KR20000047701A - 엠알아이 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법 및 시스템 - Google Patents

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제이 엘. 차스킨, 버나드 스나이더, 아더엠. 킹
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Abstract

MRI 시스템은 경사 보상 시스템(29)을 포함하며, 경사 보상 시스템(129)은 잔류 자화에 의해 발생되는 섭동을 촬상 경사 파형에 보상한다. 정체 및 과도 성분을 측정하기 위한 캘리브레이션 처리가 실행되어 보상 데이터를 생성하고 저장한다. 보상 데이터가 룩업 테이블에 저장되거나, MRI 시스템에 의한 나중 사용을 위해, 다항식이 보상 데이터에 적용될 수 있다.

Description

엠알아이 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법 및 시스템{COMPENSATING AN MRI SYSTEM FOR RESIDUAL MAGNETIZATION}
본 발명은 뉴클리어(nuclear) 자기 공진 촬상 방법 및 장치에 관한 것으로, 특히, MRI 시스템에 있어서 자계(magnetic field)에 의해 생성된 잔류 자화를 보상하는 것에 관한 것이다.
인체 조직(tissue)과 같은 물질에 균일한 자계(분극계 B0)를 가하면, 조직내의 각 자기 스핀 모멘트(magnetic moment of the spin)는 이러한 분극계와 정렬하려고 하나, 분극계에 대해 그들 특유의 라모르 주파수(Larmor)에서 무질서하게 진행한다. 물질, 또는 조직에 대략의 라모르 주파수 및 x-y 평면에 있는 자계를 가하면, 네트 정렬 자기 모멘트(net aligned magnetic moment, Mz)는 x-y 평면 측으로 회전하고 뾰쪽하게 되어 네트 횡단 자기 모멘트(Mt)를 생성한다. 신호는 여기된 스핀(excited spin)에 의해 방사되고, 여기 신호(B1)가 종료된후에, 이 신호가 수신되고 처리되어 영상을 형성하게 된다.
자기 공진을 촬상 및 많은 국부 분광 기술에 적용하여, 특정의 영역을 선택적으로 여기시키고 NMR 시스템내의 공간 정보를 부호화하기 위해서는, 선형 자계 경사의 사용이 필요하다. NMR 실험동안에, 특정의 선택된 시간적 변화를 갖는 자계 경사 파형이 이용된다. 그러므로 비 이상적인 자계 경사 파형을 적용하면, 영상 왜곡, 강도 손실, 고스트 현상, 및 다른 결점들이 생성될 수 있다. 예를들어, 부분적으로 선택된 자계 경사가 180。 펄스의 전,후에서 균형을 이루지 않을 경우, 뉴클리어 스핀들의 불완전한 재 위상화, 및 그에 따른 신호 손실이 발생된다. 이에 따라 다중-반향(Carr-Purcell-Mieboom-Gill) 시퀀스중 나중의 스핀 반향들이 합성된다. 또한, (경사 펄스의 종료후의 잔류 자화에 의거하여) 그러한 것이 확실할때 경사계가 0이 아니면, 원하지 않는 위상 분산으로 인해 화학적 시프트 촬상(Chemical Shift Imaging : CSI) 시퀀스에 있어서의 왜곡된 스펙트럼들, 및 다중- 반향 시퀀스에 있어서의 부정확한 스핀-스핀 이완 시간(T2) 결정을 초래할 수 있다. 당업자에게는 시간 가변 자계 경사가 정확히 생성되는 것이 중요하다.
(자석이 초전도 장치일 경우)저온 유지 장치, 심 코일(shim coil) 시스템, 또는 RF 코일로부터 경사 코일을 분리하는 데 이용되는 RF 차폐와 같은 분극 자석내에서 경사계가 도전 구조물들을 결합할 경우, 자계 경사의 생성에 있어서 왜곡을 발생시키는 요인중의 하나가 발생할 수 있다. 이러한 환경 구조에서 유도된 전류를 에디 전류(eddy current)라고 한다. 에디 전류로 인해, 사다리형 전류 펄스를 경사 코일에 각각 적용하기 전 및 후에 자계 경사가 지수적으로 증,감함을 알 수 있었다.
미국 특허 4,698,591의 "자계 경사 에디 전류 보상 방법"에, 에디 전류 유도 경사계 왜곡이 감소되는 방식으로 경사 코일에 적용되는 전류를 형성하기 위해, 아날로그 프리 앰퍼시트(pre-emphasis) 필터를 경사 전력 공급에 이용하는 방법이 개시된다. 필터는, 다수의 지수적 감쇄 부품 및 조절 가능 전위차계(potentiometer)를 포함하며, 시스템 캘리브레이션(calibration) 동안에 세트되어야 한다. 시스템 측정전에, 측정 기술은 정정되지 않은 자계 경사의 임펄스 응답을 측정하고 프리-앰퍼시스 필터를 세팅하는 전위차계를 연산하는데 이용된다. 그러한 기술은 미국 특허, 제 4,950,994호, 제 4,698,591호, 및 제 4,591,789 호에 설명되어 있다.
철판 코어(iron-core) 영구 자석 또는 철판 코어 강화형 초전도 자석에는 다른 타입의 경사 유도 자계 섭동이 존재한다. 히스테리시스(hysteresis)로 알려진 이러한 섭동은 많이 연구되지 않은 상태이며, 개발된 정정 기술도 완벽하지 않다. 히스테리시스 현상을 이해하기 위해, 도 2에 도시된 바이폴라(bipolar) 경사 파형의 효과를 참조하고, 도 3에 도시된 바와 같이 철판 자화가 초기 상태8에 있다고 하자. 이러한 초기 자화 상태는 자화되지 않는 상태로 정의되고, 이 경우에 있어서, 그 상태는 자계가 램프-업(ramp-up)된후 그리고 임의의 경사가 적용되기 전의 상태일 수 있다. 제 1 개시 램프동안에, 경사 코일의 전류, 및 철판 코어로 인한 자계H는 점차적으로 증가한다. 결과적으로, 자기 유도B는 도 3의 곡선(11)에 나타난 바와 같이, H와 함께 증가한다. 경사가 12에서 0으로 램프 다운(ramp-down)되나, 자기 유도B는 0으로 복귀하지 않는다. 대신에, 자계에 무관하게 다른 곡선(14)의 특성을 갖는다. 이러한 현상을 히스테리시스라 하며, 잔류하는 자기 유도(△B)를 잔류 자기라 한다. 경사가 16에서 음의 값으로 더욱 램프 다운되면, 자기 유도(B)는 곡선18을 따라 진행한다. 후속하는 경사 램프(20)에서, H 대 B곡선(22)은 음의 잔류 자화(-△B)로 마감한다. 후보 경사 펄스는 히스테리시스 루프라고 하는 루프에서 자화를 작동시킨다. 특정 형상의 히스테리시스 루프는 MRI 시스템의 구성에 좌우되고, 전형적으로 곡선 라인으로 구성됨을 알수 있을 것이다.
상술한 분석은 시간에 따른 자계 경사 펄스가 촬상에 이용될 경우, 섭동 자계(△B)가 페로마그네틱(ferromagnetic) 물질에서 생성될 수 있음을 나타낸다. 히스테리 효과가 보상되지 않으면, 다수의 영상 인공적 결함이 생성될 수 있다. 예를들어, 위상-부호화 경사 펄스에 의해 유도되는 잔류 자화가 k-공간 데이터에서 모순된 위상 에러를 생성하여 영상 흐림 및 고스트가 생성될 수 있다.
이 문제에 대해 미국 특허 제 5,725,139에서 다루고 있다. 이러한 종래 기술에서 제안된 해결책은 잔류 자화에 의해 생성된 위상 에러를 정정한다는 것이다. 이것을 행하는 10가지의 특정 방법이 제안되고, 이 방법은 특정의 정해진 펄스 시퀀스에 있어서 경사 펄스 파형으로 변환하는 것을 요구한다.
따라서, 본 발명은 MRI 시스템에 있어서 잔류 자화를 감소시켜, 영상의 인공적 결함이 줄어드는 방법 및 장치이다. 특히, 본 발명은 MRI 시스템을 캘리브레이션 하기 위한 방법을 포함하며, MRI 시스템에서는, MRI 시스템에 사용될 후보 촬상 경사 파형에 의해 생성되는 잔류 자화가 측정되고, 후보 촬상 경사 파형에 대한 보상 변환이 결정된다. 영상 데이터를 획득하기 위해 후보 촬상 경사가 실질적으로 MRI 시스템에 의해 이용되면, 보상 변환이 이루어지고, 그 결과로서 도출되는 경사는 잔류 자화를 생성하지 않는다. 보상 변환은 후보 촬상 경사 파형에 보상 경사 로브를 첨부하고, 후보 촬상 경사 파형의 너비를 변환하는 것을 포함한다.
잔류 자화는 두 개의 병렬 성분으로 분할될 수 있으며, 두 병렬 성분은 MR 영상에 있어서의 인공적 결함을 생성할 수 있다. 첫 번째는 정체 히스테리시스 성분이고, 두 번째는 과도 히스테리시스 성분이다. 캘리브레이션 처리는 두 히스테리시스 성분을 측정하고, 두 효과를 줄이는 후보 촬상 경사 파형에 있어서의 보상 변환을 결정한다.
본 발명의 다른 측면에 따르면, 촬상 경사 파형을 보상하기 위한 효과적인 방법이 제공된다. 캘리브레이션 처리는 다양한 형상의 촬상 경사 파형으로 구성될 보상 변환의 룩업 테이블을 생성할 수 있다. 적절한 보상 변환은 촬상 경사로 구성될 수 있으며, 그 직후에 이러한 룩업 테이블로 부터 직접적으로 영상을 획득하는데 이용되거나, 또는 보상 변환은 룩업 테이블에 저장된 값들간에 간삽을 통해 연산될 수 있다. 다른 방법에 있어서, 촬상 경사 파형 형상의 함수로서 보상 변환을 정의하는 다항식이 캘리브레이션 처리 동안에 결정될 수 있다. 영상이 획득될 경우, 촬상 경사에 대한 보상 변환이 이 다항식을 통해 연산될 수 있다.
도 1은 본 발명을 이용한 MRI 시스템의 블럭도,
도 2는 도 1의 MRI 시스템에 의해 생성되는 예시적인 촬상 경사 파형을 나타낸 도면,
도 3은 도 2의 촬상 경사 파형에 의해 생성되는 히스테리시스 곡선을 나타낸 도면,
도 4는 다른 예시적인 촬상 경사 파형을 나타낸 도면,
도 5는 도 4에 의해 생성되는 히스테리시스 곡선을 나타낸 도면,
도 6은 또다른 예시적인 촬상 경사 파형을 나타낸 도면,
도 7은 도 6의 촬상 경사에 의해 생성되는 히스테리시스 곡선을 나타낸 도면,
도 8은 잔류 자화를 0으로 작동시키는 리셋 경사를 결정하기 위해 도 1의 MRI 시스템에 의해 실행되는 펄스 시퀀스를 나타낸 도면,
도 9는 도 8의 펄스 시퀀스에 의해 생성되는 히스테리시스 곡선을 나타낸 도면,
도 10은 촬상 경사 파형에 대한 정체 히스테리시스 보상 경사 로브를 생성하기 위하여 도 1의 MRI 시스템에 의해 실행되는 펄스 시퀀스를 나타낸 도면,
도 11은 과도 히스테리시스를 보상하기 위해 촬상 경사 파형의 너비를 조정하는 도 1의 MRI 시스템에 의해 실행되는 펄스 시퀀스를 나타낸 도면,
도 12는 촬상 경사 파형을 보상하기 위해 도 1의 MRI 시스템에 의해 실행되는 캘리브레이션 처리에 대한 흐름도,
도 13은 도 1의 일부의 MRI 시스템을 형성하는 경사 보상 시스템의 전기적 블럭도.
도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명
100 : 작동 콘솔 102 : 제어 패널
104 : 디스플레이 107 : 컴퓨터 시스템
108,119 : CPU 111 : 디스크 저장
112 : 테이프 구동 113 : 메모리
115,125 : 직렬 링크 118 : 백 플랜
121 : 펄스 생성 모듈 122 : 분리 시스템 제어
127 : 경사 증폭 세트 129 : 경사 보상 시스템
133 : 스캔 룸 인터페이스 134 : 환자 배치 시스템
141 : 자석 어셈블리 150 : 트랜스시버
151 : RF 증폭기 153 : 전치 증폭기
154 : T/R 스위치 161 : 어레이 프로세서
도 4에 도시된 바와 같이, 경사 파형(24)이 MRI 시스템상에서 완전히 소비되면, MRI 시스템의 페로마그네틱 구조가 도 5의 히스테리시스 곡선(25,26)을 따라 작동될 것이다. 잔류 자화(△B1)는 경사 파형의 완료에서 존재한다. 유사하게, 동일한 크기의 음의 경사 파형(27)이 도 6에 도시된 바와 같이 완전히 소비되면, 초기 자화상태가 원점에 있지 않다는 가정하에, 자화는 도 7의 히스테리시스 곡선(28,29)를 따라 작동된다. 잔류 자화(-△B2)는 파형(27)의 완료에서 존재할 것이다. 잔류 자화(△B1또는 -△B2)는 라모르 주파수로부터 주파수 오프셋을 다음과 같이 생성할 것이다.
△f1= △B1γ,
△f2= △B2γ.
여기에서, γ는 스핀의 자이로마그네틱(gyromagnetic) 비율을 나타낸다. 이러한 주파수 오프셋은, 경사 파형(24,27)뒤에 적용되는 RF 여기 펄스를 갖는 스핀으로부터 횡단 자화를 생성함에 의해, 또한 FID NMR 신호를 샘플링한 결과에 의해 측정될 수 있다. 획득된 FID의 퓨리에 변환(Fourier transform)은 오프셋 주파수 △f1또는 △f2에서 최고치를 생성한다.
히스테리시스 곡선이 완벽히 대칭을 이룬다면, △f1은 -△f2와 같게된다. 이것이 일반적인 것은 아니지만, 0자화에 대한 오프셋 주파수가 두 개의 측정된 주파수로부터 다음과 같이 완벽히 연산될 수 있다.
△f0= (△f1- △f2)/2
이 0자화 오프셋 주파수가 다음의 캘리브레이션 절차에 이용되어, 잔류 자화를 0으로 작동하게 하는 경사 "리셋(reset)"를 생성한다.
리셋 경사 파형은, 도 8에 도시된 MRI 시스템상의 펄스 시퀀스를 실행함에 의해 결정된다. 경사 파형은 최대 크기를 갖는 홀수 개수의 로브30 내지 32를 포함하여 양극에서 교체한다. 도 9에 도시된 바와 같이, 이러한 경사는 점33에 나타난 임의의 잔류 자화로부터 페로마그네틱 요소의 자화를 작동시켜, 가능한 최대 크기의 히스테리시스 곡선을 돌아서, 그리고, 점34의 양의 최대 잔류 자화에서 종료한다. 음의 리셋 경사 로브(35)는 점선 36에 나타난바와 같이, 잔류 자화를 0으로 작동시키는 크기로 적용된다.
잔류 자화를 0으로 리셋하는데 필요한 음의 로브(35)의 크기는 도 8의 펄스 시퀀스를 이용한 반복 처리로 결정된다. 경사 파형이 선택된 리셋 로브(35)에 의해 모두 소비되고 나면, 비 선택적 RF 여기 펄스(37)가 횡단 자화를 생성하는데 적용된다. 후속하는 획득 윈도우(39) 동안에 FID 신호가 획득되고, 그의 주파수가 결정된다. 측정된 FID(38)의 주파수가 0자화 오프셋 주파수(△f0)와 동일하게 될 때, 서로 다른 크기의 리셋 로브(35)에 의해 펄스 시퀀스가 반복된다. 이 리셋 경사는, 후술하는 캘리브레이션 측정에 있어서, 잔류 자화를 0으로 작동시키는데 이용된다. 잔류 자화를 발생시키는 자계의 섭동은 두 성분, 즉 정체(stagnant) 히스테리시스 성분, 및 과도(transient) 히스테리시스 성분으로 나뉠수 있다. 잔류 자화의 정체 성분은, 경사 파형이 완료된후 실질적 시간에 의존하지 않고 오랜 시간동안 남는다. 후술하는 제 1 정정 방법은, 보상 경사 로브를 경사 파형에 첨부하여 잔류 성분을 처리함으로서, 정체 성분을 0으로 작동시킨다. 과도 히스테리시스 성분은 후술하는 제 2 정정 방법, 즉 경사 파형 영역을 변경하여 그 결과를 오프셋 시킴에 의해 처리된다.
정체 히스테리시스 성분-리셋 경사를 결정하기 위한 상술한 측정이 임의의 주어진 크기의 경사 펄스에 대한 보상 경사 로브의 크기를 결정하기 위해 제공된다. 특히 도 10을 참조하면, 보상될 경사 파형은 파형(45)으로 표시되며, 이 파형(45)은 예를들어 위상 부호화 경사 파형이다. 이 "후보" 파형에 있어서, 초기 잔류 자화 상태를 0으로 작동시키기 위해, 리셋 경사 파형이 선행하고, 그 다음에 음의 보상 경사 로브(45)가 배치된다. 리셋 경사 파형에 있어서, 양의 최대 크기의 경사 로브 다음에, 상술한 리셋 경사 크기를 갖는 음의 경사 로브가 배치되거나, 또는 그 반대로 배치된다.
보상 경사 로브(47)의 크기는 후보 경사 파형에 의해 생성되는 양의 잔류 자화를 0으로 작동시키기 위해 세트된다. 이 크기는, RF 여기 펄스(48)가 적용되고 그 결과로서 생성되는 FID 신호의 주파수가 결정되는 상술한 처리와 유사한 반복 처리를 통해 결정된다. FID(49)의 주파수가 앞에서 측정된 0자화 오프셋 주파수(△f0)와 동일할 경우, 후보 경사 파형(45)이 정체 히스테리에 적절히 보상된다.
후보 경사 파형이 음의 경사일 경우, 보상 경사 로브는 크기에 있어서 양이 됨을 알수 있을 것이다. 후보 경사 파형이 양 및 음의 경사 로브를 가질경우(예를들어 슬라이스 선택 경사), 적정 보상 경사 로브는 양 또는 음일 것이다. 이것에는 반복적인 처리가 최적의 크기를 반드시 포함하는 적정 범위에 걸친 크기값들을 테스트하는 것이 필요하다.
모든 촬상 펄스 시퀀스에 이용되는 모든 촬상 경사 파형에 대한 보상 경사 로브를 측정할 수 있으면, 경사 로브 크기 및 너비의 변화를 필요로 하는 보상 경사를 우선 측정하고, 테이블에 그들을 저장할 수 있게된다. 이러한 처리는 MRI 시스템 캘리브레이션의 일부분으로써 실행된다. 특정의 펄스 시퀀스가 계속적으로 정해지면, 적정 보상 경사 크기가 저장된 테이블에서 탐색되고, 촬상 경사 파형에 첨부된다. 후보 경사 로브 크기 및 너비와, 최적 보상 경사 로브 크기간의 관계를 나타내는 특정 보상 로브 크기를 다항식에 적용하는 다른 방식이 있다. 그러므로, 작동 시간에, 최적 보상 경사 로브 크기는 이 다항식 함수를 사용하여 연산된다.
과도 히스테리시스 성분- 과도 히스테리시스로 인해, 후보 경사 파형이 모두 소비되는 동안 및 그 후의 짧은 시간 동안에, 횡단면에 있는 스핀 자화에서 위상 에러가 발생된다. 상술한 바와 같이, 정체 잔류 자화가 보상된 후에, 도 11의 펄스 시퀀스를 사용하여 과도 히스테리시스 성분이 측정된다.
특히, 도 11을 참조하면, 잔류 자화는 상술한 리셋 경사 파형(52)을 적용함에 의해 0까지 작동된다. 과도 자화는 비선택적 90。 RF 여기 펄스(53)에 의해 생성되고, 그 다음, 후보 경사 파형(54)이 적용된다. 상술한 바와 같이, 후보 경사 파형(54)은 경사 로브(55)에 의해 정체 히스테리시스에 보상된다. 비 선택적 180。 RF 반향 펄스(56)는 여기 펄스(53)후의 시간 TE/2에서 적용되고, NMR 반향 신호(57)는 독출 경사(58)에 직면하여 획득된다. 독출 경사가 선택되며, 그 영역은 로브(54,55)의 전체 영역과 동일하다. 독출 경사 크기가 최소로 유지되어, 그 자신의 히스테리시스 효과를 최소로 한다.
이상적으로, 반향 신호(57)는, RF 여기 펄스(53) 후의 반향 시점 TE에 발생하는 피크치로 정밀하게 정렬된다. 후보 경사 파형(54,55)이 적용되면, 과도 히스테리시스 효과로 인해, 반향 신호는 60 또는 61에 도시된 바와 같이 시간적으로 시프트(shift)된다. 이러한 위상 오프셋은 63에 나타난 바와 같이 후보 펄스의 너비를 변경함으로서 정정된다. 도 11의 펄스 시퀀스는, 반향 신호(57)의 중심부가 이상적인 반향 시간TE에서 정밀하게 정렬될 때 까지 후보 파형(54)의 너비를 변화시키는 반복 처리로 반복된다.
이러한 절차는 MRI 스캐너(scanner)상에 이용되는 모든 경사 파형의 너비를 조절하는데 이용될 수 있으며, 또는 상술한 바와 같이, 작동 시간에 주어진 크기 및 펄스 너비를 갖는 각 경사 파형을 조정하는데 이용되는 시스템 캘리브레이션 동안에 테이블 또는 다항식이 생성될 수 있다. 이러한 캘리브레이션 절차는 짧은 시간 상수를 갖는 임의의 잔류 에디 전류를 보상한다.
우선, 도 1을 참조하면, 본 발명에 관련되는 바람직한 MRI 시스템의 주요 구성이 도시된다. 시스템의 작동은 키보드 및 제어 패널(102)과 디스플레이(display, 104)를 포함하는 작동 콘솔(console, 100)로부터 제어된다. 콘솔(100)은 링크를 통해 각 컴퓨터 시스템(107)과 통신하고, 각 컴퓨터 시스템(100)은 제품을 제어하고 스크린(104)상에 영상을 디스플레이하는 작동자를 인에이블(enable)한다. 컴퓨터 시스템(107)은, 백플랜(backplane)을 통해 각기 서로 통신하는 다수의 모듈을 포함한다. 다수의 모듈들은 영상 처리 모듈(106), CPU 모듈(108), 및 본 분야에서 영상 데이터 어레이(image data array)를 저장하는 프레임 버퍼(frame buffer)로 알려진 메모리 모듈(113)을 포함한다. 컴퓨터 시스템(107)은 영상 데이터 및 프로그램 저장용 디스크 저장 매체(111) 및 테이프 구동기(112)와 링크 접속되며, 고속 직렬 링크(115)를 통해 각 시스템 제어기(122)와 통신한다.
시스템 제어기(122)는 백플랜(118)에 의해 서로 접속된 모듈 세트를 포함한다. 이들은 CPU 모듈(119)과 직렬 링크(125)를 통해 작동 콘솔(100)에 연결된 펄스 생성 모듈(121)을 포함한다. 이 링크(125)를 통해 시스템 제어기(122)는 작동자로 부터 실행될 스캔 시퀀스를 나타내는 명령을 수신한다. 펄스 제어 모듈(121)은 시스템 구성을 작동시켜, 원하는 스캔 시퀀스를 실행한다. 펄스 제어 모듈(121)은 타이밍, 세기, 생성될 RF 펄스의 세기 및 형상, 데이터 획득 윈도우의 타이밍 및 길이를 나타내는 데이터를 생성한다. 스캔 동안에 생성될 경사 펄스의 타이밍 및 형상을 나타내기 위해, 펄스 제어 모듈(121)은 경사 보상 시스템(129)을 통해 경사 증폭기 세트(127)에 연결된다. 펄스 생성 모듈(121)은, 환자 및 자석 시스템의 조건에 관련되는 다양한 센서로부터 신호를 수신하는 스캔 룸 인터페이스(scan room interface) 회로(133)에 연결된다. 환자 배치 시스템(134)은 스캔 룸 인터페이스 회로(133)을 통해 명령을 수신하여, 환자를 스캔을 위한 원하는 위치로 이동시킨다.
펄스 생성 모듈(121)에 의해 생성되는 경사 파형은 하기에서 보다 자세히 설명된 바와 같이 시스템(129)에 의해 보상되고, Gx, Gy, Gz 증폭기로 구성된 경사 증폭 시스템(127)에 적용된다. 각 경사 증폭기는 자석 어셈블리(141)의 일부분을 형성하는 대응하는 경사 코일(도시되지 않음)을 여기시킨다. 본 분야에 잘알려진 바와 같이, 경사 코일은 위치 부호화 획득 신호에 이용하는 선형 자계 경사를 생성한다. 자석 어셈블리(141)는 분극 자석(도시되지 않음) 및 RF 코일(도시되지 않음) 전체 몸체를 포함한다. 바람직한 실시예에 있어서, 분극계는 영구 자석 및 분극계를 형성하고 관리하는데 이용되는 관련 철판 코어에 의해 생성되며, 이에 대한것은, 미국 특허 제 5,652,517호의 "MRI 장치에 대한 자석 어셈블리"에 설명되어 있다. 이러한 요소들은 경사계에 의해 자화되고, 본 발명에 의해 처리되는 잔류 자화 문제를 유발한다.
시스템 제어기(122)에 있어서, 트랜스시버 모듈(150)은 RF 펄스를 생성한다. RF 펄스는 RF 증폭기(151)에 의해 증폭되고, 전송/수신 스위치(154)에 의해 자석 어셈블리(141)의 RF 코일에 결합된다. 환자의 여기된 뉴클레이(nuclei)에 의해 방사되는 결과 신호는 동일한 RF 코일에 의해 감지되고, 전송/수신 스위치(154)를 통해 전치증폭기(153)에 결합된다. 증폭된 NMR 신호는 트랜스시버(150)의 수신부에서 복조되고, 여과되며, 디지탈화된다. 전송/수신 스위치(154)는 펄스 생성 모듈(121)로 부터의 신호에 의해 제어되어, 전송 동안에 RF 증폭기(151)과 RF 코일을 전기적으로 연결하고, 수신 모드 동안에 전치 증폭기(158)를 연결한다. 또한, 전송/수신 스위치(154)는 전송 또는 수신 모드에서 사용될 각 RF 캘리브레이션을 인에이블하고, 그에 대해서는 하기에서 보다 상세히 설명된다.
RF 코일에 의해 픽업(pick-up)되는 NMR 신호는 트랜스시버 모듈(150)에 의해 디지탈화되고, 시스템 제어(122)의 메모리 모듈(160)에 전달된다. 스캔이 완료되고, 전체의 데이터 어레이가 메모리 모듈(160)에서 획득되면, 어레이 프로세서(161)가 작동되어 데이터를 영상 데이터 어레이로 변환한다. 이 영상 데이터는 직렬 링크(115)를 통해 컴퓨터 시스템(107)에 운송되어 디스크 메모리(111)에 저장된다. 작동 콘솔(100)로부터 수신된 명령에 응답하여, 이 영상 데이터는 외부 구동기(112)상에 보관되거나, 또는 영상 처리기(106)에 의해 한 번 더 처리되고, 작동 콘솔(100)에 운송되어 디스플레이(104)상에 나타나게 된다.
트랜스시버(150)에 대한 보다 자세한 설명은, 미국 특허 4,952,877 및 4,992,736을 참조하면 된다.
MRI 시스템은 도 12에 도시된 절차를 이용하여 주기적으로 캘리브레이션된다. 이러한 절차에 필요한 측정을 위해, 캘리브레이션 허상(phantom)이 MRI 시스템에 배치된다. 이 허상은 하나의 경사축을 따라, 그리고 시스템 등심부(isocenter)로부터 이격된 MR 활성 물질의 샘플을 지지한다. 예를들어, 그 샘플은 대략 직경 1인치의 아크릴 튜브(acrylic tube)에 포함된 0.44cc의 0.5M CuSO4 도핑 물(water)이다. 샘플은 MRI시스템을 캘리브레이션하는데 이용되는 측정 펄스 시퀀스에 있어서 NMR 신호의 소오스 역할을 한다. 본 발명의 캘리브레이션 절차를 실행하기 전에, MRI 시스템이 보상되어, 잘알려진 방법중의 하나를 사용하여 에디 전류 효과를 오프셋 한다.
특히 도 12를 참조하면, 잔류 자화 캘리브레이션 절차에 있어서, 제 1 단계는 처리 블럭(200)에 나타난 바와 같이, 0 자화 오프셋 주파수를 측정하는 것이다. 이 단계는 수학식 1-3에 관련되어 상기에서 설명되었으며, 0자화 오프셋 주파수는 잔류 자화가 MRI 시스템에 없을 경우의 NMR 신호 주파수를 나타낸다. 리셋 경사 파형의 크기는 처리 블럭(202)에 나타난 바와 같이 결정된다. 상술한바와 같이, 이 단계는 도 8의 펄스 시퀀스를 이용하여, MRI 시스템의 잔류 자화를 0으로 작동시키는 리셋 경사 파형의 형상을 결정한다. 루프가 제공되어 각 후보 촬상 경사 파형이 정체 히스테리시스 효과 및 과도 히스테리시스 효과에 보상된다. 도 12를 계속 참조하면, 처리 블럭(204)에서 크기 및 펄스 너비를 포함하는 후보 경사 파형은 경사 형상 리스트를 저장하는 테이블로부터 선택된다.
처리 블럭(206)에 나타난 바와 같이, 도 10의 펄스 시퀀스가 실행되어 후보 경사 파형에 의해 부과되는 주파수 오프셋을 측정한다. 측정된 주파수 오프셋이, 결정 블럭(208)에서 결정된 바와 같이, 0 자화 오프셋의 기선택 범위내에 있다면, 처리는 다음 단계로 진행한다. 그렇지 않을 경우, 보상 경사 로브(도 10)는 처리 블럭(210)에 나타난바와 같이 조절되고, 주파수 오프셋 측정이 반복된다. 이 단계는 최적 보상 경사 로브가 후보 경사 파형에서 발견될 때 까지 반복된다. 처리 블럭(212)에 나타난바와 같이, 이 최적 보상 경사 로브 크기는 룩-업 테이블에 저장된다. 이러한 캘리브레이션 처리동안, 후보 경사 파형의 너비를 조절함에 의해 전체 네트 경사 영역이 유지된다.
처리 블럭(214)에 나타난 다음 단계에서는, 도 11의 펄스 시퀀스를 이용하여 반향 신호 시간 시프트를 측정한다. 상기에서 설명된 바와 같이, 반향 신호(57)의 픽크 위치가 검출되고, 반향 시간(TE)으로 부터의 오프셋은 1D 퓨리에 변환을 연산하며, 선형 위상 기울기를 측정함에 의해 결정된다. 결정 블럭(216)에서 결정된 바와 같이, 오프셋이 반향 시간(TE)으로부터의 프리셋 제한 영역내에 있다면, 보상이 완료된다. 그렇지 않을 경우, 후보 경사 파형의 너비는 처리 블럭(218)에서 조절되고, 오프셋 시간의 측정이 처리 블럭(214)에서 반복된다. 이러한 반복 처리에 의해 최종적으로 얻어지는 최적의 조정이 처리 블럭(220)에 나타난바와 같이 룩업 테이블에 저장된다.
상기 처리는 MRI 시스템상에 이용될 모든 경사 파형에 대해 반복된다. 또한 상기 처리는 각 경사축, x,y,z에 대해 반복된다. 모든 후보 경사 파형이, 결정 블럭(222)에 나타난 바와 같이 보상되면, 캘리브레이션 처리가 완료된다.
상기 설명된 캘리브레이션 처리에 있어서, 많은 변경이 가능함을 알아야 한다. MRI 시스템에 이용되는 각각의 모든 후보 경사 파형을 처리하기 보다도, 선택된 크기 및 너비의 샘플 경사 파형이 처리될 것이다. 룩업 테이블에 저장된 보상값은, 촬상 펄스 시퀀스에서 이용되는 경우에, 샘플 경사 파형을 직접적으로 보상하는데 연속적으로 이용될 수 있다. 또한, 다른 경사 파형은, 룩업 테이블에 저장된 값들간을 간삽하여 생성되는 값을 이용하여 보상될 것이다.
다른 방법에서는 샘플 경사 파형을 처리하여, 후보 경사 파형 크기 및 너비에 대한 함수로서의 보상 세트를 생성한다. 이러한 샘플 보상 값은 경사 크기 및 너비 함수로서 보상 값을 나타내는 다항식 함수에 적용된다.
캘리브레이트형 MRI 시스템을 사용하여 영상이 획득되면, 작동자는 정해진 스캔을 MRI 시스템에 입력한다. 이 규정은 촬상 펄스 시퀀스 동안에 이용될 특정의 경사 파형을 포함하는 스캔 파라메타를 정의한다. 그러나 이용되기 전에, 경사 파형캘리브레이션 처리 동안에 연산되는 보상값을 사용하여, 이 경사 파형이 잔류 자화에 보상된다. 이러한 보상은 다수의 방법으로 실행될 수 있다.
바람직한 실시예에 있어서, 일부 촬상 경사 파형은 스캔이 시작되기 전에 보상된다. 이것들은 슬라이스 선택 경사 파형과, 스캔동안에 고정되게 유지되는 독출 경사 파형을 포함한다. 이러한 경사 파형에 대한 보상값은 룩업 테이블로부터 읽혀지고, 그들의 형상을 수정하는데 이용된다. 이것은 보상 경사 로브와 촬상 경사 파형을 가산하고, 촬상 경사 파형의 너비를 조정하는 것을 포함한다. 그 다음, 보상된 경사 파형은, 그들이 모두 소비되는 스캔동안에 촬상 경사를 생성하는데 사용하기 위해, 펄스 발생 모듈(121)에 저장된다.
일부 촬상 경사는 그들이 펄스 발생 모듈(121)에 의해 모두 소비될 때 보상된다. 촬상 펄스 시퀀스에 있어서 위상 부호화 경사는 스캔동안에 많은 값(예를들어, 128, 또는256)을 통해 단계적으로 진행되고, 바람직한 실시예에 있어서, 이것들은 그들이 모두 소비될 때, 경사 보상 시스템(도 1의 129)에 의해 보상된다.
특히, 도 13을 참조하면, 경사 보상 시스템(129)은, 캘리브레이션 처리동안에 연산된 룩업 테이블을 디지탈 형태로 저장하는 파형 메모리(250)를 포함한다. 이 저장된 룩업 테이블은, 제어기(202)가 제어 버스(204)를 통해 펄스 제어 모듈(121)로 부터의 명령을 수신할 때, 촬상 경사 파형에 첨부되는 보상 파형을 연산하기 위해, 제어기(252)에 의해 이용된다. 이 보상 파형의 디지탈 값들은, 데이터 버스(260)를 통해 하나 이상의 A/D변화기(256-258)에 적용된다. 제어기(252)는 적절한 D/A변환기(256-258)를 인에이블 시키고, 디지탈화된 보상 파형을 그들에게 기록하여, 하나 이상의 A/D변환기(256-258)의 출력에 보상 파형의 아날로그 버전(version)을 생성한다. 이러한 출력들은 각각 x-축, y-축, 및 z-축 경사 증폭기(127)를 작동시킨다.
촬상 펄스 시퀀스가 도 1의 MRI 시스템에 의해 실행되면, 펄스 발생 모듈(121)은 데이터 버스(260)상에 촬상 경사 파형을 생성하고, 그들을 적절한 D/A 변환기(256-258)에 적용한다. 그 다음, 제어기(252)는 보상 파형을 첨부하기 위해, 제어 버스(254)를 통해 신호 전송된다. 제어기(252)는 적절한 보상 파형을 생성하고, 그것을 적절한 A/D 변환기(256-258)에 적용한다.
완성된 경사 캘리브레이션 처리는 다음의 단계:
1. 에디 전류를 보상;
2. 후보 경사 파형의 네트 경사 영역을 보존하는 동안에 정체 잔류 자화를 0으로 함;
3. 후보 경사 파형의 너비를 조정하여 과도 히스테리시스 효과와 과도 에디 전류를 0으로 함을 포함한다.
이상 설명한 바와 같이, 본 발명은 MRI 시스템에 있어서 잔류 자화를 감소시켜, 영상의 인공적 결함이 줄어드는 효과가 있다.

Claims (13)

  1. MRI 시스템을 캘리브레이션하여 획득된 영상의 잔류 자화 효과를 줄이는 방법에 있어서,
    a) 보상될 후보 경사 파형(204)을 선택하는 단계와,
    b) 상기 선택된 후보 경사 파형에 의해 생성되는 잔류 자화 효과(206,214)를 MRI 시스템으로 측정하는 단계와,
    c) 상기 잔류 자화 효과를 상당히 줄이는 선택된 후보 경사 파형에 대한 보상 조정 데이터(210,218)를 결정하는 단계와,
    d) 상기 MRI 시스템에 의해 이용되는 다수개의 서로 다른 후보 경사 파형(222)에 대해 상기 a), b), 및 c) 단계를 반복하는 단계와,
    e) MRI 영상을 획득할 때 상기 MRI 시스템에 의한 이용을 위해 상기 보상 조정 데이터(212,220)를 저장하는 단계를 포함하여 이루어진 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 보상 조정 데이터는, 룩업 테이블에 보상 조정 값으로 저장되는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 보상 조정 데이터는, 보상 조정을 경사 파형 형상의 함수로써 나타내는 다항식으로 저장되는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 b) 단계는, 상기 선택된 후보 경사 파형(45)을 이용하는 상기 MRI 시스템으로 펄스 시퀀스를 실행하여, 상기 후보 경사 파형(45)으로 인한 NMR 신호(49)의 주파수 시프트를 측정하는 단계를 포함하는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 펄스 시퀀스는,
    ⅰ) 리셋 경사 펄스 파형(46)을 적용하여 MRI 시스템의 잔류 자화를 실제적으로 0으로 작동시키는 단계와,
    ⅱ) 상기 선택된 후보 경사 파형(45)을 적용하는 단계와,
    ⅲ) RF여기 펄스(48)를 적용하여 NMR 신호를 생성하는 단계와,
    ⅳ) 상기 NMR 신호를 획득하는 단계를 포함하는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 c) 단계는,
    보상 경사 로브(47)를 상기 후보 경사 파형(45)에 첨부하는 단계와,
    상기 보상 경사 로브(47)의 크기를 조정하여, 측정된 주파수 시프트가 미리 설정된 임계치보다 낮아질 때 까지 b) 단계를 반복하는 단계를 포함하고,
    그 결과로서 도출되는 보상 경사 로브 크기는 선택된 후보 경사 파형에 대한 보상 조정 데이터인 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  7. 제 4 항에 있어서,
    상기 b) 단계는, 상기 선택된 후보 경사 파형을 이용하는 상기 MRI 시스템으로 제 2 펄스 시퀀스를 실행하여, 상기 후보 경사 파형(54)에 의해 초래되는 NMR 반향 신호(57,60,61)의 반향 시간(TE) 시프트를 측정하는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 제 2 펄스 시퀀스는,
    ⅰ) 리셋 경사 펄스 파형을 적용하여 상기 MRI 시스템의 잔류 자화를 충분히 0으로 작동시키는 단계와,
    ⅱ) RF 여기 펄스(53)를 적용하여 횡단 자화를 생성하는 단계와,
    ⅲ) 선택된 후보 경사 파형(54)을 적용하는 단계와,
    ⅳ) RF 펄스(56)를 적용하여 횡단 자화를 반전시키고, NMR 반향 신호(57,60,61)를 생성하는 단계와,
    ⅴ) 상기 NMR 반향 신호를 획득하는 단계를 포함하는 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 c) 단계는, 상기 선택된 후보 경사 파형(54)의 너비를 조정하고, 상기 측정된 반향 시간(TE)이 기설정된 임계보다 낮아질때까지, b)단계를 반복하는 단계를 포함하며,
    그 결과로서 도출되는 너비 조정은 선택된 후보 경사 파형에 대한 보상 조정 데이터인 MRI 시스템에 대한 잔류 자화 보상 방법.
  10. 펄스 생성기(121)에 의해 생성되는 촬상 경사 파형에 응답하여, 스캔동안에 촬상 자계 경사를 생성하기 위한 경사 시스템(127)을 포함하는 MRI 시스템에 있어서,
    상기 경사 시스템(127)에 결합되고, 영상 자계 경사가 생성된후에 상기 MRI시스템의 잔류 자화를 충분히 0으로 작동시키는 촬상 자계 파형(450)에 보상 경사 로브를 첨부하도록 작동되는 경사 보상 시스템(129)를 구비한 장치.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 경사 보상 시스템(129)은, 상기 MRI 시스템의 잔류 자화를 실제적으로 0으로 작동시키기 위해 스캔동안에 생성되는 리셋 경사를 생성하는 수단을 포함하는 장치.
  12. MRI 시스템에 대한 리셋 경사를 생성하는 방법에 있어서,
    a) MRI 시스템으로 펄스 시퀀스를 실행하는 단계로써,
    ⅰ) 제 1 로브(32)와 제 2 로브(35)를 포함하는 리셋 경사 파형을 생성하는 과정과,
    ⅱ) RF 여기 펄스(37)를 생성하여 횡단 자화를 생성하는 과정과,
    ⅲ) NMR 신호(38)을 획득하는 과정을 포함하는 단계와,
    b) NMR 신호의 주파수를 결정하는 단계와,
    c) 제 2 리셋 경사 로브의 크기를 변화시키는 단계와,
    d) 상기 NMR 신호의 주파수가 0 자화 주파수(△f0)와 실질적으로 동일하게 될 때까지 a) 단계 내지 c) 단계를 반복하는 단계를 포함하는 방법.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 0자화 주파수(△f0)는 상기 MRI 시스템으로 펄스 시퀀스를 실행하여, 일측 극점의 경사 펄스가 적용된 후에 획득되는 NMR 신호의 주파수(△f2)를 측정하고,
    상기 MRI 시스템으로 다른 펄스 시퀀스를 실행하여, 반대측 극점의 경사 펄스가 적용된후에 획득되는 NMR 신호의 주파수(△f2)를 측정하며,
    △f0- (△f1- △f2)/2로써 0자화 주파수를 연산하는 방법.
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