KR100737034B1

KR100737034B1 - 자기 공명 이미징 시스템 및 자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법

Info

Publication number: KR100737034B1
Application number: KR1020000069420A
Authority: KR
Inventors: 힝크스리챠드스코트; 크래프트로버트아서; 쿠루카이사반
Original assignee: 제너럴 일렉트릭 캄파니
Priority date: 1999-11-22
Filing date: 2000-11-22
Publication date: 2007-07-09
Also published as: US6294913B1; JP2001190519A; DE10057628A1; JP4773610B2; KR20010060368A

Abstract

모니터 신호(12,14)는 MRI 시스템의 스캐닝 동안 인터리빙의 방식으로 획득된다. 분극성 자기장(B0)의 변화에 의해 야기되는 주파수 변화가 모니터 신호를 이용해 측정되고, 이런 측정된 주파수 변화는 스캐닝 동안 획득된 이미지 데이터를 보상(310)하는데 이용된다.

Description

자기 공명 이미징 시스템 및 자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법{COMPENSATION OF VARIATIONS IN POLARIZING MAGNETIC FIELD DURING MAGNETIC RESONANCE IMAGING}

도 1은 본 발명을 실시하기 위해서 변형된 MRI 시스템의 블록 다이어그램을 도시하는 도면,

도 2는 도 1의 MRI 시스템의 일부를 이루는 송수신기(transceiver)의 전기적 블록 다이어그램을 도시하는 도면,

도 3은 도 1의 MRI 시스템에서 채용될 수 있는 모니터 신호 펄스 시퀀스의 바람직한 실시예를 그림으로 도시하는 도면,

도 4는 모니터 신호 획득이 이미징 펄스 시퀀스에 결합되도록 하는 펄스 시퀀스를 그림으로 도시하는 도면,

도 5는 본 발명의 바람직한 실시예를 실시하는 단계의 흐름도,

도 6은 본 발명의 또 다른 바람직한 실시예를 실시하는 부가적 단계의 흐름도.

본 발명은 핵 자기 공명 이미징(magnetic resonance imaging: MRI) 시스템 및 방법에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 본 발명은 데이터 획득 동안 분극성 자기장(polarizing magnetic field)의 변화에 의하여 생성된 MR 이미지에서의 허상(artifact)을 제거하는 것에 관한 것이다.

인체 조직과 같은 물질이 균일한 자기장(분극장(polarizing field)(B0))에 놓이면, 조직내 스핀의 개별 자기 모멘트는 이 분극장을 따라 정렬하고자 하지만, 그 스핀의 자이로마그네틱 상수(gyromagnetic constant)(γ)와 분극성 자기장(B0)에 의하여 결정된 특성 라무어 주파수(characteristic Larmor frequency)에서 임의의 순서로 이에 관한 처리를 한다. 그 물질, 즉 조직이 라무어 주파수 근처의 x-y평면에 있는 자기장에 있다면(여기장(excitation field)(B1)), 순 정렬 모멘트(net aligned moment)(Mz)는 x-y 평면으로 회전, 또는 "팁(tipped)"되어 순 횡축 자기 모멘트(a net transverse magnetic moment)(Mt)를 생성할 수 있다. 여기 신호(excitation signal)(B1)가 끝난 후에 여기 스핀에 의해 신호가 방출되고, 이 NMR 신호가 수신되고 처리되어 이미지를 형성할 수 있다.

이미지를 생성하기 위해서 이러한 신호를 이용할 때, 자기장 그레디언트(gradient)(GX,GY,GZ)가 이용된다. 전형적으로, 이미징될 영역이, 이들 그레디언트가 이용되는 특정 국부적 방법에 따라 변화하는 일련의 분리 측정 사이클(separate measurement cycle)(뷰)의 시퀀스에 의해 스캐닝된다. 그 결과 얻어지는 수신된 NMR 신호 세트는 다수의 잘 알려진 재구성 기법중 하나를 이용하여 이 미지를 재구성하도록 디지털화되고 처리된다.

MRI 시스템에서 잘 알려진 문제점은 분극성 자기장(B0) 강도의 변화이다. 그런 변화는 두 가지 방식에서 획득된 이미지에 영향을 미친다. 우선, B0의 변화는 획득된 NMR 신호의 위상에 상응하는 변화를 야기한다. 그런 위상 변화는 획득된 NMR 신호, 즉 "k-공간 데이터"에 나타나고, 푸리에 변환 방법(Fourier transformation method)을 이용하여 재구성된 이미지에 허상을 만들거나 이미지 흐려짐을 야기한다. 위상 변화가 RF 여기 상태와 데이터 획득 사이에서 지속적으로 누적되므로, 이러한 허상은 특히 긴 에코 시간, TE를 갖는 그레디언트 회복 에코 펄스 시퀀스(gradient recalled echo pulse sequence)에 문제를 야기한다. B0에서의 변화는 또한 주파수 부호화(즉, 정보 판독) 그레디언트 방향에 대하여 명백한 공간적 변화를 야기할 수 있다.

두 번째 분극성 자기장(B0) 변화의 해로운 영향은 절편 선택(slice selection) 기법이 펄스 시퀀스에 이용될 때 발생한다. B0의 변화는 라무어 주파수를 선택적 RF 여기 펄스의 대역폭으로 나눈 값의 양만큼 여기된 절편의 위치를 바꾼다. 예를 들어, B0가 20Hz만큼 라무어 주파수를 바꾸고, 선택적 RF 여기 펄스가 1000Hz의 대역폭을 갖는다면, 여기된 절편은 절편 선택 그레디언트 축을 따라 그 기대되는 위치에서 2% 벗어날 것이다. 이런 변화는 획득된 데이터에 변화를 증폭시킬 수 있다.

많은 방법이 분극성 자기장(B0)을 제어하고 조절하는데 이용된다. 이러한 방법의 대부분은 스캐너 그 자체에서의 변화 상태를 다루며 또한 꽤 효과가 있다. 예를 들어, 자기장 변화에 의해서 생성된 와전류(Eddy current)에 기인하는 B0 상에서의 효과를 보상(compensate)하는 방법은 미국 특허 제 4,698,591호, 제 5,289,127호, 및 제 5,770,943호에 나타난다.

분극성 자기장 강도(B0)는 스캐너 근처에서 많은 양의 금속이 움직이는 것과 같은 외부적 사건에 영향을 받는다. 승용차, 트럭, 기차 또는 엘리베이터 등과 같은 물체의 이동은 분극성 자기장을 바꿀 수 있고, 이미지 허상을 만들어낼 수 있다.

수동적 방법과 능동적 방법의 두 가지 방법이 이런 방해의 효과를 줄이는 데 이용되고 있다. 예를 들어, 미국 특허 제 4,646,046호에서 설명된 것과 같은 수동적 방법은 보호 물질(shielding materials)로 주 자석(main magnet) 주위를 둘러싸는 방법을 이용한다. 대량의 실리콘 금속판이 자석 둘레에 놓이는데, 이는 비싸고, 무거우며 시스템 설치의 어려움을 유발한다.

능동적 보상 시스템은 스캐너 근처에서 자속(magnetic flux) 변화를 측정하는 센서를 사용하여 이 정보를 시스템 보상에 이용한다. 이러한 보상은 자기장 보정(correction)을 줄여주는 코일 전류 생성을 포함할 수 있다. 예를 들어, 미국 특허 제 5,952,734호에서 설명된 것과 같이 자속 센서를 채용하거나, 미국 특허 제 5,488,950호에서 설명된 것과 같이 ESR 도구를 채용할 수 있다. 이런 능동적 방법은 장 방해(field disturbance)가 다수의 원인에 의하거나 그 크기와 위치가 변화하는 원인에 의해서 생성되는 경우 별로 효과를 볼 수 없다.

본 발명은 MR 시스템 근처에서 큰 금속 물체가 이동하는 것과 같은 방해에 기인하여 MR 시스템의 분극성 자기장에서 발생하는 변화를 보상한다. 보다 구체적으로, MR 시스템에서 스캐닝을 하는 동안 모니터 신호가 획득되고, 분극성 자기장 강도의 변화에 기인하는 모니터 신호의 주파수 변화가 탐지되며, 이러한 탐지된 주파수 변화가 획득된 NMR 이미지나 분광(spectroscopic) 데이터를 보상하는데에 이용된다. 제 1실시예에서는 보상이 B0 상에서의 변화의 효과를 줄이도록 RF 송신기와 수신기의 주파수를 변화시킴으로써 장래를 향하여 이루어질 수 있고, 제 2실시예에서는 보상이 B0 상에서의 변화의 효과를 줄이도록 획득된 k-공간 데이터의 위상을 변화시킴으로써 소급적으로 이루어질 수 있다.

우선 도 1을 참조하면, 본 발명에 해당되는 바람직한 MRI 시스템의 주요 구성 요소가 도시된다. 본 시스템의 작업은 키보드, 제어 패널(control panel)(102)과 디스플레이(104)를 포함하는 오퍼레이터 콘솔(operator console)(100)로부터 제어된다. 콘솔(100)은 오퍼레이터가 스크린(104)상에 이미지를 생산하여 디스플레이 하는 것을 제어할 수 있게 하는 분리 컴퓨터 시스템(107)과 링크(116)를 통하여 통신한다. 컴퓨터 시스템(107)은 백플레인을 통하여 서로 통신하는 다수의 모듈을 포함한다. 이러한 모듈에는 이미지 프로세서 모듈(image processor module)(106), CPU 모듈(108) 그리고 당해 기술 분야에서는 이미지 데이터 배열을 저장하는 프레 임 버퍼라고 알려진 메모리 모듈(113)이 포함된다. 컴퓨터 시스템(107)은 이미지 데이터와 프로그램을 저장하는 디스크 저장장치(111) 및 테입 구동장치(112)와 연결되고, 고속 직렬 링크(high speed serial link)(115)를 경유하여 분리 시스템 제어기(separate system control)(122)와 통신한다.

시스템 제어기(122)는 백플레인에 의해 서로 연결된 일련의 모듈을 포함한다. 이러한 모듈에는 CPU 모듈(119) 및 직렬 링크(125)를 통하여 오퍼레이터 콘솔(100)에 연결된 펄스 발생기 모듈(pulse generator)(121)이 포함된다. 시스템 제어기(122)는 링크(125)를 통하여 오퍼레이터로부터 수행할 스캐닝 시퀀스를 표시하는 명령을 수신한다. 펄스 생성기 모듈(121)은 요구되는 스캐닝 시퀀스를 수행하는 시스템 구성 요소를 작동시킨다. 이는 생성될 RF 펄스의 시간, 강도와 형태 및 데이터 획득 윈도우(data aquisition window)의 시간과 길이를 표시하는 데이터를 생성한다. 펄스 생성기 모듈(121)은 일련의 그레디언트 증폭기(127)에 연결되어 스캐닝 동안 생성되는 그레디언트 펄스의 시간과 형태를 표시한다. 펄스 생성기 모듈(121)은 또한 환자에 연결된 다수의 서로 다른 센서의 신호, 예컨대, 전극으로부터의 ECG 신호나 풀무로부터의 호흡 신호와 같은 신호를 수신하는 생리학적 획득 제어기(129)로부터 환자의 데이터를 수신한다. 그리고, 펄스 생성기 모듈(121)은 환자의 상태에 관련된 다양한 센서나 자석 시스템으로부터 신호를 수신하는 스캔실 인터페이스 회로(scan room interface circuit)(133)에 연결된다. 환자 위치 지정 시스템(patient positioning system)(134)은 스캔실 인터페이스 회로(133)를 통하여 스캐닝을 위해 환자를 원하는 위치로 이동시키는 명령을 수신한다.

펄스 생성기 모듈(121)에 의하여 생성되는 그레디언트 파형은 Gx, Gy 및 Gz 증폭기로 구성된 그레디언트 증폭기 시스템(gradient amplifier system)(127)에 인가된다. 각 그레디언트 증폭기는 일반적으로 참조 부호(139)로 지정된 어셈블리(assembly)에 상응하는 그레디언트 코일을 여기 시켜 획득 신호를 위치 부호화하는데 이용되는 자기장 그레디언트를 생성한다. 그레디언트 코일 어셈블리(139)는 분극 자석(140)과 전체에 대한 RF 코일(152)을 포함하는 자석 어셈블리(141)의 일부를 이룬다. 시스템 제어기(122)의 송수신기 모듈(transceiver module)(150)은 RF 증폭기(151)에 의하여 증폭되고 송신/수신 스위치(154)에 의해서 RF 코일(152)에 커플링 되는 펄스를 생성한다. 환자의 여기된 핵에서 방출되는 결과 신호는 상기 RF 코일(152)에 의해 감지될 수 있고, 송신/수신 스위치(154)를 통해서 전치증폭기(153)에 커플링 될 수 있다. 증폭된 NMR 신호는 송수신기(150)의 수신 섹션에서 복조화 되고, 필터링 되고, 디지털화된다. 송신/수신 스위치(transmit/receive switch)(154)는 펄스 생성기 모듈(121)로부터의 신호에 의해 제어되어, 송신 모드 동안은 RF 증폭기(151)를 코일(152)에 전기적으로 연결하고 수신 모드 동안은 전치 증폭기(153)를 코일(152)에 연결한다. 송신/수신 스위치(154)는 또한 분리 RF 코일(예를 들어, 헤드 코일이나 표면 코일)을 송신과 수신 양 모드에서 다 이용되도록 한다.

RF 코일(152)에 의해서 픽업된 NMR 신호는 송수신기 모듈(150)에 의해서 디지털화되고, 시스템 제어기(122)의 메모리 모듈(160)로 전송된다. 스캐닝이 완료되고 데이터 전체 배열이 메모리 모듈(160)에서 획득되면, 배열 프로세서(161)는 데이터를 이미지 데이터의 배열로 푸리에 변환(Fourier transform)하도록 동작한다. 직렬 링크(115)를 통해서 컴퓨터 시스템(107)으로 전달되어 디스크 메모리(111)에 저장된다. 이 이미지 데이터는 오퍼레이터 콘솔(100)로부터 수신된 명령에 따라서, 테입 구동장치(112) 상에 얻어질 수 있고, 또는 나아가 이미지 프로세서(106)에 의해 처리되고 오퍼레이터 콘솔(100)로 전달되어 디스플레이(104) 상에 표시될 수 있다.

구체적으로, 도 1과 도 2를 참조하면, 송수신기(150)는 파워 증폭기(power amplifier)(151)를 통하여 RF 여기장(B1)을 코일(152A)에 생성하고, 그 결과 코일(152B)에서 유도된 NMR 신호를 수신한다. 위에서 설명된 코일(152A,152B)은 도 2에서 도시된 것처럼 서로 분리될 수도 있고, 도 1에서 도시된 것처럼 전체가 하나로 연결된 코일일 수도 있다. RF 여기장의 베이스(base), 즉 캐리어(carrier) 주파수는 CPU 모듈(119)과 펄스 생성기 모듈(121)로부터 일련의 디지털 신호를 받는 주파수 합성기(frequency synthesizer)(200)의 제어 하에 생성된다. 이런 디지털 신호는 출력단(201)에서 생성된 RF 캐리어 신호의 주파수와 위상을 표시한다. 명령형 RF 캐리어는 변조기 및 업컨버터(modulator & up converter)(202)에 인가되어 펄스 생성기 모듈(121)로부터 수신된 신호R(t)에 따라 그 폭이 변조된다. 신호 R(t)는 생성될 RF 여기 펄스의 엔벨로프(envelope)를 규정하고 일련의 저장 디지털 값을 순차적으로 판독하여 모듈(121)에서 생성된다. 이런 저장 디지털 값은 오퍼레이터 콘솔(100)로부터 요구되는 어떠한 RF 펄스 엔벨로프라도 생성될 수 있도록 차례로 변화될 수 있다.

출력단(205)에서 생성된 RF 여기 펄스의 크기는 백플레인(118)으로부터 디지털 명령어, TA를 수신하는 여기자 감쇠기 회로(206)에 의해서 감쇠된다. 감쇠된 RF 여기 펄스는 RF 코일(152A)을 구동하는 파워 증폭기(151)에 인가된다. 송수신기(152)의 이러한 부분에 관한 더 자세한 설명에 대해서는 본 명세서에서 참조로 인용된 미국 특허 제 4,952,877호를 참조한다.

다시 도 1과 도 2를 참조하면, 환자에 의해서 생성된 NMR 신호는 수신기 코일(152B)에 의해서 픽업되고 전치 증폭기(153)를 통하여 수신시 감쇠기(207)에 인가된다. 나아가 수신기 감쇠기(207)는 백플레인(118)으로부터 수신된 디지털 감쇠 신호(RA)에 의해 결정된 양만큼 상기 신호를 증폭시킨다.

수신 신호는 라무어 주파수이거나 그 근방이며, 이런 고주파수 신호는 먼저 다운 컨버터(208)에 의해서 두 단계의 과정을 거쳐 다운 컨버팅 되는데, 다운 컨버터는 우선 NMR 신호를 라인(201)상의 캐리어 신호와 믹스하고 그런 다음 결과적인 차이 신호를 라인(204)상의 2.5MHz 기준 신호와 믹스한다. 위에서 설명된 것과 같이, 라인(201)상의 캐리어 신호의 위상이 펄스 생성기 모듈(121)로부터 수신된 위상 명령(a phase command)에 따라 주파수 합성기(200)에 의해서 제어된다. 본 발명의 바람직한 실시예를 실시하기 위해서, 이 위상 명령은 분극성 자기장 강도의 변화를 상쇄하고 보상하기 위하여 데이터 획득 동안 변화된다.

다운 컨버팅된 NMR 신호는 아날로그/디지털(A/D) 변환기(209)의 입력단에 인가되고, 아날로그/디지털(A/D) 변환기(209)는 아날로그 신호를 샘플링하고 디지털 화한 후 디지털 탐지기 및 신호 프로세서(210)에 이를 인가하는데, 디지털 탐지기 및 신호 프로세서(210)는 수신된 신호에 상응하는 16비트 동위상(I)값과 16비트 직각 위상(Q)값을 생성한다. 이로써 얻어지는 수신된 신호의 디지털화된 I와 Q값의 스트림은 이미지를 재구성하기 위해서 백플레인(118)을 통하여 메모리 모듈(160)로 출력된다.

250kHZ 샘플링 신호 뿐만 아니라 2.5MHz 기준 신호 그리고 5, 10 및 60MHz 기준 신호가 기준 주파수 생성기(203)에 의해서 공통 20MHz 마스터 클럭 신호로부터 생성된다. 상기 수신기에 대한 보다 상세한 설명에 대하여는, 본 명세서에서 참조로 인용되는 미국 특허 제 4,992,736,호가 참조된다.

MRI 시스템 근처를 지나가는 금속(승용차, 트럭, 엘리베이터, 기차등)의 움직임은 분극성 자기장 강도를 시간의 함수 B0(t)에 의해 변화하도록 한다. 움직이는 물체로부터의 B0(t)의 변화는 0.5에서 2초의 주기로 부드럽게 변화하는 저주파수 함수인 경향이 있다. B0의 기저선(baseline)으로부터의 최대 변위(displacement)는 수Hz(승용차)에서 수십Hz(트럭이나 그보다 큰 것)까지 변할 수 있다. 이러한 B0의 변화는 자기 진동(magnetic vibration)(1-100Hz)에서 관찰되는 파동(fluctuations)보다 훨씬 느리며, 이런 느린 B0 파동은 이미지 재구성 동안 모니터 에코에 의해 B0를 측정하여 장래로(송수신기 기준 주파수의 주파수 변화) 또는 소급적으로 주파수 변화를 보상함으로써 보상될 수 있다는 결과에 이른다.

금속 물체의 움직임에 의해 야기되는 B0(t)의 변화는 획득 NMR 신호 S(t)에 서 위상 변화를 생성한다. NMR 신호 S(t)는 원래의 k-공간 데이터에 나타나는 위상 변화를 누적시켜 재구성 이미지에서 허상을 만들고 이미지 흐림을 야기한다. 위상 변화 Δφ는 B0(t)의 적분 또는 Δφ=γ∫ΔB0(t)dt로서 누적된다. 이러한 위상 변화는 RF 여기 펄스의 인가로 시작하여 데이터 획득까지 이어지는 그레디언트 회복 에코 이미징 펄스 시퀀스의 수행동안 계속하여 누적된다. 그러므로, 그레디언트 에코 스캐닝은 금속의 움직임, 특히 긴 TE 시간동안의 금속의 움직임에 민감하다.

본 발명은 스캐닝 동안 주기적으로 모니터 NMR 신호의 주파수를 측정하고 스캐닝 동안 획득되는 NMR 데이터를 보상하는데 그 정보를 이용함으로써 B0에서의 움직이는 금속의 변화를 보상한다. 본 발명의 바람직한 제 1실시예에서는, 도 3에 도시된 이러한 모니터 NMR 신호가 분리 모니터 펄스 시퀀스에 의해 생성된다. 이 모니터 펄스 시퀀스는 NMR 모니터 신호가 스캐닝동안 매 50에서 100밀리 초마다 획득되도록 이미징 펄스 시퀀스에 인터리빙 된다. 이하에서 설명되는 것처럼, 획득된 NMR 모니터 신호는 처리되고 송수신기(150)에서 채용되는 기준 주파수를 조절하는데 이용된다.

구체적으로 도 3을 참조하면, 모니터 펄스 시퀀스는 90도의 플립각과 0.5밀리 초의 간격을 갖는 비선택적 RF 여기 펄스(10)를 포함한다. RF 여기 펄스는 모니터 신호가 획득될 스핀 주파수에 상응하는 주파수 세트를 갖는다. RF 펄스(10)의 종료 후에, 시스템은 가능한 한 빨리(대략 200마이크로초) 수신 모드로 전환되어 NMR 모니터 신호(12)가 획득된다. 모니터 신호(12)의 256 샘플 전체가 매 16마 이크로초마다 하나의 샘플 비율로 획득된다. 위에서 설명된 것처럼, 각 샘플의 I와 Q값이 메모리에 저장된다.

이러한 모니터 신호를 획득하는 방법을 이용하고 분리 rf 여기 코일로 분리 샘플을 여기 시키는 것이 바람직하다. 그런 샘플과 코일은 1999년 8월 27일에 출원되어 계류중인 미국 특허 출원 제 09/384,945호에서 설명된다. 또 다른 실시예에서는, 모니터 펄스 시퀀스가 이미징 펄스 시퀀스에 인터리빙 되고 위와 같은 하드웨어로 수행될 수 있다. 이 경우 이미징 되는 환자의 스핀 자기화에 과도한 영향을 미치지 않도록 rf 여기 펄스의 플립 각이 매우 작은 값으로 축소된다.

NMR 모니터 신호를 획득하는 또 다른 기법은 그 획득물을 스캐닝 동안 이용되는 이미징 펄스 시퀀스에 결합하는 것이다. 이것은 도 4에서 도시되는데, 예를 들어, 이것은 NMR 모니터 신호(14)를 획득하기 위하여 변형된 그레디언트 회복 이미징 펄스 시퀀스이다. 모니터 신호(14)는 rf 여기 펄스(8)가 횡축 자화(transverse magnetization)를 일으키도록 인가된 후 그리고 절편 선택 그레디언트 펄스(slice select gradient pulse)(18)의 재위상 엽(rephasing lobe)(16) 바로 다음에 획득되며, 이러한 모니터 신호는 횡축 자화에 위상 변화를 일으키는 판독 그레디언트(readout gradient)(20) 및 위상 부호화 그레디언트(phase encoding gradient)(22)의 인가 이전에 획득된다. 그러므로, NMR 에코 신호(6)는 모니터 NMR 신호(14)가 획득된 이후 수밀리초 동안 획득된다. 당해 기술 분야에서 잘 알려진 것처럼, 이 펄스 시퀀스는 스캐닝 동안 반복되며 k-공간을 샘플링 하는 일련의 값을 통하여 위상 부호화 그레디언트(22)가 얻어된다. 이러한 실시예에서 각 획득된 뷰, 즉 k-공간의 샘플 라인은 스캐닝 동안 실제로 동일한 모멘트에서 획득되는 NMR 모니터 신호(14)의 256 샘플과 동반된다. 아래에서 더 상세히 설명될 것과 같이, NMR 모니터 신호(14)는 관련 NMR 에코 신호(6)의 획득과 실제로 동일한 시간의 모멘트에서 B0 장 강도를 표시한다. B0에서의 변화가 상대적으로 느리기 때문에, 위의 실제로 동일한 시간의 모멘트는 정확히 같은 시간의 모멘트에서 ∀100밀리초내에 이루어진다는 의미이다.

구체적으로 도 5를 참조하면, 본 발명을 실시하는 제 1단계는 처리 블록(300)에서 도시되는 것처럼 보상되어야 하는 이미지 데이터 및 모니터 신호 데이터를 획득하는 것이다. 모니터 데이터는 처리 블록(302)에서 도시되는 것처럼 우선 각 샘플의 크기를 계산함으로써 적절히 이루어진다.

그런 다음 처리 블록(304)에서 도시되는 것처럼 각 모니터 신호 샘플의 위상이 계산된다.

바람직한 실시예에서, "아탄2(atan2)"에 대한 C코드 호출이 이 계산에 이용된다.

처리 블록(306)에서 도시되는 것처럼 256 모니터 신호 샘플 각각에 대한 계산된 위상 값 Φ는 직선에 피트(fit)된다. 가중 최소 제곱 피트 서브루틴(weighted least squares fit subroutine)이 이 단계를 수행하는데 이용되는데, 단계(302)에서 계산된 크기 값이 위상 값을 가중시키는데 이용된다. 처리 블록(308)에서 도시되는 것처럼 모니터 신호의 주파수(f)가 측정된 위상 값에 피트된 직선의 경사(slope)를 이용하여 계산된다.

그러므로 주파수(f)는 위상 대 시간의 경사값(the slope of the phase versus time value)을 결정하는 필터링 함수를 이용하거나 신호의 위상이 2π 위상 변이를 일으킬 때는 소위 위상 언래핑(unwrapping) 방법을 이용하여 결정된다. 주파수(f)는 모니터 신호가 획득된 모멘트의 분극성 자기장 값 B0에서의 여기 스핀의 라무어 주파수이다. 처리 블록(310)에서 도시된 것처럼, 이제 설명될 기법중 하나를 이용하여 주파수(f)는 획득된 이미지 데이터를 보상하는데 이용된다.

본 발명의 바람직한 실시예에서는 결과 이미지 데이터의 획득 동안 측정된 라무어 주파수(f)가 이용된다. 도 2를 참조하면, 주파수(f)는 송수신기 모듈(150)의 주파수 합성기(200)에 대한 명령으로서 출력되어 라인(201) 상에서 RF 캐리어 신호의 주파수를 제어한다. 이 캐리어 신호는 결과 이미징 펄스 시퀀스에 의해 생성된 RF 여기 펄스의 중심 주파수를 결정하고, 또한 결과 NMR 신호를 획득하는데 이용되는 복조 주파수를 결정한다. 이 "장래의(prospective)" 보상 기법은 NMR 신호가 획득되기 전에 B0의 변이를 보정한다. 다음 모니터 신호가 획득되어 처리될 때까지 도 3의 분리 모니터 펄스 시퀀스가 이용되고, 보정된 캐리어 주파수(f)가 스캐닝 동안 50 내지 100밀리 초 주기로 이용되는 것이 바람직하다. 그러므로 분극장 함수 B0(t)가 스캐닝 동안 측정되고, 캐리어 주파수(f)는 획득된 NMR 이미지 데이터를 손상시키지 않는 방식으로 변화된다. B0(t)가 더 높은 비율로 측정될수 록, 보상의 정확성이 더 커진다.

만약 보상의 정확성을 높이기 위해 모니터 신호가 더 높은 비율로 획득된다면, 장래 보상 기법을 구현하기에 충분히 빠르게 송수신기 캐리어 주파수를 바꾸는 것이 거의 가능하지 않을 수 있다. 그런 경우에서 바람직한 보상 기법은 k-공간 이미지 데이터를 획득한 후에 그 획득된 이미지 데이터를 "소급적으로(retrospectively)" 보정하는 것이다.

구체적으로 도 6을 참조하면, 소급적 보상 기법은 k-공간 이미지 데이터를 획득하고 저장한 후에 그 획득된 이미지 데이터의 위상을 바꾼다. 처리 블록(312)에 의해서 표시되는 제 1단계는 B0에서의 변화에 기인하는 주파수 에러를 계산하는 것이다. 분극성 자기장(B0)이 안정된 기준값일 때 생성된 기준 라무어 주파수(f0)를 동시에 획득된 NMR 모니터 신호에 의해 측정된 라무어 주파수(f)로부터 뺌으로써 이것이 수행된다. 기준값은 계속 평균값이므로 이는 사전에 선택될 수 있다. 그런 다음 이 주파수 에러 Δf에 의해 생성된 위상 에러는 처리 블록(314)에 도시된 것처럼 계산된다. 도 4의 라인(320)에 도시된 것처럼, 위상 에러는 RF 여기 펄스(8)의 인가 다음의 시간(t)동안 점차 누적된다. 위상 에러 누적의 비율은 주파수 에러 Δf에 의해 결정되는 라인(320)의 경사이다. 획득된 에코 신호(6)는 에코 시간 TE에서 다음과 같이 계산되는 단일 위상 에러 보정을 이용하여 위상 보정될 수 있다.

다른 실시예에서는, 위상 에러 보정이 NMR 에코 신호(6)의 샘플링 시간 각각 에서 따로 계산될 수 있다. 어느 경우에서나, 처리 블록(316)에서 도시된 것처럼 위상 보정 !ΔΦ가 NMR 이미지 신호(6)의 각 복소수 (I,Q) 샘플링으로 이루어 질 수 있다. 유사한 보정이 관련 NMR 모니터 신호로부터 도출된 주파수 정보를 이용하여 k-공간 이미지 데이터 세트에서 획득된 각 NMR 이미지 신호에 의해 이루어질 수 있다. 그런 다음 처리 블록(318)에서 도시된 것처럼 보상된 k-공간 데이터를 이용하여 이미지가 재구성된다.

본 발명에서 벗어나지 않고 위에서 설명된 바람직한 실시예로부터 많은 다양한 변화가 가능하다. 모니터 신호의 주파수를 측정하는 다른 방법들이 있다. 위에서 설명된 가장 간단한 방법에는, NMR 신호의 획득 시간까지 B0 장의 측정치가 신호를 보정하는데 이용된다. 다른 실시예에서는 B0(t)를 제공하는 다항식과 같은 내림차순 함수에 대하여 획득된 B0 측정치를 피트하며, 각 신호 획득 시간(t)에서 B0(t) 함수의 값이 결정된다. B0(t) 함수는 또한 모니터 신호에서 낮은 SNR에 의해 야기되는 작은 급 파동을 줄이는 부가적 이점을 갖는 저패스 필터를 이용하여 계산될 수 있다. 그런 작은 동요로부터의 유사한 필터링이 B0 동요가 임계값(즉,1Hz)을 초과하는 때에만 보정을 함으로써 이루어질 수 있다.

본 발명은 MR 시스템 근처에서 큰 금속 물체가 이동하는 것과 같은 방해에 기인하여 MR 시스템의 분극성 자기장에서 발생하는 변화를 보상한다. 보다 구체적으로, MR 시스템에서 스캐닝을 하는 동안 모니터 신호가 획득되고, 분극성 자기장 강도의 변화에 기인하는 모니터 신호의 주파수 변화가 탐지되며, 이러한 탐지된 주파수 변화가 획득된 NMR 이미지나 분광(spectroscopic) 데이터를 보상하는데에 이용된다.

Claims

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법에 있어서,

a) 일련의 이미징 펄스 시퀀스(imaging pulse sequence)를 수행하여 상응하는 일련의 NMR 이미지 신호(NMR image signal) 및 NMR 모니터 신호(NMR monitor signal)를 획득하는 단계와,

b) 상기 일련의 획득된 NMR 모니터 신호로부터 유도된 정보를 이용하여 상기 자기 공명 이미징 시스템의 분극성 자기장(polarizing magnetic field)(B0)의 변화에 대해 상기 일련의 획득된 NMR 이미지 신호를 보상하는 단계와,

c) 상기 보상된 NMR 신호들을 이용하여 이미지를 재구성하는 단계

를 포함하는 자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
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제 1 항에 있어서,

상기 이미징 펄스 시퀀스는

i)횡축 자화(transverse magnetization)를 생성하는 RF 여기 펄스(excited pulse)를 생성하고,

ⅱ)횡축 자화에 위상 변화를 일으키는 위상 부호화 그레디언트 펄스(a phase encoding gradient pulse)를 생성하고,

ⅲ)판독 그레디언트 펄스(a readout gradient pulse)가 생성되는 동안 NMR 이미지 신호를 획득하는 것

을 포함하는 그레디언트 회복 에코 펄스 시퀀스(a gradient recalled echo pulse sequence)이고,

상기 NMR 모니터 신호는 상기 RF 여기 펄스가 생성된 후 그리고 상기 위상 부호화와 판독 그레디언트 펄스 생성 이전에 획득되는

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
제 1 항에 있어서,

상기 일련의 이미징 펄스 시퀀스 내의 각 이미징 펄스 시퀀스 동안 하나의 NMR 모니터 신호가 획득되고,

각 NMR 이미지 신호가 동일한 이미징 펄스 시퀀스 동안 획득된 상기 NMR 모니터 신호로부터 유도된 정보를 이용하여 보상되는

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
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제 1 항에 있어서,

상기 NMR 모니터 신호로부터 유도된 정보는 상기 NMR 모니터 신호의 주파수인

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
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제 1 항에 있어서,

상기 NMR 이미지 신호는,

ⅰ)각 NMR 이미지 신호를 수신하고,

ⅱ)주파수(f)를 갖는 캐리어 신호(a carrier signal)를 이용해 상기 수신된 NMR 이미지 신호를 복조화(demodulating)함에 의하여 획득되고,

상기 획득된 NMR 이미지 신호의 보상은,

NMR 모니터 신호로부터 유도된 정보를 이용하여 주파수(f)를 변화시킴으로써 수행되는

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
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제 1 항에 있어서,

상기 일련의 NMR 이미지 신호는 각 NMR 이미지 신호의 직각 샘플링 및 상기 직각 샘플을 메모리에 저장함에 의하여 획득되고,

상기 각 NMR 이미지 신호는 NMR 모니터 신호로부터 유도된 정보를 이용하여 상기 저장된 직각 샘플의 위상을 변화시킴에 의하여 보상되는

자기 공명 이미징 시스템에서 이미지를 생성하는 방법.
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자기 공명 이미징 시스템에 있어서,

a) 일정 영역에 걸쳐 분극성 자기장(B0)을 생성하는 수단과,

b) 상기 영역에 걸쳐 위치된 스핀에서 횡축 자화(transverse magnetization)를 생성하는 수단과,

c) 상기 영역에서 횡축 자화된 스핀에 의하여 생성된 NMR 신호를 획득하는 수단과,

d) 상기 영역에서의 자기장 그레디언트(magnetic field gradients)를 생성하는 수단과,

e) 일련의 이미징 펄스 시퀀스를 수행하여 각각의 이미징 펄스 시퀀스가 NMR 이미지 신호 및 그 상응하는 NMR 모니터 신호를 생성하도록 구성 요소 b), c) 및 d)를 동작시키기 위한 펄스 생성기(pulse generator)와,

f) 일련의 NMR 이미지 신호 및 그 상응하는 NMR 모니터 신호를 획득하는 수단과,

g) 상기 일련의 획득된 NMR 모니터 신호에서 유도된 정보를 이용하여 상기 분극성 자기장(B0)에서의 변화에 대해 상기 일련의 획득된 NMR 이미지 신호를 보상하는 수단과,

h) 상기 보상된 NMR 신호로부터 이미지를 생성하기 위한 재구성 수단

을 포함하는 자기 공명 이미징 시스템.
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제 16 항에 있어서,

상기 보상 수단은

상기 일련의 NMR 이미지 신호가 획득되는 동안 발생하는 분극성 자기장(B0)에서의 변화를 결정하는 각 획득된 NMR 모니터 신호의 주파수를 계산하는 수단을 포함하는

자기 공명 이미징 시스템.
제 18 항에 있어서,

상기 획득 수단은 캐리어 신호를 이용하여 상기 NMR 이미지 신호를 복조화하는 수신기를 포함하고,

상기 NMR 이미지 신호는 이 캐리어 신호의 주파수를 변화시켜 보상되는

자기 공명 이미징 시스템.
제 18 항에 있어서,

상기 획득 수단은 상기 획득된 NMR 이미지 신호의 디지털화된 샘플을 저장하는 메모리를 포함하고,

상기 NMR 이미지 신호는 상기 저장 디지털화된 샘플의 위상을 변화시킴으로써 보상되는

자기 공명 이미징 시스템.