KR101921968B1 - Magnetic resonance imaging acquistion method having a wide range of image contrast - Google Patents

Abstract

본 발명은 하나의 MR magnet(magnetic resonance magnet)을 이용하여 다른 공명주파수(주자기장의 세기)에서 서로 다른 영상 대조도를 갖는 자기공명 영상을 자기공명영상 시스템 및 그 방법에 관한 것으로, 환자가 위치하는 보어 튜브를 포함하고 자기공명영상을 획득하기 위한 자기공명영상 시스템에 있어서, 상기 보어 튜브 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석(110)과; 상기 보어 튜브의 축방향으로 전후 이동 가능하여 경사 자기장을 발생시키는 경사코일부(120)를 포함한다.[0001] The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) system and method thereof having different image contrasts at different resonance frequencies (intensity of a main magnetic field) using one MR magnet (magnetic resonance magnet) A magnetic resonance imaging system including a bore tube for acquiring a magnetic resonance image, comprising: a main magnet (110) generating a main magnetic field in an axial direction in the bore tube; And an inclined coil part 120 which is movable back and forth in the axial direction of the bore tube to generate a gradient magnetic field.

Description

다양한 영상 대조도를 갖는 자기공명영상의 획득 방법{MAGNETIC RESONANCE IMAGING ACQUISTION METHOD HAVING A WIDE RANGE OF IMAGE CONTRAST}TECHNICAL FIELD [0001] The present invention relates to a method of acquiring a magnetic resonance image having various image contrasts,

본 발명은 다양한 영상 대조도를 갖는 자기공명영상 시스템에 관한 것으로, 하나의 MR magnet(magnetic resonance magnet)을 이용하여 다른 공명주파수(주자기장의 세기)에서 자기공명 영상을 제공할 수 있는 자기공명영상 시스템에 관한 것이다.
The present invention relates to a magnetic resonance imaging system having various image contrasts, and a magnetic resonance imaging system capable of providing a magnetic resonance image at a different resonance frequency (intensity of a main magnetic field) using one MR magnet ≪ / RTI >

자기 공명 영상(magnetic resonance imaging, MRI)은 균일한 주자기장(main magnetic field) 내에서 인체 내에 존재하는 핵종(수소, 인, 나트륨, 탄소 등)의 자화벡터(magnetization vector)에 대해 고주파 RF(radiofrequency) 펄스를 인가하여 특정 핵종(수소 등)을 공명시켜 수직평면으로 자화벡터가 재정렬되면서 발생되는 자기공명 신호를 수신하여 얻어서 컴퓨터를 통해 재구성하여 영상화하는 기술이다.BACKGROUND ART Magnetic resonance imaging (MRI) is a magnetic resonance imaging (MRI) technique that uses a radiofrequency (RF) magnetic field to magnetize a nuclide (hydrogen, phosphorus, sodium, carbon, etc.) in a human body in a homogeneous main magnetic field ) Pulses to resonate a specific nuclide (hydrogen, etc.) to obtain a magnetic resonance signal generated by rearrangement of magnetization vectors in a vertical plane, and reconstructing and imaging through a computer.

일반적으로 자화벡터를 공명시키기 위한 펄스 송신과 발생된 자기공명 신호의 수신은 RF 코일에 의해 이루어지며, 이때 RF 코일은 자화벡터를 공명시키기 위한 RF 신호를 송신(RF 송신 모드)하는 코일과 자기공명 신호를 수신(RF 수신 모드)하는 코일이 각각 따로 마련될 수 있으며, 또는 하나의 RF 코일에 의해 RF 송신 모드와 RF 수신 모드가 같이 수행될 수 있다.Generally, the pulse transmission for resonating the magnetization vector and the reception of the generated magnetic resonance signal are performed by an RF coil, where the RF coil transmits a RF signal for resonating the magnetization vector (RF transmission mode) Each of the coils for receiving a signal (RF receiving mode) may be separately provided, or an RF transmitting mode and an RF receiving mode may be performed simultaneously by one RF coil.

일반적으로 주자기장의 크기가 클수록 MRI의 감도(sensitivity)는 증가하게 되며, 대략 S/N비(signal to noise ratio)는 주자기장의 크기와 비례하는 것으로 알려져 있다. 따라서 보다 세밀한 구조의 영상을 얻기 위하여 큰 자기장의 영상 시스템에서의 연구와 개발이 활발히 이루어지고 있으며, 특히 뇌과학 분야와 같이 고해상도 영상의 필요성으로 인하여 현재는 인체용 7T의 초고자장 자기공명영상 시스템까지 나와 있다.
Generally, as the magnitude of the main magnetic field increases, the sensitivity of the MRI increases, and the signal to noise ratio (S / N ratio) is known to be proportional to the magnitude of the main magnetic field. Therefore, researches and developments in a large magnetic field imaging system have been actively carried out in order to obtain a more detailed structure image. Especially due to the necessity of a high resolution image like the brain science field, the 7T ultra high magnetic field magnetic resonance imaging system I'm out.

자기공명 영상에서는 정확한 영상 분석을 위하여 다양한 영상 처리기법이 사용되고 있으며, 이러한 영상 처리기법 중에 기본적인 영상기법으로 T1, T2강조영상, FLAIR(fluid attenuated inversion recovery) 등이 있으며, 이는 검사 대상체의 동일 부위에 대해 대조도(contrast)가 다른 자기공명영상을 획득하여 임상에서 각종 병소의 발견과 진단에 활용되고 있다.In MRI, various image processing techniques are used for accurate image analysis. Among these image processing techniques, there are T1, T2 weighted images and FLAIR (fluid attenuated inversion recovery) as the basic image techniques, Magnetic resonance images of different contrasts are acquired and used for diagnosis and diagnosis of various lesions in clinic.

예를 들어, 뇌 MRI에서 T1강조영상은 해부학적 정보를 얻는데 유용하며, T2강조영상과 FLAIR영상은 병변을 발견하는데 유용하다. 이외에도 양성자 밀도 강조(proton density-weighted) 영상, 확산강조(diffusion-weighted) 영상 등의 기법 등이 있다.For example, in brain MRI, T1-weighted images are useful for obtaining anatomical information, and T2-weighted images and FLAIR images are useful for finding lesions. Other techniques include proton density-weighted images and diffusion-weighted images.

이러한 영상 처리기법들은 모두 동일한 주자기장에서 TR(Repetition time)과 TE(Echo Time)의 매개변수의 조작에 의해 이루어진다.These image processing techniques are all performed by manipulating the parameters of TR (Repetition time) and TE (Echo Time) in the same main magnetic field.

한편, 앞서 언급한 것과 같이, 주자기장의 크기가 클수록 S/N비가 커서 고해상도의 영상을 위해서는 고자기장을 사용하는 것이 바람직할 수 있으나, 고자기장에서는 자화율(magnetic susceptibility;χ)이 강자성체인 Fe, Co, 또는 Ni 등의 고체 금속 또는 매질 사이의 경계면에서 자화율(magnetic susceptibility;χ)의 차이에 의한 아티팩트(Artifact)가 문제가 된다.As described above, it may be preferable to use a high magnetic field for a high-resolution image because the S / N ratio is larger as the magnitude of the main magnetic field increases. However, in a high magnetic field, the magnetic susceptibility (χ) Artifacts due to the difference in magnetic susceptibility (X) at the interface between the solid metal such as Co or Ni or the medium become a problem.

구체적으로 설명하면, 고체 금속 또는 서로 다른 자화율(χ)을 갖는 매질의 경계면에는 국소적으로 경사자기장(gradient magnetic field)이 발생되며, 국소 경사자기장은 경계면의 양측에 존재하는 양성자 사이의 디페이징(dephasing)을 촉진하여 T2에 의한 신호 감쇠 또는 영상의 왜곡을 발생시킨다.Specifically, a gradient magnetic field is generated locally at the interface between a solid metal or a medium having a different magnetic susceptibility (χ), and a local oblique magnetic field is generated between the protons on both sides of the interface dephasing, thereby causing signal attenuation due to T2 or image distortion.

이러한 자화율 아티팩트는 강자성체를 소재로 하는 인공 기관이나 의치 또는 인체의 air cavity(예를 들어, 비강이나 귀부분 등)에서 공기와 조직의 경계면(air-tissue boundary)에서 발생될 수 있으며, 자화율 아티팩트의 크기는 주자기장의 크기와 비례한다. 따라서 자화율 아티팩트는 주자기장의 크기가 큰 경우에 더욱 문제가 될 수 있다.Such magnetic susceptibility artifacts may arise at the air-tissue boundary in an artificial organ or denture made of a ferromagnetic material or in an air cavity of a human body (for example, nasal cavity or ear portion, etc.) The size is proportional to the size of the main magnetic field. Therefore, magnetic susceptibility artifacts can be more problematic when the magnitude of the main magnetic field is large.

이와 같이 주자기장의 크기가 큰 초고자장의 자기공명영상 시스템은 세밀한 영상을 얻기에 유리하나, 자화율 아티팩트의 문제점을 개선하기 위해서는 낮은 주자기장에서 스캔(scanning)이 이루어지는 것이 매우 효과적일 수 있으며, 따라서 환자의 동일 부위에 대해 서로 다른 주자기장에서 대조도가 다른 자기공명 영상을 얻는 것은 정확한 진단과 치료에 많은 도움이 될 수 있다.In this way, a MRI imaging system having a large main magnetic field is advantageous for obtaining detailed images, but it may be very effective to perform scanning at a low main magnetic field in order to solve problems of magnetic susceptibility artifacts, Obtaining a magnetic resonance image with different degrees of contrast in different main magnetic fields for the same region of the patient can be very helpful for accurate diagnosis and treatment.

그러나 현실적으로 주자기장의 크기는 MR magnet에 의해 결정되어 인위적으로 주자기장의 크기를 바꿀 수가 없으며, 또한 서로 다른 주자기장을 갖는 MR magnet에 환자를 옮겨 가면서 자기공명영상을 실시하기에도 어려움이 있다.
However, in reality, the magnitude of the main magnetic field is determined by the MR magnet, which can not artificially change the magnitude of the main magnetic field, and it is also difficult to perform magnetic resonance imaging while moving the patient to an MR magnet having different main magnetic fields.

공개특허공보 제10-2014-0094174호(공개일자: 2014.07.30)Japanese Patent Application Laid-Open No. 10-2014-0094174 (public date: 2014.07.30)

본 발명은 이러한 종래기술의 문제점을 개선하고자 하는 것으로, 하나의 MR magnet에서 공명주파수(주자기장의 세기)를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 제공할 수 있는 자기공명영상 시스템을 제공하고자 하는 것이다.
SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in order to solve the problems of the conventional art, and it is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging system capable of providing magnetic resonance images of various image contrast degrees with a resonance frequency (intensity of a main magnetic field) I would like to.

이러한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 일 실시예에 따른 자기공명영상 시스템은, 환자가 위치하는 보어 튜브를 포함하고 자기공명영상을 획득하기 위한 자기공명영상 시스템에 있어서, 상기 보어 튜브 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석과; 상기 보어 튜브의 축방향으로 전후 이동 가능하여 경사 자기장을 발생시키는 경사코일부를 포함한다.According to an aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging system including a bore tube in which a patient is positioned and acquiring a magnetic resonance image, A main magnet for generating a main magnetic field; And an inclined coil portion that is movable back and forth in the axial direction of the bore tube to generate a gradient magnetic field.

바람직하게는, 상기 경사코일부를 전후 구동하기 위한 구동부를 더 포함하며, 보다 바람직하게는, 상기 구동부는 서로 다른 구동메커니즘을 갖는 두 개 이상의 구동력발생수단이 조합된다.Preferably, the driving unit further includes a driving unit for driving the slanting coil part back and forth. More preferably, the driving unit is a combination of two or more driving force generating units having different driving mechanisms.

본 발명의 다른 실시예에 따른 자기공명영상 시스템은, 환자가 위치하는 보어 튜브를 포함하고 자기공명영상을 획득하기 위한 자기공명영상 시스템에 있어서, 상기 보어 튜브 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석과; 상기 보어 튜브의 축방향으로 서로 다른 위치에 배치되어 경사자기장을 생성하는 두 개 이상의 경사코일부를 포함한다.According to another aspect of the present invention, there is provided a magnetic resonance imaging system for acquiring a magnetic resonance image including a bore tube in which a patient is located, the system comprising: a main body for generating a main magnetic field in the axial direction in the bore tube; and; And two or more inclined coil portions disposed at different positions in the axial direction of the bore tube to generate a gradient magnetic field.

바람직하게는, 상기 경사코일부 중에 적어도 하나는 상기 보어 튜브의 중심에 배치된다.Preferably, at least one of the inclined coil portions is disposed at the center of the bore tube.

다음으로 본 발명의 자기공명영상 방법은, 환자가 위치하게 되는 보어 튜브 내에 축 방향으로 주자기장을 생성하는 하나의 주자석을 포함하여 자기공명영상을 획득하기 위한 방법에 있어서, 상기 보어 튜브의 축 방향의 서로 다른 위치에서 서로 다른 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 획득하여 주자기장 변화를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 획득하는 것을 특징으로 한다.The magnetic resonance imaging method of the present invention includes a main magnet for generating a main magnetic field in an axial direction in a bore tube where a patient is positioned, the method comprising the steps of: Acquiring magnetic resonance images having different main magnetic fields at different positions of the magnetic resonance image, and acquiring magnetic resonance images of various image contrast degrees using the main magnetic field change as a parameter.

바람직하게는, 상기 보어 튜브 중심에서의 주자기장을 제1공명주파수로 하여 자기공명영상을 획득하는 단계와; 상기 보어 튜브 중심의 오프셋 위치에서의 주자기장을 제2공명주파수로 하여 자기공명영상을 획득하는 단계를 포함하되, 상기 제1공명주파수와 상기 제2공명주파수는 서로 다르다.
Preferably, obtaining a magnetic resonance image with the main magnetic field at the center of the bore tube as a first resonance frequency; And obtaining a magnetic resonance image with a main magnetic field at an offset position of the center of the bore tube as a second resonance frequency, wherein the first resonance frequency and the second resonance frequency are different from each other.

본 발명에 따른 자기공명영상 시스템 및 그 방법은, 환자가 위치하게 되는 보어 튜브 내에 축 방향으로 주자기장을 생성하는 하나의 주자석을 포함하여 자기공명영상을 획득하기 위한 것에 있어서, 보어 튜브의 축 방향의 서로 다른 위치에서 서로 다른 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 획득함으로써, 단일 주자석을 포함하는 자기공명영상 시스템에서 주자기장 변화를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 제공할 수 있다.
A magnetic resonance imaging system and method according to the present invention includes a main magnet for generating a main magnetic field in an axial direction in a bore tube in which a patient is placed, It is possible to provide magnetic resonance images of various degrees of image contrast by using the main magnetic field change as a parameter in a magnetic resonance imaging system including a single main magnet by acquiring a magnetic resonance image having different main magnetic fields at different positions have.

도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 구성도,
도 2의 (a)(b)는 본 발명에 따른 자기공명영상 시스템의 작동예를 보여주는 도면,
도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 구성도.1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging system according to a preferred embodiment of the present invention,
2 (a) and 2 (b) illustrate operation examples of a magnetic resonance imaging system according to the present invention,
3 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging system according to another embodiment of the present invention.

본 발명의 실시예에서 제시되는 특정한 구조 내지 기능적 설명들은 단지 본 발명의 개념에 따른 실시예를 설명하기 위한 목적으로 예시된 것으로, 본 발명의 개념에 따른 실시예들은 다양한 형태로 실시될 수 있다. 또한 본 명세서에 설명된 실시예들에 한정되는 것으로 해석되어서는 아니 되며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경물, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.The specific structure or functional description presented in the embodiment of the present invention is merely illustrative for the purpose of illustrating an embodiment according to the concept of the present invention, and embodiments according to the concept of the present invention can be implemented in various forms. And should not be construed as limited to the embodiments described herein, but should be understood to include all modifications, equivalents, and alternatives falling within the spirit and scope of the invention.

한편, 본 발명에서 제1 및/또는 제2 등의 용어는 다양한 구성 요소들을 설명하는데 사용될 수 있지만, 상기 구성 요소들은 상기 용어들에 한정되지는 않는다. 상기 용어들은 하나의 구성요소를 다른 구성요소들과 구별하는 목적으로만, 예컨대 본 발명의 개념에 따른 권리 범위로부터 벗어나지 않는 범위 내에서, 제1구성요소는 제2구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2구성요소는 제1구성요소로도 명명될 수 있다.Meanwhile, in the present invention, the terms first and / or second etc. may be used to describe various components, but the components are not limited to the terms. The terms may be referred to as a second element only for the purpose of distinguishing one element from another, for example, to the extent that it does not depart from the scope of the invention in accordance with the concept of the present invention, Similarly, the second component may also be referred to as the first component.

어떠한 구성요소가 다른 구성요소에 "연결되어"있다거나 "접속되어"있다고 언급된 때에는, 그 다른 구성요소에 직접적으로 연결되어 있거나 접속되어 있을 수도 있지만, 중간에 다른 구성요소가 존재할 수도 있다고 이해되어야 할 것이다. 반면에, 어떠한 구성요소가 다른 구성요소에 "직접 연결되어"있다거나 또는 "직접 접촉되어"있다고 언급된 때에는, 중간에 다른 구성요소가 존재하지 않는 것으로 이해되어야 할 것이다. 구성요소들 간의 관계를 설명하기 위한 다른 표현들, 즉 "~사이에"와 "바로 ~사이에" 또는 "~에 인접하는"과 "~에 직접 인접하는"등의 표현도 마찬가지로 해석되어야 한다.
Whenever an element is referred to as being "connected" or "connected" to another element, it may be directly connected or connected to the other element, but it should be understood that other elements may be present in between something to do. On the other hand, when it is mentioned that an element is "directly connected" or "directly contacted" to another element, it should be understood that there are no other elements in between. Other expressions for describing the relationship between components, such as "between" and "between" or "adjacent to" and "directly adjacent to" should also be interpreted.

이하, 본 발명의 실시예를 첨부 도면을 참고하여 상세히 설명하도록 한다.Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

도 1은 본 발명의 바람직한 실시예에 따른 자기공명 영상시스템의 구성도로서, Z-축 방향을 따라서 형성된 자기장 곡선(H)을 같이 보여주고 있다.FIG. 1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging system according to a preferred embodiment of the present invention, which shows a magnetic field curve H formed along the Z-axis direction.

도 1을 참고하면, 본 실시예의 자기공명 영상시스템은, 보어 튜브(101) 내에서 Z-축 방향으로 균일한 주자기장(H0)을 형성하는 주자석(110)과, 보어 튜브(101)의 축방향으로 전후 이동 가능하여 경사자기장을 발생시키는 경사코일부(120)를 포함한다. 1, the magnetic resonance imaging system of the present embodiment includes a main magnet 110 for forming a uniform magnetic field H0 in the Z-axis direction in the bore tube 101, And generates an inclined magnetic field.

보어 튜브(101)는 원통 형상의 구조체로서 주자석(110)과 경사코일부(120)가 수납되는 챔버 하우징의 일부 구성일 수 있으며, 시스템 내에서 실질적으로 피검사체가 수용되는 공간을 제공한다. 일반적으로 환자의 전신에 대한 자기공명영상을 획득하기 위하여 보어 튜브(101)의 길이는 3m 내외이다.The bore tube 101 may be a part of a chamber housing in which the main magnets 110 and the inclined coil part 120 are housed, as a cylindrical structure, and provides a space in the system for substantially accommodating the test object. Generally, the length of the bore tube 101 is about 3 m in order to acquire a magnetic resonance image of the entire body of a patient.

주자석(110)은 보어 튜브(101)의 축방향으로 정자기장(static magnetic field)을 생성한다. 주자석(110)은 초전도 자석 또는 영구 자석일 수 있으며, 바람직하게는, 높은 자계를 만들 수 있는 초전도 자석이 사용되며, 초전도 자석을 초전도 임계 온도 이하로 유지하기 위한 저온유지장치(cryostat)와 정자기장을 보정하여 균일성을 높이기 위한 복수의 쉬밍 코일(shimming coil)이 구비될 수 있다.The main magnet 110 generates a static magnetic field in the axial direction of the bore tube 101. The main magnet 110 may be a superconducting magnet or a permanent magnet. Preferably, a superconducting magnet capable of generating a high magnetic field is used. A cryostat for keeping the superconducting magnet at a superconducting critical temperature or lower, A plurality of shimming coils may be provided for correcting and improving the uniformity.

예를 들어, 솔레노이드 구조의 초전도 자석을 이용한 원통형 구조를 갖는 폐쇄형 보어(closed bore) 타입의 주자석은 보어 튜브(101)의 중심(iso-center)(Z0)에서 가장 균일한 자기장(H0)을 형성하며, 이러한 영역을 DSV(diameter of spherical volume)라 하고 일반적인 DSV는 40~45㎝이다.For example, a closed bore type main magnet having a cylindrical structure using a superconducting magnet of a solenoid structure has the most uniform magnetic field H0 at the iso-center Z0 of the bore tube 101 This region is called the diameter of spherical volume (DSV), and the typical DSV is 40 to 45 cm.

한편, 보어 튜브(101)의 중심인 DSV 구간의 바깥에서 주자기장(H0)은 감소하는 경향을 가지며, 이러한 주자기장의 변화 패턴은 주자석의 특성(예를 들어, 초전도 자석의 코일 구조 등)으로부터 정확히 결정될 수 있다.On the other hand, the main magnetic field H0 tends to decrease at the outside of the DSV section which is the center of the bore tube 101, and the change pattern of the main magnetic field is different from the characteristic (for example, the coil structure of the superconducting magnet) Can be determined accurately.

보어 튜브(101)의 축방향으로 전후 수평 이동 가능한 테이블(102)이 마련되어 보어 튜브(110)를 따라서 환자의 수평 이송이 이루어진다. 테이블(102)은 별도의 구동원에 의해 자동으로 수평 구동이 가능하다.A table 102 is provided which is horizontally movable in the axial direction of the bore tube 101 so that the patient is horizontally moved along the bore tube 110. The table 102 can be automatically horizontally driven by a separate driving source.

경사코일부(120)는 경사자기장을 발생시키기 위한 것으로, 특히 본 실시예에서 경사코일부(120)는 보어 튜브(101)의 축방향으로 전후 이동이 가능함을 특징으로 한다. 경사코일부(120)는 X-축, Y-축, Z-축 방향의 선형적인 경사자기장을 발생시킬 수 있는 복수의 경사코일(gradient coil)이 조합되어 하나의 경사코일 유니트를 구성할 수 있다.The inclined coil part 120 is for generating a gradient magnetic field. In particular, in this embodiment, the inclined coil part 120 is capable of moving back and forth in the axial direction of the bore tube 101. The oblique coil part 120 may constitute a single oblique coil unit by combining a plurality of gradient coils capable of generating linear oblique magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions .

바람직하게는, 경사코일부(120)의 직선 구동을 위한 구동력을 제공하는 구동부(130)를 더 포함하며, 이러한 구동부(130)는 주지의 리니어 모터에 의해 제공될 수 있다. 바람직하게는, 구동부는 자기공명 영상시스템의 자기적 특성에 영향을 미치거나 자기공명 영상시스템의 자기적 특성에 의해 영향을 받지 않는 동력발생수단이 사용될 수 있으며, 이러한 예로서 압전(Piezo) 방식의 비자성체 초음파 모터 또는 솔레노이드 방식의 공압 모터가 사용될 수 있다.Preferably, the driving unit 130 further includes a driving unit 130 for providing a driving force for rectilinear driving of the inclined coil part 120. Such a driving unit 130 may be provided by a known linear motor. Preferably, the driving unit may be a power generating unit that affects the magnetic characteristics of the magnetic resonance imaging system or is not affected by the magnetic characteristics of the magnetic resonance imaging system. For example, A non-magnetic ultrasound motor or a solenoid type pneumatic motor may be used.

한편, 보어 튜브(101)를 따라서 경사코일부(120)의 충분한 이동거리를 확보하고 정밀한 위치 제어를 위하여 서로 다른 구동메커니즘을 갖는 두 개 이상의 구동력발생수단이 조합되어 사용될 수도 있다. 예를 들어, 경사코일부의 큰 변위량을 제공할 수 있는 유압식 또는 공압식의 액추에이터와, 정밀한 변위량 제어가 가능한 리니어모터가 조합되어 경사코일부의 구동 제어가 이루어질 수 있으며, 이에 한정되는 것은 아니고 주지의 다양한 구동력발생수단이 적용될 수 있다.
At least two driving force generating means having different driving mechanisms may be used in combination for ensuring a sufficient moving distance of the inclined coil portion 120 along the bore tube 101 and precise position control. For example, a hydraulic or pneumatic actuator capable of providing a large displacement amount of the inclined coil part and a linear motor capable of controlling a precise displacement amount may be combined to drive and control the inclined coil part. Various driving force generating means can be applied.

도 2의 (a)(b)는 본 발명에 따른 자기공명영상 시스템의 작동예를 보여주는 도면이다.2 (a) and 2 (b) illustrate operation examples of a magnetic resonance imaging system according to the present invention.

도 2의 (a)에 예시된 것과 같이, 환자의 뇌 자기공명 영상을 위하여 환자는 머리에 RF 코일(10)을 착용한 상태에서 환자의 머리는 보어 튜브(101)의 중심(Z0)에 위치한 상태에서 자기공명영상을 얻는다. 이때, 경사코일부(120)의 위치는 보어 튜브(101)의 중심(Z0)에 위치하여 경사자기장을 발생시키며, 환자에 인가되는 여기 자기장(excitation magnetic field)은 보어 튜브(101)의 중심에서의 주자기장(H0)이 된다. RF 코일(10)은 여기 자기장에 의해 유도된 RF 신호를 얻어서 자기공명영상을 획득한다.As illustrated in FIG. 2 (a), the patient's head is placed at the center Z0 of the bore tube 101 while the RF coil 10 is worn on the head for brain MR imaging of the patient. Magnetic resonance imaging is obtained in the state. At this time, the position of the inclined coil part 120 is positioned at the center Z0 of the bore tube 101 to generate a gradient magnetic field, and an excitation magnetic field applied to the patient is transmitted from the center of the bore tube 101 (H0). The RF coil 10 acquires a magnetic resonance image by obtaining an RF signal induced by an exciting magnetic field.

다음으로, 도 2의 (b)에 예시된 것과 같이, 환자는 보어 튜브(101)의 중심에서 일정 거리 바깥으로 이동한 위치(Z1)에서 다시 자기공명영상을 얻는다. 이때, 환자에 인가되는 여기 자기장은 보어 튜브(101)의 중심에서 오프셋된 위치(Z1)의 주자기장(H1)이 된다. 한편, 오프셋 위치(Z1)에서 환자가 착용하게 RF 코일(20)은 해당 위치의 주자기장(H1)에 대해 공진 주파수를 가지며, 여기 자기장에 의해 유도된 RF 신호로부터 자기공명영상을 획득한다.Next, as illustrated in FIG. 2 (b), the patient again obtains a magnetic resonance image at a position Z1 that has moved a certain distance away from the center of the bore tube 101. At this time, the excitation magnetic field applied to the patient becomes the main magnetic field H1 at the position Z1 offset from the center of the bore tube 101. [ On the other hand, the RF coil 20, which is worn by the patient at the offset position Z1, has a resonance frequency with respect to the main magnetic field H1 at the position, and acquires a magnetic resonance image from the RF signal induced by the excitation field.

이와 같이 본 발명은 하나의 주자석에서 생성된 주자기장의 서로 다른 위치에서의 자기장 변화를 새로운 매개변수로 하는 자기공명영상을 얻을 수 있으며, 따라서 다양한 영상 대조도(T1, T2)의 자기공명영상을 얻을 수 있다.As described above, the present invention can obtain a magnetic resonance image using a magnetic field change at a different position of a main magnetic field generated in one main magnet as a new parameter, and thus can obtain magnetic resonance images of various image contrasts (T1, T2) Can be obtained.

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도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 구성도이다.3 is a block diagram of a magnetic resonance imaging system according to another embodiment of the present invention.

도 3을 참고하면, 본 실시예에 따른 자기공명영상 시스템은, 보어 튜브(201) 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석(210)과, 보어 튜브의 축방향으로 서로 다른 위치에 배치되어 경사자기장을 생성하는 두 개 이상의 경사코일부(221)(222)를 포함할 수 있다.3, the magnetic resonance imaging system according to the present embodiment includes a main magnet 210 for generating a main magnetic field in the axial direction in the bore tube 201, And two or more inclined coil parts 221 and 222 for generating a magnetic field.

본 실시예에서는 경사코일부(221)(222)는 Z-축 방향의 특정 위치에 고정되어 경사자기장을 발생시키며, 따라서 다른 대조도를 갖는 자기공명영상을 얻기 위해 환자는 결정된 위치(Z0)(Z1)에서 각각 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 얻게 된다.In this embodiment, the inclined coil sections 221 and 222 are fixed at specific positions in the Z-axis direction to generate a gradient magnetic field, and thus, in order to obtain a magnetic resonance image having a different contrast, Z1), a magnetic resonance image having a main magnetic field as a resonance frequency is obtained.

한편, 각 결정 위치(Z0)(Z1)에서 자기공명영상을 얻는 과정에서 해당 위치의 경사코일부만이 경사자기장을 생성하게 되며, 따라서 본 실시예에서 각 경사코일부는 선택적으로 경사자기장을 발생시킬 수 있도록 각각의 경사자기장 제어모듈이 구비될 수 있음을 이해하여야 할 것이다.On the other hand, in the process of obtaining the magnetic resonance image at each crystal position Z0 (Z1), only the oblique coil part of the corresponding position generates the oblique magnetic field. Thus, in this embodiment, each oblique coil part selectively generates the oblique magnetic field It should be understood that each gradient magnetic field control module may be provided.

또한 본 실시예에서 경사코일부(221)(222) 중에 적어도 하나는 주자기장의 균일도가 높은 보어 튜브(201)의 중심에 배치되는 것이 바람직할 것이며, 나머지 다른 경사코일부는 주자석의 Z-축 방향의 주자기장 프로파일(profile)을 고려하여 적정한 위치에서 결정될 수 있다. In this embodiment, at least one of the inclined coil sections 221 and 222 is preferably disposed at the center of the bore tube 201 having a high uniformity of the main magnetic field, and the other inclined coil sections are disposed in the Z- Can be determined at an appropriate position in consideration of the main magnetic field profile of the rotor.

본 실시예에서 경사코일부(221)(222)는 두 개만을 예시하고 있으나, 주자석의 크기와 보어 튜브의 길이에 따라서는 3개 이상이 서로 다른 위치에 배치될 수 있다.
In this embodiment, only two inclined coil sections 221 and 222 are illustrated, but three or more inclined coil sections 221 and 222 may be disposed at different positions depending on the size of the main magnets and the length of the bore tube.

이상에서 설명한 본 발명은 전술한 실시예 및 첨부된 도면에 의해 한정되는 것이 아니고, 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 여러 가지 치환, 변형 및 변경이 가능함은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백할 것이다.
It will be apparent to those skilled in the art that various modifications and variations can be made in the present invention without departing from the spirit or scope of the inventions. It will be apparent to those of ordinary skill in the art.

101, 201 : 보어 튜브 110, 210 : 주자석
120, 221, 222 : 경사코일부 130 : 구동부101, 201: a bore tube 110, 210:
120, 221, 222: oblique coil part 130:

Claims (7)

환자가 위치하는 보어 튜브와; 상기 보어 튜브 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석과; 상기 보어 튜브의 축방향으로 전후 이동 가능하여 경사 자기장을 발생시키는 경사코일부를 포함하는 자기공명영상 시스템을 이용하여 자기공명영상을 획득하기 위한 방법에 있어서,
상기 보어 튜브 내에서 상기 경사코일부의 위치 이동에 따라서 상기 보어 튜브의 축 방향의 서로 다른 위치에서 서로 다른 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 획득하여 주자기장 변화를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 획득하게 되는 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득 방법.A bore tube in which the patient is located; A main magnet for generating a main magnetic field in the axial direction in the bore tube; And a sloped coil part that is movable in the axial direction of the bore tube to generate a gradient magnetic field, the method comprising:
A magnetic resonance image having different main magnetic fields at resonance frequencies at different positions in the axial direction of the bore tube in accordance with the movement of the inclined coil part in the bore tube is obtained and various image contrasts Wherein the magnetic resonance imaging apparatus acquires a magnetic resonance image of the patient. 제1항에 있어서, 상기 경사코일부를 전후 구동하기 위한 구동부를 더 포함하는 자기공명영상의 획득 방법.The method of claim 1, further comprising a driving unit for driving the oblique coil part back and forth. 제2항에 있어서, 상기 구동부는 서로 다른 구동메커니즘을 갖는 두 개 이상의 구동력발생수단이 조합된 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득 방법.3. The method of claim 2, wherein the driving unit is a combination of two or more driving force generating units having different driving mechanisms. 환자가 위치하는 보어 튜브와; 상기 보어 튜브 내에 축방향으로 주자기장을 생성하는 주자석과; 상기 보어 튜브의 축방향으로 서로 다른 위치에 배치되어 경사자기장을 생성하는 두 개 이상의 경사코일부를 포함하는 자기공명영상 시스템을 이용하여 자기공명영상을 획득하기 위한 방법에 있어서,
상기 경사코일부의 각 위치에 대응되어 상기 보어 튜브의 축 방향의 서로 다른 위치에서 서로 다른 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 획득하여 주자기장 변화를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 획득하게 되는 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득 방법.A bore tube in which the patient is located; A main magnet for generating a main magnetic field in the axial direction in the bore tube; A method for acquiring a magnetic resonance image using a magnetic resonance imaging system including two or more inclined coil portions disposed at different positions in an axial direction of the bore tube to generate a gradient magnetic field,
Obtaining a magnetic resonance image corresponding to each position of the inclined coil part at different positions in the axial direction of the bore tube with different principal magnetic fields at a resonance frequency and measuring magnetic resonance of various image contrasts And acquiring a magnetic resonance image. 제4항에 있어서, 상기 경사코일부 중에 적어도 하나는 상기 보어 튜브의 중심에 배치되는 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득방법.5. The method of claim 4, wherein at least one of the oblique coil parts is disposed at the center of the bore tube. 환자가 위치하게 되는 보어 튜브 내에 축 방향으로 주자기장을 생성하는 하나의 주자석을 포함하여 자기공명영상을 획득하기 위한 방법에 있어서,
상기 보어 튜브의 축 방향의 서로 다른 위치에서 서로 다른 주자기장을 공명주파수로 하는 자기공명영상을 획득하여 주자기장 변화를 파라미터로 하여 다양한 영상 대조도의 자기공명영상을 획득하게 되는 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득 방법.A method for acquiring a magnetic resonance image comprising a main magnet generating a main magnetic field in an axial direction in a bore tube in which a patient is located,
And obtaining magnetic resonance images having different principal magnetic fields at different positions in the axial direction of the bore tube and acquiring magnetic resonance images of various image contrast degrees using the main magnetic field change as a parameter. Acquisition method of resonance image. 제1항 또는 제4항, 또는 제6항에 에 있어서, 상기 보어 튜브 중심에서의 주자기장을 제1공명주파수로 하여 자기공명영상을 획득하는 단계와;
상기 보어 튜브 중심의 오프셋 위치에서의 주자기장을 제2공명주파수로 하여 자기공명영상을 획득하는 단계를 포함하되, 상기 제1공명주파수와 상기 제2공명주파수는 서로 다른 것을 특징으로 하는 자기공명영상의 획득 방법.
The method according to any one of claims 1 to 6, further comprising the steps of: obtaining a magnetic resonance image with the main magnetic field at the center of the bore tube as a first resonance frequency;
And acquiring a magnetic resonance image with a main magnetic field at an offset position of the center of the bore tube as a second resonance frequency, wherein the first resonance frequency and the second resonance frequency are different from each other, ≪ / RTI >

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