KR20140071850A - Ｂ1정보 획득 방법 및 장치 - Google Patents

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Abstract

서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성하고, 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하며, 대상체로부터 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신하고, 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득하는, MRI 시스템에서 RF (Radio Frequency) 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 에 대한 정보를 획득하는 방법을 개시한다.

Description

Ｂ1정보 획득 방법 및 장치 {METHOD AND APPARATUS FOR ACQUIRING B1 INFORMATION}
본 발명은 MRI 시스템에서 RF 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 에 대한 정보를 획득하는 방법 및 장치에 관한 것으로서, 구체적으로는 고 (high) 자기장 MRI 시스템에서 스핀격자완화 현상에 의한 오차를 줄이고 빠르게 B1 매핑을 하는 기술에 관한 것이다.
MRI(Magnetic Resonance imaging) 장치는 비침습적이고(noninvasive), CT 장치에 비하여 조직의 대조도가 우수하며, 골조직에 의한 아티팩트(artifact)가 발생하지 않는다는 장점이 있다. 또한 MRI 시스템은 대상체의 위치 변화 없이도 원하는 방향에 따라 다양한 단면을 촬영할 수 있으므로 널리 이용된다.
MRI 장치는 대상체의 조직들간의 특성 차이를 이용하여 MR 영상 (Magnetic Resonance image) 을 생성한다. 즉, MRI 장치는 대상체의 조직들간의 자기 공명 특성 차이를 MR 영상에 반영하여 검사자가 MR 영상에서 조직들을 용이하게 구분할 수 있게 한다.
MRI 장치에서 RF (Radio Frequency) 펄스에 의해 생성되 자기장 (B1) 의 균일도는 MR 영상의 균일도에 영향을 미친다. 따라서, RF 펄스에 의해 형성되는 자기장 (B1) 의 균일도를 높이기 위해 B1 쉬밍 (shimming) 이라는 기술이 사용된다. B1 쉬밍은 한 개의 회로 구조가 아닌 복수의 코일 소자를 포함하는 RF 송신 코일에 포함되는 각각의 코일 소자를 서로 다른 크기와 위상을 갖는 구동 신호로 구동함으로써 B1 의 균일도를 높이는 기술을 포함할 수 있다. B1 쉬밍을 하기 위해서는 B1 의 공간적 분포를 미리 측정해야 하는데, 이를 일반적으로 B1 매핑 (mapping) 이라 한다.
RF 펄스에 의해 발생되는 자기장 (B1) 이 균일 (homogeneous) 한지 불균일 (inhomogeneous) 한지 여부 또는 불균일 정도 등을 결정하기 위한 B1 매핑 방법에는 다양한 방법이 있다.
B1 매핑 방법 중 DAM (Double Angle Method) 에서는 크기가 다른 RF 펄스를 이용해 두 개의 MR 영상을 얻은 후, 두 영상의 신호 크기의 비를 계산함으로써, B1 맵을 획득한다. 이 경우, MR 영상 신호의 스핀 격자 완화 시간 (spin lattice relaxation time) (T1) 의존도를 최소화하기 위해 T1 의 다섯배에 해당하는 긴 반복 시간 (repetition time, TR) 이 요구된다. 따라서 DAM 에 따르면 B1 매핑에 매우 긴 시간이 소요되는 단점이 있다.
B1 매핑은 진단을 위한 주 촬영이 아니고 RF 펄스를 보정하는데 필요한 정보를 얻기 위한 보조 촬영이다. 또한, B1 의 공간적 분포는 MR 영상 촬영의 대상체가 바뀔 때마다 변하게 되므로, 새로운 대상체를 촬영할 때마다 B1 매핑을 수행하여야 하기 때문에 B1 매핑을 고속으로 하는 것이 요구된다.
B1 매핑을 고속으로 하기 위해서는 RF 펄스 시퀀스의 TR 을 짧게 해야 한다. 그러나 TR 을 짧게 하면 MR 영상 신호의 크기가 T1 에 의해서도 영향을 받는 문제가 발생한다. T1 은 인체 조직의 종류에 따라 달라지기 때문에 B1 매핑에서 스핀 격자 완화 현상에 따른 오차를 보상하지 않으면 B1 맵을 이용한 B1 쉬밍의 효율이 저하될 수 있다.
본 발명은 B1 매핑에 의해 소요되는 시간을 줄이면서 스핀 격자 완화 현상에 의한 오차를 보상할 수 있는 B1 정보 획득 방법 및 장치의 제공을 목적으로 한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 시스템에서 RF (Radio Frequency) 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 에 대한 정보를 획득하는 방법은, 서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성하는 단계; 상기 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하는 단계; 상기 대상체로부터 상기 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신하는 단계; 및 상기 수신된 응답 신호들을 이용하여 상기 B1 정보를 획득하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 RF 펄스 시퀀스는, 소정의 시간 간격으로 복수 개의 RF 펄스들이 교번하여 (interleave) 배치되도록 생성될 수 있다.
또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 RF 펄스 시퀀스는, 적어도 3 개의 RF 펄스들을 포함할 수 있다. 이 때, 적어도 3 개의 RF 펄스들 중, 제 1 RF 펄스는 제 1 눕힘각 α 를 가지고, 제 2 RF 펄스는 제 2 눕힘각 β 를 가지며, 제 3 RF 펄스는 제 3 눕힘각 γ 를 가지고, 제 2 눕힘각 β 및 제 3 눕힘각 γ 는 제 1 눕힘각 α 에 대하여 서로 다른 실수배의 값일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보를 획득하는 단계는, 상기 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득하는 단계; 상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 상기 제 3 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득하는 단계; 및 상기 제 1 비율 정보 및 상기 제 2 비율 정보를 이용하여 상기 제 1 RF 펄스의 상기 제 1 눕힘각 α 를 획득하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 상기 제 1 비율 정보는 수학식 (1) 및 (3) 에 의해서 획득되고, 상기 제 2 비율 정보는 수학식 (2) 및 (3) 에 의해서 획득될 수 있다.
Figure pat00001
(1)
Figure pat00002
(2)
Figure pat00003
(3)
상기 수학식 (1) 내지 (3) 에서 T1은 스핀 격자 완화 시간이고, TR 은 상기 제 1 RF 펄스, 상기 제 2 RF 펄스 및 상기 제 3 RF 펄스가 교번되어 배치된 소정의 시간 간격일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법에 있어서, 획득되는 B1 정보는 대상체에 대한 B1 의 공간적 분포를 나타내는 B1 맵 (B1 map) 을 포함할 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 시스템에서 RF 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 정보를 획득하는 장치는, 서로 다른 눕힘각 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성하는 펄스 시퀀스 생성부; 상기 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하고, 상기 대상체로부터 상기 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신하는 RF 코일; 및 상기 수신된 응답 신호들을 이용하여 상기 B1 정보를 획득하는 제어부를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스 생성부는, 소정의 시간 간격으로 복수 개의 RF 펄스들이 교번하여 배치되도록 RF 펄스 시퀀스를 생성할 수 있다.
또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 RF 펄스 시퀀스에 포함되는 적어도 3 개의 RF 펄스들 중, 제 1 RF 펄스는 제 1 눕힘각 α 를 가지고, 제 2 RF 펄스는 제 2 눕힘각 β 를 가지며, 제 3 RF 펄스는 제 3 눕힘각 γ 를 가지고, 제 2 눕힘각 β 및 제 3 눕힘각 γ 는 제 1 눕힘각 α 에 대하여 서로 다른 실수 배의 값일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 제어부는, 상기 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 상기 제 2 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득하는 제 1 비율 정보 획득부; 상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 상기 제 3 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득하는 제 2 비율 정보 획득부; 및 상기 제 1 비율 정보 및 상기 제 2 비율 정보를 이용하여 상기 제 1 RF 펄스의 상기 제 1 눕힘각 α 를 획득하는 눕힘각 획득부를 포함할 수 있다.
이 때, 상기 제어부는, 상술한 수학식 (1) 및 (3) 에 의해서 상기 제 1 비율 정보를 획득하고, 수학식 (2) 및 (3) 에 의해서 상기 제 2 비율 정보를 획득할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 제어부는, 대상체에 대한 B1 의 공간적 분포를 나타내는 B1 맵을 포함할 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시예에 따른 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체는 상술한 B1 정보 획득 방법을 구현하기 위한 프로그램을 기록할 수 있다.
본 발명에 따르면, 스핀 격자 완화 현상에 의해 오차가 발생하는 문제를 해소하면서도 빠르게 B1 맵을 획득할 수 있다.
본 발명은, 다음의 자세한 설명과 그에 수반되는 도면들의 결합으로 쉽게 이해될 수 있으며, 참조 번호 (reference numerals) 들은 구조적 구성요소 (structural elements) 를 의미한다.
도 1 은 자기 공명 영상 시스템을 설명하기 위한 도면이다.
도 2 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 장치의 블록도이다.
도 3 은 본 발명에 따른 예시적인 B1 정보 획득 장치의 블록도이다.
도 4 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법의 흐름도이다.
도 5 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법에 있어서, 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득하는 단계를 설명하기 위한 흐름도이다.
도 6 은 본 발명의 일 실시예에 따른 대상체에 송신되는 RF 펄스 시퀀스의 모식도이다.
도 7 은 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법에 있어서, 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득하는 단계를 설명하기 위한 도면이다.
본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 소정의 한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.
명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에 기재된 "...부" 등의 용어는 적어도 하나의 기능이나 동작을 처리하는 단위를 의미하며, 이는 하드웨어 또는 소프트웨어로 구현되거나 하드웨어와 소프트웨어의 결합으로 구현될 수 있다.
명세서 전체에서 "대상체"는 신체 또는 동물 내 각종 기관, 신체 또는 동물 내 소정의 부위일 수 있다. 또한, 대상체는 팬텀 (phantom) 일 수 있으며, 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미한다. 예를 들어, 팬텀은 신체와 유사한 성질을 갖는 구 (sphere) 형태의 물 팬텀일 수 있다.
명세서 전체에서 "사용자" 는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
명세서 전체에서 "펄스 시퀀스" 란, MRI 시스템에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간 (Repetition Time, TR) 및 에코 시간 (Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다.
명세서 전체에서 "펄스 시퀀스 모식도" 란, MRI 시스템 내에서 일어나는 사건 (event) 들의 순서를 설명한다. 예를 들어, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, 에코 RF 신호 중 적어도 하나를 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.
도 1 은 MRI 시스템 (100) 을 설명하기 위한 도면이다.
도 1 을 참조하면, 대상체 (105) 는 외부 RF 신호가 차폐된 쉴드 룸 내의 원통형 갠트리 (gantry) 에서 검진을 받게 되는데, 갠트리 내에는 주 자석 (main magnet) (10) 에 의해 주 자기장 (B0) 이 형성되며, 경사 (gradient) 코일 (20) 에 의해 경사 자계 펄스 (magnetic field gradient pulse) 가 송신되어 경사 자기장 (magnetic gradient field) 이 형성된다.
대상체의 외부에 주 자기장 (B0) 이 형성되면, 대상체 내 원자의 원자핵들은 주 자기장 (B0) 의 방향을 따라 세차 운동을 한다. 이 세차 운동의 주파수, 즉, 공명 주파수는 라모어 방정식 (Lamor equation) 에 따라 주 자기장 (B0) 의 세기에 비례한다. 이 때, 그 비례상수를 회전자계상수 (gyromagnetic ratio) 라 부른다.
세차 운동을 하는 원자핵에 공명 주파수와 동일한 주파수의 전자파를 인가하면 원자핵은 공명현상을 일으켜 원자핵의 자화 벡터가 주 자기장 (B0) 과 수직한 방향으로 눕게 되고, 이 누운 자화 벡터는 MR 영상의 신호원이 될 수 있다. 즉, 공명 주파수로 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 공명 주파수와 동일한 주파수의 RF 펄스를 전송한 후 RF 펄스의 전송을 중단하면, 원자핵은 RF 펄스로부터 흡수하였던 에너지를 외부로 방출하고, 누운 자화 벡터는 인접해 있는 RF 코일에 전압신호를 유도한다. 이 전압신호를 통상 자기공명신호라 부른다.
자기공명신호의 크기는 자화 벡터의 크기에 비례하고, 또 자화 벡터의 크기는 주 자기장 (B0) 의 강도에 비례하기 때문에 주 자기장 (B0) 의 강도를 크게 할수록 MR 영상의 신호대잡음비는 높아진다. MRI 시스템 (100) 은 원자핵으로부터 방출된 RF 신호를 이용하여 MR 영상을 획득할 수 있다.
대상체 (105) 내의 자화 벡터를 공명시키기 위해 대상체 (105) 에 전자파를 인가하고, 공명으로 인해 수직평면에 누운 자화 벡터가 만드는 자기공명신호를 수신하기 위해 RF 코일 (30) 이 사용될 수 있다.
한 개의 RF 코일이 RF 신호의 송신과 수신을 모두 수행할 수도 있고, 송신 전용의 RF 코일과 수신 전용의 RF 코일이 각각 RF 신호의 송신과 수신을 수행할 수 있다. 송신 전용의 RF 코일과 수신 전용의 RF 코일을 별도로 사용하여 송신모드와 수신모드를 수행할 수도 있다.
송신 코일은 일반적으로 MRI 시스템 (100) 의 갠트리 내에 설치되기 때문에 인체가 들어 갈 수 있는 크기의 원통형 프레임 위에 만들어질 수 있다. 반면 수신코일은 대상체 (105) 에 부착하여 사용하는 경우가 많다. 따라서, 대상체 (105) 가 인체인 경우, 머리 코일, 목 코일, 허리 코일 등 인체의 부위별 형상에 따라 만드는 것이 일반적이다.
RF 코일 (30) 은 대상체 (105) 의 소정의 부위로부터 발생되는 RF 신호를 수신하여 쉴드 룸과는 분리된 오퍼레이팅 룸의 중앙 제어 장치 (50) 로 전달하고, RF 신호는 신호 처리 과정을 통해 최종적으로 MR 영상으로 변환될 수 있다. 이때, RF 펄스에 의해 발생되는 약한 자기장, 예를 들어 약 25μT 정도의 세기를 갖는 자기장을 B1 이라 한다.
자기공명영상을 만들기 위해서는 세 종류의 자기장이 필요하다. 첫째로는 인체 내에 분포해 있는 원소 중 자기공명현상을 일으키는 원소, 즉 수소, 인, 나트륨 등의 원자핵을 자화시키기 위한 주 자기장이 필요하다. 두번째로는 공간적으로 선형적인 경사 자기장이 필요하다. 세번째로는 MR 영상 신호를 만들기 위해 자화된 원자핵의 자화 벡터를 횡평면으로 눕히기 위해서는 RF 자기장, 즉, B1 이 필요하다. 이 B1 을 만들기 위해서 RF 코일 (30) 이 사용될 수 있다.
MRI 시스템 (100) 에서 사용되는 RF 코일 (30) 은 새장형 (bird-cage) RF 코일을 포함할 수 있다. 새장형 RF 코일은 매우 균일한 B1 을 만들 수 있다. 그러나 3T 이상의 고 (high) 자기장에서는 MR 영상의 촬영 대상체에 의해 B1 의 균일도가 나빠질 수 있다. 따라서, 3T 이상의 고 자기장 MRI 시스템에서는 B1 의 균일도를 높이기 위해서 B1 쉬밍이 요구될 수 있다.
MRI 시스템 (100) 이 RF 코일 (30) 을 통하여 RF 펄스를 대상체에 인가한 뒤, 수신하는 MR 영상 신호의 크기는 여러 물리적 변수에 의해 영향을 받는다. 예를 들면, 스핀밀도 (spin density), 스핀격자완화시간 T1, 스핀스핀완화시간 T2, 눕힘각 (flip angle), 그리고 수신용 RF 코일의 수신 감도 등이 있다. 특히, MR 영상을 얻기 위한 펄스 시퀀스에서 에코 시간 (echo time: TE) 을 일정하게 하게 하여 얻은 MR 영상 신호들 사이의 비는 T1 과 눕힘각에 의해서 영향을 받을 수 있다.
B1 매핑에 이용되는 펄스 시퀀스에는 스핀 에코 (spin echo, SE) 펄스 시퀀스 및 경사 자기장 에코 (gradient echo, GE) 펄스 시퀀스가 포함될 수 있다. 본 발명은 GE 펄스 시퀀스에 적용할 수 있다. GE 펄스 시퀀스는 SE 펄스 시퀀스에 비해 TR 및 TE 를 더 짧게 할 수 있고, RF 자기장에 의한 인체 내 온도 상승 효과가 더 작은 장점이 있다.
MR 영상에서 한 화소 (pixel) 에서의 RF 펄스의 눕힘각 Θ 는 그 화소에서의 B1 의 크기에 비례한다. 따라서, 눕힘각 Θ 의 공간적 분포로부터 B1 의 공간적 분포, 즉 B1 맵을 획득할 수 있다.
도 2 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 장치의 블록도이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 장치는 자기 공명 원리를 이용하여 대상체에 대한 MR 영상을 제공할 수 있는 MRI 시스템 (100) 과 물리적으로 분리된 장치이거나, 통합된 장치일 수 있다.
도 2에 도시된 바와 같이, 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 장치 (200) 는 펄스 시퀀스 생성부 (210), RF 코일 (220) 및 제어부 (230) 를 포함할 수 있다. 그러나 도시된 구성요소보다 많은 구성요소에 의해 B1 정보 획득 장치 (200) 가 구현될 수도 있고, 그보다 적은 구성요소에 의해서도 B1 정보 획득 장치 (200) 는 구현될 수 있다.
펄스 시퀀스 생성부 (210) 는 서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성할 수 있다. 펄스 시퀀스 생성부 (210) 는 사용자의 입력에 기초하여 또는 메모리 (미도시) 에 저장된 펄스 시퀀스 정보에 기초하여 RF 펄스 시퀀스를 생성할 수 있다. 이 때, 생성되는 RF 펄스 시퀀스는 적어도 3 개의 RF 펄스들을 포함할 수 있다.
RF 코일 (220) 은 펄스 시퀀스 생성부 (210) 에서 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하고, 대상체로부터 RF 펄스 시퀀스에 포함되는 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신할 수 있다. 이 때, RF 코일 (220) 은 예를 들어, 단일 위상 혹은 Quadrature 코일, 표면(surface) 코일, 면적(volume) 코일(Helmholtz 또는 솔레노이드형), 위상 배열 코일(Phased-Array coils) 등의 형태로 구현될 수 있다.
제어부 (230) 는, B1 정보 획득 장치 (200) 의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부 (230) 는, 메모리 (미도시) 에 저장된 프로그램들을 실행함으로써, 펄스 시퀀스 생성부 (210) 및 RF 코일 (220) 등을 제어할 수 있다. 더 나아가서는 제어부 (230) 는 MRI 시스템 (100) 의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. 또한, 제어부 (230) 는 RF 코일 (220) 로부터 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득할 수 있다. 한편, 제어부 (230) 는, 획득된 B1 정보에 기초하여 대상체에 대한 B1 의 공간적 분포를 나타내는 B1 맵을 생성하고 제공할 수도 있다. B1 맵은 RF 펄스에 의해 대상체 내에 형성되는 자기장의 크기 또는 위상 분포를 색상 또는 명암으로 표현한 영상을 포함할 수 있다.
도 3 은 본 발명에 따른 예시적인 B1 정보 획득 장치의 블록도이다.
도 3 에 도시된 바와 같이 B1 정보 획득 장치 (200) 는 RF 코일 (220) 내에 송신부 (322) 및 수신부 (324) 를 포함할 수 있다. 또한, B1 정보 획득 장치 (200) 는 제어부 (230) 내에 제 1 비율 정보 획득부 (332), 제 2 비율 정보 획득부 (334) 및 눕힘각 획득부 (336) 를 포함할 수 있다.
송신부 (322) 는 펄스 시퀀스 생성부 (210) 에서 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하고, 수신부 (324) 는 대상체로부터 RF 펄스 시퀀스에 대응하는 응답 신호를 수신할 수 있다.
또한, 제 1 비율 정보 획득부 (332) 는, 펄스 시퀀스 생성부 (210) 에서 생성된 RF 펄스 시퀀스에 포함되는 적어도 3 개의 RF 펄스들 중 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득할 수 있다. 제 2 비율 정보 획득부 (334) 는, 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 제 3 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득할 수 있다.
눕힘각 획득부 (338) 는 제 1 비율 정보 및 제 2 비율 정보를 이용하여 제 1 RF 펄스에 대한 눕힘각을 획득할 수 있다.
이하에서는 도 2 에 도시된 B1 정보 획득 장치 (200) 가 상기 구성을 이용하여 B1 정보를 획득하는 방법에 대해서 도 4 를 참조하여 자세히 살펴보기로 한다.
도 4 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법의 흐름도이다.
단계 S410 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성할 수 있다. 이 때, 생성되는 RF 펄스 시퀀스는 복수 개의 RF 펄스들이 일정한 시간 간격으로 교번 (interleave) 하여 배치되도록 생성된 펄스 시퀀스일 수 있다. 예를 들어, RF 펄스 시퀀스는 적어도 3 개의 RF 펄스들을 포함할 수 있다. 단계 S410 은 도 2 의 펄스 시퀀스 생성부 (210) 에서 수행될 수 있다.
단계 S420 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 단계 210 에서 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신할 수 있다. 단계 S420 은 도 2 의 RF 코일 (220) 또는 도 3 의 송신부 (322) 에서 수행될 수 있다.
단계 S430 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 RF 펄스 시퀀스가 인가된 대상체로부터 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신할 수 있다. 예를 들어, 수신되는 응답 신호들은 RF 펄스 시퀀스에 포함되는 적어도 3 개의 서로 다른 RF 펄스들에 각각 대응되는 적어도 3 개의 서로 다른 RF 응답 신호들을 포함할 수 있다. 단계 S430 은 도 2 의 RF 코일 (220) 또는 도 3 의 수신부 (324) 에서 수행될 수 있다.
단계 S440 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 단계 S430 에서 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득할 수 있다. 단계 S440 은 도 2 의 제어부 (230) 에서 수행될 수 있다. B1 정보 획득 장치 (200) 는 수신된 응답 신호들에 기초하여 MR 영상들을 획득하고, 획득된 MR 영상들로부터 B1 맵을 획득할 수 있다.
이하에서는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 장치 (200) 가 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득하는 단계 S440 에 대해서 도 5 내지 7 을 참조하여 자세히 살펴보기로 한다.
도 5 는 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법에 있어서 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 정보를 획득하는 단계를 설명하기 위한 흐름도이다.
단계 S410 에서 생성된 RF 펄스 시퀀스는 적어도 제 1 RF 펄스, 제 2 RF 펄스 및 제 3 RF 펄스를 포함할 수 있다.
단계 S542 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득할 수 있다.
단계 S544 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 제 3 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득할 수 있다.
단계 S546 에서 B1 정보 획득 장치 (200) 는 제 1 비율 정보 및 제 2 비율 정보를 이용하여 제 1 RF 펄스의 제 1 눕힘각을 획득할 수 있다. 제 2 RF 펄스의 제 2 눕힘각 및 제 3 RF 펄스의 제 3 눕힘각이 제 1 눕힘각에 대하여 서로 다른 실수 배의 값을 가지는 경우, 제 1 눕힘각은 제 1 비율 정보 및 제 2 비율 정보를 수학적으로 연산함으로써 획득될 수 있다.
도 6 은 본 발명의 일 실시예에 따른 대상체에 송신되는 RF 펄스 시퀀스를 설명하기 위한 펄스 시퀀스 모식도이다. 도 6 에서 본 발명에서 제안하는 B1 매핑에 사용하기 위한 RF 펄스 시퀀스 (600) 의 일 예가 도시된다.
도 6 을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 대상체에 송신되는 RF 펄스 시퀀스에 포함되는 서로 크기가 다른 RF 펄스 3 개는 TR 간격으로 교번 (interleaving) 하여 주기적으로 인가될 수 있다.
첫 번째 RF 펄스의 눕힘각은 α, 두 번째 RF 펄스의 눕힘각은 β, 그리고 세 번째 RF 펄스의 눕힘각은 γ 로 표시될 수 있다. 이 때, 눕힘각은 MR 영상의 소정의 화소에 대응되는 대상체 상의 위치에서의 눕힘각을 의미한다. 대상체에 대하여 첫 번째 RF 펄스가 인가된 후에 소정의 화소에 대응되어 수신되는 신호의 크기를 S1, 두 번째 RF 펄스가 인가된 후에 소정의 화소에 대응되어 수신되는 신호의 크기를 S2, 세 번째 RF 펄스가 인가된 후에 소정의 화소에 대응되어 수신되는 신호의 크기를 S3 로 표시할 수 있다. 자기공명현상의 정상 상태 (steady state) 에서 S1, S2, S3 의 상대적인 비는 다음의 [수학식 1] 내지 [수학식 3] 으로 결정될 수 있다.
Figure pat00004
Figure pat00005
Figure pat00006
상기 수학식들에서 T1은 스핀 격자 완화 시간을 나타낼 수 있다.
여기서 정상 상태란, RF 펄스 시퀀스를 주기적으로 인가하면서 충분히 긴 시간이 경과한 후 MR 영상 신호의 크기가 변하지 않고 일정하게 나오는 상태를 의미한다. 일반적으로 RF 펄스 시퀀스를 수십 회 인가하면 MR 영상 신호는 정상 상태에 도달할 수 있다.
[수학식 1] 내지 [수학식 3] 에서 S1과 S2의 비 R1과 S2와 S3의 비 R2는 세 개의 눕힘각 α, β, γ 와 T1의 함수이다. 제 2 눕힘각 β 와 제 3 눕힘각 γ 가 다음의 [수학식 4] 를 만족하는 경우, R1과 R2는 α 와 T1의 2 변수 함수가 된다.
Figure pat00007
상기 수학식들에서 c1 과 c2 는 실험적으로 미리 정해진 상수일 수 있다.
T1 에 의한 MR 영상 신호의 오차를 배제하기 위해서는 T1 에 대해 상대적으로 매우 긴 TR을 사용함으로써 E1 을 0 에 근사시키거나, 매우 짧은 TR을 사용함으로써 E1 을 1에 근사시킬 수 있다.
예를 들어, DAM (Double Angle Method) 에 의해 B1 매핑을 수행할 경우, 신호의 T1 의존도를 최소화하기 위해 T1의 약 다섯 배에 해당하는 긴 TR 이 요구된다. 그러나 B1 매핑에 있어서, TR을 길게 하면 촬영 시간이 매우 길어지는 문제가 있고, 경사 자기장의 크기, 상승 시간의 제한 등으로 TR을 짧게 하는 데는 한계가 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 B1 정보 획득 방법에 따르면, [수학식 1] 내지 [수학식 3] 에서 R1과 R2는 α 와 T1 의 비선형 함수로 나타낼 수 있다. 따라서 TR의 길고 짧음에 상관없이 R1과 R2에 관한 2 변수 비선형 연립방정식을 풀면 소정의 화소에서의 α 와 T1의 값을 구할 수 있다. 따라서, TR<T1 인 경우 뿐만 아니라, TR 을 T1의 5~20% 로 설정할 수 있기 때문에, 매우 빠른 B1 매핑이 가능하고 결과적으로 MR 영상 촬영 시간을 줄일 수 있다.
도 7 은 본 발명의 일 실시예에 따른 B1 관련 정보 획득 방법에 있어서 수신된 응답 신호들을 이용하여 B1 관련 정보를 획득하는 단계를 설명하기 위한 도면이다.
예를 들면, 눕힘각 α, β =2 α, γ =4 α 를 갖는 3 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 인가하여 획득된 응답 신호의 크기의 비율 R1과 R2 는 도 7 의 그래프와 같이 표현될 수 있다.
도 7 에서 가로축은 T1 값을, 세로축은 α 값을 나타낼 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따라 획득된 R1 값과 R2 값이 대표하는 두 개의 곡선이 만나는 점은 소정의 화소에서의 눕힘각과 T1 값을 나타낼 수 있다. R1과 R2는 도7에 도시된 것과 같이 비선형 관계에 있으므로 그 해 즉, α 와 T1 을 구하기 위해서는 수치해석적인 방법이 사용될 수 있다.
B1 맵을 작성하기 위해서는 모든 화소에 대해 R1과 R2 를 연산하고 연산 결과에 기초하여 눕힘각을 획득해야 한다.
본 발명에서 제안된 바와 같이, B1 정보 획득 장치 (200) 에서 크기가 다른 복수 개의 RF 펄스를 하나의 RF 펄스 시퀀스 내에 교번하여 주기적으로 대상체에 인가할 경우 여러 가지 장점이 있다. 예를 들어, 3 개의 RF 펄스로 구성된 독립된 3 개의 펄스 시퀀스를 순차적으로 인가하는 경우, 각각의 펄스 시퀀스가 정상 상태로 진입하기까지 3 번의 경과 기간이 필요하다. 반면에 본 발명과 같이 하나의 RF 펄스 시퀀스 내에 3 개의 RF 펄스를 교번하여 인가하면 1 번의 경과 기간만이 필요하므로, 촬영 시간을 줄일 수 있다.
또한, 독립된 3 개의 펄스 시퀀스를 순차적으로 인가하는 것보다 본 발명과 같이 하나의 RF 펄스 시퀀스 내에 3 개의 RF 펄스를 교번하여 인가하게 되면 각각의 RF 펄스에 대한 응답 신호가 최대한 같은 시간대에 수신되므로, 촬영 도중 대상체의 움직임, 경사 자기장의 오프셋 전류의 변동 (drift) 및 증폭기 의 출력 변동 등에 의한 오차가 작아져 결과 영상에서의 아티팩트를 줄일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 방법은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능 매체에 기록될 수 있다. 상기 컴퓨터 판독 가능 매체는 프로그램 명령, 데이터 파일, 데이터 구조 등을 단독으로 또는 조합하여 포함할 수 있다. 상기 매체에 기록되는 프로그램 명령은 본 발명을 위하여 특별히 설계되고 구성된 것들이거나 컴퓨터 소프트웨어 당업자에게 공지되어 사용 가능한 것일 수도 있다. 컴퓨터 판독 가능 기록 매체의 예에는 하드 디스크, 플로피 디스크 및 자기 테이프와 같은 자기 매체(magnetic media), CD-ROM, DVD와 같은 광기록 매체(optical media), 플롭티컬 디스크(floptical disk)와 같은 자기-광 매체(magneto-optical media), 및 롬(ROM), 램(RAM), 플래시 메모리 등과 같은 프로그램 명령을 저장하고 수행하도록 특별히 구성된 하드웨어 장치가 포함된다. 프로그램 명령의 예에는 컴파일러에 의해 만들어지는 것과 같은 기계어 코드뿐만 아니라 인터프리터 등을 사용해서 컴퓨터에 의해서 실행될 수 있는 고급 언어 코드를 포함한다.
이상에서 본 발명의 실시예에 대하여 상세하게 설명하였지만 본 발명의 권리범위는 이에 한정되는 것은 아니고 다음의 청구범위에서 정의하고 있는 본 발명의 기본 개념을 이용한 당업자의 여러 변형 및 개량 형태 또한 본 발명의 권리범위에 속한다.

Claims (15)

  1. MRI 시스템에서 RF (Radio Frequency) 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 에 대한 정보를 획득하는 방법에 있어서,
    서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성하는 단계;
    상기 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하는 단계;
    상기 대상체로부터 상기 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신하는 단계; 및
    상기 수신된 응답 신호들을 이용하여 상기 B1 정보를 획득하는 단계를 포함하는, B1 정보 획득 방법.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 RF 펄스 시퀀스는, 소정의 시간 간격으로 상기 복수 개의 RF 펄스들이 교번하여 (interleave) 배치되도록 생성되는, B1 정보 획득 방법.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 RF 펄스 시퀀스는, 적어도 3 개의 RF 펄스들을 포함하는, B1 정보 획득 방법.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 적어도 3 개의 RF 펄스들 중, 제 1 RF 펄스는 제 1 눕힘각 α 를 가지고, 제 2 RF 펄스는 제 2 눕힘각 β 를 가지며, 제 3 RF 펄스는 제 3 눕힘각 γ 를 가지고,
    상기 제 2 눕힘각 β 및 상기 제 3 눕힘각 γ 는 상기 제 1 눕힘각 α 에 대하여 서로 다른 실수배의 값인, B1 정보 획득 방법.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 B1 정보를 획득하는 단계는,
    상기 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득하는 단계;
    상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 상기 제 3 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득하는 단계; 및
    상기 제 1 비율 정보 및 상기 제 2 비율 정보를 이용하여 상기 제 1 RF 펄스의 상기 제 1 눕힘각 α 를 획득하는 단계를 포함하는, B1 정보 획득 방법.
  6. 제 5 항에 있어서,
    상기 제 1 비율 정보는 수학식 (1) 및 (3) 에 의해서 획득되고,
    상기 제 2 비율 정보는 수학식 (2) 및 (3) 에 의해서 획득되며,
    Figure pat00008
    (1)
    Figure pat00009
    (2)
    Figure pat00010
    (3)
    상기 수학식 (1) 내지 (3) 에서 T1은 스핀 격자 완화 시간이고, TR 은 상기 제 1 RF 펄스, 상기 제 2 RF 펄스 및 상기 제 3 RF 펄스가 교번되어 배치된 소정의 시간 간격인, B1 정보 획득 방법.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 획득되는 B1 정보는 상기 대상체에 대한 B1 의 공간적 분포를 나타내는 B1 맵 (B1 map) 을 포함하는, B1 정보 획득 방법.
  8. MRI 시스템에서 RF (Radio Frequency) 펄스에 의하여 생성되는 자기장 (B1) 정보를 획득하는 장치에 있어서,
    서로 다른 눕힘각 (flip angle) 들을 갖는 복수 개의 RF 펄스들을 포함하는 RF 펄스 시퀀스를 생성하는 펄스 시퀀스 생성부;
    상기 생성된 RF 펄스 시퀀스를 대상체에 송신하고, 상기 대상체로부터 상기 복수 개의 RF 펄스들에 대응하는 응답 신호들을 수신하는 RF 코일; 및
    상기 수신된 응답 신호들을 이용하여 상기 B1 정보를 획득하는 제어부를 포함하는, B1 정보 획득 장치.
  9. 제 8 항에 있어서,
    상기 펄스 시퀀스 생성부는,
    소정의 시간 간격으로 상기 복수 개의 RF 펄스들이 교번하여 (interleave) 배치되도록 상기 RF 펄스 시퀀스를 생성하는, B1 정보 획득 장치.
  10. 제 8 항에 있어서,
    상기 RF 펄스 시퀀스는, 적어도 3 개의 RF 펄스들을 포함하는, B1 정보 획득 장치.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 적어도 3 개의 RF 펄스들 중, 제 1 RF 펄스는 제 1 눕힘각 α 를 가지고, 제 2 RF 펄스는 제 2 눕힘각 β 를 가지며, 제 3 RF 펄스는 제 3 눕힘각 γ 를 가지고,
    상기 제 2 눕힘각 β 및 상기 제 3 눕힘각 γ 는 상기 제 1 눕힘각 α 에 대하여 서로 다른 실수배의 값인, B1 정보 획득 장치.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 제 1 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S1) 및 상기 제 2 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S2) 의 비율에 대한 제 1 비율 정보를 획득하는 제 1 비율 정보 획득부;
    상기 제 2 RF 펄스의 응답 신호의 크기 (S2) 및 상기 제 3 RF 펄스의 응 답 신호의 크기 (S3) 의 비율에 대한 제 2 비율 정보를 획득하는 제 2 비율 정보 획득부; 및
    상기 제 1 비율 정보 및 상기 제 2 비율 정보를 이용하여 상기 제 1 RF 펄스의 상기 제 1 눕힘각 α 를 획득하는 눕힘각 획득부를 포함하는, B1 정보 획득 장치.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    수학식 (1) 및 (3) 에 의해서 상기 제 1 비율 정보를 획득하고, 수학식 (2) 및 (3) 에 의해서 상기 제 2 비율 정보를 획득하며,
    Figure pat00011
    (1)
    Figure pat00012
    (2)
    Figure pat00013
    (3)
    상기 수학식 (1) 내지 (3) 에서 T1은 스핀 격자 완화 시간이고, TR 은 상기 제 1 RF 펄스, 상기 제 2 RF 펄스 및 상기 제 3 RF 펄스가 교번되어 배치된 소정의 시간 간격인, B1 정보 획득 장치.
  14. 제 8 항에 있어서,
    상기 제어부는, 상기 대상체에 대한 B1 의 공간적 분포를 나타내는 B1 맵 (B1 map) 을 포함하는 상기 B1 정보를 획득하는, B1 정보 획득 장치.
  15. 제 1 항의 B1 정보 획득 방법을 구현하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체.
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