KR20000047676A

KR20000047676A - 엠 알 영상 내의 아티팩트를 줄이는 방법 및 엠알아이시스템

Info

Publication number: KR20000047676A
Application number: KR1019990051445A
Authority: KR
Inventors: 마징페이; 쥬지아홍; 맥키논그래메콜린
Original assignee: 제이 엘. 차스킨, 버나드 스나이더, 아더엠. 킹; 제너럴 일렉트릭 캄파니
Priority date: 1998-11-23
Filing date: 1999-11-19
Publication date: 2000-07-25
Also published as: EP1004893B1; EP1004893A1; CN1257201A; JP2000166898A; KR100671090B1; CN1199044C; JP4519967B2; DE69931582T2; DE69931582D1; US6043656A

Abstract

본 발명은 스캐닝 도중 발생한 촬상 그래디언트 파형(imaging gradient waveforms)에 자기 리세트 그래디언트 파형(magnetization reset gradient waveforms)을 부가하는 그래디언트 보상 시스템(a gradient compensation system)을 포함하는 MRI 시스템에 관한 것이다. 자기 보상 그래디언트는 MRI 시스템에서의 잔여 자기(the residual magnetization)를 영상 아티팩트(image artifacts)가 감소하는 일정 수준으로 유지한다.

Description

엠 알 영상 내의 아티팩트를 줄이는 방법 및 엠알아이 시스템{A METHOD FOR COMPENSATING AN MRI SYSTEM FOR RESIDUAL MAGNETIZATION}

본 발명은 원자핵 자기 공명 촬상 방법 및 시스템(nuclear magnetic resonance imaging methods and systems)에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 본 발명은 MRI 시스템에서 자기장 그래디언트(magnetic field gradients)에 의해 발생하는 잔여 자기(residual magnetization)의 보상에 관한 것이다.

인간 조직과 같은 물질에 균일한 자기장(정적 필드(static field) B₀)을 가하면, 조직 내의 스핀(spins)의 개개의 자기 모멘트(magnetic moments)는 이 분극 필드(polarizing field)에 맞춰 정렬되지만, 자신의 특징적인 라모 주파수(Larmor frequency)에서 임의의 순서로 그 주위를 세차 전진(precess)하게 된다. 그 물질, 즉 조직에 x-y 평면 상에 있고 라모 주파수와 가까운 자기장(여기 필드(excitation field) B₁)을 가하면, 정렬된 총 자기 모멘트 M_z은 x-y 평면으로 회전하거나 "기울어서(tipped)" 총 횡단 자기 모멘트(a net transverse magnetic moment) M_t를 발생시킨다. 신호가 여기된 스핀에 의해 방출되고, 여기 신호 B₁이 종료한 후 이 신호가 수신되고 처리되어 영상을 형성할 수 있다. 자기 공명을 촬상 및 많은 국부화된 분광학(localized spectroscopy)에 응용하는 것은 선형 자기장 그래디언트(linear magnetic field gradients)를 사용하여 특정 지역을 선택적으로 여기시키고 NMR 신호 내에 공간적 정보(spatial information)를 인코딩하는 데 달려 있다. NMR 실험 중에는, 특별히 선택된 시간적 변화량(temporal variations)을 갖는 자기장 그래디언트 파형이 사용된다. 따라서, 이상적인 자기장 그래디언트 파형을 사용하지 않아서 발생하는 오차로 인해 영상 왜곡(image distortion), 강도 손실(intensity loss), 가상(ghosting) 및 기타 아티팩트가 생길 것으로 예상된다. 예를 들어, 슬라이스-선택(slice-select) 자기장 그래디언트가 180。 RF 펄스 전후에서 밸런스(balance)되지 않으면, 원자핵 스핀의 불완전한 리페이징(rephasing)과 부수적인 신호의 손실이 일어난다. 이러한 효과는 다중-에코(multi-echo(Carr-Purcell-Mieboom-Gill)) 시퀀스의 후반 스핀 에코(later spin echoes) 내에 혼합(compound)된다. 또한, 그래디언트 필드가 0이어야 할 때 (그래디언트 펄스 종료 후의 잔여 자기로 인해) 0이 아니면, 의도하지 않은 위상 분산(phase dispersion)으로 인해 다중-에코 시퀀스 내의 스핀-스핀 이완 시간(spin-spin relaxation time)(T₂) 결정이 부정확해짐은 물론, 화학적 이동 화상(Chemical Shift Imaging : CSI) 시퀀스 내의 스펙트럼이 왜곡될 수 있다. 그래서, 당업자는 자기장 그래디언트가 발생하는 정확도에 특히 관심을 갖는 것이다.

그래디언트 필드를 자신의 저온 유지 장치(cryostat)와 같은 분극 자석(polarizing magnet) 내의 도전체에 가하는 경우(그 자석이 초전도성 디자인(superconductive design)인 경우)에, 자기장 그래디언트를 발생시킴에 있어서 왜곡이 일어나는 한 원인이 발생할 수 있다. 이들 주변 구조체(ambient structures) 내에 전류를 유도하는 것은 에디 전류(eddy currents)로 알려져 있다. 에디 전류로 인해, 사다리꼴 전류 펄스(a trapezoid current pulse)를 그래디언트 코일에 가하는 동안과 그 이후에 각각 자기장 그래디언트의 지수적인 증가와 감소를 관찰하게 된다.

"A Method for Magnetic Field Gradient Eddy Current Compensation"이라는 명칭의 미국 특허 제 4,698,591 호에는, 그래디언트 전원 내에 아날로그 사전강조(pre-emphasis) 필터를 이용하여 그래디언트 필드 왜곡을 유도하는 에디 전류가 감소하는 방식으로 그래디언트 코일에 인가되는 전류를 형성하는 방법이 개시되어 있다. 이 필터는 시스템 캘리브레이션(system calibration) 중에 세팅되어야 하는 다수의 지수적 감쇄 요소(exponential decay components)와 조절가능한 전위차계(potentiometers)를 포함하고 있다. 계측 기법은 비정정(uncorrected) 자기장 그래디언트의 강제 응답(impulse response)이 계측된 후 사전 강조 필터를 위한 전위차계 세팅이 계산되는 시스템 캘리브레이션 이전에 사용된다. 이러한 기법은 미국 특허 제 4,950,994 호, 제 4,698,591 호, 제 4,591,789 호에 설명되어 있다.

철심 영구 자석(iron-core permanent magnets)이나 개선된 철심 초전도성 자석(iron-core enhanced superconducting magnets)에서는 다른 유형의 그래디언트 유도 자기장 동요(perturbation)가 존재한다. 이러한 동요는 히스테리시스(hysteresis)로 알려져 있는 것으로, 잘 연구되지 않았고 일반화된 정정 기법이 충분히 개발되지 않았다. 히스테리시스 현상을 이해하기 위해 도 3에 도시한 양극 그래디언트 파형(a bipolar gradient waveform)을 가정하고 철 자기(iron magnetization)가 도 3에 도시한 초기 상태(8)에 있다고 가정한다. 초기 자기 상태는 비자기(un-magnetized) 상태로 규정되었지만, 이러한 경우는 자기장이 램프 업(ramp up)된 후 어떠한 그래디언트도 인가되지 않은 상태일 수도 있다. 최초의 개시 램프(attack ramp) 중에, 철심이 겪는 자기장 H는 물론 그래디언트 코일 내의 전류도 점진적으로 증가한다. 그 결과, 도 3의 곡선(11)으로 나타낸 바와 같이 H가 증가함에 따라 자기 유도 B가 증가한다. 그러나, 그래디언트가 부호(12)에서 램프 다운되면, 자기 유도 B는 0으로 돌아가지 않는다. 대신, 자기장에 대한 그 의존성(dependence)은 다른 곡선(14)에 의해 특징지워진다. 이 현상은 히스테리시스로 알려져 있고, 잔여 자기 유도(ΔB)는 잔류 자기(remanence 또는 residual magnetization)라 지칭된다. 그래디언트가 부호(16)에서 음의 값으로 더 램프 다운되면, 자기 유도 B는 곡선(18)을 따른다. 이후의 그래디언트 램프(20)에 따라 H 대 B 곡선(22)은 음의 잔여 자기(-ΔB)로 종료한다. 이후의 그래디언트 펄스는 히스테리시스 루프로 알려진 루프 내에 자기를 유도한다.

전술한 분석으로부터, 시간-의존(time-dependent) 자기장 그래디언트 펄스를 촬상에 사용하면 동요 자기장 ΔB가 강자성(ferromagnetic) 물질 내에 발생할 수 있다는 사실을 알 수 있다. 히스테리시스 효과를 보상하지 않으면, 많은 영상 아티팩트가 발생할 수 있다. 이를테면, 고속 스핀 에코(Fast Spin Echo : FSE) 내의 위상-인코딩 그래디언트 펄스에 의해 유도된 잔여 자기는 k-공간 데이터 내에 일정하지 않은 위상 오차를 발생시켜 화상 번짐(image blurring)과 가상을 초래할 수 있다.

이러한 문제점은 미국 특허 제 5,729,139에서 해결되었다. 이 종래 기술 특허에서 제안된 해결책은 잔여 자기에 의해 발생한 위상 오차를 정정하는 것이다. 이를 수행하기 위한 10 개의 특별한 방법이 제안되었는데, 이들 모두는 특별히 규정된 펄스 시퀀스 내의 그래디언트 펄스 파형에 변화를 요구한다. 규정될 수 있는 펄스 시퀀스 내에는 셀 수 없을 정도로 많은 변화가 존재할 가능성이 있으므로, 이러한 종래 방법에 따라 각각을 변경하는 것은 실용적이지 않다.

본 발명은 영상 아티팩트가 감소하도록 MRI 시스템 내의 잔여 자기를 제어하는 방법 및 장치에 관한 것이다. 보다 구체적으로, 본 MRI 시스템은 잔여 자기를 사전선택된 상태로 유도하고 각각의 명목 촬상 그래디언트 파형(nominal imaging gradient waveform)에 잔여 자기를 사전선택된 상태로 회복시키는 자기 리세트 그래디언트 파형을 부가하는 잔여 자기 보상 기능을 포함한다. 매 그래디언트 파형이 인가된 후의 잔여 자기가 항상 같은 값으로 유도되기 때문에, 수집된 NMR 데이터 내에 발생한 위상 오차는 스캐닝 내내 동일한 값으로 유지된다. 수집된 NMR 데이터가 푸리에 변환을 이용하여 크기 화상(a magnitude image)으로 재구성되면, 이 일정한 위상 오차는 사실상 보이지 않는다.

본 발명은 상업적인 MRI 시스템에서 구현하기 용이하다. 동일한 자기 리세트 그래디언트 파형이 각각의 촬상 그래디언트 파형에 부가되므로, 복잡한 계산을 하거나 각각의 가능한 펄스 시퀀스를 주문화(customize)할 필요가 없다. 자기 리세트 그래디언트 파형을 스캐닝 동안 MRI 시스템에 의해 발생한 각각의 촬상 그래디언트 파형 끝에 부가하기만 하면 된다.

도 1은 본 발명을 채용하는 MRI 시스템의 블럭도,

도 2는 도 1의 MRI 시스템에 의해 발생하는 예시적인 촬상 그래디언트 파형(an exemplary imaging gradient waveform)을 나타내는 그래프,

도 3은 도 2의 촬상 그래디언트 파형에 의해 발행한 히스테리시스 곡선(hysteresis curve)의 단순화된 그래프,

도 4는 본 발명의 기초가 되는 이론을 설명하는 데 사용되는 일련의 그래디언트 파형을 나타내는 그래프,

도 5는 도 4의 그래디언트에 의해 발생하는 히스테리시스 곡선을 나타내는 그래프,

도 6은 도 1의 MRI 시스템에서 사용되는 자기 리세트 그래디언트 파형(a magnetization reset gradient waveform)의 바람직한 실시예를 나타내는 그래프,

도 7은 도 1의 MRI 시스템의 일부를 구성하는 그래디언트 보상 시스템의 전기적 블럭도.

도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명

100 : 조작 콘솔 102 : 키보드 및 제어 패널

104 : 디스플레이 106 : 영상 처리 모듈

107 : 컴퓨터 시스템 108 : CPU 모듈

111 : 디스크 저장소 112 : 테이프 드라이브

113 : 메모리 모듈 115 : 고속 직렬 링크

116 : 링크 118 : 후면

119 : CPU 모듈 121 : 펄스 발생 모듈

122 : 시스템 제어부 125 : 직렬 링크

127 : 그래디언트 증폭기 세트 129 : 그래디언트 보상 시스템

133 : 스캔 룸 인터페이스 회로 134 : 환자 위치 시스템

141 : 자석 어셈블리 150 : 송수신 모듈

151 : RF 증폭기 153 : 사전증폭기

154 : 송수신 스위치 160 : 메모리 모듈

161 : 어레이 처리기

도 4에 도시한 바와 같이 점점 감소하는 크기를 갖는 일련의 그래디언트 파형(24-27)이 MRI 시스템에 인가되면, MRI 시스템 내의 강자성 구조체는 도 5에 도시한 각각의 히스테리시스 곡선(28-31)을 따라 유도될 것이다. 최대 크기 그래디언트 펄스가 최초로 인가되므로, 각각의 그래디언트 파형이 인가된 후 잔여 자기는 점(32)에서 동일한 값으로 돌아온다. 도시한 바와 같이, 더 작은 그래디언트 펄스의 히스테리시스 루프는 최초의 그래디언트 펄스(24)의 더 큰 히스테리시스 루프(28) 내에 포개진다. 최초의 그래디언트 펄스(24)가 MRI 시스템에 인가가능한 최대 크기라면, 따라서 모든 후속의 양의 값을 갖는 그래디언트 펄스는 동일한 수준 ΔB_s,max에 잔여 자기를 남길 것이다. 일련의 음의 값을 갖는 그래디언트 파형이 발생할 때도 동일한 결과가 일어나지만, 그런 경우 잔여 자기는 -ΔB_s,max로 유도되고 유지된다.

본 발명은 MR 스캐닝 동안 잔여 자기가 용이하게 ±ΔB_s,max로 유지될 수 있다는 사실을 인식하고 이를 이용한다. 재구성은 푸리에 변환 접근 방식을 이용하여 수행되므로, 이렇게 일정한 잔여 자기에 의해 발생한 어떠한 위상 오차도 재구성된 크기 영상에서 보이지 않는다.

본 발명은 여러 방법으로 구현될 수 있다. 스캐닝 시작 시 그래디언트 펄스가 인가되어 잔여 자기를 양 또는 음의 ΔB_s,max로 유도한다. 필요하다면, 이러한 펄스는 세 축 모두에 순차적으로 또는 동시에 인가될 수 있다. 이어서, 촬상 펄스 시퀀스 동안 그래디언트 파형이 인가됨에 따라, 자기 리세트 그래디언트 파형이 필요에 따라 그래디언트 파형에 부가되어 잔여 자기를 다시 ±ΔB_s,max로 유도한다. 예컨대, 양의 ΔB_s,max가 선택되면, 자기 리세트 그래디언트 파형은 촬상 펄스 시퀀스 동안 발생한 각각의 음의 그래디언트 펄스를 따르는 매우 짧은 주기의 최대 크기 양의 그래디언트 펄스이다. 촬상 그래디언트 펄스의 극성이 양이면, 잔여 자기 리세트 펄스는 도 5를 참조하여 전술한 이론에 따라 생략될 수 있다. 그러나, 촬상 그래디언트 펄스의 극성이 음이면, 리세트 펄스가 인가되어야 한다.

아래 설명할 바람직한 실시예에서, 자기 리세트 그래디언트 파형은 도 6에 도시한 바와 같이 양극 그래디언트 파형이다. 이는 음의 돌출부(36) 다음에 동일한 값을 갖는 양의 돌출부(37)를 포함하여 0번째 그래디언트 모멘트(zeroeth gradient moment)를 유지한다. 그래디언트 돌출부(36, 37)는 가능한 최대 크기를 갖고 그 주기는 가능한 한 짧다. 펄스의 짧은 정도는 그래디언트 증폭기의 슬류 레이트(slew rate)에 의해 결정된다.

도 6의 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형의 양의 돌출부(37)는 잔여 자기를 양의 ΔB_s,max로 유도한다. 음의 그래디언트 돌출부(36)의 면적은 전체 파형의 총 면적이 0이 되도록 양의 그래디언트 돌출부(37)의 면적과 동일하다. 이로 인해, 자기 리세트 그래디언트 파형은 횡단 자기의 총 위상을 교란하지 않고도 촬상 그래디언트 파형에 부가될 수 있다. 음의 ΔB_s,max잔여 자기가 선택되면, 최종 그래디언트 돌출부가 잔여 자기를 음의 ΔB_s,max로 유도하도록 그래디언트 돌출부(36, 37)의 극성이 바뀌게 된다.

당업자는 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형이 많은 상이한 형상을 가질 수 있다는 것을 분명히 알 것이다. 예를 들어, 파형은 각각의 돌출부가 최대 그래디언트 크기에 존재하는 사인파 형상을 취할 수도 있다. 또한, 촬상 펄스 시퀀스가 재초점 RF 펄스(refocusing RF pulse)를 포함하면, 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형은 두 부분으로 나뉘어, 한 돌출부는 재초점 펄스 이전에 인가되고 다른 돌출부는 재초점 펄스 이후에 인가될 수 있다. 재초점 펄스에 의해 스핀 자기의 극성이 역전되므로, 두 리세트 그래디언트 돌출부의 극성은 동일하게 유지된다.

도 1을 참조하면, 본 발명을 구현하는 바람직한 MRI 시스템의 주된 구성요소가 도시되어 있다. 이 시스템의 동작은 키보드 및 제어 패널(102)과 디스플레이(104)를 포함하는 조작 콘솔(100)로부터 제어된다. 이 콘솔(100)은 링크(116)를 통해 조작자가 스크린(104) 상에 화상의 발생과 디스플레이를 제어하도록 하는 별개의 컴퓨터 시스템(107)과 통신한다. 컴퓨터 시스템(107)은 후면(a backplane)을 통해 서로 통신하는 다수의 모듈을 포함한다. 이들은 영상 처리 모듈(106), CPU 모듈(108), 이 기술 분야에서는 영상 데이터 어레이를 저장하기 위한 프레임 버퍼로 알려진 메모리 모듈(113)을 포함한다. 컴퓨터 시스템(107)은 영상 데이터 및 프로그램을 저장하기 위한 디스크 저장소(111)와 테이프 드라이브(112)에 연결되며, 고속 직렬 링크(115)를 통해 별개의 시스템 제어부(122)와 통신한다.

시스템 제어부(122)는 후면(118)에 의해 함께 접속되는 모듈 세트를 포함한다. 이들은 직렬 링크(125)를 통해 조작 콘솔(100)에 접속되는 CPU 모듈(119)과 펄스 발생 모듈(121)을 포함한다. 이 링크(125)를 통해, 시스템 제어부(122)는 수행될 스캐닝 시퀀스를 표시하는 커맨드를 조작자로부터 수신한다. 펄스 발생 모듈(121)은 시스템 구성요소를 조작하여 원하는 스캐닝 시퀀스를 수행한다. 이는 발생할 RF 펄스의 타이밍, 강도, 형상과 데이터 수집 윈도우의 타이밍 및 길이를 나타내는 데이터를 발생시킨다. 펄스 발생 모듈(121)은 그래디언트 보상 시스템(129)을 통해 그래디언트 증폭기(127) 세트로 접속되어, 스캐닝 동안 발생할 그래디언트 펄스의 타이밍과 형상을 나타낸다. 또한, 펄스 발생 모듈(121)은 환자 및 자석 시스템의 상태와 연관된 다양한 센서로부터 신호를 수신하는 스캔 룸 인터페이스 회로(133)에 접속된다. 환자 위치 시스템(134)이 커맨드를 수신하여 환자를 스캐닝을 위한 원하는 위치로 옮기는 것도 스캔 룸 인터페이스 회로(133)를 통해서이다.

펄스 발생 모듈(121)에 의해 발생할 그래디언트 파형은 아래에서 더 상세히 설명될 것과 같이 시스템(129)에 의해 보상되고 G_x, G_y, G_z증폭기로 이루어진 그래디언트 증폭 시스템(127)으로 인가된다. 각각의 그래디언트 증폭기는 해당 그래디언트 코일(도시하지 않음)을 여기시킨다. 본 기술 분야에서 주지되어 있듯이, 그래디언트 코일은 수집된 신호를 공간적으로 인코딩하는 데 사용되는 선형 자기장 그래디언트를 발생시킨다. 또한, 자석 어셈블리(141)는 분극 자석(도시하지 않음)과 전신(whole-body) RF 코일(도시하지 않음)을 포함한다. 바람직한 실시예에서, 분극 필드는 "Magnet Assembly For MRI Apparatus"라는 명칭의 미국 특허 제 5,652,517 호에서 설명한 바와 같이 필드를 형성하고 조향하는 데 사용되는 영구 자석 및 연관된 철심에 의해 발생한다. 그래디언트 필드에 의해 자화(magnetize)되고 본 발명에 의해 해결되는 문제를 발생시키는 것이 바로 이들 구성요소이다. 그러나, 본 발명은 개선된 철심 초전도성 자석과 같은 다른 자석 구조체에도 적용가능하다.

시스템 제어부(122) 내의 송수신 모듈(150)은 RF 중폭기(151)에 의해 증폭되고 송수신 스위치(154)에 의해 자석 어셈블리(141) 내의 RF 코일에 접속되는 펄스를 발생시킨다. 환자 내의 여기된 스핀에 의해 발생한 결과 신호는 동일한 RF 코일에 의해 감지되고 송수신 스위치(154)를 통해 사전증폭기(153)로 접속될 수 있다. 증폭된 NMR 신호는 송수신기(150)의 수신부에서 복조되고, 필터링되며 디지털화된다.

송수신 스위치(154)는 펄스 발생 모듈(121)로부터의 신호에 의해 제어되어 송신 모드 중에는 RF 증폭기(151)를 RF 코일에 전기적으로 접속시키고, 수신 모드 중에는 RF 증폭기(151)를 사전증폭기(153)에 접속시킨다. 송수신 스위치(154)도 별도의 RF 코일(예컨대, 헤드 코일 또는 표면 코일)이 송신 또는 수신 모드에서 사용되도록 한다.

RF 코일에 의해 수집된 NMR 신호는 송수신 모듈(150)에 의해 디지털화되고 시스템 제어부(122) 내의 메모리 모듈(160)로 전달된다. 스캐닝이 완료되고 전체 데이터 어레이가 메모리 모듈(160) 내에 수집되면, 어레이 처리기(161)가 동작하여 데이터를 영상 데이터 어레이로 변환한다. 이러한 영상 데이터 세트는 직렬 링크(115)를 통해 컴퓨터 시스템(107)으로 전달되어 디스크 메모리(111) 내에 저장된다. 조작 콘솔(100)로부터 수신된 커맨드에 응답하여, 이 영상 데이터는 외부 드라이브(112) 에 기록되거나, 아래에서 더 상세히 설명할 바와 같이 영상 처리기(106)에 의해 더 처리되거나, 조작 콘솔(100)로 전달되어 디스플레이(104) 상에 제시된다.

송수신기(150)에 관한 보다 상세한 설명을 위해서는, 본 명세서에서 참조로서 인용하는 미국 특허 제 4,952,877 호와 제 4,992,736 호를 참조하면 된다.

특히 도 1과 도 7을 참조하면, 본 발명은 펄스 발생 모듈(121)과 그래디언트 보상 시스템(129) 내에서 구현된다. 그래디언트 보상 시스템(129)은 도 6의 자기 리세트 그래디언트 파형을 디지털 형태로 저장하는 파형 메모리(200)를 포함한다. 이 저장된 파형은 제어기가 제어 버스(204)를 통해 펄스 발생 모듈(121)로부터 커맨드를 수신할 때 제어기(202)에 의해 판독된다.

파형 메모리(200)로부터 판독된 디지털 값은 데이터 버스(210)를 통해 하나 이상의 D/A 변환기(206-208)에 인가된다. 제어기(202)는 적절한 D/A 변환기(206-208)를 인에이블시키고 메모리(200)로부터의 파형을 판독하여 하나 이상의 D/A 변환기(206-208)의 출력에서 도 6의 파형의 아날로그 버전을 발생시킨다. 이들 출력은 x축, y축, z축 그래디언트 증폭기(127) 각각을 구동한다.

촬상 펄스 시퀀스가 도 1의 MRI 시스템에 의해 수행되면, 펄스 발생 모듈(121)은 데이터 버스(210) 상에 촬상 그래디언트 파형을 발생시키고, 이들을 적절한 D/A 변환기(206-208)로 인가한다. 이어서, 제어기(202)는 제어 버스(204)를 통해 신호를 받아 도 6에 도시한 바와 같은 자기 리세트 그래디언트 파형을 부가한다. 제어기(202)는 메모리(200)로부터 적절한 파형을 판독하고 이를 적절한 D/A 변환기(206-208)로 인가한다. 전술한 바와 같이, 자기 리세트 그래디언트 파형은 펄스 발생 모듈(121)에 의해 발생한 매 촬상 파형 후에 부가될 수도 있고, 선택된 양 또는 음의 ΔB_s,max와 극성이 반대인 그래디언트 돌출부를 갖는 파형 이후에만 부가될 수도 있다.

본 발명에 의하면, 영상 아티팩트가 감소하도록 MRI 시스템 내의 잔여 자기를 제어하는 방법, 장치 및 잔여 자기를 사전선택된 상태로 유도하고 각각의 명목 촬상 그래디언트 파형에 잔여 자기를 사전선택된 상태로 회복시키는 자기 리세트 그래디언트 파형을 부가하는 잔여 자기 보상 기능이 제공되어, 매 그래디언트 파형이 인가된 후의 잔여 자기를 항상 같은 값으로 유도함으로써 수집된 NMR 데이터 내에 발생한 위상 오차를 스캐닝 내내 동일한 값으로 유지한다. 따라서, 수집된 NMR 데이터가 푸리에 변환을 이용하여 크기 화상으로 재구성되면, 이 일정한 위상 오차는 사실상 보이지 않게 된다.

Claims

스캐닝 중에 MR 영상을 수집하기 위해 채용된 촬상 그래디언트 파형(imaging gradient waveforms)에 의해 발생한 MRI 시스템 내의 잔여 자기에 의해 야기된 MR 영상 내의 영상 아티팩트(image artifacts)를 감소시키는 방법에 있어서,

MRI 시스템 내의 잔여 자기(residual magnetization)를 사전선택된 값으로 유도하는 단계와,

스캐닝 중에 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형(a residual magnetization reset gradient waveform)을 촬상 그래디언트 파형에 부가함으로써, 스캐닝 중에 MR 영상 데이터가 수집되는 동안 잔여 자기를 상기 사전선택된 값으로 유지하는 단계

를 포함하는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 1 항에 있어서,

상기 사전선택된 값은 상기 촬상 그래디언트 파형에 의해 발생할 수 있는 최대 잔여 자기인 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 1 항에 있어서,

상기 자기 리세트 그래디언트 파형은 스캐닝 중에 발생한 모든 촬상 그래디언트 파형에 부가되는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 1 항에 있어서,

상기 자기 리세트 그래디언트 파형은 두 개의 반대 극성을 갖는 동일한 그래디언트 돌출부를 갖는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 4 항에 있어서,

상기 각각의 그래디언트 돌출부는 MRI 시스템 내의 최대 가능 그래디언트 필드를 발생시키는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 5 항에 있어서,

각각의 그래디언트 돌출부는 가능한 한 짧은 주기를 갖는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 1 항에 있어서,

상기 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형을 촬상 그래디언트 파형에 부가하는 단계는 상기 촬상 그래디언트 파형의 형상을 변경하는 단계를 포함하는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 7 항에 있어서,

상기 촬상 그래디언트 파형의 주기는 변화하는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 8 항에 있어서,

상기 촬상 그래디언트 파형의 주기는 증가하는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
제 8 항에 있어서,

상기 촬상 그래디언트 파형의 주기는 감소하는 MR 영상 내의 영상 아티팩트를 감소시키는 방법.
펄스 발생기에 의해 발생한 촬상 그래디언트 파형에 응답하여 스캐닝 중에 촬상 자기장 그래디언트(imaging magnetic field gradients)를 발생시키는 그래디언트 시스템을 구비하는 MRI 시스템에 있어서,

상기 그래디언트 시스템에 접속되어 각각의 촬상 자기장 그래디언트의 발생 이후에 잔여 자기 보상 자기장 그래디언트(a residual magnetization compensation magnetic field gradient)를 발생시키는 그래디언트 보상 시스템을 포함하되, 상기 MRI 시스템 내의 상기 잔여 자기는 스캐닝 내내 사전선택된 최대 수준으로 유지되는 MRI 시스템.
제 11 항에 있어서,

상기 그래디언트 보상 시스템은 그래디언트 시스템이 스캐닝 중에 발생한 매 촬상 자기장 이후에 상기 잔여 자기 보상 자기장을 발생시키도록 하는 MRI 시스템.
제 11 항에 있어서,

상기 그래디언트 보상 시스템은 두 개의 반대 극성을 갖는 동일한 돌출부를 갖는 잔여 자기 리세트 그래디언트 파형을 발생시키는 MRI 시스템.
제 13 항에 있어서,

각각의 돌출부는 상기 MRI 시스템에서 이용가능한 최대 크기를 갖는 MRI 시스템.
제 11 항에 있어서,

상기 그래디언트 보상 시스템은 상기 촬상 자기장 그래디언트를 변경함으로써 적어도 부분적으로 잔여 자기 리세트 자기장 그래디언트를 발생시키는 MRI 시스템.
제 15 항에 있어서,

상기 촬상 자기장 그래디언트는 그 주기를 감소시킴으로써 변경되는 MRI 시스템.
제 15 항에 있어서,

상기 촬상 자기장 그래디언트는 그 주기를 증가시킴으로써 변경되는 MRI 시스템.