KR20010061992A - 자기 공명 촬영 시스템 및 자기 공명 시스템의 스캔시퀀스 수행 방법 - Google Patents

자기 공명 촬영 시스템 및 자기 공명 시스템의 스캔시퀀스 수행 방법 Download PDF

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제이 엘. 차스킨, 버나드 스나이더, 아더엠. 킹
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Abstract

자기 공명 촬영 시스템은 주 전신 경사 코일 세트와 보조 경사 코일 세트를 갖는다. 보조 경사 코일은 고속 촬영 펄스 시퀀스가 수행될 때 촬영 경사를 발생시키는데 이용되고, 주 경사 코일 세트는 스캔 동안에 인터리브된 포화 혹은 내비게이터 신호 펄스 시퀀스가 수행될 때 이용된다.

Description

자기 공명 촬영 시스템 및 자기 공명 시스템의 스캔 시퀀스 수행 방법{MRI SYSTEM WITH MODULAR GRADIENT SYSTEM}
본 발명은 핵 자기 공명 촬영(MRI) 방법 및 시스템에 관한 것이다. 보다 구용적으로, 본 발명은 MRI 시스템에서 자장 경사(magnetic field gradients)를 발생시키는 것과, 이것을 촬영 펄스 시퀀스에 이용하는 것에 관한 것이다.
인간의 조직(tissue)과 같은 물질에 균일한 자장(분극장(polarizing field) B0)이 인가되면, 조직내의 각각의 스핀 자기 모멘트는 분극장과 정렬하려고 하지만, 이들은 분극장에 대해 불규칙한 순서로 그들의 특성 라모 주파수(characteristic Larmor frequency)로 세차 운동을 한다. 만약 물질 혹은 조직에 x-y 평면으로 라모 주파수 부근의 자장(여기장 B1)이 인가되면, 총 정렬 모멘트(net aligned moment) MZ는 회전하거나 x-y 평면으로 기울어져서, 총 횡축 자기 모멘트(net transverse magnetic moment) Mt를 발생시킨다. NMR 신호는 여기 신호(exitation signal) B1이 종료한 이후에 여기 스핀에 의해 방출되고, 이 신호는 수신되어 영상을 형성하도록 처리된다.
영상을 발생시키기 위해 NMR 신호를 이용할 때, 피검자의 특정 부위로부터NMR 신호를 획득하는 기술이 이용된다. 전형적으로, 촬영될 영역(관심 영역)은 이용중인 해당 위치 결정법(localization method)에 따라 NMR 측정 사이클이 변하는 시퀀스에 의해 스캔된다. 관심 영역은 예컨대 머리나 심장처럼 환자의 인체의 작은 부분일 수도 있고, 또는 예컨대 흉곽이나 척추처럼 훨씬 더 큰 부분일 수도 있다. 수신된 NMR 신호의 최종 세트는 디지털화 및 처리되어, 공지된 재구성 기술중 하나를 이용해 영상을 재구성한다. 이러한 스캔을 수행하기 위해서는, 당연히 피검자의 특정 부위로부터 NMR 신호를 유도해내는 것이 필수적이다. 이것은 분극장 B0과 동일한 방향을 가지지만 각기 X, Y, Z축을 따라 경사를 갖는 자장(Gx, Gy,Gz)을 이용하여 수행된다. 자장 경사는 촬영되는 대상의 둘레에 위치하는 코일 집합체 트리오(a trio of assemblies ; 3개의 코일 집합체가 1개조를 구성하는 것임)에 의해 발생된다. 각각의 NMR 측정 사이클 동안에 이들 경사의 세기를 제어함으로써, 스핀 여기의 공간 분포가 제어될 수 있고, 최종 NMR 신호의 위치도 식별될 수 있다.
환자의 큰 부분을 촬영하기 위해서, 각각의 경사장 코일은 매우 큰 용적의 한 축을 따라 선형적으로 가변하는 자장을 발생시켜야 한다. 한편, 환자의 작은 부분을 촬영하기 위해서는, 각각의 경사장 코일의 물리적 크기는 더 작아질 것이고, 더 큰 전신 경사 코일과는 완전히 다른 전기적 특성을 가질 것이다.
MRI 시스템에 대해 최적의 경사 서브시스템을 제공할 때, 고려해야 할 많은 상반되는 설계 항목들이 존재한다. 피크 경사 크기. 피크 경사 슬루 레이트(peakgradient slew rate), 촬영 용적 전반의 경사 공간 선형성, 발열, 주변 신경 시물레이션에 대한 환자 안전(예를 들면, dB/dt 제한) 등의 요소 모두를 고려해야 한다. 반드시 절충을 해야만 한다. 예를 들면, 매우 선형적인 장 경사 코일은 인덕턴스가 높은 경향이 있어서, 높은 슬루 레이트를 제공하기 위해 상당한 고전압 공급원을 필요로 한다. 척추 촬영을 위해 큰 검사 범위에 대해 선형 경사장을 발생하는 코일은 높은 슬루 레이트에서 구동될 때 과도한 dB/dt를 발생시킬 수 있다. 직경이 더 작거나 길이가 더 짧은 작은 경사 코일이 이용될 때 효율(즉, 발열)은 더 좋다. 더 작은 직경의 경사 코일은 예를 들어 고속 EPI 펄스 시퀀스로 머리를 촬영할 때 이용된다.
이러한 경사 서브시스템 설계 딜레마를 다루기 위해 많은 해결책이 제안되었다. 미국 특허 제 5,311,135 호에 설명된 것을 예로 들면, 경사 코일 권선에 탭을 만들고, 경사 증폭기는 실행중인 해당 스캔에 따라 코일상의 다른 탭에 대해 스위칭될 수 있다. 이러한 스위칭은 최적 경사장의 크기와 위치 뿐만 아니라 코일의 전기적 특성도 변경시킨다. 미국 특허 제 5,736,858 호에 개시된 다른 해결책에서는, 두 개의 독립된 경사 코일 세트가 제공되고, 세 개의 경사 증폭기가 수행중인 해당 스캔에 따라 어느 한쪽 세트 혹은 양쪽 세트에 대해 스위칭할 수 있다. 경사 코일의 한 세트는 비교적 큰 전신 코일이고, 보조 경사 코일 세트는 비교적 작다. 경사 증폭기들은 하나의 펄스 시퀀스내에 세 개의 경사 코일 구성 사이를 급속 스위칭할 수 있는 고속의 반도체 스위치를 갖는다.
1999년 8월 25일에 "Modular Gradient System For MRI System"이란 발명의명칭으로 출원되어 동시 계류중인 미국 특허 출원 번호 제 09/382,905 호에 개시된 또다른 해결책에서는, 전신 경사 코일 및 보조 경사 코일 세트를 구동하기 위해 독립된 경사 증폭기 세트를 이용한다. 따라서 경사 코일 세트 둘다 하나의 촬영 펄스 시퀀스 동안에 독립적으로 혹은 동시에 이용될 수 있다.
많은 촬영 응용에서 보조 경사 코일 세트가 이용되는데, 그 이유는 이들이 각 응용마다 특별히 설계되기 때문이다. 이러한 보조 경사 코일 세트는 전형적으로 그 경사장이 균일한 한정된 검사 범위를 갖는다. 이것은 촬영 용적의 외부나 에지 근처에서의 공간 위치 결정(spatial localization)을 필요로 하는 응용에서는 불리할 수 있다. 예를 들면, 미국 특허 제 4,715,383 호에 설명된 것과 같은 공간 포화는 검사 범위의 에지 근처에 자주 적용된다. 만약 보조 코일이 공간 포화와 촬영 경사 모두에 이용되면, 공간 포화 펄스는 작은 한정된 용적에 대해서만 효과적일 것이다.
다른 임상 응용에서, 시상면(sagittal planes)이 있는 척추를 촬영하기 위해서는 고속 스핀 에코(Fast Spin Echo;FSE) 시퀀스가 이용된다. 위상 엔코딩은 전형적으로 심장 인공물, 유동 인공물 및 호흡 운동 인공물이 척추 영상에 겹치는 것을 막기 위한 S/I이다. 환자는 보통 영상 범위(field of view) 외부까지 뻗어 있으므로, 영상 범위를 두 배로 늘린("위상 겹침 없음") 위상 엔코드 오버샘플링(phase encode oversampling)이 위상 엔코딩 방향의 에일리어싱(aliasing) 또는 둘러겹침(wrap-around) 인공물을 피하기 위해 이용된다. 그러나, 위상 엔코드 오버 샘플링이 이용될 때조차도 영상 범위에 대해에일리어스되는 인공물이 존재한다. 이 인공물은 정규 촬영 용적을 넘어선 영역의 B0장 비균질성과 경사 비선형성의 조합에 의해 초래된다. 통상, B1장은 이 영역에서 스핀을 유발시키기에 충분할 정도로 강하지만, 적절히 주파수와 위상이 스핀을 엔코드하기에 불충분한 경사 진폭이 입수 가능하다. 인공물은 밝은 점으로, 이것은 시스템의 불안정성, 와전류, FSE 펄스 시퀀스에서의 전형적인 에코 크기 변조로 인해 고스트된 패턴으로 확산될 수 있다. 특히 이 인공물은 보조 코일 세트가 이용될 때 더 잘 눈에 띄일 것이다. 충분한 크기와 지속 기간으로 인가된 공간 포화 펄스(스포일러(spoilers))가 이러한 인공물을 제거할 수 있다. 그러나, 이것은 보조 코일에서는 효과가 없는데, 그 이유는 이 인공물이 발산되는 영역에서는 경사장이 매우 약하기 때문이다.
영상 범위의 에지 혹은 에지 부근에서의 공간 포화의 또다른 응용은 뇌 관류 촬영(brain perfusion imaging)이다. 두 개의 영상, 즉 경동맥의 공간 포화가 있는 영상과 없는 영상을 획득하여 공제한다. 조악한 공간 포화는 과소 평가된 뇌 관류를 만들어낸다.
공간 포화의 또다른 응용이 매우 두꺼운 평판(slab)을 이용한 3차원 유체 속도 강조 조영술(3D Time of Flight angiography)이다. 이 기술은 전형적으로 공간 포화 펄스를 이용하지 않지만, 상 공간 포화 펄스(superior spatial saturation pulse)의 이용은 정맥류로부터의 신호를 줄여서, 동맥관의 명료성을 개선할 수 있다.
영상 범위의 에지 혹은 에지 부근에서의 위치 결정을 위한 경사 파형의 또다른 응용은, 호흡과 스캐닝을 동기시키기 위해 심장 촬영을 수행할 때 횡격막으로부터 신호를 획득하는 내비게이터 펄스 시퀀스의 이용이다. 조악한 경사 선형성은 조악한 스캔 동기화를 초래하면서 내비게이터 신호에 대해 부정확한 위치 및 영상 범위를 초래한다.
본 발명은, 보조 경사 코일 시스템의 최적 범위내에서 관심 영역으로부터 영상 데이터가 획득되고, 관심 영역의 외부에서 스핀 자화에 영향을 주기 위해 추가 경사가 요구되는 임상 촬영 응용에서 전신 경사 코일 시스템과 보조 경사 코일 시스템의 이용을 최적화하는 방법 및 장치이다. 보다 구체적으로, 보조 경사 코일 시스템은 관심 영역으로부터 NMR 신호가 획득되는 촬영 펄스 시퀀스의 시리즈동안에 동작하고, 전신 경사 시스템에 의해 발생된 경사 펄스는 관심 영역 외부에서 스핀 자화에 영향을 미치도록 촬영 펄스 시퀀스와 인터리브된다. 인터리브된 경사 펄스 시퀀스는 예를 들면 공간 전포화 시퀀스의 일부로서 이용되거나, 혹은 관심 영역 외부의 특정 위치에 횡축 스핀 자화가 발생되는 내비게이터 펄스 시퀀스의 일부로서 이용될 수도 있다.
도 1은 본 발명의 바람직한 실시예를 이용하는 MRI 시스템의 블록도,
도 2는 도 1의 MRI 시스템의 부분을 형성하는 경사 회전 및 보상 프로세서의 전기적 블록도,
도 3은 본 발명의 바람직한 실시예가 이용되는 도 1의 MRI 시스템에 의해 수행되는 스캔의 그래픽 예시도,
도 4는 도 3의 스캔 동안에 영상 데이터가 획득되는 관심 영역과, 전포화 펄스 시퀀스에 의해 포화되는 주변 영역들을 그림으로 나타낸 도면.
도면의 주요 부분의 대한 부호의 설명
106 : 영상 처리 모듈 107 : 컴퓨터 시스템
121 : 펄스 발생기 모듈 122 : 시스템 제어기
126 : 경사 회전 및 보상 처리 127 : 주 경사 증폭기 세트
128 : 보조 경사 증폭기 세트 133 : 스캔 룸 인터페이스 회로
134 : 환자 위치 지정 시스템 139 : 경사 코일 집합체
151 : RF 증폭기 153 : 전치 증폭기
먼저 도 1을 참조하면, 동 도면은 본 발명을 채용한 바람직한 MRI 시스템의 주요 구성 요소를 도시하고 있다. 시스템의 동작은 키보드 및 제어 패널(102)과디스플레이(104)를 포함하는 조작 콘솔(100)로부터 제어된다. 콘솔(100)은 독립된 컴퓨터 시스템(107)과 링크(116)를 통해 통신하는데, 컴퓨터 시스템(107)은 조작자가 스크린(104)상에서의 영상 발생 및 디스플레이를 제어할 수 있게 한다. 컴퓨터 시스템(107)은 백 플레인(backplane)을 통해 서로 통신하는 다수의 모듈을 포함한다. 이 모듈들은 영상 처리 모듈(106), CPU 모듈(108), 메모리 모듈(113)를 포함하는데, 이들은 영상 데이터 어레이를 기억하는 프레임 버퍼처럼 본 기술 분야에서 공지된 것이다. 컴퓨터 시스템(107)은 영상 데이터와 프로그램을 기억하는 디스크 기억장치(111)와 테이프 드라이브(112)에 링크되어 있고, 고속 시리얼 링크(115)를 통해 독립된 시스템 제어기(122)와 통신한다.
시스템 제어기(122)는 백 플레인(118)에 의해 상호 접속된 모듈 세트를 포함한다. 모듈 세트는 CPU 모듈(119)과, 시리얼 링크(125)를 통해 조작 콘솔(100)과 접속하는 펄스 발생기 모듈(121)을 포함한다. 시스템 제어기(122)는 이 링크(125)를 통해 조작자로부터 수행될 스캔 시퀀스를 나타내는 커맨드를 수신한다. 펄스 발생기 모듈(121)은 시스템 구성 요소들을 동작시켜서 원하는 스캔 시퀀스를 실행한다. 이것은 발생될 RF 펄스의 타이밍, 세기, 형상과 데이터 획득 윈도우의 타이밍과 길이를 나타내는 데이터를 발생한다.
펄스 발생 모듈(121)은 또한 스캔 동안에 발생되는 자장 경사의 타이밍, 세기, 방향을 나타내는 경사 파형을 발생한다. 이들은 각각의 X, Y, Z 축에 대해 "논리적인" 경사 파형이고, 경사 회전 및 보상 처리기(126)에 인가된다. 이후에 상세히 설명하는 바와 같이, 처리시(126)는 논리 경사 파형을 필요에 따라 회전시켜서, 물리적인 X, Y, Z 경사 파형을 발생시키고, 이러한 물리 경사 파형은 와전류 에러에 대해 보상되어, 주 경사 증폭기 세트(127)와 보조 경사 증폭기 세트(128)에 인가된다.
펄스 발생기(121)는 또한 환자 및 자석 시스템의 상태와 연관된 다양한 센서들로부터 신호를 수신하는 스캔 룸 인터페이스 회로(133)와 접속한다. 마찬가지로, 환자 위치 지정 시스템(134)은 스캔 룸 인터페이스 회로(133)를 통해서 스캔에 필요한 위치로 환자를 이동시키는 커맨드를 수신한다.
두 개의 경사 증폭기 세트(127, 128)는 개괄적으로 도면 부호(139)로 표시된 집합체(assembly)내의 경사 코일을 구동하여, 획득된 NMR 신호를 위치 엔코딩하는데 이용되는 자장 경사를 발생시킨다. 이후에 상세히 설명하는 바와 같이, 경사 코일 집합체(139)는 경사 증폭기(127)에 의해 구동되는 주 전신 경사 코일 세트와, 경사 증폭기(128)에 의해 구동되는 보조 경사 코일 세트를 포함한다. 경사 코일 집합체(139)는 분극 자석(140)과 전신 RF 코일(152)을 포함하는 자석 집합체(141)의 일부를 형성한다.
시스템 제어기(122)의 트랜시버 모듈(transceiver module)(150)은 펄스들을 발생하고, 이 펄스들은 RF 증폭기(151)에 의해 증폭되어, 송신/수신 스위치(154)에 의해 RF 코일(152)에 접속된다. 환자에서 여기 핵(exited nuclei)에 의해 방사되는 최종 NMR 신호는 동일한 RF 코일(152)에 의해 감지되어, 송신/수신 스위치(154)를 통해 전치 증폭기(153)에 접속된다. 증폭된 NMR 신호는 트랜시버(150)의 수신기 부분에서 복조, 여과 및 디지털화된다. 송신/수신 스위치(154)는 펄스 발생기모듈(121)로부터의 신호에 의해 제어되어, 송신 모드 동안에는 RF 증폭기(151)를 코일(152)에 전기적으로 접속시키고, 수신 모드 동안에는 사전 증폭기(153)를 코일(152)에 접속시킨다. 송신/수신 스위치(154)는 또한 송신 혹은 수신 모드에서 독립적인 RF 코일이 이용되는 것도 가능하게 한다.
RF 코일(152)에 입수된 NMR 신호는 트랜시버 모듈(150)에 의해 디지털화되어, 시스템 제어기(122)내의 메모리 모듈(160)로 전송된다. 스캔이 완료되어 전체 데이터 어레이가 메모리 모듈(160)에 획득되면, 어레이 처리기(161)가 이 데이터를 영상 데이터 어레이로 퓨리에 변환하도록 동작한다. 이 영상 데이터는 시리얼 링크(115)를 통해 컴퓨터 시스템(107)으로 수송되고, 여기에서 디스크 메모리(111)에 기억된다. 조작 콘솔(100)로부터 수신된 커맨드에 응답하여, 이 영상 데이터는 테이프 드라이브(112)에 보관될 수도 있고, 혹은 영상 처리기(106)에 의해 추가로 처리되어 조작 콘솔(100)로 수송된 뒤, 디스플레이(104)상에 제공될 수도 있다.
전술한 바와 같이, 펄스 발생기(121)는 스캔 동안 절편-선택(slice-select), 위상 엔코딩, 판독 자장 경사를 발생하는 "논리적인" 경사 파형들을 만들어 낸다. 도 2를 참조하면, 이러한 세 개의 논리 경사 파형들은 도면 부호(48)에서 처리기(126)로 입력되고, 회전 처리기(50)에 의해 X, Y, Z "물리" 경사 파형들로 변환된다. 각각의 논리 경사 파형은 공간에서 회전되어, 1, 2 혹은 3개의 물리 경사 축 X, Y, Z을 따라 경사 파형을 만들어 낸다. 이러한 회전은 영상 절편, 혹은 공간내의 평판의 방위를 나타내는 규정된 스캔에 의해 제어된다.
세 개의 물리 경사 파형 Gx, Gy,Gz은 제 1 경사 코일 세트(54)와 제 2 경사 코일 세트(56)에 대해 대응하는 물리 경사 파형을 발생시키는 분포 처리기(52)에 인가된다. 바람직한 실시예에서, 경사 코일 세트(54)는 주 경사 코일 세트이고, 분포 처리기(52)는 경사 코일 집합체(139)내의 세 개의 주 경사 코일에 대한 최적 경사장 세기를 발생시키는 계수 (α)를 입력 물리 경사 파형에 곱한다. 분포 처리기(52)는 또한 동일한 입력 경사 파형에 계수(1-α)를 곱하여, 물리 경사 파형의 나머지 부분을 보조 경사 코일 세트(56)에 대해 분포시킨다.
본 기술 분야에서 공지된 바와 같이, 도전성 구조 근처에 위치된 경사 코일에 의해 발생된 경사장은 이 구조에서 와전류를 유도한다. 그로 인해 와전류는 그 자신의 자장 경사를 발생시키는데, 이것은 규정된 물리 경사 파형과 조합하여, 촬영 피검자에 의해 관찰되는 최종 자장 경사를 왜곡시킨다. 따라서, 규정된 물리 경사 파형은 이러한 와전류에 의해 발생되는 에러를 상쇄하도록 보상되어져야 한다. 이러한 와전류 보상 회로는 예를 들어 미국 특허 제 4,698,591 호, 제 4,950,994 호, 제 4,978,919 호, 제 5,025,217 호, 제 5,451,877 호, 제 5,455,512 호, 제 5,770,943 호에 개시되어 있다. 상이한 경사 파형들은 흔히 각각의 코일로 보내진다. 상이한 경사 파형들은 상이한 와전류를 만들므로, 각각의 경사 코일은 독립적으로 보상되어야 한다. 바람직한 실시예에서, 주 경사 코일 세트(54)에 대한 물리 경사 파형을 보상하기 위해서 디지털 와전류 보상 처리기(58)가 제공되고, 보조 경사 코일 세트(56)에 대한 물리 경사 파형을 보상하기 위해서는 디지털 와전류 보상 처리기(60)이 제공된다. 보상된 주 경사 파형은 주 경사 코일(54)에 대응하는 전류를 발생시키는 경사 증폭기(127)로 제공된다. 마찬가지로, 보상된 보조 경사 파형은 보조 코일(56)에 대응하는 전류를 발생시키는 경사 증폭기(128)로 제공된다.
본 기술 분야에서 공지된 바와 같이, 와전류는 또한 분극 자장 B0을 교란시킨다. 이러한 교란을 보상하기 위해, 와전류 B0보상 처리기(62)는 처리기(52)로부터 교란된 경사 파형을 수신하도록 접속한다. 와전류 처리기(62)는 합산 회로(도시 안됨)를 포함하는데, 이 회로는 출력단(64)에서 두 개의 코일 세트(54, 56)를 위한 B0보상 전류를 단일 B0보상 신호로 조합한다. 이 B0보상 신호(64)는 보상 B0장을 발생하는 보정 코일(shim coil)(도시 안됨)을 구동하는데 이용될 수도 있지만, 바람직한 실시예에서는 이 신호(64)가 트랜시버 모듈(150)에 의해 발생된 RF 캐리어 신호를 수정하는데 이용된다. 이러한 와전류 B0보상 처리기는 미국 특허 제 5,289,127 호 및 제 5,856,744 호에 개시된 것처럼 본 기술 분야에서 공지된 것이다.
도 3 및 도 4를 참조하면, MRI 시스템은 영상이 재구성될 NMR 신호를 획득하기 위해 규정된 스캔 시퀀스에 따라 동작된다. 전형적으로 영상 데이터는 예컨대 환자의 머리, 가슴, 척추, 어깨, 무릎 등과 같이 특정한 임상 관심 영역으로부터 획득된다. 이러한 임상 관심 영역은 도면 부호(200)로 표시되어 있으며, MRI 시스템의 촬영 용적보다 사실상 더 작은 것이 보통이다. 스캔 시퀀스는 일련의 값들을 통해 하나 이상의 자장 경사를 진행함으로써 상이한 관찰 영상을 획득하기 위해 스캔 동안 반복되는 촬영 펄스 시퀀스(202)를 포함한다. 본 발명은 예컨대 고속 스핀 에코(FSE), 에코 평면 촬영(EPI), 혹은 고속 경사 회복 에코 펄스 시퀀스 같은 촬영 펄스 시퀀스가 이용될 때 특히 적용 가능하다. 이러한 응용에서, 보조 경사 코일 세트(56)는 촬영 펄스 시퀀스 동안에 경사장을 제공하는데 유리하게 이용된다. 예를 들면, 미국 특허 제 5,304,933 호 혹은 제 5,293,126 호에 개시된 것과 같은 머리 코일(head coil)이 이용될 수도 있고, 혹은 더 짧아진 경사 코일이 이용될 수도 있다.
많은 응용에서, 임상 관심 영역 밖의 스핀 자화는 인터리브된 펄스 시퀀스(204)에 의해 스캔 동안 영향을 받는다. 한 가지 일반적인 예가 주변 영역의 스핀으로부터 발산하는 신호에 의해 초래되는 영상 인공물을 억제하는 전포화 펄스 시퀀스의 이용이다. 미국 특허 제 4,715,383 호에 개시된 바와 같이, 전포화 펄스 시퀀스는 임상 관심 영역(200) 주변의 하나 이상의 영역에서 스핀을 여기시키는 자장 경사의 존재에서 발생되는 선택성 rf 여기 펄스를 포함한다. 관심 영역(200)의 각 측면에 축 방향으로 배열된 이러한 두 개의 영역은 도 4에서 점선(206, 208)으로 표시되어 있다. 이렇게 넓어진 영역들이 적절하게 포화되는 것을 보장해 주기 위해서, 인터리브된 전포화 펄스 시퀀스(204) 동안에 발생된 경사장이 주 경사 코일(54)로 발생되도록 한다는 것이 본 발명의 요지이다. 이 경사 코일(54)은 축방향으로 보조 경사 코일(56)보다 훨씬 더 긴 직경을 가지며, 이들이발생하는 경사장은 훨씬 더 큰 용적에 대해 균일하다.
그러므로, 도 3을 참조하면, 두 개의 경사 코일 세트(54, 56)는 스캔 시퀀스 동안에 교대로 전압이 가해진다. 도면 부호(210)로 표시한 바와 같이, 주 전신 경사 코일(54)은 전포화 펄스 시퀀스(204) 동안에 이용되고, 도면 부호(212)로 표시된 바와 같이, 더 작은 보조 경사 코일(56)은 촬영 펄스 시퀀스(202) 동안에 이용된다.
당업자에게는 본 발명을 이탈하지 않으면서 전술한 바람직한 실시예로부터 가능한 변화들이 자명할 것이다. 예를 들면, 내비게이터 신호 펄스 시퀀스 같은 다른 펄스 시퀀스가 촬영 펄스 시퀀스와 인터리브될 수도 있다. 예를 들면 미국 특허 제 4,937,526 호에 개시된 바와 같이, 이러한 내비게이터 신호 펄스 시퀀스는 경사 펄스와 조합하여 선택성 rf 여기 펄스를 인가하고 최종 NMR 신호를 획득하는 것을 포함한다. 획득된 NMR 내비게이터 신호는 영상으로부터 영상 인공물을 제거하기 위해 다양한 방식으로 이용된다. 또한, 경사 시스템 하드웨어에서 다수의 변화가 가능하다. 예를 들면, 두 개의 코일 세트(54, 56) 사이를 급속하게 스위칭하는 단일 경사 증폭기 세트가 스캔 동안에 경사장을 교대로 발생시키도록 이용될 수도 있다. 또다른 하드웨어 구성에서는, 두 개의 경사 코일 세트가 단일 물리 코일 세트상의 상이한 탭들을 스위칭하도록 형성된다.
따라서, 본 발명에 따르면, 자기 공명 촬영 시스템이 주 전신 경사 코일 세트와 보조 경사 코일 세트를 구비하고, 주 전신 경사 코일은 전포화 펄스 시퀀스 동안 이용되는 반면, 더 작은 보조 경사 코일은 촬영 펄스 시퀀스 동안 이용되도록 함으로써, 자기 공명 촬영 시스템의 최적 활용을 도모할 수 있다.

Claims (11)

  1. 자기 공명 촬영 시스템(magnetic imaging system)으로 스캔 시퀀스(scan sequence)를 수행하는 방법에 있어서,
    ㉠ 제 1 경사 코일 세트(first set of gradient coils) 로 자장 경사(magnetic field gradient)를 발생시키는 것을 포함하여, 임상 관심 영역으로부터 영상 데이터를 획득하기 위해 촬영 펄스 시퀀스 시리즈(a series of imaging pulse sequence)를 수행하는 단계와,
    ㉡ 제 2 경사 코일 세트로 자장 경사를 발생시키는 것을 포함하여, 임상 관심 영역에 인접한 영역에서 스핀 자화(spin magnetization)에 영향을 주도록 상기 촬영 펄스 시퀀스와 인터리브(interleaved)되는 펄스 시퀀스 시리즈를 수행하는 단계를 포함하는
    스캔 시퀀스(scan sequence) 수행 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 2 경사 코일 세트를 이용하여 수행되는 상기 펄스 시퀀스 시리즈는 전포화 펄스 시퀀스 시리즈(a series of presaturation pulse sequence)인 스캔 시퀀스 수행 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 2 경사 코일 세트를 이용하여 수행되는 상기 펄스 시퀀스 시리즈는 내비게이터 신호 펄스 시퀀스(a navigator signal pulse sequence)인 스캔 시퀀스 수행 방법.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 촬영 펄스 시퀀스는 고속 스핀 에코 펄스 시퀀스(fast spin echo pulse sequence)인 스캔 시퀀스 수행 방법.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 촬영 펄스 시퀀스는 에코 평면 촬영 시퀀스(echo planar imaging sequence)인 스캔 시퀀스 수행 방법.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 촬영 펄스 시퀀스는 고속 경사 회복 에코 시퀀스(fast gradient recalled echo sequence)인 스캔 시퀀스 수행 방법.
  7. 자기 공명 촬영 시스템에 있어서,
    ㉠ 촬영 용적(imaging volume)내에 분극 자장(polarizing magnetic field)을 발생시키는 수단과,
    ㉡ 상기 촬영 용적내에 rf 여기장(rf exitation field)을 발생시키는 수단과,
    ㉢ 상기 촬영 용적 전체에 자장 경사를 발생시키는 제 1 경사 코일 세트와,
    ㉣ 상기 촬영 용적 내부에 위치된 임상 관심 영역 전체에 자장 경사를 발생시키는 보조 경사 코일 세트와,
    ㉤ 상기 촬영 용적내에 발생되는 NMR 신호를 획득하는 수단과,
    ㉥ 촬영 펄스 시퀀스 시리즈가 수행되어 상기 임상 관심 영역으로부터 영상 데이터를 취득하는 스캔 시퀀스를 수행하기 위해, 상기 분극 자장 발생 수단과, 상기 보조 경사 코일 세트와, 상기 NMR 신호 획득 수단을 동작시키도록 프로그램되는 한편, 상기 촬영 용적내 및 상기 임상 관심 영역 외부에서 스핀 자화에 영향을 주는 인터리브된 펄스 시퀀스 시리즈를 수행하기 위해, 상기 rf 여기장 발생 수단과 상기 제 1 경사 코일 세트를 동작시키도록 프로그램된 펄스 발생기를 포함하는
    자기 공명 촬영 시스템.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 제 1 경사 코일 세트를 구동하는 제 1 경사 증폭기 세트와,
    상기 보조 경사 코일 세트를 구동하는 제 2 경사 증폭기 세트를 더 포함하는 자기 공명 촬영 시스템.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 제 1 경사 코일 세트와 상기 보조 경사 코일 세트는 각각 세 개의 독립적인 코일을 포함하는 자기 공명 촬영 시스템.
  10. 제 7 항에 있어서,
    상기 인터리브된 펄스 시퀀스 시리즈는 전포화 펄스 시퀀스인 자기 공명 촬영 시스템.
  11. 제 7 항에 있어서,
    상기 펄스 발생기는 또한 NMR 내비게이터 신호를 획득하기 위해 상기 인터리브된 펄스 시퀀스 시리즈 동안에 상기 NMR 신호 획득 수단을 동작시키는 자기 공명 촬영 시스템.
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