KR20170097987A - 다중 여기 rf 펄스를 이용한 자기공명영상 획득 방법 및 이를 위한 자기공명영상 장치 - Google Patents

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Abstract

반복 시간 주기 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가하는 RF 송신부, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호를 각각 스포일링하고, 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써 스포일링된 각각의 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 발생시키는 제어부, 및 발생된 스핀 에코 신호를 획득하는 RF 수신부를 포함하는, 일 실시예에 따른 MRI 장치가 개시된다.

Description

다중 여기 RF 펄스를 이용한 자기공명영상 획득 방법 및 이를 위한 자기공명영상 장치 {METHOD OF OBTAINING A MAGNETIC RESONANCE IMAGE BY USING MULTIPLE EXCITATION WITH DELAYED SPIN-ECHOES AND MAGNETIC RESONANCE IMAGING APPARATUS THEREOF}
본 개시는 RF 펄스 및 경사자장을 이용하여 스핀 에코 신호를 획득하기 위한 방법 및 이를 위한 장치에 관한 것이다.
MRI 시스템은 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, 스핀핵 등)만을 공명시키는 RF 펄스를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 상기 특정의 원자핵에서 MR 신호가 방출되는데, MRI 시스템은 이 MR 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. MR 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 펄스를 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 시스템은 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 시스템은 임의의 지점으로 지향된 2D 이미지 또는 3D 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 시스템은, 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.
일부 실시예는, 하나의 반복 시간 주기 내에 많은 스핀 에코 신호를 획득하는 MRI 장치 및 방법을 제공할 수 있다.
또한, 일부 실시예는 적은 RF 펄스를 이용하여 많은 스핀 에코 신호를 획득하는 MRI 장치 및 방법을 제공할 수 있다.
또한, 일부 실시예는 스핀 에코 신호를 원하는 시간에 획득하는 MRI 장치 및 방법을 제공할 수 있다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 개시의 제 1 측면은, 반복 시간 주기 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가하는 RF 송신부, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호를 각각 스포일링하고, 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써 스포일링된 각각의 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 발생시키는 제어부, 및 발생된 스핀 에코 신호를 획득하는 RF 수신부를 포함하는, MRI 장치를 제공할 수 있다.
또한, 복수의 여기 RF 펄스는 서로 다른 숙임각(Flip Angle)을 가질 수 있다.
또한, 복수의 여기 RF 펄스는 대상체의 동일한 단면을 여기 할 수 있다.
또한, 제 1 부가 경사사장의 면적은, 복수의 여기 RF 펄스에 의해 여기된 대상체의 단면의 두께 및 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 결정될 수 있다.
또한, 제 1 부가 경사자장 및 제 2 부가 경사자장은 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 부가될 수 있다.
또한, 복수의 여기 RF 펄스는 a 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스를 포함하고, 제 1 부가 경사자장은, a 여기 RF 펄스에 대응하는 a_1 부가 경사자장 및 b 여기 RF 펄스에 대응하는 b_1 부가 경사자장을 포함하는 경우, a_1 부가 경사자장 및 b_1 부가 경사자장은 서로 다른 면적을 가질 수 있다.
또한, 제어부는, 스핀 에코 신호를 획득한 후, 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 스핀 에코 신호를 다시 스포일링할 수 있다.
또한, MRI 장치는, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하고, 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 대상체의 MR 이미지를 획득하는 영상 처리부를 더 포함할 수 있다.
또한, MRI 장치는, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하고, 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득하는 영상 처리부를 더 포함할 수 있다.
또한, 영상 처리부는, 획득된 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득할 수 있다.
또한, 본 개시의 제 2 측면은, 반복 시간 주기 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가하는 단계, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호를 각각 스포일링하는 단계, 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 획득하는 단계를 포함하는, 스핀 에코 획득 방법을 제공할 수 있다.
또한, 스핀 에코 획득 방법은, 스핀 에코 신호를 획득한 후, 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 스핀 에코 신호를 다시 스포일링하는 단계를 더 포함할 수 있다.
또한, 스핀 에코 획득 방법은, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하는 단계, 및 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 대상체의 MR 이미지를 획득하는 단계를 더 포함할 수 있다.
또한, 스핀 에코 획득 방법은, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하는 단계, 및 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득하는 단계를 더 포함할 수 있다.
또한, 스핀 에코 획득 방법은, 획득된 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득하는 단계를 더 포함할 수 있다.
도 1a은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 스핀 에코의 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 1b는 본 개시의 일부 실시예에 따른, GRASE의 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 2는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치가 일련의 여기 RF 펄스 및 부가적인 경사자장을 이용하여 일련의 스핀 에코를 생성하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
도 3은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 2 개의 연속적인 여기 RF 펄스 및 부가 경사자장을 이용하여 MR 신호를 획득하는 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 4는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치가 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사사장을 대상체에 인가하는 예시를 도시하는 도면이다.
도 5a 및 도 5b는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치가 스핀 에코 신호에 기초하여 K-space를 결정하는 예시를 도시하는 도면이다.
도 6a 및 6b는 대상체에 인가되는 부가 경사자장을 줄임으로써 변형된 본 개시의 일부 실시예에 따른 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 7a 및 7b는 주파수 부호화 경사자장을 조정함으로써 변형된 본 개시의 일부 실시예에 따른 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 8은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 3 개의 연속적인 여기 RF 펄스 및 부가 경사자장을 이용하여 MR 신호를 획득하는 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 9a 내지 9c는 본 개시의 일 실시예에 따른 시퀀스에 의해 생성된 연속적인 스핀 에코 신호로부터 MR 이미지 생성하는 예시를 나타내는 도면이다.
도 10은 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치의 블럭도이다.
도 11은 본 개시의 다른 일부 실시예에 따른, MRI 장치의 개략도이다.
도 12는 본 개시의 일부 실시예에 따른 통신부의 구성을 도시하는 도면이다.
본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.
본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.
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 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 "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 예로서 "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"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.
아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다.
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 X-ray 장치, CT 장치, MRI 장치, 초음파 진단 장치, 및 다른 의료 영상 장치에 의해 획득된 대상체의 의료 이미지 등을 포함할 수 있다.
또한, 본 명세서에서 "대상체(object)"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 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MR image: Magnetic Resonance image)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.
또한, 본 명세서에서 "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.
또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 시스템 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, MR 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.
또한, 본 명세서에서, 경사자장의 크기는 대상체에 인가되는 경사자장의 경사(slope)의 크기를 의미할 수 있다. 또한, 경사자장의 부호는, 경사자장의 경사의 부호를 의미할 수 있다. 예를 들어, 경사자장의 부호가 음이면, 경사의 기울기가 음의 기울기인 것을 의미할 수 있다. 또한, 경사자장의 면적은 경사자장의 크기와 인가된 시간의 곱을 의미할 수 있다.
도 1a은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 스핀 에코의 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 1a을 참조하면, 스핀 에코 펄스 시퀀스에서, 90° 여기 RF 펄스(101) 후에 적어도 하나의 180° 재자화(refocusing) RF 펄스(102 내지 104)가 대상체에 인가될 수 있다. 각각의 RF 펄스(101 내지 104)가 대상체에 인가될 때 촬영할 단면을 선택하기 위한 단면 선택 경사자장(111 내지 114)이 인가되며, 도시되지 않았으나, 주파수 부호화 경사자장이 각각의 180° 재자화 RF 펄스(102 내지 104) 후에 인가될 수 있다.
선택된 단면 내의 스핀들은 90° 여기 RF 펄스(101)에 의해 동위상(inphase)이됨에 따라, x-y 평면 내에 횡축 자화를 형성할 수 있다.
90° 여기 RF 펄스(101)가 차단된 후, 동위상인 스핀들은 외부 자기장의 불균일성과 조직의 스핀-스핀 상호작용에 의해 탈위상됨에 따라, T2* 감소율로 붕괴하는 FID(Free induction decay, 자유유도감쇠) 신호를 생성할 수 있다. 90° 여기 RF 펄스(101)가 인가된 시점부터 TE1/2 시간 후에 하나의 180° 재자화 RF 펄스(102)가 대상체에 인가됨에 따라, 탈위상된 스핀들은 180° 재자화 RF 펄스(102)가 인가된 시점으로부터 TE1/2 시간 후에, 다시 동위상이 될 수 있으며, FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호(131)가 발생할 수 있다. 이 경우, 스핀 에코 신호(131)는 180° 재자화 RF 펄스(102)에 의해 외부 자기장의 불균일성으로 인한 스핀들의 탈위상이 제거될 수 있으므로, T2 이완(decay)에 따라 획득될 수 있다.
스핀 에코 신호(131)를 획득하기 위해, 스핀 에코 신호(131)가 발생되는 동안에 주파수 부호화 경사자장(122, 123)이 대상체에 인가될 수 있으며, 스핀 에코 신호(131)가 최대가 되는 시점(TE)에서 주파수 부호화 경사자장(122, 123)에 의한 스핀들의 탈위상을 최소화하기 위해, 180° 재자화 RF 펄스(102) 전에 동일한 부호의 추가적인 경사자장(121)이 대상체에 인가될 수 있다.
도 1b는 본 개시의 일부 실시예에 따른, GRASE의 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 1b를 참조하면, GRASE 시퀀스는 스핀 에코 신호(131, 132)와 함께, 스핀 에코 신호 전후에 그래디언트 에코(141 내지 144)를 획득함으로써, 하나의 TR 내에 많은 에코를 획득하기 위한 시퀀스이다.
GRASE 시퀀스에서, 그래디언트 에코 신호(141 내지 144)는 180° 재자화 RF 펄스 대신, 양극성(bi-lobed) 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 스핀들의 탈위상을 가속한 후 특정 시점에 스핀들을 재위상화(rephase) 시킴으로써 획득될 수 있다. 180° 재자화 RF 펄스가 아닌 경사자장을 이용하여 에코 신호를 생성하는 방법은 경사자장 재자화 방법(Gradient recalled echo technique)으로 언급될 수 있다.
예를 들어, 180° 재자화 RF 펄스(102) 전에 1/2 면적의 주파수 부호화 경사자장(121)을 인가하여 스핀들의 탈위상을 가속화한 후, 180° 재자화 RF 펄스(102) 후에 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(151)이 인가함으로써 탈위상되는 스핀들을 재위상화 시킬 수 있다. 이에 따라, 90°여기 RF 펄스(101)에 의한 FID 신호에 대응하는 그래디언트 에코 신호(141)가 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(151)의 중심에서 발생될 수 있다.
이 후, 1/2 면적의 주파수 부호화 경사자장(121)만이 인가된 상태로 되돌리기 위해, 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(151)과 크기가 동일하고 부호가 반대인 주파수 부호화 경사자장(153)이 인가될 수 있다.
이 후, 스핀 에코 신호(131)를 획득하기 위해, 180° 재자화 RF 펄스(102)가 인가된 시점으로부터 TE1/2 시간 전후에 주파수 부호화 경사사장(122)이 인가되며, 인가된 주파수 부호화 경사사장(122)으로 인한 스핀들의 탈위상을 제거하기 위해, 인가된 주파수 부호화 경사사장(122)과 크기가 동일하고 부호가 반대인 주파수 부호화 경사자장(155)이 인가될 수 있다.
이 후, 다시 그래디언트 에코 신호(142)를 발생시키기 위해, 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(156)이 인가될 수 있으며, 180° 재자화 RF 펄스(102) 전에 인가된 1/2 면적의 주파수 부호화 경사자장(121)과 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(156)으로 인하여, 1 면적의 주파수 부호화 경사자장(156)의 중심에서 그래디언트 에코 신호(142)가 발생될 수 있다.
경사자장 재자화 방법은 180° 재자화 RF 펄스가 아닌 경사자장을 이용하여 그래디언트 에코 신호를 생성하기 때문에, 스핀 에코 시퀀스에 비해서 스핀들의 탈위상이 크게 발생한다. 즉, 그래디언트 에코 신호는 T2 이완이 아닌 T2* 이완에 따라 획득될 수 있다. 그래디언트 에코 신호는 T2 이완이 아닌 T2* 이완에 따라 획득되기 때문에, 조직의 자화감수성(Magnetic Susceptibility)에 보다 민감한 결과를 초래할 수 있다. 자화감수성의 민감성은 공기와 조직 사이의 경계면에서 인공물(Artifact)을 증가시키는 부정적인 영향을 초래한다. 예를 들어, 복부 및 부비동과 같은 공기와 조직이 인접한 부위를 촬영한 이미지내에 인공물이 발생할 수 있다.
또한, 복셀 내의 스핀들의 탈위상이 빠르게 진행되기 때문에, 그래디언트 에코 신호는 주자장의 불균질성(Main magnet field inhomogeneity)에 민감해 질 수 있으며, 그래디언트 에코 신호에 기초하여 생성한 이미지는 화학적 이동 인공물(Chemical shift Artifact)이 쉽게 발생할 수 있다.
따라서, GRASE 시퀀스는 스핀 에코 시퀀스 보다 동일한 시간 내에 많은 에코를 획득할 수 있지만, 경사자장 재자화 방법에 의해 획득된 그래디언트 에코를 포함하기 때문에 상기와 같은 문제점이 발생할 수 있다.
또한, 연속적으로 획득된 스핀 에코와 그래디언트 에코에 기초하여 하나의 k-space를 결정하고, 결정된 k-space로부터 이미지를 생성하는 경우, 생성된 이미지는 동일한 종류의 에코로부터 생성된 이미지와 비교하여 여러 가지 문제점을 나타낼 수 있다. 또한, 연속적으로 획득된 스핀 에코 및 그래디언트 에코 중, 스핀 에코에 기초하여 하나의 이미지를 생성하고, 그래디언트 에코에 기초하여 하나의 이미지를 생성하는 경우, 동일한 단면을 나타내는 두 이미지 간의 이미지 데이터의 차이가 클 수 있다.
따라서, 동일한 TR 내에 많은 에코를 생성하면서, 생성된 에코가 모두 스핀 에코일 수 있는 시퀀스가 요구된다.
도 2는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치(100)가 일련의 여기 RF 펄스 및 부가적인 경사자장을 이용하여 일련의 스핀 에코를 생성하는 방법을 나타내는 흐름도이다.
단계 S210에서, MRI 장치(100)는 반복 시간 주기 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가할 수 있다.
복수의 여기 RF 펄스는 서로 다른 숙임각을 갖을 수 있다. 또한, 복수의 여기 RF 펄스는 대상체의 동일한 단면을 여기할 수 있다. 복수의 여기 RF 펄스는 두 개의 연속적인 여기 RF 펄스 일 수 있다.
단계 S220에서, MRI 장치(100)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 자유 유도 감쇠 신호를 각각 스포일링할 수 있다.
예를 들어, 복수의 여기 RF 펄스가 a 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스를 포함하는 경우, 제 1 부가 경사자장은, a 여기 RF 펄스에 대응하는 a_1 부가 경사자장 및 b 여기 RF 펄스에 대응하는 b_1 부가 경사자장을 포함할 수 있다. 이 경우, a_1 부가 경사자장 및 b_1 부가 경사자장은 서로 다른 면적을 가질 수 있으며, 동일한 면적을 가질 수도 있다.
제 1 부가 경사사장의 면적은, 복수의 여기 RF 펄스에 의해 여기된 대상체의 단면의 두께 및 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 결정될 수 있다.
또한, 제 1 부가 경사자장은 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 부가될 수 있다.
단계 S230에서, MRI 장치(100)는 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 자유 유도 감쇠 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 획득할 수 있다.
제 2 부가 경사자장은 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 부가될 수 있다.
MRI 장치(100)는 스핀 에코 신호를 획득한 후, 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 스핀 에코 신호를 다시 스포일링할 수 있다.
MRI 장치(100)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하고, 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 대상체의 MR 이미지를 획득할 수 있다.
MRI 장치(100)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하고, 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득할 수도 있다. 또한, MRI 장치(100)는 획득된 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득할 수도 있다.
도 3은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 2 개의 연속적인 여기 RF 펄스 및 부가 경사자장을 이용하여 MR 신호를 획득하는 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 3을 참조하면, MRI 장치(100)는 제 1 재자화 RF 펄스(310)를 대상체에 인가하기 전에, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)를 연속적으로 대상체에 인가할 수 있다.
a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)는 90° RF 펄스 일 수 있으며, 90° 보다 작은 또는 90° 보다 큰 RF 펄스 일 수 있다. 또한, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)는 서로 다른 숙임각(Flip Angle)을 가질 수 있다. 예를 들어, a 여기 RF 펄스(110)의 강도(Strength)와 b 여기 RF 펄스(210)의 강도가 상이하게 설정되거나, a 여기 RF 펄스(110)와 b 여기 RF 펄스(210)의 인가 시간이 상이하게 설정됨으로써 서로 다른 숙임각을 가질 수 있다.
MRI 장치(100)는 두 개의 여기 RF 펄스(110, 210)을 인가할 때, 대상체의 단면을 선택하기 위해 대상체에 제 1 단면 선택 경사자장(120) 및 제 2 단면 선택 경사자장(220)을 인가할 수 있다. a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)가 대상체에 인가됨에 따라, 선택된 대상체의 단면 내의 스핀들은 x-y 평면 방향으로 횡축 자화(Transverse magnetization) 를 형성할 수 있다.
a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)는 동일한 단면내의 스핀들을 여기 시킬 수 있다. 예를 들어, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)의 주파수는 동일한 값일 수 있으며, 제 1 단면 선택 경사자장(120)과 제 2 단면 선택 경사자장(220)이 동일한 값으로 설정됨에 따라, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)는 동일한 단면내의 스핀들을 여기 시킬 수 있다.
또한, 실시예에 따라, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)가 다른 단면내의 스핀들을 여기 시킬 수 있다. 예를 들어, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210)의 주파수가 서로 상이하거나, 제 1 단면 선택 경사자장(120)과 제 2 단면 선택 경사자장(220)이 서로 상이한 값으로 설정될 수도 있다.
대상체에 인가되었던 a 여기 RF 펄스(110)가 차단된 후, 횡축 자화를 형성하는 스핀들이 탈위상되기 시작함에 따라, 대상체로부터 FID 신호가 발생할 수 있다. MRI 장치(100)는 a 여기 RF 펄스(110)에 의한 FID 신호가 연속적으로 인가할 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 FID 신호와 섞이는 것을 방지하기 위해, a 여기 RF 펄스(110)에 의한 FID 신호를 스포일링(Spoiling)할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 a_1 부가 경사자장(150)을 대상체에 인가할 수 있다.
FID 신호의 스포일링은, 대상체에 부가적인 경사자장을 인가하여, 여기 RF 펄스에 의한 x-y 평면 내에 횡축 자화를 형성하는 스핀들의 탈위상(dephasing)을 가속화하는 것을 의미할 수 있다.
대상체에 인가하였던 a_1 부가 경사자장(150)을 차단한 후, MRI 장치(100)는 b 여기 RF 펄스(210)를 대상체에 인가할 수 있다. 대상체에 인가되었던 b 여기 RF 펄스(210)가 차단된 후, MRI 장치(100)는 b_1 부가 경사자장(250)을 대상체에 인가하여 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 FID 신호 또한 스포일링 할 수 있다. 이 경우, a 여기 RF 펄스(110)에 의한 횡축 자화를 형성했던 스핀들 또한 b_1 부가 경사자장(250)에 의해 탈위상이 가속화될 수 있다.
b_1 부가 경사자장(250)의 면적은 a_1 부가 경사자장(150)의 면적과 동일할 수 있으며, 상이할 수도 있다. a_1 부가 경사자장(150) 또는 b_1 부가 경사자장(250)의 면적은 여기 RF 펄스(110, 210)에 의해 여기된 대상체의 단면의 두께 및 a 여기 RF 펄스(110) 또는 b 여기 RF 펄스(210)에 의해 발생되는 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 결정될 수 있다. 예를 들어, 여기된 단면의 두께가 5mm이고, FID 신호를 스포일링하기 위해 4π의 위상 분산(phase dispersion)을 발생시켜야 하는 경우, 부가 경사자장의 면적은,
부가 경사자장의 면적 = phase/(gamma * delta_z) = 4pi/(2pi*42.57kHz/mT *0.005m) = 9.396 mT*ms/m로 산출될 수 있다. 이러한 부가 경사자장의 면적 산출 방법은, Handbook of MRI pulse seq. 책의 chapter 10.5를 참조하여 설명될 수 있다.
또한, 부가 경사자장들(150 내지 255)은 단면 선택 경사자장(Gs), 위상 부호화 경사자장(미도시) 및 주파수 부호화 경사자장(Gr) 중 하나로써 대상체에 인가될 수 있으며, 두 개 또는 세 개의 경사자장에 분산되어 인가될 수도 있다. 부가 경사자장들(150 내지 255)이 하나의 경사자장으로써 인가되는 경우, MRI 장치(100)는 경사자장에 의해 선택되는 두께가 가장 두꺼운 단면 선택 경사자장에 부가 경사자장들(150 내지 255)을 인가함으로써, 스핀들의 탈위상을 극대화 할 수 있다.
대상체에 인가되었던 제 2 부가 경사자장(250)이 차단된 후, MRI 장치(100)는 대상체에 제 1 재자화 RF 펄스(310)를 인가할 수 있다. 제 1 재자화 RF 펄스(310)를 인가할 때, MRI 장치(100)는 대상체에 제 3 단면 선택 경사자장(320)을 인가할 수 있다.
제 1 재자화 RF 펄스(310)는, a 여기 RF 펄스(110) 이후에 탈위상된 스핀들을 재위상화 시키는 동시에, b 여기 RF 펄스(210) 이후에 탈위상된 스핀들을 재위상화 시키는 역할을 할 수 있다. 예를 들어, 제 1 재자화 RF 펄스(310)는 b 여기 RF 펄스(210)와 하나의 스핀 에코 시퀀스를 구성하는 동시에, a 여기 RF 펄스(110)와 하나의 스핀 에코 시퀀스를 구성할 수 있다.
제 1 재자화 RF 펄스(310)가 인가된 후, MRI 장치(100)는 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 스핀 에코 신호(160)를 획득하기 위해, b_2 부가 경사자장(251)을 대상체에 인가할 수 있다. b_2 부가 경사자장(251)은 b_1 부가 경사자장(250)과 동일한 부호를 가진 동일한 면적의 경사자장일 수 있다.
b 여기 RF 펄스(210)에 의한 횡축 자화를 형성한 스핀들은 b_1 부가 경사자장(250)에 의해 탈위상되며, b_1 부가 경사자장(250)에 의해 탈위상된 스핀들의 위상은 제 1 재자화 RF 펄스(310)에 의해 180° 더해지고(위상 부호 반대), b_2 부가 경사자장(251)이 인가됨에 따라, 다시 재위상화 될 수 있다.
또한, 실시예에 따라, b_1 부가 경사자장(250) 및 b_2 부가 경사자장(251)은 크러셔 경사자장(Crusher gradients)으로 언급될 수 있다.
b_2 부가 경사자장(251)에 의해 스핀들이 재위상화 됨에 따라, 스포일링되었던 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 FID 신호에 대응하는 제 1 스핀 에코 신호(160)가 생성될 수 있다.
MRI 장치(100)는 제 1 스핀 에코 신호(160)를 획득하기 위해, 제 1 주파수 부호화 경사자장(230)을 대상체에 인가할 수 있다. 이 경우, b 여기 RF 펄스(210)가 인가된 시점부터 제 1 재자화 RF 펄스(310)가 인가된 시점까지의 시간이 τ1 시간인 경우, 제 1 재자화 RF 펄스(310)로부터 τ1 시간 지난 시점에 제 1 에코 신호가 최대가 되며, 제 1 에코 신호가 최대가 되는 시점에 스핀들이 동위상이 되도록 제 1 주파수 부호화 경사자장(230)의 크기 및 부호가 결정될 수 있다.
제 1 에코 신호를 획득 후, 제 1 에코 신호를 다시 스포일링하기 위해 b_2 부가 경사자장(251)과 부호가 반대이며 동일한 면적을 갖는 b_3 부가 경사자장(253)을 대상체에 인가할 수 있다.
b_3 경사자장(253)이 차단된 후, MRI 장치(100)는 a 여기 RF 펄스(110)에 의한 에코 신호를 획득하기 위해, a_2 부가 경사자장(152)을 대상체에 인가할 수 있다. 이 경우, a_2 부가 경사자장(152)의 면적은 a_1 부가 경사자장(150)의 면적과 b_1 부가 경사자장(250)의 면적을 더한 값일 수 있다. a 여기 RF 펄스(110)에 의해 횡축 자화를 형성한 스핀들은 a_1 부가 경사자장(150) 및 b_1 부가 경사자장(250)에 의해 탈위상되며, 탈위상된 스핀들의 위상은 제 1 재자화 RF 펄스(310)에 의해 180° 더해지며(위상 부호 반대), a_1 부가 경사자장(150)의 면적과 b_1 부가 경사자장(250)의 면적이 더해진 a_2 부가 경사자장(152)이 인가됨에 따라, 다시 재위상화 될 수 있다.
a_2 부가 경사자장(152)에 의해 스핀들이 재위상화 됨에 따라, 스포일링되었던 a 여기 RF 펄스(110)에 의한 FID 신호에 대응하는 제 2 스핀 에코 신호(260)가 생성될 수 있다.
MRI 장치(100)는 제 2 스핀 에코 신호(260)를 획득하기 위해, 제 2 주파수 부호화 경사자장(130)을 대상체에 인가할 수 있다. 이 경우, a 여기 RF 펄스(110)가 인가된 시점부터 제 1 재자화 RF 펄스(310)가 인가된 시점까지의 시간이 τ3 시간인 경우, 제 1 재자화 RF 펄스(310)로부터 τ3 시간 지난 시점에 제 2 스핀 에코 신호(260)가 최대가 되며, 제 2 스핀 에코 신호(260)가 최대가 되는 시점에 스핀들이 동위상이 되도록 제 2 주파수 부호화 경사자장(130)의 크기 및 부호가 결정될 수 있다.
제 2 스핀 에코 신호(260)를 획득 후, MRI 장치(100)는 제 2 스핀 에코 신호(260)를 다시 스포일링하기 위해 a_2 부가 경사자장(152)과 부호가 반대이며 동일한 면적을 갖는 a_3 부가 경사자장(153)을 대상체에 인가할 수 있다.
제 1 스핀 에코 신호(160) 및 a 스핀 2 에코 신호(260)를 획득하고, 제 1 스핀 에코 신호(160) 및 a 스핀 2 에코 신호(260)를 스포일링한 후, MRI 장치(100)는 대상체에 제 2 재자화 RF 펄스(410) 및 4 단면 선택 경사자장(420)을 대상체에 인가할 수 있다.
제 2 재자화 RF 펄스(410)는, 제 1 재자화 RF 펄스(310) 이후에 탈위상된 스핀들을 재위상화 시키는 역할을 할 수 있다. 예를 들어, 제 2 재자화 RF 펄스(410)는 b 여기 RF 펄스(210) 및 제 1 재자화 RF 펄스(310)와 하나의 스핀 에코 시퀀스를 구성하는 동시에, a 여기 RF 펄스(110) 및 제 1 재자화 RF 펄스(310)와 하나의 스핀 에코 시퀀스를 구성할 수 있다.
대상체에 인가된 제 2 재자화 RF 펄스(410)가 차단된 후, MRI 장치(100)는 스포일링된 에코 신호를 다시 발생시키기 위해, 부가적인 경사사장(154, 254)을 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 a_3 부가 경사자장(153)에 의해 스포일링된 제 2 스핀 에코 신호(260)에 대응되는 제 3 스핀 에코 신호(360)를 발생시키기 위해 a_4 부가 경사자장(154)을 대상체에 인가할 수 있다. a_4 부가 경사자장(154)은 a_3 부가 경사자장(153)과 크기가 같고, 제 2 재자화 RF 펄스(410) 때문에 부호가 반대일 수 있다.
제 3 스핀 에코 신호가 다시 발생함에 따라, MRI 장치(100)는 제 3 스핀 에코 신호(360)를 획득하기 위해 제 3 주파수 부호화 경사자장(140)을 대상체에 인가할 수 있다.
제 3 스핀 에코 신호(360)를 획득한 후, MRI 장치(100)는 제 3 스핀 에코 신호(360)를 다시 스포일링하기 위해 a_5 부가 경사자장(155)을 대상체에 인가할 수 있다.
또한, MRI 장치(100)는 b_3 부가 경사자장(253)에 의해 스포일링된 제 1 에코 신호(160)에 대응되는 제 4 스핀 에코 신호(460)를 발생시키기 위해 b_4 부가 경사자장(254)을 대상체에 인가할 수 있다. 제 4 스핀 에코 신호(460)가 발생함에 따라, MRI 장치(100)는 제 4 스핀 에코 신호(460)를 획득하기 위해 제 4 주파수 부호화 경사사장(240)을 대상체에 인가할 수 있다.
제 4 스핀 에코 신호(460)를 획득한 후, 제 4 스핀 에코 신호(460)를 다시 스포일링하기 위해 b_5 부가 경사자장(255)을 대상체에 인가할 수 있다.
하나의 반복 시간 주기(TR, Repetition Time) 내에, 복수개의 재자화 RF 펄스가 인가될 수 있으며, a 여기 RF 펄스(110)에 대응하는 스핀 에코 신호 및 b 여기 RF 펄스(210)에 대응하는 스핀 에코 신호가 반복적으로 발생할 수 있다.
하나의 반복 시간 주기가 경과 후에, a 여기 RF 펄스(110)와 동일한 각도를 갖는 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스(210)와 동일한 각도를 갖는 여기 RF 펄스가 인가되어, 스핀 에코 신호가 다시 반복적으로 발생할 수 있다.
도 3에서 기재된 바와 같이, 여기 RF 펄스에 의한 에코 신호는 부가적인 경사자장을 이용하여 특정 위치로 이동(Shifting)될 수 있으며, 이러한, 에코 이동(Echo shifting) 방법은 PRESTO(Principles of Echo Shifting with a train of Observations, Liu, Soebering, Duyn, et al. 1993, Handbook of MRI pulse seq, chapter 16.3) 방법을 참조하여 설명될 수 있다.
도 4는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치(100)가 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사사장을 대상체에 인가하는 예시를 도시하는 도면이다.
도 4를 참조하면, 부가 경사자장 이외의 경사자장으로 인한 스핀들의 탈위상을 방지하기 위해, MRI 장치(100)는 부가 경사자장 이외의 경사자장으로 인한 스핀들의 위상 변화가 0이 되도록 각각의 경사자장을 대상체에 인가할 수 있다.
예를 들어, 제 1 단면 선택 경사자장(120)은 대상체의 단면을 선택하기 위한 양의 부호의 경사자장(120_2, 120_3)과, 양의 부호의 경사자장(120_2, 120_3)과 면적이 동일하고 부호가 반대인 음의 부호의 경사자장(120_1, 120_4)로 구성될 수 있다.
또한, 제 1 주파수 부호화 경사자장(230)은 양의 부호의 경사자장(230_2, 230_3)과, 양의 부호의 경사자장(230_2, 230_3)과 면적이 동일하고 부호가 반대인 음의 부호의 경사자장(230_1, 230_4)로 구성될 수 있다.
또한, 제 3 단면 선택 경사자장(320)은 부호와 면적이 동일한 경사자장 두 개(320_1, 320_2)로 구성될 수 있다. 첫번째 경사자장(320_1)은 스핀들을 탈위상시키고, 180° 재자화 RF 펄스(310)로 인하여 스핀들의 위상의 부호가 바뀜에 따라, 두번째 경사자장(320_2)은 스핀들을 재위상화 시킬 수 있다.
도 5a 및 도 5b는 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치(100)가 스핀 에코 신호에 기초하여 K-space를 결정하는 예시를 도시하는 도면이다.
도 5a를 참조하면, MRI 장치(100)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 K-space(510)를 획득할 수 있다.
예를 들어, MRI 장치(100)는 위상 부호화 경사자장을 순차적으로 증가 또는 감소 시키면서, 각각의 스핀 에코 신호로부터 하나의 K-space(510)에 대한 서로 다른 Ky 값을 획득할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 제 1 내지 제 4 스핀 에코 신호(160, 260, 360, 460)에 기초하여, 하나의 K-space(510)에 대한 서로 다른 Ky 값을 획득하고, 획득된 K-space(510)에 기초하여 여기된 단면의 MR 이미지를 획득할 수 있다.
도 5b를 참조하면, MRI 장치(100)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 K-space(520 내지 550)를 획득할 수 있다.
예를 들어, MRI 장치(100)는 기 설정된 수의 스핀 에코 신호를 획득하는 동안, 위상 부호화 경사자장을 고정시키고, 각각의 스핀 에코 신호로부터 서로 다른 K-space에 대한 하나의 Ky 값을 획득할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 제 1 스핀 에코 신호(160)에 기초하여, 제 1 K-space(520)에 대한 Ky 값을 획득하고, 제 2 스핀 에코 신호(260)에 기초하여, 제 2 K-space(530)에 대한 Ky 값을 획득할 수 있다.
MRI 장치(100)는 획득된 복수의 K-space(520 내지 550) 각각으로부터 각각의 MR 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 장치(100)는 획득된 각각의 MR 이미지를 조합하여 하나의 MR 이미지를 생성할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 각각의 MR 이미지의 데이터를 보간하여 하나의 MR 이미지를 생성할 수 있다.
도 6a 및 6b는 대상체에 인가되는 부가 경사자장을 줄임으로써 변형된 본 개시의 일부 실시예에 따른 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 6a을 참조하면, a_1 부가 경사자장(150)과 b_1 부가 경사자장(250)은 동일한 면적일 수 있다.
a_1 부가 경사자장(150)과 b_1 부가 경사자장(250)의 면적을 단위 면적 A로 가정하는 경우, b_2 부가 경사자장(251)의 면적 및 a_2 부가 경사자장(253)의 면적 또한 단위 면적 A일 수 있다. 따라서, 부가 경사자장들의 면적은 단위 면적 A 또는 단위 면적 A의 배수일 수 있다.
또한, MRI 장치(100)는 동일한 구간에서 서로 다른 부호를 갖는 경사자장들을 서로 상쇄시킬 수 있다.
예를 들어, 제 1 스핀 에코 신호를 획득한 후 제 2 스핀 에코 신호를 획득하기 전에, 대상체에 인가될 b_3 부가 경사자장(253)과 a_2 부가 경사자장(152)은 부호가 반대이고, 크기가 두 배 차이이므로, 양의 면적 A와 음의 면적 A는 서로 상쇄될 수 있다. 이에 따라, MRI 장치(100)는 제 1 스핀 에코 신호를 획득한 후 제 2 스핀 에코 신호를 획득하기 전에, 양의 면적 A의 부가 경사자장만을 대상체에 인가할 수 있다.
도 6b는, 도 6a에서 서로 상쇄될 수 있는 부가 경사자장(152와 253 및 155와 254)을 상쇄한 후의 시퀀스를 나타낸다.
따라서, 불필요한 경사자장을 대상체에 인가하지 않음으로써, 경사자장의 인가로 인한 MRI 장치(100)의 부하 및 MRI 보어 내의 환자의 불편함을 줄일 수 있다.
도 7a 및 7b는 주파수 부호화 경사자장을 조정함으로써 변형된 본 개시의 일부 실시예에 따른 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 7a를 참조하면, 스핀 에코 신호가 최대인 시점에서, 경사자장으로 인한 스핀들의 탈위상을 최소화하기 위해 인가되는 음의 경사자장(230_1)은, 180° 재자화 RF 펄스(310) 전으로 이동될 수 있다.
도 7b를 참조하면 이동된 후의 경사자장(710)은 180° 재자화 RF 펄스(310)로 인하여 이동되기 전의 경사자장(230_1)의 부호와 반대 부호를 가질 수 있다.
다시 도 7a를 참조하면, 제 2 재자화 RF 펄스(410) 전후에, 스핀들의 위상을 조절하기 위해 인가되는 경사자장들(130_1, 140_1)은 부호가 동일하고 면적이 동일하므로 서로 상쇄될 수 있다.
주파수 부호화 경사자장이 조정됨으로써, 본 개시를 위한 시퀀스는 도 7b과 같이 변형될 수 있다.
도 8은 본 개시의 일부 실시예에 따른, 3 개의 연속적인 여기 RF 펄스 및 부가 경사자장을 이용하여 MR 신호를 획득하는 펄스 시퀀스 모식도를 도시한다.
도 8을 참조하면, MRI 장치(100)는 제 1 재자화 RF 펄스(310)를 대상체에 인가하기 전에, a 여기 RF 펄스(110), b 여기 RF 펄스(210) 및 c 여기 RF 펄스(810)를 연속적으로 대상체에 인가할 수 있다.
또한, MRI 장치(100)는 세 개의 여기 RF 펄스(110, 210, 810)을 인가할 때, 대상체의 단면을 선택하기 위해 대상체에 단면 선택 경사자장(120, 220, 820)을 인가할 수 있다.
대상체에 인가되었던 c 여기 RF 펄스(810)가 차단된 후, MRI 장치(100)는 c_1 부가 경사자장(850)을 대상체에 인가하여 c 여기 RF 펄스(810)에 의한 FID 신호를 스포일링할 수 있다.
제 1 재자화 RF 펄스(310)는, a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210) 이후에 탈위상된 스핀들을 재위상화 시키는 동시에, c 여기 RF 펄스(810) 이후에 탈위상된 스핀들을 재위상화 시키는 역할을 할 수 있다. 예를 들어, 제 1 재자화 RF 펄스(310)는 a 여기 RF 펄스(110) 및 b 여기 RF 펄스(210) 각각과 스핀 에코 시퀀스를 구성하는 동시에, c 여기 RF 펄스(810)와 하나의 스핀 에코 시퀀스를 구성할 수 있다.
제 1 재자화 RF 펄스(310)가 인가된 후, MRI 장치(100)는 c 여기 RF 펄스(810)에 의한 스핀 에코 신호(860)를 획득하기 위해, c_2 부가 경사자장(851)을 대상체에 인가할 수 있다. c_2 부가 경사자장(851)은 c_1 부가 경사자장(850)과 동일한 부호를 가진 동일한 면적의 경사자장일 수 있다.
c 여기 RF 펄스(810)에 의한 횡축 자화를 형성한 스핀들은 c_1 부가 경사자장(850)에 의해 탈위상되며, c_1 부가 경사자장(850)에 의해 탈위상된 스핀들의 위상은 제 1 재자화 RF 펄스(310)에 의해 180° 더해지고(위상 부호 반대), c_2 부가 경사자장(851)이 인가됨에 따라, 다시 재위상화 될 수 있다.
c_2 부가 경사자장(851)에 의해 스핀들이 재위상화 됨에 따라, 스포일링되었던 c 여기 RF 펄스(810)에 의한 FID 신호에 대응하는 제 5 스핀 에코 신호(860)가 생성될 수 있다.
제 5 스핀 에코 신호(860)를 획득 후, 제 5 스핀 에코 신호(860)를 다시 스포일링하기 위해 c_2 부가 경사자장(851)과 부호가 반대이며 동일한 면적을 갖는 c_3 부가 경사자장(852)을 대상체에 인가할 수 있다.
c_3 부가 경사자장(852)이 차단된 후, MRI 장치(100)는 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 에코 신호를 획득하기 위해, b_2 부가 경사자장(853)을 대상체에 인가할 수 있다. 이 경우, b_2 부가 경사자장(853)의 면적은 c_1 부가 경사자장(850)의 면적과 b_1 부가 경사자장(250)의 면적을 더한 값일 수 있다. b 여기 RF 펄스(210)에 의해 횡축 자화를 형성한 스핀들은 b_1 부가 경사자장(250) 및 c_1 부가 경사자장(850)에 의해 탈위상되며, 탈위상된 스핀들의 위상은 제 1 재자화 RF 펄스(310)에 의해 180° 더해지며(위상 부호 반대), b_2 부가 경사자장(853)이 인가됨에 따라, 다시 재위상화 될 수 있다.
b_2 부가 경사자장(853)에 의해 스핀들이 재위상화 됨에 따라, 스포일링되었던 b 여기 RF 펄스(210)에 의한 FID 신호에 대응하는 제 1 스핀 에코 신호(160)가 생성될 수 있다.
제 1 스핀 에코 신호(160)를 획득 후, MRI 장치(100)는 제 1 스핀 에코 신호(160)를 다시 스포일링하기 위해 b_2 부가 경사자장(853)과 부호가 반대이며 동일한 면적을 갖는 b_3 부가 경사자장(854)을 대상체에 인가할 수 있다.
b_3 부가 경사자장(854)이 차단된 후, MRI 장치(100)는 a 여기 RF 펄스(110)에 의한 에코 신호를 획득하기 위해, a_2 부가 경사자장(855)을 대상체에 인가할 수 있다. 이 경우, a_2 부가 경사자장(855)의 면적은 c_1 부가 경사자장(850)의 면적과 b_1 부가 경사자장(250) 및 a_1 부가 경사자장(150)의 면적을 더한 값일 수 있다. a 여기 RF 펄스(110)에 의해 횡축 자화를 형성한 스핀들은 a_1 부가 경사자장(150), b_1 부가 경사자장(250) 및 c_1 부가 경사자장(850)에 의해 탈위상되며, 탈위상된 스핀들의 위상은 제 1 재자화 RF 펄스(310)에 의해 180° 더해지며(위상 부호 반대), a_2 부가 경사자장(855)이 인가됨에 따라, 다시 재위상화 될 수 있다.
a_2 부가 경사자장(855)에 의해 스핀들이 재위상화 됨에 따라, 스포일링되었던 a 여기 RF 펄스(110)에 의한 FID 신호에 대응하는 제 2 스핀 에코 신호(260)가 생성될 수 있다.
제 2 스핀 에코 신호(260)를 획득 후, MRI 장치(100)는 제 2 스핀 에코 신호(260)를 다시 스포일링하기 위해 a_2 부가 경사자장(855)과 부호가 반대이며 동일한 면적을 갖는 a_3 부가 경사자장(856)을 대상체에 인가할 수 있다.
다시 MRI 장치(100)는 제 2 재자화 RF 펄스(410)를 인가한 후, 부가 경사자장들(857,858, 859, 861, 862, 863)을 인가함에 따라, 제 3 스핀 에코 신호(360), 제 4 스핀 에코 신호(460) 및 제 6 스핀 에코 신호(870)를 생성할 수 있다.
도 8b를 참조하면, MRI 장치(100)는 부가 경사자장들을 단위 면적 A 또는 단위 면적 A의 배수로써 설정할 수 있다. 예를 들어, MRI 장치(100)는 a_1 부가 경사자장(150), b_1 부가 경사자장(250) 및 c_1 부가 경사자장(850)을 단위 면적 A로 설정할 수 있다.
도 8c를 참조하면, MRI 장치(100)는 부가 경사자장들을 단위 면적 A 또는 단위 면적 A의 배수로써 설정함에 따라, MRI 장치(100)는 동일한 구간에서 서로 다른 부호를 갖는 경사자장들을 서로 상쇄시킬 수 있다.
도 9a 내지 9c는 본 개시의 일 실시예에 따른 시퀀스에 의해 생성된 연속적인 스핀 에코 신호로부터 MR 이미지 생성하는 예시를 나타내는 도면이다.
도 9a를 참조하면, 제 1 MR 이미지(1210)는 스핀 에코 시퀀스를 이용하여 촬영한 MR 이미지를 나타낸다.
제 2 MR 이미지(1220)는 일반적인 GRASE 시퀀스를 이용하여 촬영한 MR 이미지를 나타낸다. 그랜디언트 에코의 자화 감수성 때문에 제 2 MR 이미지(1220)내의 일부분(1221, 1223)은 제 1 MR 이미지(1210)와 다르게 왜곡될 수 있다.
도 9b를 참조하면, MRI 장치(100)는 2 개의 연속적인 여기 RF 펄스(1111, 1113), 재자화 펄스(115) 및 부가 경사자장(1125)을 대상체에 인가함으로써 생성된 연속적인 스핀 에코 신호로부터 MR 이미지 생성할 수 있다.
도 9b에서는 첫번째 행(1110)은 대상체에 인가된 RF 펄스를 나타내며, 두번째 행(1120)은 단면 선택 경사자장(1120)을 나타내며, 세번째 행은 위상 부호화 경사자장(1130)을 나타내며, 네번재 행은 주파수 부호화 경사자장(1140)을 나타내며, 다섯번째 행은 ADC(Analog to digital) 신호를 나타낸다.
MRI 장치(100)는 2 개의 연속적인 여기 RF 펄스(1111, 1113)를 대상체에 인가할 수 있다. 또한, MRI 장치(100)는 단면 선택 경사자장(1120)에 부가 경사자장(1125)을 더하여 대상체에 인가할 수 있다.
도 9c를 참조하면, 제 3 MR 이미지(1240)는 도 9b에 따른 시퀀스를 이용하여 도 9a의 대상체를 촬영한 MR 이미지를 나타낸다.
도 9a의 제 2 MR 이미지(1220) 및 제 3 MR 이미지(1240)를 비교하면, 제 2 MR 이미지(1220)에서 왜곡되어 나타난 부분(1221, 1223)이 제 3 MR 이미지(1240)의 동일한 부분(1221, 1223)에서는 나타나지 않는 것을 확인할 수 있다.
이에 따라, 본 개시의 시퀀스를 이용하면 일반적인 스핀 에코 보다 동일한 시간 내에 많은 에코를 획득할 수 있으며, 모든 데이터를 스핀 에코로부터 획득할 수 있으므로 보다 정확한 MR 이미지를 촬영할 수 있다.
도 10은 본 개시의 일부 실시예에 따른, MRI 장치(100)의 블럭도이다.
도 10을 참조하면, MRI 장치(100)는 RF 송신부(36), RF 수신부(38), 제어부(50) 및 영상 처리부(62)를 포함할 수 있다.
제어부(50)는 MRI 장치(100)의 전반적인 구성들을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(50)는 사용자에 의해 설정된 MRI 펄스 시퀀스에 기초하여, MRI 장치(100)의 전반적인 구성들을 제어할 수 있다.
RF 송신부(36)는 제어부(50)의 제어에 따라 여기 RF 펄스 및 재자화 RF 펄스를 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, RF 송신부(36)는 반복 시간 주기 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가할 수 있다.
RF 송신부(36)는 서로 다른 숙임각을 갖는 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, RF 송신부(36)는 강도가 상이한 여기 RF 펄스들을 대상체에 인가하거나, 인가 시간을 다르게 하여 여기 RF 펄스들을 대상체에 인가할 수 있다.
RF 송신부(36)는 복수의 여기 RF 펄스가 대상체의 동일한 단면을 여기하도록 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가할 수 있다. 예를 들어, RF 송신부(36)는 동일한 주파수를 갖는 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가할 수 있다.
도 10에 도시되지 않았으나, MRI 장치(100)는 경사자장 증폭기(미도시)를 포함할 수 있다. 경사자장 증폭기(미도시)는 제어부(50)의 제어에 따라, 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장을 대상체에 인가할 수 있다.
제어부(50)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장이 대상체에 각각 인가되도록 경사자장 증폭기(미도시)를 제어할 수 있다. 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장이 대상체에 각각 인가됨에 따라, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호가 각각 스포일링될 수 있다.
또한, 제어부(50)는 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장이 대상체에 각각 인가되도록 경사자장 증폭기(미도시)를 제어할 수 있다. 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장이 대상체에 각각 인가됨으로써 스포일링된 각각의 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호가 각각 발생할 수 있다.
RF 수신부(38)는 제어부(50)의 제어에 따라 대상체로부터 방출된 RF 에코 신호를 수신할 수 있다. 예를 들어, RF 수신부(38)는 발생된 스핀 에코 신호를 획득할 수 있다.
제어부(50)는 복수의 여기 RF 펄스에 의해 여기된 대상체의 단면의 두께 및 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 제 1 부가 경사사장의 면적을 결정할 수 있다.
제어부(50)는 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 제 1 부가 경사자장 및 제 2 부가 경사자장을 부가할 수 있다.
복수의 여기 RF 펄스가 a 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스를 포함하고, 제 1 부가 경사자장은, a 여기 RF 펄스에 대응하는 a_1 부가 경사자장 및 b 여기 RF 펄스에 대응하는 b_1 부가 경사자장을 포함하는 경우, 제어부(50)는 a_1 부가 경사자장 및 b_1 부가 경사자장이 서로 다른 면적을 갖도록, 경사자장 증폭기(미도시)를 제어할 수 있다.
제어부(50)는 스핀 에코 신호를 획득한 후, 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장이 대상체에 인가되도록 경사자장 증폭기(미도시)를 제어할 수 있다. 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장이 대상체에 인가됨에 따라, 발생된 스핀 에코 신호는 다시 스포일링될 수 있다.
영상 처리부(62)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하고, 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 대상체의 MR 이미지를 획득할 수 있다.
또한, 영상 처리부(62)는 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하고, 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득할 수도 있다.
또한, 영상 처리부(62)는 획득된 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득할 수도 있다.
도 11은 본 개시의 다른 일부 실시예에 따른, MRI 장치(100)의 개략도이다.
도 11을 참조하면, MRI 장치(100)는 RF 송신부(36), RF 수신부(38), 제어부(50) 및 영상 처리부(62) 이외에, RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함하는 신호 송수신부(30), 영상 처리부(62)를 포함하는 오퍼레이팅부(60), 갠트리(gantry)(20) 및 모니터링부(40)를 더 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) 내 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 테이블(table)(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 이미지를 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 환자 내에 존재하는 원자핵을 향하여, 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자 내에 존재하는 원자핵에서 로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 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 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해서, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 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 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 코일을 포함할 수 있다.
또한, 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 코일의 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.
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 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 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.
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 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 장치(100) 전체의 동작을 제어할 수 있다.
오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 전송 받아서 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 데이터를 생성할 수 있다.
영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 전송받고, 전송받은 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.
영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k 공간 (예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.
또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 재구성된 화상 데이터(data)에 합성 처리나 차분 연산 처리 (K3답변- 후자입니다. 재구성된 화상 데이터에 합성 처리나 차분 연산 처리등을 수행하는 것입니다)등을 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한(K4답변: 뒤에 가산 처리, 및 최대치투영 처리 모두 수식합니다) 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등 일 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 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 장치(100)를 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(Digital Light Processing) 디스플레이, 평판 디스플레이(PFD: Flat Panel Display), 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등 일을 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)의 예들로는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.
도 11은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 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), 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), 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, 과오 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 12는 본 개시의 일부 실시예에 따른 통신부(70)의 구성을 도시하는 도면이다.
통신부(70)는 도 11에 도시된 갠트리(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 중 적어도 하나에 연결될 수 있다.
통신부(70)는 의료 영상 정보 시스템(PACS, Picture Archiving and Communication System)을 통해 연결된 병원 서버나 병원 내의 다른 의료 장치와 데이터를 주고 받을 수 있으며, 의료용 디지털 영상 및 통신(DICOM, Digital Imaging and Communications in Medicine) 표준에 따라 데이터 통신할 수 있다.
도 12에 도시된 바와 같이, 통신부(70)는 유선 또는 무선으로 네트워크(80)와 연결되어 서버(92), 의료 장치(94), 또는 휴대용 장치(96)와 통신을 수행할 수 있다.
구체적으로, 통신부(70)는 네트워크(80)를 통해 대상체의 진단과 관련된 데이터를 송수신할 수 있으며, CT, MRI, X-ray 등 의료 장치(94)에서 촬영한 의료 이미지 또한 송수신할 수 있다. 나아가, 통신부(70)는 서버(92)로부터 환자의 진단 이력이나 치료 일정 등을 수신하여 대상체의 진단에 활용할 수도 있다. 또한, 통신부(70)는 병원 내의 서버(92)나 의료 장치(94)뿐만 아니라, 의사나 고객의 휴대폰, PDA, 노트북 등의 휴대용 장치(96)와 데이터 통신을 수행할 수도 있다.
또한, 통신부(70)는 MRI 시스템의 이상 유무 또는 의료 영상 품질 정보를 네트워크(80)를 통해 사용자에게 송신하고 그에 대한 피드백을 사용자로부터 수신할 수도 있다.
통신부(70)는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈(72), 유선 통신 모듈(74) 및 무선 통신 모듈(76)을 포함할 수 있다.
근거리 통신 모듈(72)은 소정 거리 이내의 위치하는 기기와 근거리 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미한다. 본 발명의 실시예에 따른 근거리 통신 기술에는 무선 랜(Wireless LAN), 와이파이(Wi-Fi), 블루투스, 지그비(zigbee), WFD(Wi-Fi Direct), UWB(ultra wideband), 적외선 통신(IrDA, infrared Data Association), BLE (Bluetooth Low Energy), NFC(Near Field Communication) 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.
유선 통신 모듈(74)은 전기적 신호 또는 광 신호를 이용한 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미하며, 본 발명의 실시예에 따른 유선 통신 기술에는 페어 케이블(pair cable), 동축 케이블, 광섬유 케이블 등을 이용한 유선 통신 기술이 포함될 수 있고, 그 밖에 당업자에게 자명한 유선 통신 기술이 포함될 수 있다.
무선 통신 모듈(76)은, 이동 통신망 상에서의 기지국, 외부의 장치, 서버 중 적어도 하나와 무선 신호를 송수신한다. 여기에서, 무선 신호는, 음성 호 신호, 화상 통화 호 신호 또는 문자/멀티미디어 메시지 송수신에 따른 다양한 형태의 데이터를 포함할 수 있다.
한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다.
상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등) 및 캐리어 웨이브(예를 들면, 인터넷을 통한 전송)와 같은 저장매체를 포함한다.
이상과 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명하였지만, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.
일부 실시예는 컴퓨터에 의해 실행되는 프로그램 모듈과 같은 컴퓨터에 의해 실행가능한 명령어를 포함하는 기록 매체의 형태로도 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터에 의해 액세스될 수 있는 임의의 가용 매체일 수 있고, 휘발성 및 비휘발성 매체, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다. 또한, 컴퓨터 판독가능 매체는 컴퓨터 저장 매체 및 통신 매체를 모두 포함할 수 있다. 컴퓨터 저장 매체는 컴퓨터 판독가능 명령어, 데이터 구조, 프로그램 모듈 또는 기타 데이터와 같은 정보의 저장을 위한 임의의 방법 또는 기술로 구현된 휘발성 및 비휘발성, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다. 통신 매체는 전형적으로 컴퓨터 판독가능 명령어, 데이터 구조, 프로그램 모듈, 또는 반송파와 같은 변조된 데이터 신호의 기타 데이터, 또는 기타 전송 메커니즘을 포함하며, 임의의 정보 전달 매체를 포함한다.
또한, 본 명세서에서, “부”는 프로세서 또는 회로와 같은 하드웨어 구성(hardware component), 및/또는 프로세서와 같은 하드웨어 구성에 의해 실행되는 소프트웨어 구성(software component)일 수 있다.
전술한 본 발명의 설명은 예시를 위한 것이며, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성 요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본 발명의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타내어지며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.

Claims (20)

  1. 반복 시간 주기(Repetition time period, TR) 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가하는 RF 송신부;
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호를 각각 스포일링하고, 상기 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 상기 대상체에 각각 인가함으로써 상기 스포일링된 각각의 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 발생시키는 제어부; 및
    상기 발생된 스핀 에코 신호를 획득하는 RF 수신부를 포함하는, MRI 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 서로 다른 숙임각(Flip Angle)을 갖는, MRI 장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 상기 대상체의 동일한 단면을 여기하는, MRI 장치.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 부가 경사사장의 면적은,
    상기 복수의 여기 RF 펄스에 의해 여기된 상기 대상체의 단면의 두께 및 상기 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 결정되는 것인, MRI 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 부가 경사자장 및 제 2 부가 경사자장은 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 부가되는 것인, MRI 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 a 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스를 포함하고,
    상기 제 1 부가 경사자장은, 상기 a 여기 RF 펄스에 대응하는 a_1 부가 경사자장 및 상기 b 여기 RF 펄스에 대응하는 b_1 부가 경사자장을 포함하고,
    상기 a_1 부가 경사자장 및 b_1 부가 경사자장은 서로 다른 면적을 갖는, MRI 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 스핀 에코 신호를 획득한 후, 상기 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 상기 스핀 에코 신호를 다시 스포일링하는, MRI 장치.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 MRI 장치는,
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하고, 상기 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 상기 대상체의 MR 이미지를 획득하는 영상 처리부를 더 포함하는 MRI 장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 MRI 장치는,
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하고, 상기 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 상기 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득하는 영상 처리부를 더 포함하는, MRI 장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 영상 처리부는,
    상기 획득된 상기 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득하는, MRI 장치.
  11. 반복 시간 주기(Repetition time period, TR) 내에, 복수의 여기 RF 펄스를 대상체에 인가한 후 재자화 RF 펄스를 인가하는 단계;
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대하여, 제 1 부가 경사자장을 대상체에 각각 인가함으로써, 상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호를 각각 스포일링하는 단계;
    상기 재자화 RF 펄스가 인가된 후, 상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 대응하여 제 2 부가 경사자장을 상기 대상체에 각각 인가함으로써, 상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호를 각각 획득하는 단계를 포함하는, 스핀 에코 획득 방법.
  12. 제 11 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 서로 다른 숙임각(Flip Angle)을 갖는, 방법.
  13. 제 11 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 상기 대상체의 동일한 단면을 여기하는, 방법.
  14. 제 11 항에 있어서,
    상기 제 1 부가 경사사장의 면적은,
    상기 복수의 여기 RF 펄스에 의해 여기된 상기 대상체의 단면의 두께 및 상기 FID 신호의 크기 중 적어도 하나에 기초하여 결정되는 것인, 방법.
  15. 제 11 항에 있어서,
    상기 제 1 부가 경사자장 및 제 2 부가 경사자장은 단면 선택 경사자장, 위상 부호화 경사자장 및 주파수 부호화 경사자장 중 적어도 하나에 부가되는 것인, 방법.
  16. 제 11 항에 있어서,
    상기 복수의 여기 RF 펄스는 a 여기 RF 펄스 및 b 여기 RF 펄스를 포함하고,
    상기 제 1 부가 경사자장은, 상기 a 여기 RF 펄스에 대응하는 a_1 부가 경사자장 및 상기 b 여기 RF 펄스에 대응하는 b_1 부가 경사자장을 포함하고,
    상기 a_1 부가 경사자장 및 b_1 부가 경사자장은 서로 다른 면적을 갖는, 방법.
  17. 제 11 항에 있어서,
    상기 스핀 에코 획득 방법은,
    상기 스핀 에코 신호를 획득한 후, 상기 제 2 부가 경사자장과 면적이 동일하고 부호가 반대인 경사자장을 대상체에 인가함으로써, 상기 스핀 에코 신호를 다시 스포일링하는 단계를 포함하는, 방법.
  18. 제 11 항에 있어서,
    상기 스핀 에코 획득 방법은,
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 하나의 k-space를 획득하는 단계; 및
    상기 획득된 하나의 k-space에 기초하여, 상기 대상체의 MR 이미지를 획득하는 단계를 더 포함하는 방법.
  19. 제 11 항에 있어서,
    상기 스핀 에코 획득 방법은,
    상기 복수의 여기 RF 펄스 각각에 의한 FID 신호에 대응하는 스핀 에코 신호에 기초하여, 복수의 k-space를 획득하는 단계; 및
    상기 획득된 복수의 k-space 각각에 대응하여, 상기 대상체에 대한 MR 이미지를 각각 획득하는 단계를 더 포함하는 방법.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 스핀 에코 획득 방법은,
    상기 획득된 상기 대상체에 대한 MR 이미지를 조합하여 하나의 영상을 획득하는 단계를 더 포함하는, 방법.
KR1020160019784A 2016-02-19 2016-02-19 다중 여기 rf 펄스를 이용한 자기공명영상 획득 방법 및 이를 위한 자기공명영상 장치 KR101802336B1 (ko)

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