(ML)의 미싱 데이터(MD)를 추정할 수 있다.

이와 같이, 영상 처리부는 2M개의 서브 데이터 셋(SDm1, SDm2, m=1, 2, ..., M) 각각에서 미싱 데이터(MD)를 추정하여 보정된 2M개의 서브 데이터 셋을 획득할 수 있다. 영상 처리부는 보정된 2M개의 서브 데이터 셋을 개별적으로 푸리에 변환하여 2M개의 채널 코일 영상을 획득할 수 있다. 영상 처리부는 2M개의 채널 코일 영상을 합성하여 최종 영상인 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. 2M개의 채널 코일 영상이 합성된 자기 공명 영상은 M개의 채널 코일 영상이 합성되는 경우에 비해 SNR(signal to noise ratio)이 향상될 수 있다.

다음 SENSE 기법으로 자기 공명 영상을 획득하는 경우를 설명한다.

최종 영상인 자기 공명 영상을 I(x,y), 제m 채널 코일의 민감도를 Cm(x,y)라고 하면, 엘리어싱(aliasing)이 없는 제m 채널 코일 영상(Im(x,y))은 다음 수학식 2와 같이 표현될 수 있다.

[수학식 2]

Im(x,y) = Cm(x,y)I(x,y)

위 수학식 2로부터 제1 영상(Im1(x,y)) 및 제2 영상(Im2(x,y))은 다음 수학식과 같이 분리될 수 있다.

[수학식 3]

Im1(x,y) = Im(x,y) = Cm(x,y)I(x,y)

Im2(x,y) = Im(x,y)exp(jπx/FOVx) = Cm(x,y)exp(jπx/FOVx)I(x,y)

위 수학식 3으로부터 제1 가상 민감도 Cm1(x,y) 및 제2 가상 민감도 Cm2(x,y)는 다음 수학식 4와 같이 표현될 수 있다.

[수학식 4]

Cm1(x,y) = Cm(x,y)

Cm2(x,y) = Cm(x,y)exp(jπx/FOVx)

이와 같이, 각 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋(DSm)이 복수의 서브 데이터 셋(SDm1, SDm2)으로 확장되면, 서로 다른 가상 민감도(Cm1(x,y), Cm2(x,y))를 가지는 2M개의 가상 채널 코일 영상이 획득될 수 있다. 영상 처리부는 k 공간의 샘플링 패턴 및 가상 민감도 정보에 기초하여 2M개의 채널 코일 영상을 합성하여 최종 영상인 자기 공명 영상을 획득할 수 있다. M개의 채널 코일이 서로 다른 가상 민감도를 가지는 2M개의 가상 채널 코일로 확장됨으로써, SENSE 기법으로 획득된 자기 공명 영상의 품질이 향상될 수 있다.

이와 같이, 일부 실시예에 따라 오버샘플링으로 획득된 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리함으로써 품질이 향상된 자기 공명 영상이 획득될 수 있다. 나이퀴스트 레이트 이상의 오버샘플링 자체는 엘리어싱 제거나 SNR 향상 등을 통한 자기 공명 영상의 품질 향상에 큰 영향을 주지 않을 수 있다. 그러나 일부 실시예에 따르면, 오버샘플링을 통해 얻은 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋으로 확장하고, 각 복수의 서브 데이터 셋을 독립적인 데이터 셋으로 처리함으로써 오버샘플링으로 획득된 데이터 셋의 모든 데이터가 최대로 활용된 병렬 영상 기법이 가능하게 된다. 따라서 재구성된 영상의 품질이 향상될 수 있다. 또한, 리드아웃 방향으로의 오버샘플링할 경우 대상체 촬영 시간이 더 증가하지 않는 장점이 있다. 오히려 데이터 셋의 가속 팩터를 높여 촬영 시간이 단축될 수 있다.

도 8은 일부 실시예에 따른 MRI 시스템을 도시한다. 도 8의 MRI 시스템(2000)은 도 4의 MRI 시스템이 일부 실시예에 따라 변형된 시스템일 수 있다. 따라서, 도 8의 MRI 시스템(2000)에 포함되는 여러 구성들은 이하에서 따로 언급하지 않더라도 전술한 내용이 적용될 수 있다.

도 8을 참고하면, MRI 시스템(2000)은 자기 공명 영상 처리 장치(400) 및 갠트리(500)를 포함할 수 있다. 자기 공명 영상 처리 장치(400)는 RF 수신부(410), 영상 처리부(420), RF 제어부(430) 및 경사자장 제어부(440)를 포함할 수 있다. 갠트리(500)는 RF 코일(510) 및 경사 코일(520)을 포함할 수 있다. RF 코일(510)은 적어도 하나의 채널 코일, 즉 제1 내지 제M 채널 코일들(510-1, 510-2, ..., 510-M, M은 자연수)을 포함한다.

RF 제어부(430)는 RF 코일(510)을 구동시키거나 제어할 수 있다. RF 코일(510)은 RF 제어부(430)의 제어 하에 대상체(10)로 RF 신호를 조사할 수 있다. 경사자장 제어부(440)는 경사 코일(520)을 구동시키거나 제어할 수 있다. 경사 코일(520)은 경사자장 제어부(440)의 제어 하에 경사자장을 발생시킬 수 있다. RF 코일(510)은 대상체로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 경사자장 제어부(440)는 적어도 하나의 채널 코일(510-1, 510-2, ..., 510-M) 각각의 민감도 및 대상체에서 MR 신호가 생성되는 신호 영역 정보에 기초하여 경사 코일(520)이 발생시키는 경사 자장을 결정할 수 있다.

RF 수신부(410)는 적어도 하나의 채널 코일(510-1, 510-2, ..., 510-M)이 수신한 MR 신호를 획득한다. 영상 처리부(420)는 MR 신호를 오버샘플링하여 적어도 하나의 채널 코일(510-1, 510-2, ..., 510-M)에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득한다. 영상 처리부는 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 경사자장에 기초하여 k 공간에 배치함으로써 데이터 셋을 획득할 수 있다. 구체적으로, 반복 시간(TR)마다 RF 코일(510)은 대상체(10)로 RF 신호를 조사하고, 경사 코일(520)은 경사자장을 발생시킬 수 있다. 영상 처리부(420)는 반복 시간(TR)마다 MR 신호를 오버샘플링하여 디지털 데이터를 획득하고, 반복 시간(TR) 동안 획득된 디지털 데이터는 k 공간의 대응하는 행에 배치시킴으로써 k 공간의 데이터 셋을 획득할 수 있다.

영상 처리부(420)는 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고, 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득한다.

영상 처리부(420)는 도 7의 데이터 셋(DSm)과 같은 샘플링 패턴의 데이터 셋을 획득할 수 있다. 또는, 영상 처리부(420)는 k 공간의 위상 방향으로 샘플링 패턴이 오실레이션(oscillation)되는 데이터 셋을 획득할 수도 있다. 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 데이터 셋에 대해 다음 도면을 참고하여 설명한다.

도 9는 일부 실시예에 따른 영상 처리부에서 획득하는 k 공간의 데이터 셋의 예를 나타낸다.

도 9를 참고하면, k 공간의 데이터 셋은 리드아웃 방향(kx)에서 오버샘플링되어 있고, 위상 방향(ky)에서 언더샘플링되어 있으며, 위상 방향(ky)으로 오실레이션(oscillation)이 인가되어 있다. 도 9의 데이터 셋의 리드아웃 방향(kx)의 샘플 간격(1/2dkx)과 위상 방향(ky)의 샘플 간격(2dky)은 도 6(b)의 데이터 셋과 같다. 즉, 도 9의 데이터 셋의 가속 팩터는 도 6(b)와 같이 2이다. 데이터 셋에서 위상 방향 간격(dky)에 대한 오실레이션의 진폭(OA)은 1이다. 오실레이션의 진폭(OA)이 클수록 자기 공명 영상의 품질이 향상될 수 있고, 오실레이션의 주기가 짧을수록 자기 공명 영상의 품질이 향상될 수 있다.

다시 도 8 및 도 9를 참고하면, 도 9와 같이 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 k 공간의 데이터 셋은 경사자장 제어부(440)에 의해 경사 코일(520)이 발생시키는 경사자장을 변조(modulation)시킴으로써 획득될 수 있다. 구체적으로, MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 변조된 경사자장에 기초하여 k 공간에 배치함으로써 획득될 수 있다. 예를 들어, 각 반복 시간(TR)마다 경사 코일(520)이 발생시키는 위상 경사자장을 변조시킬 수 있다.

도 10 내지 도 15는 수치 팬텀(numerical phantom)을 이용한 시뮬레이션 결과를 도시한다. 도 10 내지 도 15에서 (a)는 k 공간의 데이터 셋이고, (b)는 (a)의 데이터 셋에 기초하여 획득되는 자기 공명 영상이고, (c)는 (b)의 에러 맵(error map)이다. 도 10 내지 도 15에서 (a)는 8 채널 코일에 대한 MR 신호로부터 획득된 k 공간의 데이터 셋일 수 있다. 즉, 각 채널 코일에 대한 데이터 셋이 획득될 것이다. MR 신호에는 리드아웃 방향으로의 오버샘플링에 따른 대역폭(bandwidth)을 고려한 랜덤 노이즈(random noise)가 추가될 수 있다. 도 10 내지 도 15에서 (b)는 (a)와 같은 각 채널 코일에 대한 데이터 셋에 기초하여 병렬 영상 기법으로 재구성된 자기 공명 영상일 수 있다.

도 10은 풀 샘플링으로 획득된 k 공간의 데이터 셋에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 경우이다. 도 10(a)의 데이터 셋의 위상 방향(ky)으로의 가속 팩터(RP)는 1이고, 리드아웃 방향(kx)으로의 언더샘플링 팩터(RF)는 1이다. 도 10(b)의 자기 공명 영상의 NRMSE(Normalized Root-Mean-Square Error)는 0.00006914이다. 도 10(c)의 에러 맵을 참고하면, 노이즈 양상이 공간에 따라 균일하다.

도 11은 언더샘플링으로 획득된 k 공간의 데이터 셋에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 경우이다. 도 11(a)의 데이터 셋의 위상 방향(ky)으로의 가속 팩터(RP)는 4이고, 리드아웃 방향(kx)으로의 언더샘플링 팩터(RF)는 1이다. 도 11(b)의 자기 공명 영상의 NRMSE는 0.00029766이다. 도 10과 도 11을 비교하면, 도 11(a)의 데이터 셋은 도 10(a)의 데이터 셋보다 4배 빨리 획득 가능하나, 도 11(b)의 자기 공명 영상의 NRMSE는 도 10(b)에 비해 증가된다. 또한, 도 11(c)의 에러 맵을 참고하면, 노이즈 양상이 공간에 따라 달라진다.

도 12 내지 도 15는 리드아웃 방향에서 오버샘플링되어 있고, 위상 방향으로 오실레이션이 인가된 k 공간의 데이터 셋에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 경우이다. 도 12(a), 도 13(a), 도 14(a) 및 도 15(a)는 데이터 셋의 위상 방향(ky)으로의 가속 팩터(RP)는 4이고, 리드아웃 방향(kx)으로의 언더샘플링 팩터(RF)는 0.5이다. 즉, 리드아웃 방향(kx)에서 오버샘플링되어 있다. 또한 도 12(a), 도 13(a), 도 14(a) 및 도 15(a)의 데이터 셋의 위상 방향 간격에 대한 오실레이션의 진폭(OA)은 2이다. 다만, 리드아웃 방향(kx)에 따른 오실레이션의 사이클(cycle)은 도 12(a), 도 13(a), 도 14(a) 및 도 15(a)에서 각각 16, 32, 64, 128이다. 즉, 도 12에서 도 15로 갈수록 오실레이션의 사이클은 2배씩 증가하고, 오실레이션의 주기는 1/2씩 줄어든다.

도 12(b), 도 13(b), 도 14(b) 및 도 15(b)의 NRMSE는 각각 0.00024492, 0.00018892, 0.00015246, 0.00014228이다. 즉, 오실레이션의 사이클이 증가할수록 NRMSE가 감소하고, 자기 공명 영상의 품질이 향상될 수 있다. 또한 도 12(c), 도 13(c), 도 14(c) 및 도 15(c)의 에러 맵을 참고하면, 오실레이션의 사이클이 증가할수록 노이즈 양상이 공간에 따라 더 균일해진다. 즉, 오실레이션의 사이클이 증가할수록 노이즈의 균일도가 증가하고 NRMSE도 감소하여 자기 공명 영상의 품질이 향상될 수 있다.

도 12 내지 도 15의 NRMSE는 도 11의 NRMSE와 도 10의 NRMSE 사이에 있다. 즉, 오실레이션이 인가된 오버샘플링된 k 공간의 데이터 셋에 기초한 자기 공명 영상의 품질은 도 11과 같이 언더샘플링된 경우보다 향상됨을 알 수 있다. 특히, 오실레이션의 사이클이 증가할수록 영상의 품질이 더 향상될 수 있다. 도 12 내지 도 15의 NRMSE는 도 10의 NRMSE보다 크긴 하지만, 도 12 내지 도 15의 경우 k 공간의 데이터 셋이 획득되는 시간이 도 10의 경우보다 4배 빠른 장점이 있다.

특히, 도 12 내지 도 15 중에서 오실레이션의 사이클이 최대인 도 15의 경우, 도 10의 풀 샘플링의 경우와 비교하였을 때 NRMSE가 대략 2배 정도로 SNR이 약 1/2로 줄어든다. 그러나 도 15의 경우 도 11의 언더샘플링의 경우에 비해서는 NRMSE가 대략 1/2 정도로 SNR이 매우 향상될 수 있다. 또한, 도 15의 경우 구조적인 엘리어싱(structured aliasing)이 사라지는 장점이 있다.

도 16은 일부 실시예에 따른 자기 공명 영상 처리 방법의 흐름도이다.

도 16을 참고하면, 적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR 신호를 획득한다(S110). MR 신호는 적어도 하나의 채널 코일 각각에 대해 획득될 수 있다. MR 신호를 오버샘플링하여 적어도 하나의 채널 코일에 대한 k 공간의 데이터 셋을 획득한다(S120). 이때, MR 신호는 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링될 수 있다. 오버샘플링이란, MR 신호를 나이퀴스트 레이트보다 큰 샘플링 레이트로 샘플링하는 것을 의미할 수 있다. 또한, 상기 MR 신호는 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링될 수 있다. 또한, 데이터 셋은 k 공간의 위상 방향으로 오실레이션된 샘플링 패턴을 가질 수 있다. 오실레이션된 샘플링 패턴은, 경사 코일에서 발생되는 경사자장을 변조시킴으로써 획득될 수 있다. 구체적으로, MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 변조된 경사자장에 기초하여 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 데이터 셋이 획득될 수 있다.

다음, 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리한다(S130). 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득한다(S140). 자기 공명 영상은 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상 기법으로 획득될 수 있다. 병렬 영상 기법의 예로는 SENSE 기법, GRAPPA 기법 등이 있다.

도 16의 자기 공명 영상 처리 방법은 전술된 도면들의 자기 공명 영상 처리 장치 또는 MRI 시스템에서 수행될 수 있다. 자기 공명 영상 처리 방법의 각 단계는 앞서 설명된 방식으로 수행될 수 있다.

한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다.

상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등) 및 캐리어 웨이브(예를 들면, 인터넷을 통한 전송)와 같은 저장매체를 포함한다.

이상과 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명하였지만, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.

Claims

적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR(Magnetic Resonance) 신호를 획득하는 RF(radio frequency) 수신부; 및
상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하고,
상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고,
상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함하는 자기 공명 영상 처리 장치.
제1항에 있어서,
상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제2항에 있어서,
상기 영상 처리부는 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상(parallel imaging) 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제3항에 있어서,
상기 영상 처리부는,
상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 각각이 가상 민감도를 가지는 복수의 가상 채널 코일에 대한 복수의 채널 코일 영상들을 획득하고,
상기 k 공간의 샘플링 패턴 및 상기 가상 민감도에 기초하여 상기 복수의 채널 코일 영상들을 합성하여 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제3항에 있어서,
상기 영상 처리부는,
상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 획득되지 않은 데이터인 미싱 데이터를 추정함으로써 보정된 복수의 서브 데이터 셋들을 획득하고,
상기 보정된 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제5항에 있어서,
상기 영상 처리부는 캘리브레이션으로 획득되는 캘리브레이션 데이터에 기초하여 상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 상기 미싱 데이터를 추정하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제6항에 있어서,
상기 영상 처리부는 상기 캘리브레이션 데이터를 상기 데이터 셋의 일부로 획득하거나, 상기 데이터 셋과 별개로 획득하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제1항에서,
상기 영상 처리부는 상기 자기 공명 영상의 FOV(field of view)에 기초하여 결정되는 나이퀴스트 레이트(Nyquist rate)보다 큰 샘플링 레이트로 상기 MR 신호를 오버샘플링하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제1항에 있어서,
상기 영상 처리부에서 획득된 상기 데이터 셋은 상기 k 공간의 위상 방향으로 오실레이션(oscillation)된 샘플링 패턴을 가지는, 자기 공명 영상 처리 장치.
제9항에 있어서,
경사 코일에서 발생되는 경사자장을 변조(modulation)시키는 경사 코일 제어부를 더 포함하며,
상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 변조된 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 상기 데이터 셋을 획득하는, 자기 공명 영상 처리 장치.
대상체로부터 방출되는 MR 신호를 각각 수신하는 적어도 하나의 RF 채널 코일;
상기 MR 신호를 획득하는 RF 수신부; 및
상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하고,
상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하고,
상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 영상 처리부를 포함하는 자기 공명 영상 시스템.
제11항에 있어서,
상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링하는, 자기 공명 영상 시스템.
제12항에 있어서,
경사자장을 발생시키는 경사 코일; 및
상기 경사 코일이 발생시키는 상기 경사자장을 제어하는 경사자장 제어부를 더 포함하며,
상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 상기 데이터 셋을 획득하는, 자기 공명 영상 시스템.
제13항에 있어서,
상기 경사자장 제어부는 상기 경사 코일이 발생시키는 상기 경사자장을 변조하고,
상기 영상 처리부는 상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 변조된 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 상기 데이터 셋을 획득하는, 자기 공명 영상 시스템.
제14항에 있어서,
상기 영상 처리부는 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상(parallel imaging) 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 시스템.
제15항에 있어서,
상기 영상 처리부는 SENSE(Sensitivity encoding) 기법 또는 GRAPPA(Generalized Auto-calibrating Partially Parallel Acquisition) 기법으로 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 시스템.
제12항에서,
상기 영상 처리부는 상기 자기 공명 영상의 FOV에 기초하여 결정되는 나이퀴스트 레이트보다 큰 샘플링 레이트로 상기 MR 신호를 오버샘플링하는, 자기 공명 영상 시스템.
적어도 하나의 채널 코일이 수신한 MR 신호를 획득하는 단계;
상기 MR 신호를 k 공간의 리드아웃 방향으로 오버샘플링하여 상기 적어도 하나의 채널 코일에 대한 상기 k 공간의 데이터 셋을 획득하는 단계;
상기 데이터 셋을 복수의 서브 데이터 셋들로 분리하는 단계; 및
상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함하는 자기 공명 영상 처리 방법.
제18항에 있어서,
상기 MR 신호는 상기 k 공간의 위상 방향으로 언더샘플링되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제19항에 있어서,
상기 자기 공명 영상은 상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 병렬 영상 기법으로 획득되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제20항에 있어서,
상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계는:
상기 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 각각이 가상 민감도를 가지는 복수의 가상 채널 코일에 대한 복수의 채널 코일 영상들을 획득하는 단계; 및
상기 k 공간의 샘플링 패턴 및 상기 가상 민감도에 기초하여 상기 복수의 채널 코일 영상들을 합성하여 상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계를 포함하는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제20항에 있어서,
상기 자기 공명 영상을 획득하는 단계는:
상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 획득되지 않은 데이터인 미싱 데이터를 추정함으로써 보정된 복수의 서브 데이터 셋들을 획득하는 단계; 및
상기 보정된 복수의 서브 데이터 셋들에 기초하여 상기 자기 공명 영상을 획득하는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제22항에 있어서,
상기 미싱 데이터는 캘리브레이션으로 획득되는 캘리브레이션 데이터에 기초하여 상기 복수의 서브 데이터 셋들 각각에서 추정되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제23항에 있어서,
상기 캘리브레이션 데이터는 상기 데이터 셋의 일부로 획득되거나, 상기 데이터 셋과 별개로 획득되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제18항에서,
상기 자기 공명 영상의 FOV에 기초하여 결정되는 나이퀴스트 레이트보다 큰 샘플링 레이트로 상기 MR 신호가 오버샘플링되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제18항에 있어서,
상기 데이터 셋은 상기 k 공간의 위상 방향으로 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제26항에 있어서,
경사 코일에서 발생되는 경사자장을 변조시키는 경사 코일 제어부를 더 포함하며,
상기 MR 신호를 오버샘플링하여 획득되는 디지털 데이터를 상기 변조된 경사자장에 기초하여 상기 k 공간에 배치함으로써 오실레이션된 샘플링 패턴을 가지는 상기 데이터 셋이 획득되는, 자기 공명 영상 처리 방법.
제18항의 자기 공명 영상 처리 방법을 구현하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체.