KR20110075859A - Method for correcting phase error in magnetic resonance imaging system - Google Patents

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Abstract

PURPOSE: A method for correcting a phase error of a MRI system is provided to correct a phase error of an echo signal by controlling a flow rate encoding gradient field. CONSTITUTION: A pulse sequence except for a flow rate encoding gradient pulse and a phase encoding gradient pulse is applied. An echo signal is obtained through a receiving coil. A reference peak position of the obtained echo signal is detected and stored. The pulse sequence is applied to a gradient coil. The flow rate encoding gradient pulse is applied only to a frequency-axis gradient coil. The echo signal is obtained through the receiving coil. The peak position of the obtained echo signal is detected. The flow rate encoding gradient pulse is automatically controlled toward a direction for minimizing a phase error.

Description

MRI 시스템의 위상오차 보정 방법{METHOD FOR CORRECTING PHASE ERROR IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING SYSTEM}Phase error correction method of MRI system {METHOD FOR CORRECTING PHASE ERROR IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING SYSTEM}

본 발명은 MRI(Magnetic Resonance Imaging) 시스템에 관한 것으로, 특히 MRI 시스템의 위상 대조도 혈관 조영기법에서 에코 신호의 위상을 보정하기 위한 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) system, and more particularly, to a phase error correction method of an MRI system for correcting a phase of an echo signal in a phase contrast degree angiography technique.

MRI(Magnetic Resonance Imaging)는 비침습적으로 질병을 진단할 수 있는 영상정보를 제공할 뿐만 아니라 CT나 일반 x-선 영상기법에 비해 방사선 피폭이 없기 때문에 상대적으로 안전한 영상기법이다.Magnetic Resonance Imaging (MRI) is a relatively safe imaging technique because it not only provides noninvasive imaging information but also has no radiation exposure compared to CT or general x-ray imaging.

이와 같은 MRI는 영상촬영 조건이 상대적으로 자유롭고 재촬영이 용이하고 연부조직에서의 우수한 대조도와 다양한 진단정보 영상을 제공해 주는 장점이 있다.Such MRI has advantages of relatively free imaging conditions, easy re-photographing, and excellent contrast in soft tissues and various diagnostic information images.

위상 대조도(Phase Contrast) 자기 공명 혈관조영술(Magnetic Resonance Angiography; MRA)은 조영제의 투입없이 혈관을 촬영할 수 있기 때문에 촬영시 조 영제 투여로 발생하는 부작용이 없고 여러번 반복하여 촬영하는 것이 가능하며, 혈류의 속도 정보를 주기 때문에 혈관 질환의 정확한 진단에 기여한다. Phase Contrast Magnetic Resonance Angiography (MRA) allows blood vessels to be photographed without the addition of contrast agents, so there are no side effects caused by the administration of contrast agents at the time of imaging. Because it gives the rate information, it contributes to the accurate diagnosis of vascular disease.

위상 대조도 자기 공명 혈관조영술은 병원에서 진단용 영상기법으로 사용되기도 하지만 대학 및 연구소에서 혈류관련 연구를 위한 영상기법으로도 많이 이용되고 있으며, 요구가 많아지고 있는 추세이다.Phase contrast magnetic resonance angiography is often used as a diagnostic imaging technique in hospitals, but it is also widely used as an imaging technique for blood flow-related research in universities and research institutes.

기본적으로 위상 대조도 기법은 정지된 조직으로부터 움직이는 혈류를 구별하는데 유속 유도 위상 시프트(phase shift) 현상을 이용한다. 이러한 그래디언트(gradient)에 의한 위상 축적은 혈류의 속도와 그래디언트 면적에 비례하고 유속부호화 경사 펄스(Velocity Encoding Gradient)의 방향을 서로 반대되게 하면 두 번째 그래디언트에 의한 위상 시프트는 네거티브(negative)로 나타나게 된다. Basically, the phase contrast technique uses a flow-induced phase shift phenomenon to distinguish moving blood flow from stationary tissue. This phase accumulation due to the gradient is proportional to the velocity of the blood flow and the gradient area, and if the directions of the velocity encoding gradient pulses are opposite to each other, the phase shift due to the second gradient becomes negative. .

유속부호화 경사 펄스에 의한 스핀의 위상 변화에 대하여 관찰해 보면, 정지된 스핀에서 디페이징(dephasing)은 반대방향으로 다른 하나의 유속부호화 경사 펄스를 걸어줌으로 없앨 수 있으나, 반면 흐르는 혈류에 대한 스핀은 디페이징(dephasing) 그래디언트와 리페이징(rephasing) 그래디언트 사이에 위치의 변동이 생김으로 두 번째 유속부호화 경사 펄스에 의하여 정확한 리페이징을 일으킬 수 없다. Observing the phase change of the spin due to the velocity-encoded gradient pulses, dephasing at the stationary spin can be eliminated by placing another velocity-encoded gradient pulse in the opposite direction, while spinning against the flowing blood flow. Since the position shifts between the dephasing gradient and the rephasing gradient, the second velocity encoding gradient pulse cannot cause accurate rephasing.

도 1 및 도 2는 일반적으로 MRI 시스템에서 실행되는 2차원 및 3차원 스캔을 위한 펄스 시퀀스의 일예를 각각 나타낸 도면이다.1 and 2 are diagrams illustrating examples of pulse sequences for two-dimensional and three-dimensional scans, which are generally executed in an MRI system.

먼저, MRI 시스템은, 촬영 공간에 자장을 형성하는 자석과, 촬영공간으로 RF펄스를 발생하는 RF 안테나와, 촬영 공간에서 피검체의 촬영 영역의 선택하기 위한 그래디언트 자장을 형성하는 한쌍의 x,y,z축 경사 코일, 및 피검체에서 방출하는 에코 신호를 수신하기 위한 수신 코일을 포함하여 이루어져 있다.First, the MRI system includes a pair of magnets for forming a magnetic field in the photographing space, an RF antenna for generating an RF pulse to the photographing space, and a pair of x, y for forming a gradient magnetic field for selecting a photographing area of the subject in the photographing space. , a z-axis gradient coil, and a receiving coil for receiving an echo signal emitted from the subject.

여기서, 상기 한쌍의 x축, y축, z축 경사 코일은 촬영하고자 하는 단면의 위치와 각도에 따라 발생되는 펄스 시퀀스에 따라 경사 자장을 형성시킨다. 따라서, 본 발명에서는 복수의 그래디언트 코일을 x축, y축, z축 경사 코일이라 하는 대신에 그래디언트 코일을 통해 출력되는 펄스 시퀀스의 기능에 따라 편의상 슬라이스축 그래디언트(slice selection gradient; GS) 코일, 주파수축 그래디언트(frequency encoding gradient; GF) 코일, 및 위상축 그래디언트(phase encoding gradient; GP) 코일이라고 칭한다. 즉, 슬라이스축 경사 자장은 x축 경사 코일에 의해 형성될 수도 있으나 경우에 따라 y축 경사 코일 또는 z축 경사 코일에 의해서도 형성될 수 있다.Here, the pair of x-axis, y-axis, and z-axis gradient coils form a gradient magnetic field according to the pulse sequence generated according to the position and angle of the section to be photographed. Therefore, in the present invention, instead of a plurality of gradient coils as x-axis, y-axis, and z-axis gradient coils, a slice axis gradient (GS) coil, frequency, for convenience according to a function of a pulse sequence output through the gradient coil. It is referred to as a frequency encoding gradient (GF) coil and a phase encoding gradient (GP) coil. That is, the slice axis gradient magnetic field may be formed by the x-axis gradient coil, but may also be formed by the y-axis gradient coil or the z-axis gradient coil in some cases.

도 1의 2차원(2-dimension) 펄스 시퀀스에 있어서, 피검체에 대한 촬영 영역(imaging region)이 RF 펄스(RF)와 단면 선택을 위한 GS 코일의 단면선택 펄스(㉮)에 의해 여기된다. In the two-dimensional pulse sequence of FIG. 1, an imaging region for the subject is excited by an RF pulse RF and a cross section selection pulse of the GS coil for cross section selection.

상기 단면선택 펄스(㉮)가 인가된 후 GS 코일과 GF 코일 및 GP 코일로 유속부호화 경사(Velocity Encoding Gradient) 펄스(㉯)가 인가된다. 상기 유속부호화 경사 펄스(㉯)에 의해 위상 대조도 영상이 획득될 수 있다.After the cross section selection pulse is applied, a Velocity Encoding Gradient pulse is applied to the GS coil, the GF coil, and the GP coil. The phase contrast image may be obtained by the velocity encoding gradient pulse.

상기 GP 코일로 유속부호화 경사(Velocity Encoding Gradient) 펄스(㉯)가 인가된 후 선택된 단면의 신호에 대한 위상 부호화(phase encoding)를 위한 펄스(㉰)가 인가된다.After the Velocity Encoding Gradient pulse is applied to the GP coil, a pulse for phase encoding of a signal of a selected cross section is applied.

상기 GP 코일로 위상 부호화 펄스(㉰)가 인가된 후 GF 코일로 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)가 인가된다. 상기 리딩 펄스에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일을 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다.After a phase encoding pulse is applied to the GP coil, a reading pulse for applying an echo signal is applied to the GF coil. An echo signal is sampled through the receiving coil while frequency encoding is performed by the leading pulse.

상기 리딩 펄스가 인가된 후 에코 신호가 획득되면 GP 코일로 스핀의 위상을 원상태로 돌리는 리와인딩(rewinding) 펄스(㉲)가 인가된다.When the echo signal is obtained after the leading pulse is applied, a rewinding pulse is applied to the GP coil to restore the phase of the spin to its original state.

이와 같은 1주기의 절차를 통해 하나의 에코 신호가 획득된다. 만일 이미지의 해상도가 256*256일 경우에는 이와 같은 절차를 256번이나 반복 수행하여야 한 화면의 이미지를 획득하게 된다. Tr(repeat time)은 하나의 에코 신호를 얻는 반복 시간을 나타낸다.One echo signal is obtained through this one cycle procedure. If the resolution of the image is 256 * 256, this procedure must be repeated 256 times to obtain the screen image. Tr (repeat time) represents the repetition time for obtaining one echo signal.

여기서, 도 1의 펄스 시퀀스는 한 화면이 완성될 때가지 반복되어 출력되지만, 반복될 때마다 GP 코일을 통해 출력되는 ㉰펄스와 ㉲펄스의 진폭은 변경된다.Here, the pulse sequence of FIG. 1 is repeatedly output until one screen is completed, but the amplitude of the pulse and the pulse output through the GP coil is changed every time.

도 2의 경우에는 3차원 이미지 획득을 위한 펄스 시퀀스인데, 도 1과는 다르게 GS 코일로 인가되는 펄스 시퀀스에서 ㉮펄스와 ㉯펄스 사이에서 3차원 인코딩을 위한 슬라이스 인코딩 펄스(ⓘ)가 인가되며, ㉲펄스와 동일한 시점에서 스핀의 위상을 원상태로 돌리는 리와인딩(rewinding) 펄스(ⓙ)가 인가된다.In the case of Figure 2 is a pulse sequence for obtaining a three-dimensional image, unlike in Figure 1 in the pulse sequence applied to the GS coil is applied a slice encoding pulse ⓘ for three-dimensional encoding between the pulse and the pulse, At the same time as the pulse, a rewinding pulse that returns the phase of the spin to its original state is applied.

일반적인 위상 대조도 혈관 조영기법의 경우 도 1 및 도 2와 같이 일반적인 경사 펄스 시퀀스에 유속부호화 경사 펄스를 적용하여 차별화된 유속 신호를 얻는다.General Phase Contrast In the case of angiography, a differential velocity signal is obtained by applying a velocity encoded gradient pulse to a general gradient pulse sequence as shown in FIGS. 1 and 2.

하지만, 기본적인 펄스 시퀀스인 도 1 및 도 2의 펄스 시퀀스에서는 급속하게 극성이 변화하는 경사 자장이 많기 때문에 와전류(eddy current)에 의한 에코 신호의 위상이 크게 왜곡된다. However, in the pulse sequences of FIGS. 1 and 2 which are basic pulse sequences, the phase of the echo signal due to the eddy current is greatly distorted due to the large gradient magnetic field rapidly changing in polarity.

이러한 와전류에 의한 영향을 최소화하기 위해서 와전류 보상 방안을 개발하고 있으나, 실제 시스템에서 일어나고 있는 경사 자장은 자체의 극성에 따른 출력 오차를 가지고 있다. 지속적인 연구 개발에 의해 실제 와전류가 많이 감소했으나 소량의 와전류는 여전히 발생하고 있으며, 측정하고자 하는 혈류 속도에 따라 변화하는 유속부호화 경사 자장에 의해 와전류의 양이 변하면서 발생할 수밖에 없다. 따라서 유속부호화 경사 자장에 의해 발생하는 위상 오차를 제거한다면 보다 정확한 혈류 속도를 측정할 수 있을 것이다.In order to minimize the effects of eddy currents, eddy current compensation schemes are being developed, but the gradient magnetic field occurring in the actual system has an output error according to its polarity. Although the actual eddy current has decreased greatly by continuous research and development, a small amount of eddy current is still generated, and it is inevitable that the amount of eddy current is changed by the flux encoding gradient magnetic field which changes according to the blood flow rate to be measured. Therefore, if the phase error caused by the velocity encoding gradient magnetic field is eliminated, more accurate blood flow velocity can be measured.

유속부호화 경사 자장(㉯)은 도 1 및 도 2와 같이 양극(+, -)으로 동일한 넓이의 경사 자장으로 이루어져 있다. 그렇지만 실제 적용되는 유속부호화 경사 자장의 출력 오차와 와전류에 의한 경사 자장의 왜곡으로 도 3a 및 도 3b와 같이 실제 경사 자장의 모양이 변형(ⓐ, ⓑ)되며, 이는 유속부호화 경사 자장의 면적이 변형되면서 리딩 펄스에 의해 얻어지는 에코 신호의 위상 오차를 발생시키게 된다. 예컨대, +극의 유속부호화 경사 자장의 면적이 커질 경우 도 3a와 같이 에코 신호(echo)의 위상이 기준 위상(reference)보다 빨라져 위상 오차가 발생하게 되고, -극의 유속부호화 경사 자장의 면적이 커질 경우 도 3b와 같이 에코 신호(echo)의 위상이 기준 위상(reference)보다 늦어져 위상 오차가 발생하게 된다.Flow rate encoding gradient magnetic field (㉯) is composed of a gradient magnetic field of the same width as the anode (+,-), as shown in Figs. However, the shape of the actual gradient magnetic field is deformed (ⓐ, ⓑ) as shown in FIGS. 3A and 3B due to the output error and the distortion of the gradient magnetic field due to the eddy current. As a result, a phase error of the echo signal obtained by the reading pulse is generated. For example, when the area of the magnetic flux coding gradient magnetic field of the positive pole becomes larger, the phase of the echo signal is faster than the reference phase as shown in FIG. 3A, and a phase error occurs. If it becomes larger, the phase of the echo signal (echo) is later than the reference (reference) as shown in Figure 3b will cause a phase error.

기본적으로 위상 대조도 혈관 조영기법은 도 1과 같이 유속부호화 경사 자장이 적용되지 않는 기본 영상과 유속부호화 경사 자장이 적용되는 영상 간의 위상 차이를 신호로 나타내거나, 유속부호화 경사 자장만을 적용해서 위상 신호를 얻어 영상으로 재구성한다. 그러나 두 가지 방법 모두 유속부호화 경사 자장의 양극에 따른 면적이 변형되거나 왜곡된다면 그 만큼의 위상 오차가 신호에 영향을 주게 된다. 결국 위상 오차로 인하여 측정하고자 하는 혈류 속도의 정확도가 감소하는 문제점이 발생하게 된다. Basically, the phase contrast angiography technique shows the phase difference between the basic image to which the velocity encoding gradient magnetic field is not applied and the image to which the velocity encoding gradient magnetic field is applied as shown in FIG. 1, or the phase signal by applying only the velocity encoding gradient magnetic field. Obtain and reconstruct the image. However, in both methods, if the area according to the anode of the velocity coding gradient magnetic field is deformed or distorted, the amount of phase error affects the signal. As a result, there is a problem that the accuracy of the blood flow rate to be measured decreases due to the phase error.

본 발명은 MRI 시스템의 위상 대조도 혈관 조영기법에서 유속부호화 경사 자장의 변형에 따른 에코 신호의 위상 오차를 보정하기 위하여 유속부호화 경사 자장을 조율하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법을 제공하기 위한 것이다.The present invention is to provide a phase error correction method of the MRI system to adjust the velocity encoding gradient magnetic field to correct the phase error of the echo signal according to the deformation of the velocity encoding gradient magnetic field in the phase contrast degree angiography technique.

본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.Technical problems to be achieved by the present invention are not limited to the above-mentioned technical problems, and other technical problems not mentioned above may be clearly understood by those skilled in the art from the following description. There will be.

상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 위상오차 보정 방법은, 복수의 그래디언트 코일로 유속부호화 경사 펄스와 위상부호화 경사 펄스를 제외한 펄스 시퀀스를 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호의 기준 피크 위치를 검출하여 저장하는 단계; 상기 에 코 신호의 기준 피크 위치를 획득한 후 상기 그래디언트 코일로 정해진 펄스 시퀀스를 인가하되, 유속부호화 경사 펄스는 주파수축 경사 코일로만 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 실제 에코 신호의 피크 위치를 검출하는 단계; 및 상기에서 획득된 에코 신호의 피크 위치와 저장된 기준 피크 위치를 상호 비교하여 위상 오차를 최소화하는 방향으로 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 한다.In accordance with one aspect of the present invention, there is provided a method for correcting a phase error, the method including: applying a pulse sequence excluding a velocity encoded gradient pulse and a phase encoded gradient pulse to a plurality of gradient coils; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and detecting and storing a reference peak position of the obtained echo signal; Applying a pulse sequence determined to the gradient coil after acquiring a reference peak position of the echo signal, but applying a flow rate encoded gradient pulse only to the frequency axis gradient coil; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence and detecting a peak position of the obtained actual echo signal; And automatically tuning the flow rate encoded gradient pulse in a direction to minimize the phase error by comparing the peak position of the obtained echo signal and the stored reference peak position with each other.

구체적으로, 상기 에코 신호의 피크 위치는, 에코 신호의 세기와 에코 신호가 디스플레이된 픽셀의 위치를 통해 검출하는 것을 특징으로 한다.Specifically, the peak position of the echo signal may be detected through the intensity of the echo signal and the position of the pixel on which the echo signal is displayed.

또한, 상기 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율할 때, -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기만을 조율하고, 상기 획득된 에코 신호의 피크 위치가 기준 피크 위치보다 빠를 경우 +극의 유속부호화 경사 펄스의 크기를 조율하며, 상기 획득된 에코 신호의 피크 위치가 기준 피크 위치보다 늦을 경우 -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기를 조율하는 것을 특징으로 한다.Further, when automatically tuning the flow rate encoded gradient pulse, only the magnitude of the flow rate encoded gradient pulse of -pole is adjusted, and if the peak position of the obtained echo signal is faster than the reference peak position, the magnitude of the flow rate encoded gradient pulse of + pole When the peak position of the obtained echo signal is later than the reference peak position, the size of the flow rate encoded gradient pulse of the pole is adjusted.

상기 목적을 달성하기 위한 본 발명의 다른 위상오차 보정 방법은, 복수의 그래디언트 코일로 유속부호화 경사 펄스와 위상부호화 경사 펄스를 제외한 펄스 시퀀스를 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 기준 위상데이터를 획득하여 저장하는 단계; 상기 기준 위상데이터를 획득한 후 상기 그래디언트 코일로 정해진 펄스 시퀀스를 인가하되, 미리 정해진 크기의 유속부호화 경사 펄스를 주파수축 경사 코일로 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신 호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 실제 위상데이터를 획득하는 단계; 상기 유속부호화 경사 펄스의 크기를 미리 정해진 값에 따라 가변시키면서 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호의 실제 위상데이터를 획득하는 단계; 및 상기 획득된 실제 위상데이터들과 저장된 기준 위상데이터를 상호 비교한 후 기준 위상데이터와 가장 유사한 위상데이터를 갖는 유속부호화 경사 자장을 선택하여 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 한다.According to another aspect of the present invention, there is provided a method of correcting a phase error, the method including: applying a pulse sequence except for a velocity coded gradient pulse and a phase coded gradient pulse to a plurality of gradient coils; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring and storing reference phase data using the obtained echo signal; Applying a predetermined pulse sequence to the gradient coil after acquiring the reference phase data, and applying a flow rate encoded gradient pulse of a predetermined magnitude to the frequency axis gradient coil; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring actual phase data using the obtained echo signal; Acquiring an echo signal while varying a magnitude of the velocity encoding gradient pulse according to a predetermined value, and obtaining actual phase data of the obtained echo signal; And comparing the obtained actual phase data with the stored reference phase data and selecting a flow rate encoded gradient magnetic field having the phase data most similar to the reference phase data to automatically tune the flow rate encoded gradient pulses. It is done.

구체적으로, 상기 복수의 그래디언트 코일을 주파수축으로 순차 변경하고, 변경된 주파수축에 대해 위상 오차를 각각 보정하는 것을 특징으로 한다.Specifically, the plurality of gradient coils are sequentially changed to the frequency axis, and phase errors are respectively corrected for the changed frequency axis.

상기 기준 위상데이터를 획득하는 단계는, 상기 획득된 에코 신호를 FFT(Fast Fourier Transform) 변환하여 피검체의 프로파일을 얻는 단계; 및 상기 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀의 위상을 구하고 구해진 위상을 누적하여 기준 위상데이터를 획득하는 단계;를 포함하고, 상기 실제 위상데이터를 획득하는 단계는, 상기 획득된 에코 신호를 FFT(Fast Fourier Transform) 변환하여 피검체의 프로파일을 얻는 단계; 및 상기 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀의 위상을 구하고 구해진 위상을 누적하여 실제 위상데이터를 획득하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 한다.The acquiring of the reference phase data may include: obtaining a profile of the subject by performing fast Fourier transform (FFT) on the obtained echo signal; And obtaining reference phase data by obtaining a phase of each pixel using the complex data of the profile and accumulating the obtained phases. The acquiring of the actual phase data includes: Fast Fourier transform (FFT) transforming the signal to obtain a profile of the subject; And obtaining actual phase data by obtaining a phase of each pixel using the complex data of the profile and accumulating the obtained phases.

또한, 상기 유속부호화 경사 펄스를 가변시킬 때, -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기만을 조율하는 것을 특징으로 한다.Further, when varying the flow rate encoded gradient pulses, only the magnitude of the flow rate encoded gradient pulses of the -pole is tuned.

이상에서 설명한 바와 같이 본 발명은 MRI 시스템의 위상 대조도 혈관 조영기법에서 에코 신호의 위상 오차를 최소화하는 방향으로 유속부호화 경사 자장을 미세하게 조율하면 이미지의 품질을 향상시킬 수 있음과 동시에 위상 대조도 혈관 조영기법에서의 혈류 속도 측정의 정확도를 높일 수 있는 이점이 있다.As described above, in the present invention, the fine contrast of the velocity encoding gradient magnetic field in the direction of minimizing the phase error of the echo signal in the phase contrast degree angiography technique can improve the image quality and at the same time the phase contrast degree. There is an advantage that can increase the accuracy of blood flow rate measurement in angiography.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세하게 설명한다. 도면들 중 동일한 구성요소들은 가능한 어느 곳에서든지 동일한 부호로 표시한다. 또한 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있는 공지 기능 및 구성에 대한 상세한 설명은 생략한다.Hereinafter, with reference to the accompanying drawings will be described in detail a preferred embodiment of the present invention. Like elements in the figures are denoted by the same reference numerals wherever possible. In addition, detailed descriptions of well-known functions and configurations that may unnecessarily obscure the subject matter of the present invention will be omitted.

도 4는 본 발명에 적용된 MRI 시스템을 도시한 개략적인 도면으로서, MRI 시스템은 자기장부(100), 그래디언트 코일구동부(210), RF 코일구동부(230), 데이터 획득부(250), 시퀀스 제어부(270), 데이터 처리부(310), 디스플레이부(330), 및 명령입력부(350)를 포함하여 구성된다.Figure 4 is a schematic diagram showing an MRI system applied to the present invention, the MRI system is a magnetic field part 100, gradient coil driver 210, RF coil driver 230, data acquisition unit 250, sequence control unit ( 270, a data processor 310, a display 330, and a command input unit 350.

상기 자기장부(100)는 마그네트부(110), 그래디언트 코일부(130), RF 코일부(150) 및 수신 코일부(170)를 포함한다.The magnetic field part 100 includes a magnet part 110, a gradient coil part 130, an RF coil part 150, and a receiving coil part 170.

상기 마그네트부(110)와 그래디언트 코일부(130) 및 RF 코일부(150)는 각각 촬영 공간을 기준으로 상하에 서로 대향하는 한 쌍의 마그네트와 한 쌍의 그래디언트 코일 및 한 쌍의 RF 코일로 각각 이루어져 있다.The magnet unit 110, the gradient coil unit 130, and the RF coil unit 150 are each a pair of magnets, a pair of gradient coils, and a pair of RF coils, which face each other up and down based on a shooting space, respectively. consist of.

상기 마그네트부(110)와 그래디언트 코일부(130) 및 RF 코일부(150)는 실질 적으로 디스크 형상을 가지며, 동일한 중심축을 공유한다. 크래들(10) 상에 놓인 촬영 대상(1; 피검체)이 도시되지 않은 이송 수단에 의해 자기장부(100)의 촬영 공간으로 이동된다.The magnet unit 110, the gradient coil unit 130, and the RF coil unit 150 substantially have a disk shape, and share the same central axis. The photographing object 1 (subject) placed on the cradle 10 is moved to the photographing space of the magnetic field part 100 by a conveying means (not shown).

마그네트부(110)는 자기장부(100)의 촬영 공간에 정자장을 생성한다. 정자장의 방향은 피검체(1)의 몸축 방향과 실질적으로 직교하는 수직 자장을 생성한다. 상기 마그네트부(110)는 영구 자석이나 초전도 마그네트 또는 저항성 마그네트로 형성될 수도 있다.The magnet unit 110 generates a static magnetic field in the photographing space of the magnetic field unit 100. The direction of the static magnetic field produces a vertical magnetic field that is substantially orthogonal to the body axis direction of the subject 1. The magnet unit 110 may be formed of a permanent magnet, a superconducting magnet, or a resistive magnet.

그래디언트 코일부(130)는, 서로 수직인 3개의 축, 즉 슬라이스축과 주파수축 및 위상축을 따라 정자장 세기가 그래디언트를 겪게 하는데 이용되는 3개의 경사 자장을 생성한다. 경사 자장의 생성을 위해, 그래디언트 코일부(130)는 3개의 그래디언트 코일(131, 133, 135)을 포함한다.The gradient coil unit 130 generates three gradient magnetic fields which are used to cause the static magnetic field strength to undergo a gradient along three axes perpendicular to each other, that is, the slice axis, the frequency axis, and the phase axis. To generate the gradient magnetic field, the gradient coil unit 130 includes three gradient coils 131, 133, and 135.

정자장이 생성되는 공간에서 서로 직교하는 것으로 정의된 좌표축 x, y, z를 가정하면, 어느 축도 슬라이스축으로 간주될 수 있다. 2개의 나머지 축 중 하나는 주파수축, 다른 하나는 위상축으로서 간주된다. 또한, 슬라이스축과 주파수축 및 위상축은 상호 직교성을 유지하면서 x, y, z축 각각에 대하여 소정의 경사를 갖도록 경사질 수 있다. 본 실시예에서는 피검체(1)의 몸축 방향은 z축 방향으로서 간주된다.Assuming that the axes x, y, z defined as orthogonal to each other in the space where the static field is generated, any axis can be regarded as a slice axis. One of the two remaining axes is considered as the frequency axis and the other as the phase axis. In addition, the slice axis, the frequency axis, and the phase axis may be inclined to have a predetermined inclination with respect to each of the x, y, and z axes while maintaining mutual orthogonality. In this embodiment, the body axis direction of the subject 1 is regarded as the z axis direction.

RF 코일부(150)는 피검체로 소정 주파수의 RF 펄스를 인가한다.The RF coil unit 150 applies an RF pulse of a predetermined frequency to the subject.

수신 코일부(170)는 RF 펄스의 인가로 여기되는 정자장 공간에 놓이는 피검체(1)에서의 스핀에 의해 발생된 전자파, 즉 자기공명 신호를 수신한다. 수신 코일 부(170)에 의해 수신된 신호는 데이터 획득부(250)로 전달된다.The receiving coil unit 170 receives an electromagnetic wave, ie, a magnetic resonance signal, generated by a spin in the subject 1 placed in a static field space excited by the application of an RF pulse. The signal received by the receiving coil unit 170 is transmitted to the data obtaining unit 250.

그래디언트 코일구동부(210)는 그래디언트 코일부(130)에 접속되고, 그래디언트 코일부(130)에 구동 신호를 인가하여 경사 자장을 발생시킨다. 그래디언트 코일구동부(210)는 그래디언트 코일부(130)에 포함된 3개의 그래디언트 코일(131, 133, 135)과 관련된 3개의 구동 회로인 GS 코일구동부(211), GF 코일구동부(213) 및 GP 코일구동부(215)를 포함한다. 여기서, 슬라이스축의 방향에 대응하는 경사 자장을 슬라이스 경사 자장(slice selection gradient; GS)이라고 칭하고, 주파수축의 방향에 대응하는 경사 자장을 주파수 경사 자장(frequency encoding gradient; GF 또는 리딩 인코딩 경사 자장)이라고 칭하며, 위상축의 방향에 대응하는 경사 자장을 위상 인코딩 경사 자장(phase encoding gradient; GP)이라고 칭할 수 있다.The gradient coil driver 210 is connected to the gradient coil unit 130 and generates a gradient magnetic field by applying a driving signal to the gradient coil unit 130. The gradient coil driver 210 includes three driving circuits related to the three gradient coils 131, 133, and 135 included in the gradient coil part 130, the GS coil driver 211, the GF coil driver 213, and the GP coil. The drive unit 215 is included. Here, the gradient magnetic field corresponding to the direction of the slice axis is called a slice selection gradient (GS), and the gradient magnetic field corresponding to the direction of the frequency axis is called a frequency encoding gradient (GF) or a leading encoding gradient field. The gradient magnetic field corresponding to the direction of the phase axis may be referred to as a phase encoding gradient magnetic field (GP).

RF 코일구동부(230)는 RF 코일부(150)에 접속되어 있다. RF 코일구동부(230)는 RF 코일부(150)에 구동 신호를 송신하여 RF 펄스를 인가한다. RF 코일부(150)는 정자장 공간에서, 촬영 피검체(1) 내에 스핀을 여기하는데 이용되는 고주파 자장을 형성한다. 고주파 자장을 형성하는 것을 RF 여기 신호의 송신이라고 말하고, RF 여기 신호를 RF 펄스라고 한다. The RF coil drive unit 230 is connected to the RF coil unit 150. The RF coil driver 230 transmits a driving signal to the RF coil unit 150 to apply an RF pulse. The RF coil unit 150 forms a high frequency magnetic field used to excite the spin in the imaging object 1 in the static magnetic field space. Forming a high frequency magnetic field is called transmitting an RF excitation signal, and an RF excitation signal is called an RF pulse.

상기 여기된 스핀에 의해 발생된 전자파, 즉 자기 공명(MR) 신호는 수신 코일부(170)에 의해 수신된다. 수신 코일부(170)에는 데이터 획득부(250)가 접속되어 있다. The electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, the magnetic resonance (MR) signal, is received by the receiving coil unit 170. The data acquisition unit 250 is connected to the reception coil unit 170.

데이터 획득부(250)는 수신 코일부(170)가 수신한 에코(또는 MR 수신 신호) 를 디지털 데이터의 형태로 획득하여 데이터 처리부(310)로 전달한다. 데이터 획득부(250)는 수신 코일부(170)를 통해 획득한 MR 신호는, 주파수 도메인, 예를 들면 푸리에 공간에서 정의된 신호이다. 그 방향이 위상축 방향 및 주파수축 방향에 대응하는 경사 자장이 인가되어, 2개의 축을 따라 MR 신호의 소스의 분포를 인코딩한다. 예를 들어, 푸리에 공간이 주파수 도메인으로서 채택되는 경우, MR 신호는 2차원 푸리에 공간에서 정의된 신호로서 제공된다.The data acquirer 250 acquires the echo (or MR received signal) received by the receiving coil unit 170 in the form of digital data and transmits the echo to the data processor 310. The MR signal acquired by the data obtaining unit 250 through the receiving coil unit 170 is a signal defined in a frequency domain, for example, Fourier space. A gradient magnetic field whose direction corresponds to the phase axis direction and the frequency axis direction is applied to encode the distribution of the source of the MR signal along the two axes. For example, if the Fourier space is adopted as the frequency domain, the MR signal is provided as a signal defined in the two-dimensional Fourier space.

시퀀스 제어부(270)는 그래디언트 코일구동부(210)와 RF 코일구동부(230)에 각각 접속되어 있다. 시퀀스 제어부(270)는 펄스 시퀀스를 계산 및 제어하고 메모리를 포함하는 하나의 컴퓨터로 구현될 수 있다. 시퀀스 제어부(270)에 제공될 명령을 기술하는 프로그램 및 다양한 종류의 데이터가 메모리에 저장된다.The sequence controller 270 is connected to the gradient coil driver 210 and the RF coil driver 230, respectively. The sequence controller 270 may be implemented as a single computer that calculates and controls a pulse sequence and includes a memory. A program describing a command to be provided to the sequence controller 270 and various kinds of data are stored in a memory.

데이터 처리부(310)는 시퀀스 제어부(270)에 포함된 펄스 시퀀스 계산 및 제어와는 다른 신호 계산 및 제어를 수행하며, 메모리를 포함하는 또하나의 컴퓨터(300)로 구성될 수 있다. 상기 메모리는 데이터 처리부(310)에 제공된 명령을 기술하는 프로그램 및 다양한 종류의 데이터를 저장한다.The data processor 310 performs signal calculation and control different from the pulse sequence calculation and control included in the sequence controller 270, and may be configured as another computer 300 including a memory. The memory stores a program describing a command provided to the data processor 310 and various kinds of data.

데이터 처리부(310)는 시퀀스 제어부(270)에 접속된다. 데이터 처리부(310)는 시퀀스 제어부(270)보다 상위에 있고, 시퀀스 제어부(270)에 의해 연장되는 다양한 제어를 중심적으로 관리한다. 그 구체적인 절차는, 데이터 처리부(310)가 메모리에 저장된 소정의 프로그램을 실행함으로써 구현된다.The data processor 310 is connected to the sequence controller 270. The data processor 310 is higher than the sequence controller 270 and centrally manages various controls extended by the sequence controller 270. The specific procedure is implemented by the data processor 310 executing a predetermined program stored in the memory.

데이터 처리부(310)는, 데이터 획득부(250)가 획득하는 데이터를 메모리에 저장한다. k공간과 관련된 데이터 공간이 메모리 내에 정의된다. 데이터 처리 부(310)는, k공간에 정의된 데이터에 대해 역 주파수 변환, 예를 들면, 2차원 역 푸리에 변환을 수행하여, 스캔된 피검체 화상을 재구성한다.The data processor 310 stores data acquired by the data acquirer 250 in a memory. The data space associated with the k space is defined in memory. The data processor 310 reconstructs the scanned subject image by performing an inverse frequency transform, for example, a two-dimensional inverse Fourier transform, on the data defined in the k-space.

데이터 처리부(310)에는 디스플레이부(330)가 접속되어 있다. 디스플레이부(330)는 그래픽 디스플레이 등으로 실현된다. The display unit 330 is connected to the data processor 310. The display unit 330 is realized by a graphic display or the like.

디스플레이부(330)는 데이터 처리부(310)로부터 전송된 재구성 화상 및 각종의 정보를 디스플레이한다. The display unit 330 displays the reconstructed image transmitted from the data processor 310 and various kinds of information.

또한, 데이터 처리부(310)에는 명령입력부(350)가 접속되어 있다. 명령입력부(350)는 GUI 화면을 포함하는 키보드 등으로 실현된다. In addition, a command input unit 350 is connected to the data processing unit 310. The command input unit 350 is realized by a keyboard or the like including a GUI screen.

명령입력부(350)는, GUI 화면을 통해 사용자에 의해서 조작되어 펄스 시퀀스 데이터베이스(PSD)에 기록된 다양한 종류의 명령 또는 정보가 데이터 처리부(310)에 전달된다. 상기 사용자는 데이터 처리부(310)의 제어하에 동작하는 디스플레이부(330) 및 명령입력부(350)를 통해 대화형으로 MRI 시스템을 조작한다.The command input unit 350 is operated by a user through a GUI screen, and various types of commands or information recorded in the pulse sequence database PSD are transmitted to the data processing unit 310. The user manipulates the MRI system interactively through the display unit 330 and the command input unit 350 operating under the control of the data processor 310.

이와 같이 구성된 MRI 시스템을 이용하여 본 발명의 에코 신호의 위상을 보정하는 과정을 살펴보면 아래와 같다.Looking at the process of correcting the phase of the echo signal of the present invention using the MRI system configured as described above are as follows.

도 5a 내지 도 5c는 본 발명의 일실시예에 의한 위상오차 보정 방법을 설명하기 위해 나타낸 도면이다.5A to 5C are diagrams for explaining a phase error correction method according to an embodiment of the present invention.

한편, 도 1에서와 같이 슬라이스축 경사 코일(131)과 주파수축 경사 코일(133) 및 위상축 경사 코일(135)로 유속부호화 경사 펄스가 동일한 시점에 인가된다.Meanwhile, as shown in FIG. 1, the flow rate encoding gradient pulses are applied to the slice axis gradient coil 131, the frequency axis gradient coil 133, and the phase axis gradient coil 135 at the same time.

이와 같이 유속부호화 경사 펄스는 양극(+, -)으로의 급격한 극성 변화로 인 해 와전류(eddy current)가 발생되고, 발생된 와전류에 의해 실제 촬영 공간에서 형성되는 유속부호화 경사 자장의 모양이 도 3a 및 도 3b와 같이 변형된다. 상기 유속부호화 경사 자장의 면적이 변형됨에 따라 리딩 펄스에 의해 얻어지는 에코 신호의 위상 오차가 발생된다. 예컨대, +극의 유속부호화 경사 자장의 면적이 커질 경우 도 3a와 같이 에코 신호(echo)의 위상이 빨라지고, -극의 유속부호화 경사 자장의 면적이 커질 경우 도 3b와 같이 에코 신호(echo)의 위상이 늦어진다.As such, the velocity encoding gradient pulse has an eddy current due to a sudden polarity change to the anodes (+,-), and the shape of the velocity encoding gradient magnetic field formed in the actual photographing space by the generated eddy current is shown in FIG. 3A. And as shown in FIG. 3B. As the area of the velocity encoding gradient magnetic field is deformed, a phase error of an echo signal obtained by a reading pulse occurs. For example, when the area of the positive velocity flux-encoded magnetic field increases, the phase of the echo signal is increased as shown in FIG. 3A. The phase is slowed down.

이에 따라 본 발명에서는 유속부호화 경사 펄스의 급격한 극성 변화로 발생되는 와전류로 인해 실제 유속부호화 경사 자장의 면적이 변형되고, 그로 인해 에코 신호의 위상이 변화되는 것을 방지하기 위한 튜닝 방법을 살펴본다.Accordingly, the present invention looks at a tuning method for preventing the actual velocity encoding gradient field from being deformed due to the eddy current generated by the rapid polarity change of the velocity encoding gradient pulse, thereby changing the phase of the echo signal.

먼저, 자기장부(100)의 촬영 공간에 테스트용 피검체(1)를 설치한 후 그래디언트 코일구동부(210)는 주파수축 경사 코일(133)을 포함한 세 개의 그래디언트 코일부(130)로 유속부호화 경사 펄스(㉯)와 위상부호화 경사 펄스(㉰)를 제외한 펄스 시퀀스를 인가한다. 즉, 도 5a와 같이 그래디언트 코일구동부(210)는 슬라이스축 경사 코일(131)로 단면선택 펄스(㉮)를 인가한 후 주파수축 경사 코일(133)로 유속부호화 경사 펄스를 인가하지 않고 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)만을 인가한다. First, the test coil 1 is installed in the photographing space of the magnetic field part 100, and then the gradient coil driver 210 is inclined to encode the flow rate code by three gradient coil parts 130 including the frequency axis gradient coil 133. Pulse sequence except pulse and phase coded gradient pulses is applied. That is, as shown in FIG. 5A, the gradient coil driver 210 applies an end face selection pulse to the slice axis gradient coil 131 and then applies an echo signal to the frequency axis gradient coil 133 without applying the flow rate encoding gradient pulse. Only reading pulses to obtain are applied.

이에 따라 상기 리딩 펄스(reading pulse)에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일부(170)를 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다. Accordingly, an echo signal is sampled through the receiving coil unit 170 while frequency encoding is performed by the reading pulse.

이와 같이 샘플링된 에코 신호는 데이터 획득부(250)와 데이터 처리부(310)를 통해 신호 처리된 후 디스플레이부(330)에 도 5a와 같이 디스플레이된다. 여기 서, 데이터 처리부(310)는 에코 신호의 신호 세기를 이용하여 피크(peak)를 검출하고, 에코 신호의 피크가 디스플레이부(330)에 표시되는 픽셀 위치를 통해 에코 신호의 피크 위치를 판단하게 된다.The sampled echo signal is signal-processed through the data acquisition unit 250 and the data processing unit 310 and then displayed on the display unit 330 as shown in FIG. 5A. Here, the data processor 310 detects a peak using the signal strength of the echo signal, and determines the peak position of the echo signal through the pixel position at which the peak of the echo signal is displayed on the display unit 330. do.

데이터 처리부(310)는 이와 같이 획득된 에코 신호의 피크 위치를 기준 위치로 메모리에 저장하게 된다.The data processor 310 stores the peak position of the obtained echo signal as a reference position in the memory.

이어, 그래디언트 코일구동부(210)는 도 5b와 같이 슬라이스축 경사 코일(131)로 단면선택 펄스(㉮)를 인가한 후 주파수축 경사 코일(133)로 유속부호화 경사 펄스(㉯)를 인가하고 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)를 순차적으로 인가한다. 여기서, 본 발명의 경우 영상을 만드는 과정이 아니기 때문에 위상축 경사 코일(135)로는 위상부호화 경사 펄스(㉰)가 인가되지 않는다.Subsequently, the gradient coil driver 210 applies a cross-sectional selection pulse to the slice axis gradient coil 131 as shown in FIG. 5B, and then applies a flow rate encoding gradient pulse to the frequency axis gradient coil 133 and echoes. The reading pulses (㉱) are sequentially applied to obtain signals. Here, since the present invention is not a process of making an image, a phase encoding gradient pulse is not applied to the phase axis gradient coil 135.

이에 따라 상기 리딩 펄스(reading pulse)에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일부(170)를 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다. Accordingly, an echo signal is sampled through the receiving coil unit 170 while frequency encoding is performed by the reading pulse.

이와 같이 샘플링된 에코 신호는 데이터 획득부(250)와 데이터 처리부(310)를 통해 신호 처리된 후 디스플레이부(330)에 도 5b와 같이 디스플레이된다. The sampled echo signal is signal-processed through the data acquisition unit 250 and the data processing unit 310 and then displayed on the display unit 330 as shown in FIG. 5B.

이에 따라 데이터 처리부(310)는 유속부호화 경사 자장(㉯)을 적용하여 획득한 에코 신호의 피크 위치를 확인하고, 상기에서 얻은 에코 신호의 기준 위치(reference)와 유속부호화 경사 자장(㉯)을 적용하여 획득한 실제 에코 신호의 피크 위치(echo) 간의 편차(

Figure 112009081023568-PAT00001
)를 계산한다. Accordingly, the data processor 310 confirms the peak position of the echo signal obtained by applying the velocity encoding gradient magnetic field, and applies the reference position and the velocity encoding gradient magnetic field of the echo signal obtained above. Between the peak positions (echo) of the actual echo signals obtained by
Figure 112009081023568-PAT00001
Calculate

여기서, 유속부호화 경사 자장을 적용하여 획득한 에코 신호(echo)의 실제 위치가 기준 위치(reference)보다 좌측(위상이 빠를 경우)에 있을 경우에는 데이터 처리부(310)는 도 5c와 같이 주파수축 경사 코일(133)로 인가되는 유속부호화 경사 펄스 중 +극에 해당하는 펄스(㉯-1)의 진폭을 더 작게 조절한다. 물론, 에코 신호(echo)의 실제 위치가 기준 위치(reference)보다 위상이 빠를 경우 유속부호화 경사 펄스 중 -극에 해당하는 펄스(㉯-2)의 진폭을 더 크게 조절할 수도 있지만 원칙적으로 면적을 더 크게 늘리는 것은 와전류 발생 측면에서 좋지 않다. Here, when the actual position of the echo signal obtained by applying the velocity encoding gradient magnetic field is on the left side (when the phase is faster) than the reference position, the data processor 310 inclines the frequency axis as shown in FIG. 5C. Among the flow rate encoded gradient pulses applied to the coil 133, the amplitude of the pulse ㉯-1 corresponding to the + pole is adjusted to be smaller. Of course, if the actual position of the echo signal is out of phase than the reference position, the amplitude of the pulse (㉯-2) corresponding to the minus pole of the velocity-encoded gradient pulses may be adjusted, but in principle the area is increased. A large increase is not good in terms of eddy current generation.

한편, 유속부호화 경사 자장(㉯)을 적용하여 획득한 에코 신호의 실제 위치가 기준 위치보다 우측(위상이 늦을 경우)에 있을 경우에는 주파수축 경사 코일(133)로 인가되는 유속부호화 경사 펄스 중 -극에 해당하는 펄스(㉯-2)의 진폭을 더 작게 조절하거나 유속부호화 경사 펄스 중 +극에 해당하는 펄스의 진폭을 더 크게 조절한다. On the other hand, when the actual position of the echo signal obtained by applying the velocity encoding gradient magnetic field is on the right side (when the phase is later) than the reference position, of the velocity encoding gradient pulses applied to the frequency axis gradient coil 133- Adjust the amplitude of the pulse (# -2) that corresponds to the pole to be smaller or the amplitude of the pulse that corresponds to the + pole of the velocity-encoded gradient pulses.

이와 같이 조절된 펄스 시퀀스는 데이터 처리부(310)의 메모리(315)에 저장된다. 여기서, 유속부호화 경사 펄스의 조절은 디스플레이부(330)에 표시된 펄스 시퀀스 변경을 위한 GUI 화면을 통해 사용자가 수동으로 변경 및 설정할 수도 있다. 상기 펄스 시퀀스 변경을 위한 GUI 화면은 자동 보정 소프트웨어와 연동되며, 이와 같은 자동 보정 소프트웨어는 데이터 처리부(310)의 메모리(315)에 저장될 수 있다.The adjusted pulse sequence is stored in the memory 315 of the data processor 310. Here, the adjustment of the velocity encoding gradient pulse may be manually changed and set by the user through a GUI screen for changing the pulse sequence displayed on the display unit 330. The GUI screen for changing the pulse sequence may be linked with automatic correction software, and such automatic correction software may be stored in the memory 315 of the data processor 310.

즉, 데이터 처리부(310)는 유속부호화 경사 자장에 의해 변화된 에코 신호의 피크 위치를 기준 위치와 동일하게 하기 위해서 일정 크기만큼씩 지정된 유속부호화 경사 자장을 자동으로 조율하면서 에코 신호의 위치를 이동시킨다. That is, the data processor 310 moves the position of the echo signal while automatically tuning the specified velocity encoding gradient magnetic field by a predetermined size in order to make the peak position of the echo signal changed by the velocity encoding gradient magnetic field equal to the reference position.

이와 같은 튜닝 과정은 유속부호화 경사 자장을 지정된 일정 크기만큼의 변 화량으로 변화시키고, 이로 인해 얻어진 에코 신호의 피크 위치를 기준 위치와 비교하는 과정을 반복적으로 진행하면서 자동 보정을 수행한다.This tuning process changes the velocity encoding gradient magnetic field to a specified amount of change, and performs the automatic correction while repeatedly comparing the peak position of the obtained echo signal with the reference position.

상기 도 5a 내지 도 5c와 같은 자동 보정 방법을 주파수축 경사 코일이 x축, y축, 및 z축일 때에 대해서 각각 반복하게 되며, 이러한 각 축에 대해서 얻어진 자동 보정 값을 기억해 두었다가 실제 유속부호화 경사 자장이 해당 축에 적용될 때 해당 보정값을 적용하여 인가하게 된다. 즉, x축을 주파수축으로 하여 도 5a 내지 도 5c와 같은 방법을 1번 실행하고, y축을 주파수축으로 하여 도 5a 내지 도 5c와 같은 방법을 1번 실행하고, z축을 주파수축으로 하여 도 5a 내지 도 5c와 같은 방법을 1번 실행하게 된다.5A to 5C are repeated for each of the frequency axis gradient coils in the x-axis, y-axis, and z-axis. The auto-correction values obtained for each of these axes are stored, and the actual velocity encoding gradient magnetic field is stored. When it is applied to the relevant axis, the corresponding correction value is applied and applied. That is, the method as shown in Figs. 5A to 5C is performed once with the x axis as the frequency axis, the method as shown in Figs. 5A to 5C is executed once with the y axis as the frequency axis, and the frequency axis is shown as Fig. 5A. To the method shown in FIG. 5C once.

도 6a 내지 도 6e는 본 발명의 다른 실시예에 의한 위상오차 보정 방법을 나타낸 도면이다.6A to 6E are diagrams illustrating a phase error correction method according to another embodiment of the present invention.

도 6a 및 도 6b는 위상오차 보정을 위한 기준 데이터 생성 방법을 나타낸 도면이고, 도 6c 내지 도 6e는 위상오차 보정을 위한 실제 데이터 생성 및 보정 방법을 나타낸 도면이다.6A and 6B illustrate a method of generating reference data for phase error correction, and FIGS. 6C through 6E illustrate actual data generation and correction methods for phase error correction.

도 6a 내지 도 6e는 도 5a 내지 도 5c와 같은 방법으로 위상오차 보정을 1차로 수행한 후 에코 신호의 피크 위치에 대한 보다 세밀하고 정확한 보정을 위하여 2차로 실행될 수 있다. 물론, 도 5a 내지 도 5c와 같은 보정 방법과 도 6a 내지 도 6e와 같은 보정 방법은 서로 독립적으로 실행될 수도 있다.6A to 6E may be performed in the second order for more precise and accurate correction of the peak position of the echo signal after performing the phase error correction as the first method in the same manner as FIGS. 5A to 5C. Of course, the correction method as shown in Figs. 5A to 5C and the correction method as shown in Figs. 6A to 6E may be executed independently of each other.

아울러, 여기서는 3개의 축(x축, y축, z축)으로 동시에 유속부호화 경사 펄스를 모두 인가하는 것이 아니라 x축을 주파수축으로 하여 도 6a 내지 도 6e와 같 은 방법을 1번 실행하고, y축을 주파수축으로 하여 도 6a 내지 도 6e와 같은 방법을 1번 실행하고, z축을 주파수축으로 하여 도 6a 내지 도 6e와 같은 방법을 1번 실행한다.In addition, instead of applying all of the velocity encoding gradient pulses simultaneously on three axes (x-axis, y-axis, and z-axis), the method as shown in FIGS. The method as shown in Figs. 6A to 6E is performed once with the axis as the frequency axis, and the method as shown in Figs. 6A to 6E is executed once with the z axis as the frequency axis.

결국, 유속 부호화 경사 펄스는 주파수 인코딩 방향, 즉 에코 신호를 얻는 방향에 대해서만 튜닝을 한다. 이러한 과정을 각 축에 대해서 실행한다면, 모든 축에서 유속부호화 펄스의 튜닝 값을 알 수 있게 된다.As a result, the flow rate encoded gradient pulses are tuned only in the frequency encoding direction, i.e., the direction in which the echo signal is obtained. If you do this for each axis, you will know the tuning value of the velocity coded pulses for all axes.

먼저, 자기장부(100)의 촬영 공간에 테스트용 피검체(1)를 설치한 후 도 6a와 같이 피검체(1)에 대한 촬영 영역(imaging region)이 RF 펄스(RF)와 단면 선택을 위한 슬라이스축 경사 코일(131)의 단면선택 펄스(㉮)에 의해 여기된다.First, the test subject 1 is installed in the photographing space of the magnetic field part 100, and then an imaging region for the subject 1 as shown in FIG. 6A is used to select an RF pulse and a cross section. It is excited by the cross section selection pulse of the slice axis gradient coil 131.

슬라이스축 경사 코일(131)의 단면선택 펄스(㉮)가 인가된 후 연이어 주파수축 경사 코일(133)로 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)가 인가된다. 여기서, 본 발명의 경우 영상을 만드는 과정이 아니기 때문에 위상축 경사 코일(135)로는 위상부호화 경사 펄스(㉰)가 인가되지 않는다.After the cross section selection pulse of the slice axis gradient coil 131 is applied, a reading pulse for obtaining an echo signal is successively applied to the frequency axis gradient coil 133. Here, since the present invention is not a process of making an image, a phase encoding gradient pulse is not applied to the phase axis gradient coil 135.

상기 리딩 펄스(㉱)에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일을 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다. 상기 주파수축 경사 코일은 x축, y축 또는 z축 경사 코일 중 어느 하나가 될 수 있다. The echo signal is sampled through the receiving coil while frequency encoding is performed by the reading pulse. The frequency axis gradient coil may be any one of an x axis, a y axis, and a z axis gradient coil.

즉, 그래디언트 코일구동부(210)는 주파수축 경사 코일(133)을 포함한 세 개의 그래디언트 코일부(130)로 유속부호화 경사 펄스(㉯)와 위상부호화 경사 펄스(㉰)를 제외한 펄스 시퀀스를 인가한다. 즉, 도 6a와 같이 그래디언트 코일구동부(210)는 슬라이스축 경사 코일(131)로 단면선택 펄스(㉮)를 인가한 후 주파수축 경사 코일(133)로 유속부호화 경사 펄스를 인가하지 않고 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)만을 인가한다. 이에 따라 상기 리딩 펄스(reading pulse)에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일부(170)를 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다. That is, the gradient coil driver 210 applies a pulse sequence except for the velocity encoded gradient pulse and the phase encoded gradient pulse to the three gradient coil units 130 including the frequency axis gradient coil 133. That is, as shown in FIG. 6A, the gradient coil driver 210 applies the section selection pulse to the slice axis gradient coil 131 and then applies the echo signal to the frequency axis gradient coil 133 without applying the flow rate encoding gradient pulse. Only reading pulses to obtain are applied. Accordingly, an echo signal is sampled through the receiving coil unit 170 while frequency encoding is performed by the reading pulse.

이와 같이 샘플링된 에코 신호는 데이터 획득부(250)를 통해 데이터 처리부(310)로 전달된다.The sampled echo signal is transmitted to the data processor 310 through the data acquirer 250.

데이터 처리부(310)는 도 6b와 같이 획득된 에코 신호를 FFT(Fast Fourier Transform)를 수행하여 테스트용 피검체(1; phantom)의 프로파일(profile)을 얻는다. The data processor 310 performs a fast fourier transform (FFT) on the obtained echo signal as shown in FIG. 6B to obtain a profile of the test subject 1 (phantom).

데이터 처리부(310)는 이러한 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀(pixel)에 해당하는 위상(phase)을 구한 후 구해진 위상을 누적하여 기준 위상데이터를 획득하고, 획득된 기준 위상데이터를 메모리(315)에 저장함과 아울러 그래프로 변환하여 디스플레이한다. The data processor 310 obtains reference phase data by acquiring a phase corresponding to each pixel using complex data of the profile, accumulating the obtained phases, and obtaining the obtained reference phase data. Is stored in the memory 315 and converted into a graph for display.

이어, 그래디언트 코일구동부(210)는 도 6c와 같이 슬라이스축 경사 코일(131)로 단면선택 펄스(㉮)를 인가한 후 주파수축 경사 코일(133)로 유속부호화 경사 펄스(㉯)를 인가하고 에코 신호를 얻기 위한 리딩 펄스(㉱)를 순차적으로 인가한다. 여기서, 본 발명의 경우 영상을 만드는 과정이 아니기 때문에 위상축 경사 코일(135)로는 위상부호화 경사 펄스(㉰)가 인가되지 않는다.Subsequently, the gradient coil driver 210 applies a section selection pulse to the slice axis gradient coil 131 as shown in FIG. 6C, and then applies a flow rate encoding gradient pulse to the frequency axis gradient coil 133 and echoes the echo. The reading pulses (㉱) are sequentially applied to obtain signals. Here, since the present invention is not a process of making an image, a phase encoding gradient pulse is not applied to the phase axis gradient coil 135.

이에 따라 상기 리딩 펄스(reading pulse)에 의해 주파수 인코딩이 수행되는 동안 수신 코일부(170)를 통해 에코(echo) 신호가 샘플링된다. Accordingly, an echo signal is sampled through the receiving coil unit 170 while frequency encoding is performed by the reading pulse.

이와 같이 샘플링된 에코 신호는 데이터 획득부(250)를 통해 데이터 처리부(310)로 전달된다.The sampled echo signal is transmitted to the data processor 310 through the data acquirer 250.

데이터 처리부(310)는 획득된 에코 신호를 도 6d와 같이 FFT(Fast Fourier Transform)를 수행하여 테스트용 피검체(1; phantom)의 프로파일(profile)을 얻는다. The data processor 310 performs a fast fourier transform (FFT) on the obtained echo signal to obtain a profile of the test subject 1 (phantom) as shown in FIG. 6D.

데이터 처리부(310)는 이러한 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀(pixel)에 해당하는 위상(phase)을 구한 후 구해진 위상을 누적하여 위상데이터를 획득하고, 획득된 실제 위상데이터를 메모리에 저장한다. 여기서, 위상데이터는 프로파일의 각 픽셀(pixel)의 위상(phase)을 누적함에 따라 일정 기울기를 가지고 증가하는 것으로 나타나고, 위상데이터의 전후단에 위치된 수평 부분은 노이즈를 의미한다.The data processor 310 obtains phase data by acquiring a phase corresponding to each pixel by using complex data of the profile, accumulating the obtained phase, and obtaining the obtained actual phase data. Store in memory. Here, the phase data is shown to increase with a predetermined slope as the phase of each pixel of the profile accumulates, and the horizontal portions positioned before and after the phase data mean noise.

상기 도 6a 및 도 6b에 의해 획득된 기준 위상데이터(reference phase)와 도 6c 및 도 6d에 의해 획득된 실제 위상데이터 간의 편차(

Figure 112009081023568-PAT00002
또는
Figure 112009081023568-PAT00003
)가 있을 수 있다.The deviation between the reference phase data obtained by FIGS. 6A and 6B and the actual phase data obtained by FIGS. 6C and 6D
Figure 112009081023568-PAT00002
or
Figure 112009081023568-PAT00003
There may be).

이어, 데이터 처리부(310)는 메모리에 미리 저장된 설정값에 따라 도 6e와 같이 -극의 유속부호화 경사 자장(㉯-2)의 크기를 조금씩 변화시키면서 도 6c 및 도 6d와 같은 과정을 반복 수행한다. 여기서, 유속부호화 경사 자장을 변화시킬 때 +극 또는 -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기만을 변화시킬 수도 있지만 양극을 혼용하여 변화시킬 수도 있다.Subsequently, the data processor 310 repeatedly performs the process of FIGS. 6C and 6D while changing the magnitude of the magnetic flux coding gradient magnetic field (㉯-2) of the -pole gradually according to the preset value stored in the memory. . Here, only the magnitude of the velocity encoding gradient pulse of the + pole or the-pole may be changed when the flux encoding gradient magnetic field is changed, but the anode may be mixed.

데이터 처리부(310)는 도 6e와 같이 유속부호화 경사 자장의 면적을 변화시키면서 도 6c 및 도 6d와 과정을 반복하면서 유속부호화 경사 자장의 크기에 따른 위상데이터를 각각 획득하고, 획득된 위상데이터를 메모리에 저장한다.The data processor 310 acquires phase data according to the magnitude of the flux encoding gradient magnetic field while repeating the processes of FIGS. 6C and 6D while changing the area of the flux encoding gradient magnetic field as shown in FIG. 6E, and stores the obtained phase data as a memory. Store in

이어, 데이터 처리부(310)는 다양한 크기의 유속부호화 경사 자장을 적용하여 획득한 실제 위상데이터들과 저장된 기준 위상데이터의 기울기를 상호 비교하여 기준 위상데이터와 가장 유사한 위상데이터를 갖는 유속부호화 경사 자장을 선택한 후 메모리에 저장하게 된다.Subsequently, the data processor 310 compares the slopes of the actual phase data obtained by applying the velocity encoding gradient magnetic fields of various sizes and the stored reference phase data, and generates a velocity encoding gradient magnetic field having the phase data most similar to the reference phase data. Once selected, it will be stored in memory.

이와 같은 튜닝 과정은 유속부호화 경사 자장을 지정된 일정 크기만큼의 변화량으로 변화시키고, 이로 인해 얻어진 에코 신호의 위상데이터들을 기준 위상데이터와 비교하는 과정을 반복적으로 진행하면서 자동 보정을 수행한다. 즉, 상기 유속부호화 경사 자장이 적용된 스캔은 매번 조금씩 일정 크기의 유속부호화 경사 자장을 변화시키면서 적용한다. 실제 위상데이터가 기준 위상데이터와 거의 동일하거나 오차가 최소일 경우에 세팅된 유속부호화 경사 펄스를 최종 펄스 시퀀스로 저장한다.Such a tuning process changes the flux encoding gradient magnetic field by a predetermined amount of change, and performs the automatic correction while repeatedly repeating the process of comparing the phase data of the obtained echo signal with the reference phase data. That is, the scan to which the velocity encoding gradient magnetic field is applied is applied while changing the velocity encoding gradient magnetic field of a predetermined size little by little each time. When the actual phase data is almost the same as the reference phase data or the error is minimal, the set velocity coding gradient pulse is stored as the final pulse sequence.

상기와 같은 방식으로 x축이 주파수 인코딩축일 때의 위상 오차를 보정하게 된다.In this manner, the phase error when the x axis is the frequency encoding axis is corrected.

이어, y축을 주파수 인코딩축으로 하여 도 6a 내지 도 6e와 같은 방법을 반복 수행하여 y축이 주파수 인코딩축일 때의 위상 오차를 보정하게 된다. Subsequently, the same method as in FIGS. 6A to 6E is repeated using the y-axis as the frequency encoding axis, thereby correcting a phase error when the y-axis is the frequency encoding axis.

그리고, z축을 주파수 인코딩축으로 하여 도 6a 내지 도 6e와 같은 방법을 반복 수행하여 z축이 주파수 인코딩축일 때의 위상 오차를 보정하게 된다.6A to 6E are repeated by using the z-axis as the frequency encoding axis, thereby correcting a phase error when the z-axis is the frequency encoding axis.

즉, 각 축을 순차적으로 주파수 인코딩축으로 설정하여 각 축에서의 위상오차를 보정한다.That is, each axis is sequentially set as a frequency encoding axis to correct phase error at each axis.

따라서, 본 발명에서는 유속부호화 경사 자장없이 얻은 에코 신호를 이용하여 기준 위상데이터를 계산한 후 유속부호화 경사 자장을 적용하여 얻은 에코 신호를 이용하여 위상데이터를 계산하면 유속부호화 경사 자장에 의한 위상 오차를 구할 수 있다. 이와 같이 구해진 위상 오차를 최소화하는 방향으로 유속부호화 경사 자장을 미세하게 조율하면 이미지의 품질을 향상시킬 수 있음과 동시에 위상 대조도 혈관 조영기법에서의 혈류 속도 측정의 정확도를 높일 수 있다.Therefore, in the present invention, if the phase data is calculated using the echo signal obtained by applying the velocity encoded gradient magnetic field after calculating the reference phase data using the echo signal obtained without the velocity encoded gradient magnetic field, the phase error caused by the velocity encoded gradient magnetic field is calculated. You can get it. Fine tuning of the flux-encoded gradient magnetic field in the direction of minimizing the phase error thus obtained can improve image quality and improve the accuracy of blood flow velocity measurement in the phase contrast angiography technique.

본 발명은 신호를 얻는 과정상에서 외부 및 내부에 위상 오차가 없다면, 또한 촬영 대상이 유속이 없는 정지된 물체라면, 극성이 반대이고 면적이 같은 유속부호화 경사 자장이 적용되기 이전과 이후 모두 에코 신호의 피크 위치는 변함없이 동일해야 한다는 원리를 이용하였다.According to the present invention, if there is no phase error externally and internally in the process of acquiring the signal, and if the object to be photographed is a stationary object having no flow velocity, the echo signal is applied both before and after the application of the velocity encoding gradient magnetic field of opposite polarity and the same area. The principle was that the peak positions should remain the same.

상기의 본 발명은 바람직한 실시예를 중심으로 살펴보았으며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 본질적 기술 범위 내에서 상기 본 발명의 상세한 설명과 다른 형태의 실시예들을 구현할 수 있을 것이다. 여기서 본 발명의 본질적 기술범위는 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.The present invention has been described with reference to the preferred embodiments, and those skilled in the art to which the present invention pertains to the detailed description of the present invention and other forms of embodiments within the essential technical scope of the present invention. Could be. Here, the essential technical scope of the present invention is shown in the claims, and all differences within the equivalent range will be construed as being included in the present invention.

도 1은 일반적으로 MRI 시스템에서 실행되는 2차원 스캔을 위한 펄스 시퀀스의 일예를 나타낸 도면이다.1 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence for a two-dimensional scan that is generally executed in the MRI system.

도 2는 일반적으로 MRI 시스템에서 실행되는 3차원 스캔을 위한 펄스 시퀀스의 일예를 나타낸 도면이다.2 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence for a three-dimensional scan that is generally executed in the MRI system.

도 3a 및 도 3b는 일반적인 경사 자장으로 인한 에코 신호의 위상 오차를 설명하기 위해 도시한 도면이다.3A and 3B are diagrams for explaining a phase error of an echo signal due to a general gradient magnetic field.

도 4는 본 발명에 적용된 MRI 시스템을 도시한 개략적인 도면이다.4 is a schematic diagram showing an MRI system applied to the present invention.

도 5a 내지 도 5c는 본 발명의 일 실시예에 의한 위상오차 보정 방법을 설명하기 위해 나타낸 도면이다.5A to 5C are diagrams for explaining a phase error correction method according to an embodiment of the present invention.

도 6a 내지 도 6e는 본 발명의 다른 실시예에 의한 위상오차 보정 방법을 설명하기 위해 나타낸 도면이다.6A to 6E are diagrams for explaining a phase error correction method according to another embodiment of the present invention.

도 6a 및 도 6b는 본 발명의 실시예에 의한 위상오차 보정을 위한 기준 데이터 생성 방법을 나타낸 도면이다.6A and 6B illustrate a method of generating reference data for phase error correction according to an embodiment of the present invention.

도 6c 내지 도 6e는 본 발명의 실시예에 의한 위상오차 보정을 위한 실제 데이터 생성 및 보정 방법을 나타낸 도면이다.6C to 6E illustrate actual data generation and correction methods for phase error correction according to an embodiment of the present invention.

* 도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명* Explanation of symbols for the main parts of the drawings

100: 자기장부 110: 마그네트부100: magnetic field 110: magnet portion

130: 그래디언트 코일부 131: 슬라이스축 경사 코일130: gradient coil unit 131: slice axis gradient coil

133: 주파수축 경사 코일 135: 위상축 경사 코일133: frequency axis gradient coil 135: phase axis gradient coil

150: RF 코일부 170: 수신 코일부150: RF coil unit 170: receiving coil unit

210: 그래디언트 코일구동부 230: RF 코일구동부210: gradient coil driver 230: RF coil driver

250: 데이터 획득부 270: 시퀀스 제어부250: data acquisition unit 270: sequence control unit

310: 데이터 처리부 330: 디스플레이부310: data processing unit 330: display unit

350: 명령입력부350: command input unit

Claims (12)

복수의 그래디언트 코일로 유속부호화 경사 펄스와 위상부호화 경사 펄스를 제외한 펄스 시퀀스를 인가하는 단계;Applying a pulse sequence excluding the flow rate coded gradient pulse and the phase coded gradient pulse to the plurality of gradient coils; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호의 기준 피크 위치를 검출하여 저장하는 단계;Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and detecting and storing a reference peak position of the obtained echo signal; 상기 에코 신호의 기준 피크 위치를 획득한 후 상기 그래디언트 코일로 정해진 펄스 시퀀스를 인가하되, 유속부호화 경사 펄스는 주파수축 경사 코일로만 인가하는 단계;Applying a pulse sequence determined to the gradient coil after acquiring a reference peak position of the echo signal, but applying a flow rate encoded gradient pulse only to the frequency axis gradient coil; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 실제 에코 신호의 피크 위치를 검출하는 단계; 및Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence and detecting a peak position of the obtained actual echo signal; And 상기에서 획득된 에코 신호의 피크 위치와 저장된 기준 피크 위치를 상호 비교하여 위상 오차를 최소화하는 방향으로 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율하는 단계;를 포함하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.And automatically tuning the flow rate encoded gradient pulse in a direction to minimize the phase error by comparing the peak position of the obtained echo signal and the stored reference peak position with each other. 2. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 복수의 그래디언트 코일을 주파수축으로 순차 변경하고, 변경된 주파수축에 대해 위상 오차를 각각 보정하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.And a phase error correction method of sequentially changing the plurality of gradient coils to a frequency axis and correcting phase errors with respect to the changed frequency axis. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 에코 신호의 피크 위치는, 에코 신호의 세기와 에코 신호가 디스플레이된 픽셀의 위치를 통해 검출하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.The peak position of the echo signal, the phase error correction method of the MRI system detects through the intensity of the echo signal and the position of the pixel on which the echo signal is displayed. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 에코 신호의 피크 위치를 이용하여 위상 오차를 보정한 후,After correcting the phase error using the peak position of the echo signal, 복수의 그래디언트 코일로 유속부호화 경사 펄스와 위상부호화 경사 펄스를 제외한 펄스 시퀀스를 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 기준 위상데이터를 획득하여 저장하는 단계; 상기 기준 위상데이터를 획득한 후 상기 그래디언트 코일로 정해진 펄스 시퀀스를 인가하되, 유속부호화 경사 펄스는 주파수축 경사 코일로만 인가하는 단계; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 실제 위상데이터를 획득하는 단계; 및 상기 획득된 실제 위상데이터와 저장된 기준 위상데이터를 상호 비교하여 위상 오차를 최소화하는 방향으로 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율하는 단계;를 더 포함하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.Applying a pulse sequence excluding the flow rate coded gradient pulse and the phase coded gradient pulse to the plurality of gradient coils; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring and storing reference phase data using the obtained echo signal; Applying a predetermined pulse sequence to the gradient coil after acquiring the reference phase data, but applying only the velocity encoded gradient pulse to the frequency axis gradient coil; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring actual phase data using the obtained echo signal; And automatically tuning the flow rate encoded gradient pulse in a direction to minimize phase error by comparing the obtained actual phase data and stored reference phase data with each other. 2. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율할 때, -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기만을 조율하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.A method of correcting a phase error of an MRI system that automatically tunes only the magnitude of a flow rate encoded gradient pulse of a -pole when automatically tuning the flow rate encoded gradient pulse. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1, 상기 획득된 에코 신호의 피크 위치가 기준 피크 위치보다 빠를 경우 +극의 유속부호화 경사 펄스의 크기를 조율하며, 상기 획득된 에코 신호의 피크 위치가 기준 피크 위치보다 늦을 경우 -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기를 조율하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.If the peak position of the obtained echo signal is faster than the reference peak position, the magnitude of the velocity encoding gradient pulse of + pole is adjusted, and if the peak position of the acquired echo signal is later than the reference peak position, the velocity encoding gradient pulse of -pole is obtained. Phase error correction method of MRI system to tune the size of. 제 6 항에 있어서,The method of claim 6, 상기 +극의 유속부호화 경사 펄스를 작게 조율할 경우 위상이 지연되며, -극의 유속부호화 경사 펄스를 작게 조율할 경우 위상이 빨라지는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.The phase is delayed when the + -pole velocity-velocity gradient pulses are tuned small, and when the -pole velocity-coded gradient pulses are tuned small, the phase is accelerated. 복수의 그래디언트 코일로 유속부호화 경사 펄스와 위상부호화 경사 펄스를 제외한 펄스 시퀀스를 인가하는 단계;Applying a pulse sequence excluding the flow rate coded gradient pulse and the phase coded gradient pulse to the plurality of gradient coils; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 기준 위상데이터를 획득하여 저장하는 단계;Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring and storing reference phase data using the obtained echo signal; 상기 기준 위상데이터를 획득한 후 상기 그래디언트 코일로 정해진 펄스 시퀀스를 인가하되, 미리 정해진 크기의 유속부호화 경사 펄스를 주파수축 경사 코일로 인가하는 단계;Applying a predetermined pulse sequence to the gradient coil after acquiring the reference phase data, and applying a flow rate encoded gradient pulse of a predetermined magnitude to the frequency axis gradient coil; 상기 펄스 시퀀스의 인가에 따라 수신 코일을 통해 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호를 이용하여 실제 위상데이터를 획득하는 단계; Acquiring an echo signal through a receiving coil according to the application of the pulse sequence, and acquiring actual phase data using the obtained echo signal; 상기 유속부호화 경사 펄스의 크기를 미리 정해진 값에 따라 가변시키면서 에코 신호를 획득하고, 획득된 에코 신호의 실제 위상데이터를 획득하는 단계; 및 Acquiring an echo signal while varying a magnitude of the velocity encoding gradient pulse according to a predetermined value, and obtaining actual phase data of the obtained echo signal; And 상기 획득된 실제 위상데이터들과 저장된 기준 위상데이터를 상호 비교한 후 기준 위상데이터와 가장 유사한 위상데이터를 갖는 유속부호화 경사 자장을 선택하여 유속부호화 경사 펄스를 자동 조율하는 단계;를 포함하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.Comparing the obtained actual phase data with the stored reference phase data and selecting a flow rate encoded gradient magnetic field having the phase data most similar to the reference phase data to automatically tune the flow rate encoded gradient pulses; Phase error correction method. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8, 상기 복수의 그래디언트 코일을 주파수축으로 순차 변경하고, 변경된 주파수축에 대해 위상 오차를 각각 보정하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.And a phase error correction method of sequentially changing the plurality of gradient coils to a frequency axis and correcting phase errors with respect to the changed frequency axis. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8, 상기 기준 위상데이터를 획득하는 단계는, 상기 획득된 에코 신호를 FFT(Fast Fourier Transform) 변환하여 피검체의 프로파일을 얻는 단계; 및 상기 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀의 위상을 구하고 구해진 위상을 누적하여 기준 위상데이터를 획득하는 단계;를 포함하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.The acquiring of the reference phase data may include: obtaining a profile of the subject by performing fast Fourier transform (FFT) on the obtained echo signal; And obtaining reference phase data by obtaining a phase of each pixel using the complex data of the profile and accumulating the obtained phases. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8, 상기 실제 위상데이터를 획득하는 단계는, 상기 획득된 에코 신호를 FFT(Fast Fourier Transform) 변환하여 피검체의 프로파일을 얻는 단계; 및 상기 프로파일의 복소 데이터(complex data)를 이용하여 각 픽셀의 위상을 구하고 구해진 위상을 누적하여 실제 위상데이터를 획득하는 단계;를 포함하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.The acquiring of the actual phase data may include: obtaining a profile of the subject by performing fast Fourier transform (FFT) on the obtained echo signal; And obtaining actual phase data by obtaining a phase of each pixel using the complex data of the profile and accumulating the obtained phases. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8, 상기 유속부호화 경사 펄스를 가변시킬 때, -극의 유속부호화 경사 펄스의 크기만을 조율하는 MRI 시스템의 위상오차 보정 방법.The phase error correction method of the MRI system for tuning only the magnitude of the flow rate-coded gradient pulse of the -pole when varying the flow rate-coded gradient pulse.
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