KR20150004663A

KR20150004663A - 자기 공명 신호 측정 방법 및 장치

Info

Publication number: KR20150004663A
Application number: KR1020130077942A
Authority: KR
Inventors: 이대호; 이만우; 조상흠
Original assignee: 삼성전자주식회사
Priority date: 2013-07-03
Filing date: 2013-07-03
Publication date: 2015-01-13
Anticipated expiration: 2033-07-03
Also published as: EP2821805A1; US10060999B2; US20150008920A1; KR101541290B1

Abstract

대상체에 RF 펄스를 인가하고, RF 펄스에 대한 응답으로서 경사 코일에 형성된 복수의 리드아웃 그라디언트(readout gradient)로부터 복수의 에코 신호를 획득하고, 복수의 에코 신호 각각이 획득된 시점으로부터 복수의 에코 신호의 지연 시간을 측정하여, 그라디언트 딜레이(gradient delay)를 결정하는 자기 공명 신호 측정 방법 및 자기 공명 영상 장치가 개시된다.

Description

자기 공명 신호 측정 방법 및 장치{METHOD AND APPARATUS FOR MEASURING MAGNETIC RESONANCE SIGNALS}

본 발명은, 자기 공명 영상 (Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치가 자기 공명 신호를 측정하는 방법 및 장치에 관한 것이다.

자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI)은 원자핵을 자장에 노출시킨 후 공명을 통해 얻어지는 정보로 영상을 나타낸 것이다. 원자핵의 공명이란 외부 자장에 의해 자화된 상태의 원자핵에 특정한 고주파를 입사시키면 낮은 에너지 상태의 원자핵이 고주파 에너지를 흡수하여 높은 에너지 상태로 여기되는 현상을 말한다. 원자핵은 종류에 따라 각기 다른 공명주파수를 가지며 공명은 외부 자장의 강도에 영향을 받는다. 인체 내부에는 무수히 많은 원자핵이 있으며 일반적으로 수소 원자핵을 자기 공명 영상 촬영에 이용한다.

자기 공명 영상 장치는 비침습적이고(noninvasive), CT에 비하여 조직의 대조도(contrast)가 우수하며, 골조직에 의한 아티팩트(artifact)가 없다는 장점이 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치는 대상체의 위치 변환 없이도 원하는 방향에 따라 다양한 단면을 촬영할 수 있다는 장점이 존재하여, 다른 화상 진단 장치와 함께 널리 이용된다.

자기 공명 영상 장치가 자기 공명 신호를 측정하는 방법 및 장치를 제공한다. 또한, 상기 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 자기 공명 신호 측정 방법은, 대상체에 RF 펄스를 인가하는 단계; RF 펄스에 대한 응답으로서, 코일에 형성된 복수의 리드아웃 그라디언트(readout gradient)로부터 복수의 에코 신호를 획득하는 단계; 복수의 에코 신호 각각이 획득된 시점에 기초하여, 복수의 에코 신호의 지연 시간을 측정하는 단계; 및 복수의 지연 시간에 기초하여, 그라디언트 딜레이(gradient delay)를 결정하는 단계를 포함한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 복수의 지연 시간의 곱과 합을 이용하여 그라디언트 딜레이를 계산하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 그라디언트 딜레이를 계산하는 단계는, 복수의 지연 시간의 곱의 합에 대한 비율에 기초하여, 그라디언트 딜레이를 계산하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 복수의 리드아웃 그라디언트를 서로 다른 크기로 형성하는 단계를 더 포함하고, 복수의 에코 신호의 지연 시간은 리드아웃 그라디언트 각각의 크기에 따라 결정되는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고, 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트는, 절대 값이 동일하고 서로 다른 극성의 크기를 갖는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고, 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트는, 극성이 동일하고 절대 값이 서로 다른 크기를 갖는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 복수의 리드아웃 그라디언트 각각이 형성된 시간과 크기의 곱은 일정한 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 복수의 지연 시간에 기초하여 그라디언트 오프셋(gradient offset)을 측정하는 단계를 포함하고, 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 복수의 지연 시간과 그라디언트 오프셋에 기초하여 그라디언트 딜레이를 결정하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 그라디언트 오프셋을 측정하는 단계는, 복수의 지연 시간의 합과 차를 이용하여 그라디언트 오프셋을 측정하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 그라디언트 딜레이가 보상된 경사 자장을 경사 코일에 인가하는 단계; 및 보상된 경사 자장을 통해 대상체로부터 자기 공명 신호를 수신하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, RF 펄스는 90° 펄스 이후에 대상체를 재자화(refocusing)하는 180° 펄스를 포함하고, 복수의 에코 신호는, 180° 펄스에 대한 응답인 스핀 에코(spin echo) 신호를 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, RF 펄스는, 순차적으로 인가되는 복수의 180° 펄스를 포함하고, 복수의 에코 신호는, 복수의 순차적인 180° 펄스에 대하여 복수의 리드아웃 그라디언트로부터 수신되는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, RF 펄스의 지연 시간을 측정하는 단계를 더 포함하고, 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 복수의 지연 시간 및 RF 펄스의 지연 시간에 기초하여, 그라디언트 딜레이를 결정하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 지연 시간을 측정하는 단계는, 복수의 에코 신호에 대한 데이터를 주파수 변환하여 복수의 지연 시간을 측정하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 일 실시 예에 의하면, 그라디언트 딜레이에 기초하여 와전류(eddy current) 제거 펄스를 생성하는 단계; 및 와전류 제거 펄스를 경사 코일(gradient coil)에 인가하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 한다.

상기 기술적 과제를 해결하기 위한 자기 공명 신호 측정 방법을 컴퓨터에서 실행시키기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체를 제공한다.

도 1은 본 발명과 관련된 MRI 장치의 일반적인 구성을 도시한 블록도이다.
도 2는 본 발명과 관련한 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시 예와 관련한 MRI 장치의 구성을 도시한 블록도이다.
도 4는 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MRI 장치의 구성을 도시한 블록도이다.
도 5는 본 발명의 일 실시 예와 관련한 MR 신호 측정 방법을 도시한 흐름도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시 예와 관련된 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다.
도 7은 본 발명의 일 실시 예와 관련하여 지연 시간과 리드아웃 그라디언트의 세기 간의 관계를 도시하는 도면이다.
도 8은 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MR 신호 측정 방법을 도시한 흐름도이다.
도 9는 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다.
도 10은 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MR 신호 측정 방법을 도시한 흐름도이다.

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, 특정한 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, 명세서에서 사용되는 “부”라는 용어는 소프트웨어로 구현될 수 있으며, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소로도 구현될 수 있다. 그러나, “부”는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. “부”는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다.

따라서, 일 예로서의 “부”는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 “부” 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 “부”들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 “부”들로 더 분리될 수도 있다.

본 명세서에서, “이미지”는 이산적인 이미지 요소들(예를 들어, 2차원 이미지에 있어서의 픽셀들 및 3차원 이미지에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 이미지는 자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치 및 다른 의료 진단 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 이미지 등을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 “대상체(object)” 또는 “피검사자(examinee)”는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, “대상체”는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 “사용자”는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가, 방사선사 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

또한, 본 명세서에서 “자기 공명 영상 (Magnetic Resonance Imaging, MRI)”이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.

또한, 본 명세서에서 “펄스 시퀀스”란, MRI 장치에서 반복적으로 인가하는 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.

또한, 본 명세서에서 “펄스 시퀀스 다이어그램(Pulse Sequence Diagram, PSD)”는, MRI 장치 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 다이어그램이란 RF 펄스, 경사 자장, MR 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.

이하에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시 예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시 예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.

MRI 장치는 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 기기이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 상기 특정의 원자핵에서 MR 신호가 방출되는데, MRI 장치는 이 MR 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. MR 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. MR 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.

MRI 장치는 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 장치는 임의의 지점으로 지향된 2D 이미지 또는 3D 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 장치는, CT, X-ray, PET 및 SPECT와 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(soft tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 이미지, 혈관 내부(intravascular) 이미지, 근 골격(musculoskeletal) 이미지 및 종양(oncologic) 이미지 등을 획득할 수 있다.

도 1은 일반적인 MRI 장치의 개략도이다. 도 1을 참조하면, MRI 장치는 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20)의 내부 공간인 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.

주 자석(22), 경사 코일(24) 및 RF 코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 진단 테이블 (28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.

주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성한다. 주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.

경사 코일(gradient coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.

RF 코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(26)은, 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.

예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 여기시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체(10)에 인가할 수 있다. RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 여기될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 에너지 준위가 변화하면서 라모어(Lamor) 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. RF 코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.

RF 코일(26)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 또한, 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.

또한, 이러한 RF 코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(26)은 대상체의 진단 부위에 따라, 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일 등을 포함할 수 있다. 또한, RF 코일(26)은 코일의 형태 및 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다.

또한, RF 코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다. RF 코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼 튠(dual tune) 통신도 수행할 수 있다. 또한, RF 코일(26)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.

갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.

신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다. 신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.

경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다.

RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF 코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수의 RF 펄스를 RF 코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF 코일(26)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.

송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.

모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42), 대상체 모니터링부(44), 테이블 제어부(46) 및 디스플레이 제어부(48)를 포함할 수 있다.

시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.

대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링한다. 구체적으로, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.

테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 영상 영역(field of view, FOV)보다 큰 영역으로 대상체를 촬영할 수 있다.

디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.

시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.

시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. 시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(24)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.

오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 장치 전체의 동작을 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터인 자기 공명 영상을 생성할 수 있다. 영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리 과정을 수행할 수 있다.

영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k-공간(k-space)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 화상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.

또한, 영상 처리부(62)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.

출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 자기 공명 영상뿐 아니라, UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 장치를 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(64)는 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, PFD 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.

사용자는 입력부(66)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 패드, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.

도 1은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는, RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF 코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.

갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.

도 2는 본 발명과 관련한 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다. 도시된 펄스 시퀀스 다이어그램에서, 가로축은 시간을 나타내고 세로축은 RF 신호 또는 자기장의 세기를 나타낸다.

MRI 장치에서 사용되는 경사 자장의 특성 중의 하나로, 그라디언트 딜레이(gradient delay)를 들 수 있다. 그라디언트 딜레이는, MRI 장치가 의도한 경사 자장과 실제 물리적으로 발현된 경사 자장의 시간적 차이를 의미하며, 이러한 그라디언트 딜레이는 MRI 영상의 질을 저하시키는 원인이 될 수 있다.

MRI 장치는, 의도된 에코 시간(TE)을 기준으로 MR 신호로부터 측정되는 에코의 위치 변화를 이용하여, 그라디언트 딜레이를 측정할 수 있다. 또한, MRI 장치는 그라디언트 딜레이를 측정하기 위한 방법으로 스핀 에코(spin echo, SE)를 활용할 수 있다.

도시된 예를 들어 구체적으로 설명하면, MRI 장치는 Z 축에 대한 경사 자장을 형성하는 펄스 신호(202)와 함께 RF 코일에 RF 펄스(201)를 인가할 수 있다. 이어서, MRI 장치는 의도된 리드아웃 그라디언트(203)로부터 의도된 스핀 에코 신호의 위치와, 실제로 인가된 리드아웃 그라디언트(204)로부터 획득된 스핀 에코 신호의 시간 차이를 측정할 수 있다. 도 2에서 두 스핀 에코 신호의 시간 차이는 “

” 로 나타나며, 시간 “

” 가 그라디언트 딜레이를 의미할 수 있다.

한편, 경사 자장의 또 다른 특성의 하나로, 그라디언트 오프셋(gradient offset)을 들 수 있다. 그라디언트 오프셋은 경사 자장을 형성하는 경사 코일과 경사 자장 증폭기의 물리적 특성 또는 대상체에 기인하며, MRI 장치가 의도한 경사 자장과 실제 물리적으로 발현된 경사 자장의 세기 차이를 의미할 수 있다. 그라디언트 오프셋 또한 MRI 영상의 질을 저하시키는 원인이 될 수 있다.

도 2에 도시된 펄스 시퀀스 다이어그램에 의한 MRI 장치는, 그라디언트 딜레이를 측정함에 있어서 그라디언트 오프셋을 고려하지 못한다. 즉, MRI 장치는, 그라디언트 오프셋이 존재하지 않는 경우 “

”를 그라디언트 딜레이로 결정할 수 있으나, 그라디언트 오프셋이 존재하는 경우에는 그라디언트 오프셋으로 인한 오차를 반영하여 “

” 를 보상하여야만 정확한 그라디언트 딜레이를 측정할 수 있다.

이하에서는, 본 발명의 실시 예를 통해 MRI 장치가 그라디언트 딜레이를 정확하게 측정하는 방법 및 MRI 장치에 대하여 설명한다.

도 3은 본 발명의 일 실시 예와 관련한 MRI 장치의 구성을 도시한 블록도이다. 본 발명의 일 실시 예에 의한 MRI 장치(100)는 RF 송신부(110), RF 수신부(120), 지연 제어부(130)를 포함할 수 있다. 한편, MRI 장치(100)는 도시된 구현 형태에 한정되는 것은 아니며, 도 3에 도시된 구성 외에도 다른 구성을 더 포함할 수 있다.

RF 송신부(110)는, RF 코일(26)에 RF 신호 또는 RF 펄스를 인가한다. 일 실시 예에 의한 RF 송신부(110)는, 90’의 RF 펄스뿐 아니라, 90’의 RF 펄스 뒤에 대상체를 재자화(refocusing)하는 180’의 RF 펄스를 인가할 수 있다. 본 실시 예에서, 90’의 RF 펄스가 인가된 시점과 180’의 RF 펄스에 대한 응답인 에코 신호가 수신된 시점 사이의 시간을 에코 시간(time to echo, TE)이라 할 수 있다. RF 송신부(110)는, 180’의 RF 펄스를 소정 시간 간격으로 반복하여 인가할 수도 있다.

RF 수신부(120)는, RF 코일(26)이 수신한 MR 신호를 획득한다. 즉, RF 수신부(120)는 인가된 RF 신호 또는 RF 펄스에 대한 응답으로서 에코 신호를 획득할 수 있다. 또한, RF 수신부(120)는 경사 코일에 경사 자장이 인가되었을 때 인가된 RF 펄스에 대한 응답으로서, 그라디언트 에코(gradient echo) 신호를 수신할 수도 있다.

또한, 일 실시 예에 의한 RF 수신부(120)는 RF 송신부(110)가 인가하고 대상체를 재자화하는 180’의 RF 펄스에 대한 응답으로서 스핀 에코(spin echo)를 수신할 수도 있다. 즉, RF 수신부(120)는 90’의 RF 펄스가 인가된 시점으로부터 에코 시간(TE)이 지난 시점에 생성되는 스핀 에코를 수신할 수 있다.

RF 수신부(120)는 RF 송신부(110)가 인가하는 RF 펄스와, 경사 코일에 형성된 리드아웃 그라디언트에 기초하여, 서로 다른 크기와 형태를 갖는 에코 신호를 획득할 수 있다. 즉, RF 수신부(120)는 리드아웃 그라디언트(readout gradient)의 크기와 형태에 따라 물리적 특성이 달라지는 에코 신호를 획득할 수도 있다. 예를 들어, 리드아웃 그라디언트의 크기나 극성이 변화함에 따라, 에코 신호의 획득 시점과 크기가 달라질 수 있다.

한편, 일 실시 예에 의한 RF 수신부(120)는, 후술할 지연 제어부(130)에서 결정한 그라디언트 딜레이를 고려하여 MR 신호를 수신할 수 있다. 즉, 도 2에서 설명한 바와 같이, MRI 장치(100)가 의도한 리드아웃 그라디언트와 실제의 경사 코일에 형성된 리드아웃 그라디언트는 시간, 크기 측면에서 차이가 발생할 수 있다.

후술할 지연 제어부(130)가 그라디언트 딜레이를 결정하여 이러한 차이를 보상하면, RF 수신부(120)는 보상된 리드아웃 그라디언트로부터 MR 신호를 측정할 수 있다.

지연 제어부(130)는, 에코 신호의 지연 시간을 측정한다. 지연 제어부(130)는 RF 수신부(120)가 에코 신호를 실질적으로 획득하는 시점과 에코 신호가 획득될 것으로 예상되는 시점(즉, 90’ RF 펄스 이후 에코 시간(TE)이 도과한 시점) 간의 시간적 차이인 지연 시간을 측정할 수 있다. 지연 시간은 “

” 로 표현될 수 있다.

일 실시 예에 의한 지연 제어부(130)는, 지연 시간을 측정함에 있어서 주파수 변환을 활용할 수 있다. 즉, 지연 제어부(130)는 획득한 에코 신호에 대한 데이터에 푸리에 변환(Fourier Transform)과 같은 주파수 변환 과정을 수행하고, 주파수 변환된 영상에서의 위상 변화를 측정할 수 있다. 지연 제어부(130)는 주파수 도메인(domain)에서 측정된 위상 변화를 역변환하여, 시간 도메인에서의 지연 시간을 측정할 수 있다.

이에 따라, 지연 제어부(130)는 주파수 변환 없이 시간 도메인에서 측정할 때보다 더 정확하게 지연 시간을 측정할 수 있다. 즉, 지연 제어부(130)는 에코 신호의 지연 시간을 측정하는 기준이 되는 피크(peak) 값의 위치를 측정함에 있어서, 샘플링 레이트(sampling rate) 보다 작은 지연 시간에 대해서도 정확하게 측정할 수 있게 된다.

일 실시 예에 의한 지연 제어부(130)는, 측정된 지연 시간에 기초하여 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있다. 즉, 지연 제어부(130)는 복수의 에코 신호의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있다.

예를 들어, 지연 제어부(130)는 복수의 지연 시간의 곱과 합을 이용하여 그라디언트 딜레이를 계산할 수 있다. 나아가, 지연 제어부(130)는 복수의 지연 시간의 곱의, 복수의 지연 시간의 합에 대한 비율에 기초하여, 그라디언트 딜레이를 계산할 수 있다. 지연 제어부(130)가 그라디언트 딜레이를 계산하는 구체적인 과정에 대해서는 도 6 및 도 7에서 설명한다.

한편, 지연 제어부(130)는 결정된 그라디언트 딜레이에 대한 정보를 RF 제어부(56), RF 송신부(110), 및 RF 수신부(120)에 제공할 수 있다. 이어서, MRI 장치(100)는 그라디언트 딜레이를 고려하여 MR 신호를 수신하여, MR 영상의 화질을 개선할 수 있다.

또 다른 실시 예에 의한 지연 제어부(130)는, 그라디언트 오프셋을 측정할 수 있다. 지연 제어부(130)는 복수의 에코 신호의 지연 시간을 측정하고, 복수의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 오프셋을 측정할 수 있다. 예를 들어, 지연 제어부(130)는 복수의 지연 시간의 합과 차를 이용하여 그라디언트 오프셋을 측정할 수 있으며, 측정된 그라디언트 오프셋은, 그라디언트 딜레이를 계산하는 과정에서 활용될 수도 있다. 구체적인 그라디언트 오프셋의 측정 과정에 대해서는 도 6 및 도 7에서 설명한다.

또 다른 실시 예에 의한 지연 제어부(130)는, RF 지연 시간을 그라디언트 딜레이를 결정하는 데에 활용할 수 있다. 즉, 지연 제어부(130)는 RF 송신부(110)에서 인가하는 RF 펄스의 RF 지연 시간을 측정하고, 복수의 지연 시간과 함께 RF 지연 시간을 고려하여 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있다. 본 실시 예에 대하여 구체적으로는 도 6 및 도 7에서 설명한다.

상술한 RF 송신부(110), RF 수신부(120), 및 지연 제어부(130)를 포함하는 MRI 장치(100)는, 복수의 에코 신호의 지연 시간으로부터 그라디언트 딜레이를 측정함으로써, 그라디언트 딜레이의 영향이 제거된 양질의 MRI 영상을 획득할 수 있다.

도 4는 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MRI 장치의 구성을 도시한 블록도이다. 도 4에 도시된 실시 예에서는, 도 3과 중복되는 부분에 대한 설명은 생략한다. 도 4 도시된 실시 예에서, MRI 장치(100)는 경사자장 증폭기(140)를 더 포함한다.

경사자장 증폭기(140)는, 경사 코일(24)에 경사 펄스를 인가함으로써 경사 자장을 형성한다. 일 실시 예에 의한 경사자장 증폭기(140)는 경사 코일(24)에 리드아웃 그라디언트를 형성할 수도 있다.

앞서 설명한 바와 같이, RF 수신부(120)는 경사자장 증폭기(140)가 형성한 리드아웃 그라디언트와 RF 송신부(110)가 인가한 RF 펄스에 따라 생성되는 에코 신호를 수신할 수 있다. 즉, RF 수신부(120)는 미리 인가된 리드아웃 그라디언트로부터 RF 신호에 대한 응답으로서 에코 신호를 수신할 수 있다.

이때, 수신되는 에코 신호의 여러가지 특성은, 앞서 도 3에서 설명한 바와 같이, 경사자장 증폭기(140)가 형성한 리드아웃 그라디언트에 따라 결정될 수 있다. 즉, 복수의 스핀 에코 신호의 획득 시점, 크기, 형태, 극성 등은, 경사자장 증폭기(140)가 형성하는 리드아웃 그라디언트에 기초하여 결정될 수 있다.

예를 들어 설명하면, 경사자장 증폭기(140)는 절대 값이 동일하고 서로 다른 극성의 크기를 갖는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를, 동일한 RF 펄스에 대하여 순차적으로 경사 코일에 형성할 수 있다. 이에 따라, RF 수신부(120)는 서로 다른 두 에코 신호를 서로 다른 시점에 획득할 수 있다. 한편, 두 스핀 에코 신호는 제1 리드아웃 그라디언트와 제2 리드아웃 그라디언트의 크기에 따라서, 서로 다른 에코 시간을 가질 수 있다.

또 다른 예를 들어 설명하면, 경사자장 증폭기(140)는 동일한 극성을 갖고 크기가 서로 다른 두 리드아웃 그라디언트인 제3 리드아웃 그라디언트 및 제4 리드아웃 그라디언트를 순차적으로 형성할 수 있다. RF 수신부(120)는, 180’의 동일한 RF 펄스에 대하여, 두 리드아웃 그라디언트에 따라 서로 다른 스핀 에코를 순차적으로 획득할 수 있다. 예를 들어, RF 수신부(120)는 어느 하나의 크기가 다른 하나의 N배(N은 자연수)인 리드아웃 그라디언트에 따라, 서로 다른 두 스핀 에코를 획득할 수 있다.

즉, RF 수신부(120)는 제3 리드아웃 그라디언트와 RF 펄스에 대한 스핀 에코 신호 및 제4 리드아웃 그라디언트와 RF 펄스에 대한 스핀 에코 신호를 각각 서로 다른 시점에 획득할 수 있다. 이어서, 지연 제어부(130)는 두 스핀 에코 신호의 지연 시간을 측정할 수 있음은, 앞서 도 3에서 설명한 바와 같다.

본 발명의 또 다른 실시 예에 의한 경사자장 증폭기(140)는, 와전류(eddy current) 제거 펄스를 생성하고, 경사 코일에 인가할 수 있다. 즉, 경사자장 증폭기(140)는 경사 코일(24)에 발생하는 와전류의 영향을 상쇄시키거나 제거하는 와전류 제거 펄스를 생성할 수 있고, 경사 코일(24)에 앞서 설명한 리드아웃 그라디언트와 함께 인가함으로써 MRI 영상의 질을 개선할 수 있다. 또는, 경사자장 증폭기(140)는 와전류 제거 펄스의 특성이 반영된 리드아웃 그라디언트를 인가할 수도 있다.

이하에서는 MRI 장치(100)가 포함하는 구성을 이용하여, 자기 공명 신호를 측정하는 방법에 대해 도 5에서 살펴본다.

도 5는 본 발명의 일 실시 예에 따른 자기 공명 신호 측정 방법을 도시하는 흐름도이다. 도 5에 도시된 흐름도는, 도 3 및 도 4에 도시된 MRI 장치(100), RF 송신부(110), RF 수신부(120), 지연 제어부(130), 경사자장 증폭기(140)에서 시계열적으로 처리되는 단계들로 구성된다. 따라서, 이하에서 생략된 내용이라 하더라도, 도 3 및 도 4에서 도시된 구성들에 관하여 이상에서 기술된 내용은 도 5에 도시된 흐름도에도 적용됨을 알 수 있다.

단계 510에서, MRI 장치(100)는 RF 코일에 RF 펄스를 인가한다. MRI 장치(100)는 대상체를 재자화하는 180’의 RF 펄스를 인가할 수 있다. 한편, MRI 장치(100)는 단계 510 이전에 경사 코일에 리드아웃 그라디언트를 미리 형성할 수 있다.

단계 520에서, MRI 장치(100)는 RF 펄스에 대한 응답으로서 에코 신호를 획득한다. 일 실시 예에 의한 에코 신호는, 90’ RF 펄스에 이어서 인가된 180’ RF 펄스에 대한 응답인, 스핀 에코 신호일 수 있다. MRI 장치(100)는, 경사 코일에 미리 형성된 리드아웃 그라디언트와 단계 510의 RF 펄스에 따라 생성되는 에코 신호를 획득할 수 있다.

한편, MRI 장치(100)는 단계 510 및 단계 520을 반복적으로 수행할 수 있다. 즉, MRI 장치(100)는 리드아웃 그라디언트를 변경해가며 단계 510의 RF 펄스를 반복적으로 인가함으로써, 단계 520의 에코 신호를 복수 개 획득할 수 있다. 복수의 스핀 에코 신호 각각은, 리드아웃 그라디언트에 따라 결정되는 형태, 크기를 가질 수 있다. 예를 들어, 복수의 스핀 에코 신호 각각은 리드아웃 그라디언트의 크기와 형태에 기초하여, 기준 시점(예를 들어, 에코 시간(TE))으로부터 서로 다른 지연 시간에 획득될 수도 있다.

단계 530에서, MRI 장치(100)는 에코 신호의 지연 시간을 측정한다. 즉, MRI 장치(100)는 단계 520에서 획득한 복수의 스핀 에코 신호의 지연 시간을 각각 측정할 수 있다. 도 3에서 설명한 바와 같이, MRI 장치(100)는 의도된 에코 시간(TE)과 실제로 에코 신호가 측정된 시간의 차이를 지연 시간으로 측정할 수 있다.

일 실시 예에 의한 MRI 장치(100)는 에코 신호의 데이터를 주파수 변환하여 지연 시간을 측정할 수 있다. 즉, 도 3에서 설명한 바와 같이, MRI 장치(100)는 주파수 영역으로 변환된 스핀 에코 신호의 위상 변화를 측정하고, 다시 시간 영역으로 역변환하여 지연 시간을 정확하게 측정할 수 있다.

단계 540에서, MRI 장치(100)는 그라디언트 딜레이를 결정한다. MRI 장치(100)는 복수의 스핀 에코 신호의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있다. MRI 장치(100)는 그라디언트 딜레이를 계산함으로써, 경사자장의 특성으로 인한 오류인 그라디언트 오프셋의 영향을 배제할 수 있다. 즉, MRI 장치(100)는 그라디언트 오프셋의 영향으로 인한 오차를 제거함으로써, 양질의 MR 영상을 생성하기 위한 MR 신호 측정 시점을 결정할 수 있다.

이하에서는, MRI 장치(100)가 그라디언트 딜레이를 결정하는 실시 예에 대하여, 도 6 및 도 7을 통해 설명한다.

도 6은 본 발명의 일 실시 예와 관련된 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다.

MRI 장치(100)는 RF 코일에 RF 펄스(610)를 인가한다. MRI 장치(100)는 도 6의 하단에 “0”으로 도시된 기준 시점(90’ RF 펄스가 인가된 시점)으로부터 에코 시간(TE)의 절반인 “TE/2”가 지난 시점에 180’ RF 펄스를 인가할 수 있다. 또한, MRI 장치(100)는 Z 축 경사 코일에 경사 자장을 형성하는 펄스(620)를 인가할 수 있다.

한편, 도시된 펄스 630은, MRI 장치(100)가 스핀 에코 신호를 획득하기 위하여 의도한 리드아웃 그라디언트로써, MRI 장치(100)는 에코 시간(TE)에서 180’ RF 펄스에 대한 응답으로 스핀 에코 신호가 측정될 것을 예상할 수 있다.

그러나, 앞서 설명한 바와 같이 그라디언트 딜레이 “

” 가 존재하는 경우 MRI 장치(100)는 에코 시간(TE)에서 정확하게 스핀 에코를 측정할 수 없다. 이러한 문제점에 따라 그라디언트 딜레이를 정확하게 측정하기 위해서는 그라디언트 오프셋의 영향이 배제되어야 하고, MRI 장치(100)는 서로 다른 크기를 갖는 복수의 스핀 에코 신호인 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호를 획득할 수 있다.

한편, 앞서 도 3에서 설명한 바와 같이 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호는 RF 펄스의 인가 이전에 경사 코일에 형성되는 리드아웃 그라디언트에 따라 획득 시점, 크기, 형태가 결정될 수 있다. 도시된 실시 예에서, MRI 장치(100)는 서로 다른 극성을 갖는 두 리드아웃 그라디언트인 제1 리드아웃 그라디언트(640) 및 제2 리드아웃 그라디언트(650)를 각각 형성한다. 이에 따라, MRI 장치(100)는 두 리드아웃 그라디언트(640, 650)와 RF 펄스에 기초하여 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호를 각각 수신할 수 있다.

한편, MRI 장치(100)는 에코 시간(TE)으로부터 “

” 만큼 경과한 시간에 제1 스핀 에코 신호를 획득하고, 에코 시간(TE)으로부터 “

” 만큼 경과한 시간에 제2 스핀 에코 신호를 획득한다. 즉, MRI 장치(100)는 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간을 각각 “

” 및 “

”으로 측정할 수 있다.

이어서, MRI 장치(100)는 MR 신호를 획득하기 위한 시점을 정확하게 측정하기 위하여, 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간을 활용할 수 있다. 일 실시 예에 의한 MRI 장치(100)는 제1 스핀 에코 신호의 지연 시간 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간의 곱과 합을 이용할 수 있다. 더 구체적으로는, MRI 장치(100)는 제1 스핀 에코 신호의 지연 시간 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간의 곱과 합의 비율을 통해 MR 신호를 수신할 시점, 즉 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있다.

도 7a 내지 도 7c를 들어 구체적으로 설명한다. 먼저, 도 7a에서 MRI 장치(100)가 인가하는 자기장의 세기 “

”과 시간 “

” 의 곱은, 경사 자장의 물리적 특성이 변화하지 않는 한 일정하게 유지되어야 한다. 즉, 도 7a에 도시된 사각형의 면적은 가로축인 시간의 변화와 관계 없이 일정하게 유지된다.

이에 따라, 도 7b에서 점선으로 도시된 자기장의 세기 “

” 보다 큰 세기인 “

” 세기의 자기장은, 시간 “

” 보다 짧은 시간 “

” 에 대하여 형성될 수 있다. 즉, MRI 장치(100)는 그라디언트 오프셋 “

” 으로 인하여 증가된 자기장의 세기를 시간 “

” 보다 짧은 시간 동안 인가할 수 있다.

마찬가지로, 도 7c에서 점선으로 도시된 자기장의 세기 “

” 보다 작은 세기인 “

” 세기의 자기장은, 시간 “

” 보다 긴 시간 “

” 으로 인하여 감소된 자기장의 세기를 시간 “

” 보다 긴 시간 동안 인가할 수 있다.

한편, 자기장의 세기와 인가된 시간의 곱은 일정해야 하므로, 도 7a, 도 7b, 도 7c에 관련하여 설명한 관계는 아래의 수학식 1과 같이 표현될 수 있다.

즉, 자기장의 세기와 자기장이 인가된 시간의 곱은, 일정하게 유지된다. 한편, 위 수학식 1로부터 아래의 수학식 2를 유도할 수 있다.

수학식 2에 의하면, 그라디언트 딜레이 “

”는 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간인 “

”, “

” 의 곱과 합으로 표현될 수 있다. 이에 따라, MRI 장치(100)는 제1 스핀 에코 신호 및 제2 스핀 에코 신호의 지연 시간을 각각 측정하고, 두 지연 시간의 곱의 두 지연 시간의 합에 대한 비율에 따라 그라디언트 딜레이를 측정할 수 있다.

MRI 장치(100)는, 복수의 스핀 에코 신호의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 딜레이를 측정함으로써, MR 신호를 정확한 시점에 측정할 수 있게 된다.

한편, 수학식 1로부터 아래의 수학식 3 또한 유도될 수 있다.

즉, MRI 장치(100)는 두 스핀 에코 신호의 지연 시간으로부터 그라디언트 딜레이 뿐만 아니라 그라디언트 오프셋 또한 측정할 수 있다. MRI 장치(100)는 두 지연 시간의 차와 합의 비율을 이용하여 그라디언트 오프셋을 측정할 수 있다. 이에 따라, MRI 장치(100)는 수학식 1과 수학식 3을 이용하여, 경사 자장의 물리적 특성으로 기인한 오차인 그라디언트 오프셋으로부터 그라디언트 딜레이를 측정할 수도 있다.

한편, 상술한 수학식 1 내지 수학식 3은, RF 펄스의 RF 지연 시간이 존재하지 않는 경우에 적용된다. 수학식 1로부터 RF 지연 시간 “

”을 고려하면, 아래의 수학식 4를 유도할 수 있다.

MRI 장치(100)는 제1 지연 시간, 제2 지연 시간 및 RF 지연 시간을 고려하여, 수학식 4에 따라 그라디언트 딜레이를 측정할 수 있다. 또한, 앞서 설명한 수학식 3 또한 RF 지연 시간이 존재하는 경우에는 아래의 수학식 5와 같이 표현될 수 있다.

이상의 도 6 및 도 7에서, MRI 장치(100)가 스핀 에코 신호의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 딜레이를 결정하는 실시 예에 대해 설명하였다. 한편, MRI 장치(100)는 스핀 에코 신호의 획득 시점, 크기와 형태를 조절하기 위하여 리드아웃 그라디언트를 미리 형성할 수 있으며, 도 6에 도시된 실시 예에서는 동일한 절대 값을 갖고 서로 다른 극성의 리드아웃 그라디언트의 예를 도시한다.

반면에, MRI 장치(100)는 동일한 극성을 갖고 서로 다른 크기의 리드아웃 그라디언트를 복수 회 형성할 수 있으며, 예를 들어 어느 하나의 크기가 다른 하나의 N배(N은 자연수)인 리드아웃 그라디언트를 순차적으로 형성할 수 있다. 이에 따라, MRI 장치(100)는 두 스핀 에코 신호를 서로 다른 시점에 획득할 수 있다. 그러나, 상술한 N배와 같은 실시 예에 한정되는 것은 아니며, MRI 장치(100)는 복수의 크기가 다른 리드아웃 그라디언트를 형성함으로써, 서로 다른 시점에 스핀 에코 신호를 복수 회 획득할 수 있다.

도 8은 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MR 신호 측정 방법을 도시한 흐름도이다. 도 8에 도시된 흐름도에서는, 도 5와 중복되는 부분에 대한 설명은 생략한다.

단계 810에서, MRI 장치(100)는 경사 코일에 리드아웃 그라디언트를 형성한다. MRI 장치(100)는 단계 830에서 복수의 스핀 에코 신호를 서로 다른 시점에 각각 획득하기 위하여, 크기, 형태, 극성이 서로 다른 리드아웃 그라디언트를 복수 회 형성할 수 있음은 앞서 설명한 바 있다.

단계 820에서 MRI 장치(100)는 RF 펄스를 인가하고, 단계 830에서 RF 신호에 대한 응답인 에코 신호를 획득한다. 일 실시 예에 의하면, MRI 장치(100)는 대상체를 재자화하는 RF 펄스를 인가하고, 이에 대한 응답으로써 스핀 에코 신호를 획득할 수 있다. MRI 장치(100)는 단계 810에서 리드아웃 그라디언트를 복수 회 형성하고 단계 820에서 RF 펄스를 복수 회 인가함으로써, 단계 830을 반복적으로 수행할 수 있다.

단계 840에서, MRI 장치(100)는 스핀 에코 신호의 지연 시간을 측정한다. MRI 장치(100)는 의도된 에코 시간(TE)과 복수의 스핀 에코 신호 각각의 피크 값이 감지된 시점 간의 차이를 지연 시간으로 측정할 수 있다. MRI 장치(100)는 주파수 변환 과정을 통해 지연 시간을 정확하게 측정할 수 있다.

단계 850에서, MRI 장치(100)는 그라디언트 오프셋을 측정한다. 즉, MRI 장치(100)는 두 스핀 에코 신호의 지연 시간의 차의 합에 대한 비율에 따라 그라디언트 오프셋을 측정할 수 있다.

단계 860에서, MRI 장치(100)는 그라디언트 딜레이를 결정한다. 일 실시 예에 의한 MRI 장치(100)는 두 스핀 에코 신호의 지연 시간의 곱과 합을 이용하여 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있으며, 곱의 합에 대한 비율에 따라 결정할 수도 있다.

또한, MRI 장치(100)는 단계 850의 그라디언트 오프셋을 이용하여 그라디언트 딜레이를 계산할 수 있으며, RF 펄스의 지연 시간을 측정하여 그라디언트 딜레이를 결정하는 데에 활용할 수도 있다.

단계 870에서, MRI 장치(100)는 그라디언트 딜레이를 고려하여 MR 신호를 획득한다. 즉, MRI 장치(100)는 그라디언트 오프셋의 영향으로 인한 오차를 보정한 시점에, 리드아웃 그라디언트를 형성하고 대상체로부터 MR 신호를 획득함으로써, MR 영상의 화질을 개선할 수 있다.

도 9는 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 펄스 시퀀스 다이어그램을 도시하는 도면이다.

도 9에서는, MRI 장치(100)가 180’ 의 RF 펄스를 순차적으로 복수 회 인가하는 실시 예를 도시한다. 즉, MRI 장치(100)는 90’ RF 펄스에 이어서 대상체를 재자화하는 180’ RF 펄스를 인가하고, 180’ RF 펄스에 대한 에코 시간(TE) 으로부터 소정 시간이 도과한 이후에, 또 다른 180’ RF 펄스(915)를 인가한다. 즉, MRI 장치(100)는 180’의 RF 펄스를 복수 회 순차적으로 인가할 수 있다.

MRI 장치(100)는 순차적으로 인가되는 복수의 180’ RF 펄스에 대한 응답으로서, 복수의 에코 신호를 수신할 수 있다. 도시된 실시 예와 같이, MRI 장치(100)는 두 번째 180’ RF 펄스(915)에 대한 에코 신호를 두 번째 에코시간(2TE)이 도과한 시점에 수신할 수 있다. 한편, 앞서 도 6에서 설명한 바와 같이, 펄스 930은 MRI 장치(100)가 의도한 리드아웃 그라디언트(935)를 나타내고, 펄스 940는 MRI 장치(100)가 실제로 형성한 리드아웃 그라디언트(945)를 의미할 수 있다.

한편, MRI 장치(100)는 첫 번째 180’ RF 펄스에 대하여 수신된 에코 신호와, 두 번째 180’ RF 펄스에 대하여 수신된 에코 신호를 이용하여 그라디언트 딜레이를 측정할 수 있다. 즉, MRI 장치(100)는 순차적으로 인가되는 RF 펄스에 대한 응답으로서 연속하여 수신되는 에코 신호의 지연 시간을 측정하고, 지연 시간을 활용하여 그라디언트 딜레이를 계산할 수 있다. MRI 장치(100)가 “

” 와 “

” 을 이용하여 그라디언트 딜레이를 계산하는 구체적인 실시 예에 대해서는 도 6 및 도 7에서 설명한 바 있다.

즉, MRI 장치(100)는 둘 이상의 서로 다른 크기의 리드아웃 그라디언트로부터 에코 신호를 수신함으로써 그라디언트 딜레이를 결정할 수 있으며, 측정된 그라디언트 딜레이를 보상한 리드아웃 그라디언트를 인가하여 MR 신호를 수신할 수 있다.

도 10은 본 발명의 또 다른 실시 예와 관련한 MR 신호 측정 방법을 도시한 흐름도이다. 도 10에 도시된 실시 예에서, 도 5 및 도 8과 중복되는 부분에 대한 설명은 생략한다.

단계 1050에서, MRI 장치(100)는 와전류 제거 펄스를 경사 코일에 인가한다. 즉, MRI 장치(100)는 단계 1040에서 계산된 그라디언트 딜레이에 따라 도 3에서 설명한 와전류 제거 펄스를 생성한다. 이어서, MRI 장치(100)는 리드아웃 그라디언트와 함께 경사 코일에 와전류 제거 펄스를 인가할 수 있다. 또한, MRI 장치(100)는 경사 코일에 인가하는 리드아웃 그라디언트 대신에 와전류 제거 펄스를 반영할 수 있다.

한편, 상술한 방법은, 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성 가능하고, 컴퓨터 판독 가능 매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다. 또한, 상술한 방법에서 사용된 데이터의 구조는 컴퓨터 판독 가능 매체에 여러 수단을 통하여 기록될 수 있다. 본 발명의 다양한 방법들을 수행하기 위한 실행 가능한 컴퓨터 코드를 포함하는 저장 디바이스를 설명하기 위해 사용될 수 있는 프로그램 저장 디바이스들은, 반송파(carrier waves)나 신호들과 같이 일시적인 대상들은 포함하는 것으로 이해되지는 않아야 한다. 상기 컴퓨터 판독 가능 매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드 디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, DVD 등)와 같은 저장 매체를 포함한다.

이상에서 설명한 자기 공명 신호 측정 방법 및 MRI 장치에 의하면, 복수의 스핀 에코 신호의 지연 시간을 이용하여 그라디언트 딜레이를 정확하게 결정할 수 있게 된다. 즉, 그라디언트 오프셋의 영향이 제거된 그라디언트 딜레이를 결정함으로써, MR 영상의 화질을 개선할 수 있다.

또한, 그라디언트 오프셋 자체를 측정할 수도 있으며, 그라디언트 딜레이를 반영한 시점에 MR 신호를 획득하여 양질의 MR 영상을 생성할 수 있게 된다.

본원 발명의 실시 예 들과 관련된 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 상기 기재의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로, 개시된 방법들은 한정적인 관점이 아닌 설명적 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 발명의 상세한 설명이 아닌 특허청구 범위에 나타나며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.

Claims

자기 공명(Magnetic Resonance, MR) 신호를 측정하는 방법에 있어서,
대상체에 RF 펄스를 인가하는 단계;
상기 RF 펄스에 대한 응답으로서, 경사 코일에 형성된 복수의 리드아웃 그라디언트(readout gradient)로부터 복수의 에코 신호를 획득하는 단계;
상기 복수의 에코 신호 각각이 획득된 시점에 기초하여, 상기 복수의 에코 신호의 지연 시간을 측정하는 단계; 및
상기 복수의 지연 시간에 기초하여, 그라디언트 딜레이(gradient delay)를 결정하는 단계를 포함하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 상기 복수의 지연 시간의 곱과 합을 이용하여 상기 그라디언트 딜레이를 계산하는 단계를 포함하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제2항에 있어서,
상기 그라디언트 딜레이를 계산하는 단계는, 상기 복수의 지연 시간의 곱의 합에 대한 비율에 기초하여, 상기 그라디언트 딜레이를 계산하는 것인, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 방법은, 상기 복수의 리드아웃 그라디언트를 서로 다른 크기로 형성하는 단계를 더 포함하고,
상기 복수의 에코 신호의 지연 시간은 상기 리드아웃 그라디언트 각각의 크기에 따라 결정되는 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제4항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고,
상기 제1 리드아웃 그라디언트 및 상기 제2 리드아웃 그라디언트는, 절대 값이 동일하고 서로 다른 극성의 크기를 갖는 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제4항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고,
상기 제1 리드아웃 그라디언트 및 상기 제2 리드아웃 그라디언트는, 극성이 동일하고 절대 값이 서로 다른 크기를 갖는 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제4항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트 각각이 형성된 시간과 크기의 곱은 일정한 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 방법은, 상기 복수의 지연 시간에 기초하여 그라디언트 오프셋(gradient offset)을 측정하는 단계를 포함하고,
상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 상기 복수의 지연 시간과 상기 그라디언트 오프셋에 기초하여 상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 것인, 자기 공명 신호 측정 방법.
제8항에 있어서,
상기 그라디언트 오프셋을 측정하는 단계는, 상기 복수의 지연 시간의 합과 차를 이용하여 상기 그라디언트 오프셋을 측정하는 것인, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 방법은,
상기 그라디언트 딜레이가 보상된 경사 자장을 상기 경사 코일에 인가하는 단계; 및
상기 보상된 경사 자장을 통해 상기 대상체로부터 자기 공명 신호를 수신하는 단계를 더 포함하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 RF 펄스는, 90° 펄스 이후에 대상체를 재자화(refocusing)하는 180° 펄스를 포함하고,
상기 복수의 에코 신호는, 상기 180° 펄스에 대한 응답인 스핀 에코(spin echo) 신호를 포함하는 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 RF 펄스는, 순차적으로 인가되는 복수의 180° 펄스를 포함하고,
상기 복수의 에코 신호는, 상기 복수의 순차적인 180° 펄스에 대하여 상기 복수의 리드아웃 그라디언트로부터 수신되는 것을 특징으로 하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 방법은, 상기 RF 펄스의 지연 시간을 측정하는 단계를 더 포함하고,
상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 단계는, 상기 복수의 지연 시간 및 상기 RF 펄스의 지연 시간에 기초하여, 상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 것인, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 지연 시간을 측정하는 단계는, 상기 복수의 에코 신호에 대한 데이터를 주파수 변환하여 상기 복수의 지연 시간을 측정하는 것인, 자기 공명 신호 측정 방법.
제1항에 있어서,
상기 방법은,
상기 그라디언트 딜레이에 기초하여 와전류(eddy current) 제거 펄스를 생성하는 단계; 및
상기 와전류 제거 펄스를 경사 코일(gradient coil)에 인가하는 단계를 더 포함하는, 자기 공명 신호 측정 방법.
자기 공명(Magnetic Resonance, MR) 신호를 측정하는 자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치에 있어서,
대상체에 RF 펄스를 인가하는 RF 송신부;
상기 RF 펄스에 대한 응답으로서, 경사 코일에 형성된 복수의 리드아웃 그라디언트(readout gradient)로부터 복수의 에코 신호를 획득하는 RF 수신부; 및
상기 복수의 에코 신호 각각이 획득된 시점에 기초하여 상기 복수의 에코 신호의 지연 시간을 측정하고, 상기 복수의 지연 시간에 기초하여 그라디언트 딜레이(gradient delay)를 결정하는 지연 제어부를 포함하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 복수의 지연 시간의 곱과 합을 이용하여 상기 그라디언트 딜레이를 계산하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제17항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 복수의 지연 시간의 곱의 합에 대한 비율에 기초하여, 상기 그라디언트 딜레이를 계산하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 MRI 장치는, 상기 복수의 리드아웃 그라디언트를 서로 다른 크기로 형성하는 경사자장 증폭기를 더 포함하고,
상기 복수의 에코 신호의 지연 시간은 상기 리드아웃 그라디언트 각각의 크기에 따라 결정되는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제19항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고,
상기 제1 리드아웃 그라디언트 및 상기 제2 리드아웃 그라디언트는, 절대 값이 동일하고 서로 다른 극성의 크기를 갖는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제19항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트는 제1 리드아웃 그라디언트 및 제2 리드아웃 그라디언트를 포함하고,
상기 제1 리드아웃 그라디언트 및 상기 제2 리드아웃 그라디언트는, 극성이 동일하고 절대 값이 서로 다른 크기를 갖는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제19항에 있어서,
상기 복수의 리드아웃 그라디언트 각각이 형성된 시간과 크기의 곱은 일정한 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 복수의 지연 시간에 기초하여 그라디언트 오프셋(gradient offset)을 측정하고, 상기 복수의 지연 시간과 상기 그라디언트 오프셋에 기초하여 상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제23항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 복수의 지연 시간의 합과 차를 이용하여 상기 그라디언트 오프셋을 측정하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 MRI 장치는, 상기 그라디언트 딜레이가 보상된 경사 자장을 상기 경사 코일에 인가하는 경사자장 증폭기를 더 포함하고,
상기 RF 수신부는, 상기 보상된 경사 자장을 통해 상기 대상체로부터 자기 공명 신호를 수신하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 RF 펄스는, 90° 펄스 이후에 대상체를 재자화(refocusing)하는 180° 펄스를 포함하고,
상기 복수의 에코 신호는, 상기 180° 펄스에 대한 응답인 스핀 에코(spin echo) 신호를 포함하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 RF 펄스는, 순차적으로 인가되는 복수의 180° 펄스를 포함하고,
상기 복수의 에코 신호는, 상기 복수의 순차적인 180° 펄스에 대하여 상기 복수의 리드아웃 그라디언트로부터 수신되는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 RF 펄스의 지연 시간을 측정하고, 상기 복수의 지연 시간 및 상기 RF 펄스의 지연 시간에 기초하여, 상기 그라디언트 딜레이를 결정하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 지연 제어부는, 상기 복수의 에코 신호에 대한 데이터를 주파수 변환하여 상기 복수의 지연 시간을 측정하는 것인, MRI 장치.
제16항에 있어서,
상기 MRI 장치는, 상기 그라디언트 딜레이에 기초하여 와전류(eddy current) 제거 펄스를 생성하고, 상기 와전류 제거 펄스를 경사 코일(gradient coil)에 인가하는 경사사장 증폭기를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, MRI 장치.
제1항 내지 제15항 중 어느 하나의 항에 기재된 방법을 구현하기 위한 프로그램을 기록한 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록 매체.