WO2014163370A1 - Apparatus and method for processing hybrid magnetic resonance image - Google Patents

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WO2014163370A1
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echo signal
gradient
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magnetic resonance
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박재석
김한성
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고려대학교 산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to an apparatus and method for processing a magnetic resonance image (MRI) using a hybrid echo train.
  • MRI magnetic resonance image
  • a device for processing magnetic resonance imaging is a device for acquiring tomographic images of a specific part of a patient by using resonance phenomena according to the supply of electromagnetic energy, and radiation compared to imaging devices such as X-rays or CT It is widely used because there is no exposure and a tomographic image can be obtained relatively easily.
  • a high frequency RF signal is applied to a subject photographing the magnetic resonance image a plurality of times to excite the spin of the atomic nucleus in the subject.
  • various signals such as a free induction decay (FID) signal and a spin echo are generated in the magnetic resonance image processing device, and the magnetic resonance image is generated by selectively acquiring these signals. do.
  • FID free induction decay
  • the signal intensity image of the magnetic resonance image provides anatomical information
  • the phase image includes a variety of information.
  • the phase image reflects the susceptibility inherent to biological tissue.
  • phase images Many research institutes are working to derive more accurate susceptibility from phase images.
  • magnetic resonance imaging using a gradient echo signal having high susceptibility of susceptibility is used, and a phase image reflecting the susceptibility is obtained based on gradient echo signals acquired at at least two different echo times.
  • a phase wrapping phenomenon occurs in the phase image, and a signal attenuation occurs in the signal intensity image.
  • phase lapping phenomenon appears in the phase image due to the influence of the global magnetic field caused by the magnetic field distortion of the tissue-air interface and the heterogeneous hardware field.
  • existing techniques use phase unwrapping methods and high pass filters to generate phase images that reflect micro-scale magnetic fields representing intrinsic susceptibility to tissues in vivo.
  • US patent (US Pat. No. 7,7781, Geometry based field prediction method for susceptibility mapping and phase artifact removal) relates to the processing of phase aliasing resulting from local susceptibility differences in MRI, which is a gradient echo signal. Disclosed is a configuration for extracting the susceptibility based on.
  • An embodiment of the present invention provides a hybrid magnetic resonance imaging apparatus and method for acquiring a spin echo signal and a gradient echo signal in one echo train, and generating a magnetic resonance image based thereon.
  • a magnetic resonance image processing method the step of applying a first variable bow angle refocus pulse; Sequentially obtaining a spin echo signal and a gradient echo signal by applying a gradient magnetic field signal before applying the second variable swing angle refocus pulse to be applied subsequent to the first variable swing angle refocus pulse and based on the spin echo signal Generating a signal intensity image and generating a phase image based on the gradient echo signal, wherein the gradient magnetic field signal is obtained with at least one gradient echo signal before the spin echo signal is acquired, and the spin echo At least one oblique echo signal is applied after acquisition of the signal.
  • the hybrid magnetic resonance image processing apparatus includes a main magnet, a gradient coil, and an RF coil, the magnetic resonance device formed to surround a magnetic resonance imaging subject, the magnetic resonance device A signal transmission and reception unit for transmitting an electrical signal to and receiving a magnetic resonance signal from the magnetic resonance device, and a signal processor for generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal received from the signal transmission and reception unit, wherein the signal transmission and reception is performed.
  • the unit sequentially obtains a spin echo signal and a gradient echo signal by applying a variable swing angle refocus pulse and a gradient magnetic field signal, and the signal processor generates a signal intensity image based on the spin echo signal, and applies the gradient echo signal to the gradient echo signal. Generate a phase image based on this.
  • the signal transceiver applies the gradient magnetic field signal so that at least one gradient echo signal is obtained before the spin echo signal is acquired, and at least one gradient echo signal is obtained after the spin echo signal is obtained.
  • the phase image reflecting the susceptibility of the high sensitivity and the signal intensity image minimizing the signal attenuation due to the influence of the macroscopic magnetic field are simultaneously Since it can be obtained, it is possible to shorten a high-resolution susceptibility-weighted image or an image acquisition time for quantitative susceptibility mapping.
  • the hybrid magnetic resonance imaging technique reflects the image quality due to the spin echo, it is possible to obtain an image having a higher signal-to-noise ratio (SNR) than the method using the gradient echo.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 illustrates a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing a method of obtaining a magnetic resonance image according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a magnetic resonance apparatus 100, a signal transceiver 200, a signal processor 300, an image output unit 400, a controller 500, and a user interface 600.
  • the magnetic resonance apparatus 100 includes a shield having a cylindrical structure surrounding a subject to be photographed, a main magnet provided in the shield, a gradient coil, an RF coil, and the like.
  • Main magnets, gradient coils, RF coils, etc. generate a magnetic field for inducing magnetic resonance signals from atomic nuclei in the human body.
  • Gradient coils produce gradient magnetic fields that vary in a constant gradient with respect to each of a plurality of directions (e.g., x, y, and z directions) in proportion to the distance from a reference position in the static field generated by the main magnet.
  • the reference position may be the origin of the three-dimensional coordinate system when representing the space in which the static magnetic field generated by the main magnet exists in the three-dimensional coordinate system.
  • each of the magnetic resonance signals received through the RF coil has location information in three-dimensional space.
  • the gradient coil may be composed of an X gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the x direction, a Y gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the y direction, and a Z gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the z direction.
  • the RF coil outputs an electromagnetic signal having a radio frequency corresponding to this kind of nuclear nucleus in order to transition the nucleus from the low energy state to the high energy state.
  • the RF coil receives an electromagnetic wave signal emitted from the atomic nuclei inside the subject, and the received electromagnetic wave signal is called a free induction attenuation (FID) signal or an echo signal.
  • FID free induction attenuation
  • the length of the interval from the time of applying the electromagnetic signal to the subject that is, the time of generating the electromagnetic signal
  • TE echo time
  • the length of a section in which signal application is repeated is called a repetition time (TR).
  • the signal transmitter / receiver 200 generates an AC signal whose frequency varies with a predetermined slope with respect to each of the x, y, and z directions according to a control signal input from the controller 500, and outputs the alternating current signal to the gradient coil.
  • the signal transceiver 200 generates an AC signal having a pulse train according to a control signal input from the controller 500 and outputs the alternating current signal to the RF coil.
  • the signal transceiver 200 receives a magnetic resonance signal received through the RF coil.
  • the signal transceiver 200 uses a method of obtaining a spin echo signal and a gradient echo signal in one echo train, and a detailed method will be described later.
  • the signal transceiver 200 transmits a magnetic resonance signal received through the RF coil to the signal processor 300, and the signal processor 300 generates a magnetic resonance image by using the received magnetic resonance signal.
  • the signal processor 300 generates a magnetic resonance image based on the information obtained through the spin echo signal and the gradient echo signal, and a detailed operation and configuration thereof will be described later.
  • the image output unit 400 outputs the magnetic resonance image generated by the signal processor 300 through a display.
  • the controller 500 controls the operations of the magnetic resonance apparatus 100, the signal transceiver 200, the signal processor 300, and the image output unit 400 according to a command input from a user through the user interface 600. do.
  • the controller 500 may control the signal transceiver 200 to output an AC signal to the gradient coil and the RF coil, or the magnetic resonance signal received through the RF coil may pass through the signal transceiver 200. Control to be delivered to the processing unit 300.
  • the user interface 600 receives a command from the user and transmits the command to the controller 500.
  • the user interface 600 may be implemented as a graphic user interface program and an input device, such as a keyboard and a mouse, but is not limited thereto.
  • FIG. 2 illustrates a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the MRI apparatus 10 uses an RF refocus pulse sequence having a variable flip angle.
  • the signal transceiver 200 generates a spin echo signal for the subject by applying a plurality of refocus pulses (180 °, ⁇ °, ⁇ °) after applying an initial RF excitation pulse (90 °).
  • the signal transceiver 200 applies refocus pulses (that is, variable bow angle refocus pulse sequence) having a different magnitude from the previous refocus pulse, but the size of each refocus pulse is preset. Set the direction to minimize the modulation of the magnitude signal.
  • the second refocus pulses ⁇ ° 2, y) size is determined is calculated based on the magnitude of the signal generated by the re-focusing pulse ( ⁇ ° 1, y) immediately before.
  • the magnitude of the remaining refocus pulses is also set based on the magnitude of the signal generated by the previous refocus pulses.
  • the T2 attenuation phenomenon which is a modulation of the magnitude signal caused by the fast spin echo pulse sequence, can be overcome and a high resolution image can be obtained.
  • the spin echo signals SE1 and SE2 may be obtained, respectively.
  • the gradient echo signals GRE1 to GRE 4 may be obtained according to the application of the gradient magnetic field signal.
  • FIG. 2 it is confirmed that the gradient echo signals GRE1 to GRE 4 are acquired according to the application of the gradient magnetic field signal Gx in the X-axis direction.
  • the present invention is not limited thereto, and the gradient magnetic field signal in the Y-axis or Z-axis direction may be applied to obtain the gradient echo signal.
  • the characteristics of the gradient echo signal are similar between the refocus pulses according to the positions of the gradient echo signals around the spin echo.
  • the characteristics of the first gradient echo signal GRE1 and the third gradient echo signal GRE3 are similar, and the characteristics of the second gradient echo signal GRE2 and the fourth gradient echo scene GRE4 are similar. Do. As such, the image may be reconstructed based on signals having similar characteristics.
  • T1 contrast can be used to obtain an anatomical image in which the susceptibility of the susceptibility generated in the spin echo is minimized.
  • a restore pulse can be used at the end of the variable bow angle pulse train.
  • the first gradient echo signal GRE1, the first spin echo signal SE1, and the second gradient echo signal GRE2 are applied after application of the refocus pulse ⁇ ° 2, y .
  • the gradient echo signal and the spin echo signal may be simultaneously acquired in the same manner before the refocus pulse ( ⁇ ° 2, y ) is applied.
  • variable swing angle refocus pulse 180 °, ⁇ °, ⁇ °
  • variable tilt angles ⁇ °, ⁇ °
  • the spin echo signal and the gradient echo signal can be simultaneously acquired in one echo train by applying the variable swing angle refocus pulse and the gradient magnetic field signal.
  • a disparity phenomenon resolution mismatch
  • the mapping process refers to a process of comparing the position of the image obtained from each signal.
  • each signal can be obtained with the bandwidth of the same receiver, it is possible to minimize inconsistency between image positions that may occur during the mapping process. Accordingly, fidelity is ensured between anatomical information and susceptibility mapping of susceptibility images, which is very useful for clinical use.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
  • the acquisition timing of the gradient echo signal may be varied before and after the spin echo signal SE.
  • the gradient echo signals GRE_a1, GRE_a2, ..., GRE_an may be obtained, and after obtaining the spin echo signal SE, the gradient echo signals GRE_b1, GRE_b2, ..., GRE_bn of the second group may be obtained.
  • the signal-to-noise ratio may be improved by obtaining a plurality of gradient echo signals, and phase image information linearly proportional to the more accurate susceptibility and time may be extracted.
  • FIG. 4 is a diagram showing a method of obtaining a magnetic resonance image according to an embodiment of the present invention.
  • the signal processor 300 obtains each image based on the spin echo signal and the gradient echo signal. That is, from the spin echo signal, anatomical information minimizing the influence of phase and signal intensity images on macroscopic magnetic field changes can be extracted.
  • the gradient echo signal distributed around the spin echo signal may adjust the sensitivity of the phase image to susceptibility in the biological tissue by adjusting the interval between the signals.
  • the signal processor 300 applies an adaptive high pass filter to the image obtained from the spin echo signal and the image obtained based on the gradient echo signal, thereby removing the influence of the macroscopic magnetic field.
  • a mask is generated using the air region 44 selected piece-wise in the image 40 obtained from the spin echo signal.
  • the image 40 obtained from the spin echo signal minimizes the effects of macroscopic magnetic fields such as field inhomogeneity generated at the air-tissue interface and magnetic field heterogeneity generated between the bone and tissue.
  • the air region is a region where anatomical information does not appear in the spin echo image, and an arbitrary number of masks (gi) corresponding to the air region may be generated, and the number of masks may be changed according to a user's selection.
  • the mask corresponding to the air region is transformed 46 into the phase dimension, and subtracted from the phase image 42 generated from the gradient echo to produce a locally corrected phase image 48.
  • Equation 1 a corrected phase image 48 that satisfies Equation 1 below may be generated.
  • D stands for “dipole response,” which represents the magnetic field generated by a unit magnetic dipole when free magnetic units exist in free space. Through this D, it is possible to calculate the magnetic field generated by an object having a susceptibility of arbitrary shape and size.
  • F is a Fourier transform, an operator to simplify operations.
  • A is a scaling factor, proportional to the image parameters and the main magnetic field magnitude of the MRI machine taking the image.
  • phase image 48 and the image 40 obtained from the spin echo signal are eliminated in units of pixels.
  • the image obtained from the spin echo signal utilizes the same image generated in the previous step.
  • the magnetic field of the distinctive region of the air-tissue interface is removed but phase lapping may exist because the macroscopic magnetic field effect on a pixel-by-pixel basis cannot be eliminated.
  • phase unwrapping is performed to generate a phase unfolded image 50.
  • a mask image 52 is generated by masking an area of the spin echo image 40 to see microscopic magnetic field effects.
  • the image 54 in which the macroscopic magnetic field is removed in units of pixels may be generated.
  • the accuracy of the microscopic magnetic field information increases. Since the image generated from the spin echo signal obtained through the same echo train is used, the accuracy of the microscopic magnetic field information may be further improved.
  • a qualitative susceptibility-weighted image can be shown along with a signal strength image without artifacts.
  • quantitative susceptibility mapping can be performed.
  • the spin echo image is used as a mask of the high pass filter process, the selection of the region to be filtered and the interface of the air-tissue can be accurately distinguished.
  • the heterogeneity of the magnetic field generated at the air-tissue interface may be grouped by region to generate an image 52 from which the macroscopic magnetic field is removed.
  • Computer readable media can be any available media that can be accessed by a computer and includes both volatile and nonvolatile media, removable and non-removable media.
  • Computer readable media may include both computer storage media and communication media.
  • Computer storage media includes both volatile and nonvolatile, removable and non-removable media implemented in any method or technology for storage of information such as computer readable instructions, data structures, program modules or other data.
  • Communication media typically includes computer readable instructions, data structures, program modules, or other data in a modulated data signal such as a carrier wave, or other transmission mechanism, and includes any information delivery media.

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Abstract

A method for processing a hybrid magnetic resonance image comprises the steps of: applying a first variable flip angle refocusing pulse; applying a gradient magnetic field signal before applying a second variable flip angle refocusing pulse, which is to be applied subsequent to the application of the first variable flip angle refocusing pulse, to thereby obtain a spin echo signal and a gradient echo signal sequentially; and generating a signal-intensity image on the basis of the spin echo signal and generating a phase image on the basis of the gradient echo signal, wherein the gradient magnetic field signal is applied in such a manner that at least one gradient echo signal is obtained before the spin echo signal is obtained and at least one gradient echo signal is obtained after the spin echo signal is obtained.

Description

하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법Hybrid magnetic resonance image processing apparatus and method
본 발명은 하이브리드 방식의 에코 트레인을 사용하여 자기 공명 영상(Magnetic Resonance Image, MRI)을 처리하는 장치 및 방법에 관한 것이다.The present invention relates to an apparatus and method for processing a magnetic resonance image (MRI) using a hybrid echo train.
일반적으로, 자기 공명 영상(MRI)을 처리하는 기기는 전자파에너지의 공급에 따른 공명현상을 이용하여 환자의 특정부위에 대한 단층 이미지를 획득하는 장치로서, X선이나 CT와 같은 촬영 기기에 비해 방사선 피폭이 없고 단층 이미지를 비교적 용이하게 얻을 수 있어 널리 사용되고 있다.In general, a device for processing magnetic resonance imaging (MRI) is a device for acquiring tomographic images of a specific part of a patient by using resonance phenomena according to the supply of electromagnetic energy, and radiation compared to imaging devices such as X-rays or CT It is widely used because there is no exposure and a tomographic image can be obtained relatively easily.
자기 공명 영상을 생성하기 위해서는 자기 공명 영상을 촬영하는 피검체에 대해 고주파의 RF 신호를 복수회 인가하여 피검체 내 원자핵의 스핀을 여기(excitation) 시킨다. 이와 같은 자기 공명 기기로의 펄스열 인가를 통해 자기 공명 영상 처리 기기에서는 자유 유도 감쇄(Free Induction Decay, FID) 신호와 스핀 에코 등 다양한 신호가 발생되며, 이러한 신호들을 선택적으로 획득하여 자기 공명 영상을 생성한다.In order to generate a magnetic resonance image, a high frequency RF signal is applied to a subject photographing the magnetic resonance image a plurality of times to excite the spin of the atomic nucleus in the subject. By applying the pulse train to the magnetic resonance device, various signals such as a free induction decay (FID) signal and a spin echo are generated in the magnetic resonance image processing device, and the magnetic resonance image is generated by selectively acquiring these signals. do.
자기 공명 영상의 신호 강도 영상은 해부학적 정보를 제공하고, 위상 영상은 다양한 정보들을 복합적으로 포함한다. 예를 들어, 위상 영상에는 생체 조직 고유의 자화율이 반영된다.The signal intensity image of the magnetic resonance image provides anatomical information, and the phase image includes a variety of information. For example, the phase image reflects the susceptibility inherent to biological tissue.
많은 연구 기관에서 위상 영상으로부터 보다 정확한 자화율을 도출하는 연구를 진행 중이다. 통상적으로는 자화율의 민감도가 높은 경사 에코 신호를 이용한 자기 공명 영상 기술이 사용되고 있으며, 적어도 두 개 이상의 서로 다른 시점 (echo time)에서 획득한 경사 에코 신호를 바탕으로 자화율이 반영되는 위상 영상을 획득한다. 이때, 자화율에 대한 민감성을 증가시킬수록 위상 영상에서는 위상 랩핑(phase wrapping) 현상이 나타나며, 신호 강도 영상에서는 신호 감쇄 현상이 발생하게 된다. Many research institutes are working to derive more accurate susceptibility from phase images. In general, magnetic resonance imaging using a gradient echo signal having high susceptibility of susceptibility is used, and a phase image reflecting the susceptibility is obtained based on gradient echo signals acquired at at least two different echo times. . In this case, as the sensitivity to susceptibility increases, a phase wrapping phenomenon occurs in the phase image, and a signal attenuation occurs in the signal intensity image.
위상 랩핑 현상은 생체 조직의 자화율이 반영된 위상 영상 정보 외에 조직-공기 경계면의 자기장 왜곡 및 하드웨어적인 자기장의 불균질화로 인하여 야기되는 거시적인 자기장(global magnetic field)의 영향으로 위상 영상에 나타난다. 이를 제거하기 위하여, 기존의 기술들은 위상 펼침 (phase unwrapping) 방법과 하이패스 필터를 사용하여 생체내의 조직 고유의 자화율을 나타내는 미시적인 자기장(micro-scale magnetic field)이 반영된 위상 영상을 생성한다.In addition to the phase image information reflecting the susceptibility of biological tissues, the phase lapping phenomenon appears in the phase image due to the influence of the global magnetic field caused by the magnetic field distortion of the tissue-air interface and the heterogeneous hardware field. To eliminate this, existing techniques use phase unwrapping methods and high pass filters to generate phase images that reflect micro-scale magnetic fields representing intrinsic susceptibility to tissues in vivo.
이와 관련하여, 미국 등록 특허(US 제7782051호, Geometry based field prediction method for susceptibility mapping and phase artifact removal)는 MRI에서 국부적인 자화율 차이에서 발생하는 위상 애일리어싱을 처리하는 것에 관한 것으로, 경사 에코 신호를 바탕으로 자화율을 추출하는 구성을 개시하고 있다.In this regard, US patent (US Pat. No. 7,7781, Geometry based field prediction method for susceptibility mapping and phase artifact removal) relates to the processing of phase aliasing resulting from local susceptibility differences in MRI, which is a gradient echo signal. Disclosed is a configuration for extracting the susceptibility based on.
본 발명의 일 실시예는 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호를 하나의 에코 트레인 내에서 획득하고, 이를 기초로 자기 공명 영상을 생성하는 하이브리드 자기 공명 영상 장치 및 방법을 제공한다.An embodiment of the present invention provides a hybrid magnetic resonance imaging apparatus and method for acquiring a spin echo signal and a gradient echo signal in one echo train, and generating a magnetic resonance image based thereon.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 발명의 제 1 측면에 따른 자기 공명 영상 처리 방법은, 제 1 가변 숙임각 재초점 펄스를 인가하는 단계; 상기 제 1 가변 숙임각 재초점 펄스에 이어서 인가될 제 2 가변 숙임각 재초점 펄스의 인가 전에 경사 자계 신호를 인가하여 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하는 단계 및 상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성하는 단계를 포함하되, 상기 경사 자계 신호는 상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되도록 인가된다.As a technical means for achieving the above-described technical problem, a magnetic resonance image processing method according to the first aspect of the present invention, the step of applying a first variable bow angle refocus pulse; Sequentially obtaining a spin echo signal and a gradient echo signal by applying a gradient magnetic field signal before applying the second variable swing angle refocus pulse to be applied subsequent to the first variable swing angle refocus pulse and based on the spin echo signal Generating a signal intensity image and generating a phase image based on the gradient echo signal, wherein the gradient magnetic field signal is obtained with at least one gradient echo signal before the spin echo signal is acquired, and the spin echo At least one oblique echo signal is applied after acquisition of the signal.
또한, 본 발명의 제 2 측면에 따른 하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치는, 메인 자석, 그라디언트 코일 및 RF 코일을 포함하며, 자기 공명 영상 촬영 피검체를 에워싸도록 형성된 자기 공명 기기, 상기 자기 공명 기기에 대하여 전기 신호를 전송하고, 상기 자기 공명 기기로부터 자기 공명 신호를 수신하는 신호 송수신부 및 상기 신호 송수신부로부터 수신한 자기 공명 신호에 기초하여 자기 공명 영상을 생성하는 신호 처리부를 포함하되, 상기 신호 송수신부는 가변 숙임각 재초점 펄스 및 경사 자계 신호를 인가하여 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하고, 상기 신호 처리부는 상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성한다. 이때, 상기 신호 송수신부는 상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되도록 상기 경사 자계 신호를 인가한다.In addition, the hybrid magnetic resonance image processing apparatus according to the second aspect of the present invention includes a main magnet, a gradient coil, and an RF coil, the magnetic resonance device formed to surround a magnetic resonance imaging subject, the magnetic resonance device A signal transmission and reception unit for transmitting an electrical signal to and receiving a magnetic resonance signal from the magnetic resonance device, and a signal processor for generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal received from the signal transmission and reception unit, wherein the signal transmission and reception is performed. The unit sequentially obtains a spin echo signal and a gradient echo signal by applying a variable swing angle refocus pulse and a gradient magnetic field signal, and the signal processor generates a signal intensity image based on the spin echo signal, and applies the gradient echo signal to the gradient echo signal. Generate a phase image based on this. In this case, the signal transceiver applies the gradient magnetic field signal so that at least one gradient echo signal is obtained before the spin echo signal is acquired, and at least one gradient echo signal is obtained after the spin echo signal is obtained.
전술한 본 발명의 일 실시예에 따른 과제 해결 수단에 의하면, 하나의 에코 트레인(echo train)에서 고민감도의 자화율이 반영된 위상 영상과 거시적 자기장의 영향으로 인한 신호 감쇄가 최소화된 신호 강도 영상을 동시에 획득할 수 있으므로, 고해상도의 자화율 강조 영상 또는 정량적 자화율 지도화를 위한 영상 획득 시간을 단축시킬 수 있다.According to the above-described problem solving means according to an embodiment of the present invention, in one echo train, the phase image reflecting the susceptibility of the high sensitivity and the signal intensity image minimizing the signal attenuation due to the influence of the macroscopic magnetic field are simultaneously Since it can be obtained, it is possible to shorten a high-resolution susceptibility-weighted image or an image acquisition time for quantitative susceptibility mapping.
또한, 위상 영상과 신호 강도 영상을 동시에 하나의 에코 트레인에서 획득하여 같은 수신단의 대역폭(receiver bandwidth)으로 데이터를 얻기 때문에, 각각의 영상을 별도로 획득한 후 두 영상의 위치를 비교하는 지도화 과정에서 발생할 수 있는 영상 위치 간 불일치 현상을 최소화할 수 있다. 이에 따라, 해부학적 정보와 자화율 영상의 지도화 사이에 정확도(fidelity)가 보장되어 임상적으로 사용이 유용하다.In addition, since a phase image and a signal strength image are simultaneously acquired in one echo train to obtain data with the same receiver bandwidth, in the mapping process of acquiring each image separately and comparing the positions of the two images. It is possible to minimize the inconsistency between image positions that may occur. Accordingly, fidelity is ensured between the anatomical information and the mapping of the susceptibility images, thus making it useful clinically.
또한, 적응 하이패스 필터의 사용으로 인하여 생체 조직 내의 고유의 자화율 정보를 거시적 자기장으로 인한 손상 없이 추출할 수 있으며, 공기-조직 경계면에서도 자화율의 정보 손실을 최소화 할 수 있다.In addition, due to the use of the adaptive high pass filter, intrinsic susceptibility information in biological tissues can be extracted without damaging macroscopic magnetic fields, and information loss of susceptibility can be minimized at the air-tissue interface.
또한, 하이브리드 자기 공명 영상 기법은 스핀 에코에 의한 영상질을 반영하기 때문에 경사 에코를 사용하는 방법에서보다 신호대잡음비(SNR)가 높은 영상 획득이 가능하다.In addition, since the hybrid magnetic resonance imaging technique reflects the image quality due to the spin echo, it is possible to obtain an image having a higher signal-to-noise ratio (SNR) than the method using the gradient echo.
도 1은 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 도시한 도면이다.1 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
도 2는 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.2 illustrates a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
도 3은 본원 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.3 is a diagram illustrating a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
도 4는 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상의 획득 방법을 도시한 도면이다.4 is a diagram showing a method of obtaining a magnetic resonance image according to an embodiment of the present invention.
아래에서는 첨부한 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.DETAILED DESCRIPTION Hereinafter, exemplary embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings so that those skilled in the art may easily implement the present invention. As those skilled in the art would realize, the described embodiments may be modified in various different ways, all without departing from the spirit or scope of the present invention. In the drawings, parts irrelevant to the description are omitted in order to clearly describe the present invention, and like reference numerals designate like parts throughout the specification.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.Throughout the specification, when a part is "connected" to another part, this includes not only "directly connected" but also "electrically connected" with another element in between. . In addition, when a part is said to "include" a certain component, which means that it may further include other components, except to exclude other components unless otherwise stated.
도 1은 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 도시한 도면이다.1 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
자기 공명 영상 장치(10)는 자기 공명 기기(100), 신호 송수신부(200), 신호 처리부(300), 영상 출력부(400), 제어부(500) 및 사용자 인터페이스(600)를 포함한다.The magnetic resonance imaging apparatus 10 includes a magnetic resonance apparatus 100, a signal transceiver 200, a signal processor 300, an image output unit 400, a controller 500, and a user interface 600.
자기 공명 기기(100)는 촬영 대상자를 에워싸는 원통형 구조의 실드, 실드 내부에 구비된 메인 자석, 그라디언트 코일, RF 코일 등을 포함한다. 메인 자석, 그라디언트 코일, RF 코일 등은 인체 내의 원자핵들로부터 자기 공명 신호를 유도하기 위한 자기장을 생성한다. 그라디언트 코일은 메인 자석에 의해 생성된 정자장 내의 기준 위치로부터 떨어진 거리에 비례하여 복수 개의 방향들(예를 들어 x 방향, y 방향 및 z 방향) 각각에 대하여 일정한 기울기(gradient)로 변하는 경사 자계를 생성한다. 여기에서, 기준 위치는 메인 자석에 의해 생성된 정자장이 존재하는 공간을 3차원 좌표계로 표현할 때에 이 3차원 좌표계의 원점이 될 수 있다. 그라디언트 코일에 의해 생성된 경사 자계에 의해, RF 코일을 통해 수신된 자기 공명 신호들 각각은 3차원 공간에서의 위치 정보를 갖게 된다. 한편, 그라디언트 코일은 x 방향으로 변하는 경사 자계를 생성하는 X 그라디언트 코일, y 방향으로 변하는 경사 자계를 생성하는 Y 그라디언트 코일, 및 z 방향으로 변하는 경사 자계를 생성하는 Z 그라디언트 코일로 구성될 수 있다.The magnetic resonance apparatus 100 includes a shield having a cylindrical structure surrounding a subject to be photographed, a main magnet provided in the shield, a gradient coil, an RF coil, and the like. Main magnets, gradient coils, RF coils, etc. generate a magnetic field for inducing magnetic resonance signals from atomic nuclei in the human body. Gradient coils produce gradient magnetic fields that vary in a constant gradient with respect to each of a plurality of directions (e.g., x, y, and z directions) in proportion to the distance from a reference position in the static field generated by the main magnet. Create Here, the reference position may be the origin of the three-dimensional coordinate system when representing the space in which the static magnetic field generated by the main magnet exists in the three-dimensional coordinate system. Due to the gradient magnetic field generated by the gradient coil, each of the magnetic resonance signals received through the RF coil has location information in three-dimensional space. On the other hand, the gradient coil may be composed of an X gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the x direction, a Y gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the y direction, and a Z gradient coil for generating a gradient magnetic field changing in the z direction.
RF 코일은 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 라디오 주파수를 갖는 전자파 신호를 출력한다. 또한, RF 코일은 피검체 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신하는데, 이와 같이 수신된 전자파 신호를 자유 유도 감쇄(FID) 신호 또는 에코 신호(echo signal)라고 한다. 또한, 피검체로의 전자파 신호의 인가 시점(즉, 전자파 신호의 생성 시점)에서부터 피검체로부터의 전자파 신호의 수신 시점까지의 구간의 길이를 에코 시간(echo time, TE)이라고 하며, 피검체로의 전자파 신호의 인가가 반복되는 구간의 길이를 반복 시간(repetition time, TR)이라고 한다.The RF coil outputs an electromagnetic signal having a radio frequency corresponding to this kind of nuclear nucleus in order to transition the nucleus from the low energy state to the high energy state. In addition, the RF coil receives an electromagnetic wave signal emitted from the atomic nuclei inside the subject, and the received electromagnetic wave signal is called a free induction attenuation (FID) signal or an echo signal. In addition, the length of the interval from the time of applying the electromagnetic signal to the subject (that is, the time of generating the electromagnetic signal) to the time of receiving the electromagnetic signal from the subject is referred to as an echo time (TE), and the electromagnetic wave to the subject. The length of a section in which signal application is repeated is called a repetition time (TR).
신호 송수신부(200)는 제어부(500)로부터 입력된 제어 신호에 따라 x 방향, y 방향, 및 z 방향 각각에 대하여 일정한 기울기로 주파수가 변하는 교류 신호를 생성하여 그라디언트 코일로 출력한다. 또한, 신호 송수신부(200)는 제어부(500)로부터 입력된 제어 신호에 따라 펄스 열을 갖는 교류 신호를 생성하여 RF 코일로 출력한다. 또한, 신호 송수신부(200)는 RF 코일을 통해 수신된 자기 공명 신호를 수신한다.The signal transmitter / receiver 200 generates an AC signal whose frequency varies with a predetermined slope with respect to each of the x, y, and z directions according to a control signal input from the controller 500, and outputs the alternating current signal to the gradient coil. In addition, the signal transceiver 200 generates an AC signal having a pulse train according to a control signal input from the controller 500 and outputs the alternating current signal to the RF coil. In addition, the signal transceiver 200 receives a magnetic resonance signal received through the RF coil.
본 발명의 일 실시예에 따른 신호 송수신부(200)는 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호를 하나의 에코 트레인에서 획득하는 방법을 사용하며, 구체적인 방법은 추후 설명하기로 한다.The signal transceiver 200 according to an embodiment of the present invention uses a method of obtaining a spin echo signal and a gradient echo signal in one echo train, and a detailed method will be described later.
신호 송수신부(200)는 RF 코일을 통해 수신된 자기 공명 신호를 신호 처리부(300)로 전송하며, 신호 처리부(300)는 수신된 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 생성한다. 이때, 신호 처리부(300)에서는 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호를 통해 획득된 정보를 기초로 자기 공명 영상을 생성하며, 이를 위한 구체적인 동작 및 구성에 대해서는 추후 설명하기로 한다.The signal transceiver 200 transmits a magnetic resonance signal received through the RF coil to the signal processor 300, and the signal processor 300 generates a magnetic resonance image by using the received magnetic resonance signal. In this case, the signal processor 300 generates a magnetic resonance image based on the information obtained through the spin echo signal and the gradient echo signal, and a detailed operation and configuration thereof will be described later.
영상 출력부(400)는 신호 처리부(300)를 통해 생성된 자기 공명 영상을 디스플레이 등을 통해 출력한다.The image output unit 400 outputs the magnetic resonance image generated by the signal processor 300 through a display.
제어부(500)는 사용자 인터페이스(600)를 통해 사용자로부터 입력된 명령에 따라, 자기 공명 기기(100), 신호 송수신부(200), 신호 처리부(300), 영상 출력부(400)의 동작을 제어한다. 예를 들어, 제어부(500)는 신호 송수신부(200)가 그라디언트 코일 및 RF 코일에 대하여 교류 신호를 출력하도록 제어하거나, RF 코일을 통해 수신된 자기 공명 신호가 신호 송수신부(200)를 거쳐 신호 처리부(300)로 전달되도록 제어한다.The controller 500 controls the operations of the magnetic resonance apparatus 100, the signal transceiver 200, the signal processor 300, and the image output unit 400 according to a command input from a user through the user interface 600. do. For example, the controller 500 may control the signal transceiver 200 to output an AC signal to the gradient coil and the RF coil, or the magnetic resonance signal received through the RF coil may pass through the signal transceiver 200. Control to be delivered to the processing unit 300.
사용자 인터페이스(600)는 사용자로부터 명령을 입력 받아 제어부(500)로 전송한다. 사용자 인터페이스(600)는 그래픽 유저 인터페이스 프로그램 및 입력 장치인 키보드, 마우스 등으로 구현될 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.The user interface 600 receives a command from the user and transmits the command to the controller 500. The user interface 600 may be implemented as a graphic user interface program and an input device, such as a keyboard and a mouse, but is not limited thereto.
도 2는 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.2 illustrates a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(10)는 가변 숙임각(flip angle)을 갖는 RF 재초점 펄스 시퀀스를 사용한다. 구체적으로, 신호 송수신부(200)는 최초 RF 여기 펄스(90°)를 인가한 후 다수의 재초점 펄스(180°, α°, β°)를 인가하여 피검체에 대해 스핀 에코 신호를 발생시킨다. 이때, 신호 송수신부(200)는 이전 재초점 펄스와는 상이한 크기(magnitude)를 갖는 재초점 펄스들(즉, 가변 숙임각 재초점 펄스 시퀀스)을 인가하되, 각 재초점 펄스의 크기는 기설정된 크기 신호의 변조를 최소화 시키는 방향으로 설정한다.The MRI apparatus 10 according to an exemplary embodiment of the present invention uses an RF refocus pulse sequence having a variable flip angle. Specifically, the signal transceiver 200 generates a spin echo signal for the subject by applying a plurality of refocus pulses (180 °, α °, β °) after applying an initial RF excitation pulse (90 °). . At this time, the signal transceiver 200 applies refocus pulses (that is, variable bow angle refocus pulse sequence) having a different magnitude from the previous refocus pulse, but the size of each refocus pulse is preset. Set the direction to minimize the modulation of the magnitude signal.
예를 들어, 도 2에서와 같이 기설정된 크기 신호의 변조가 최소화된 신호를 바탕으로 제 1 재초점 펄스(α°1,y)의 크기를 설정할 경우, 제 2 재초점 펄스(α°2,y)의 크기는 직전의 재초점 펄스(α°1,y)에 의해 발생된 신호의 크기를 바탕으로 계산되어 정해진다. 나머지 재초점 펄스들의 크기도 같은 방법으로 직전의 재초점 펄스들이 생성한 신호의 크기를 기준으로 설정된다. 이처럼, 가변 숙임각을 갖는 RF 재초점 펄스 시퀀스를 인가함으로써, 동일한 크기(예를 들어, 하나의 기준 크기)의 재초점 펄스들을 반복적으로 강하게 인가할 때보다 피검체에 미치는 자기장의 세기를 줄일 수 있어 전자파 흡수율을 낮추면서도 고속으로 자기 공명 신호(즉, 에코 신호)를 획득할 수 있다. 또한, 고속 스핀 에코 펄스 시퀀스에서 야기되는 크기 신호의 변조인 T2감쇄 현상을 극복하고 고해상도의 영상을 획득할 수 있다.For example, as shown in FIG. 2, when the magnitude of the first refocus pulses α ° 1 and y is set based on a signal in which modulation of a predetermined magnitude signal is minimized, the second refocus pulses α ° 2, y) size is determined is calculated based on the magnitude of the signal generated by the re-focusing pulse (α ° 1, y) immediately before. The magnitude of the remaining refocus pulses is also set based on the magnitude of the signal generated by the previous refocus pulses. As such, by applying an RF refocus pulse sequence having a variable bow angle, it is possible to reduce the intensity of the magnetic field on the subject rather than repeatedly applying strong refocus pulses of the same magnitude (for example, one reference magnitude). Therefore, it is possible to acquire a magnetic resonance signal (ie, an echo signal) at high speed while lowering the electromagnetic wave absorption rate. In addition, the T2 attenuation phenomenon, which is a modulation of the magnitude signal caused by the fast spin echo pulse sequence, can be overcome and a high resolution image can be obtained.
한편, 재초점 펄스(180°, α°, β°)의 인가에 따라, 스핀 에코 신호(SE1, SE2)를 각각 획득할 수 있다. 또한, 경사 자계 신호의 인가에 따라, 경사 에코 신호(GRE1~GRE 4)를 각각 획득할 수 있다. 도 2에서는, X 축 방향의 경사 자계 신호(Gx)의 인가에 따라, 경사 에코 신호(GRE1~GRE 4)를 획득함을 확인할 수 있다. 다만, 이에 한정되는 것은 아니며, Y 축 또는 Z 축 방향의 경사 자계 신호를 인가하고 그에 따른 경사 에코 신호를 획득할 수 있다.On the other hand, according to the application of the refocus pulses 180 °, α °, and β °, the spin echo signals SE1 and SE2 may be obtained, respectively. In addition, the gradient echo signals GRE1 to GRE 4 may be obtained according to the application of the gradient magnetic field signal. In FIG. 2, it is confirmed that the gradient echo signals GRE1 to GRE 4 are acquired according to the application of the gradient magnetic field signal Gx in the X-axis direction. However, the present invention is not limited thereto, and the gradient magnetic field signal in the Y-axis or Z-axis direction may be applied to obtain the gradient echo signal.
또한, 도 2에서 숙임각이 조절된 재초점 펄스(α°2,y)의 인가 이후, 제 1 경사 에코 신호(GRE1), 제 1 스핀 에코 신호(SE1) 및 제 2 경사 에코 신호(GRE2)를 순차적으로 획득하고 있음을 확인할 수 있다. 또한, 도 2에서 숙임각이 조절된 재초점 펄스(α°3,y)의 인가 이후, 제 3 경사 에코 신호(GRE3), 제 2 스핀 에코 신호(SE2) 및 제 4 경사 에코 신호(GRE4)를 순차적으로 획득하고 있음을 확인할 수 있다.In addition, in FIG. 2, after application of the refocus pulse α ° 2, y in which the bow angle is adjusted, the first gradient echo signal GRE1, the first spin echo signal SE1, and the second gradient echo signal GRE2. It can be seen that sequentially obtained. In addition, in FIG. 2, after application of the refocus pulse (α ° 3, y ) having the adjusted bow angle, the third gradient echo signal GRE3, the second spin echo signal SE2, and the fourth gradient echo signal GRE4. It can be seen that sequentially obtained.
이때, 재초점 펄스 사이에, 스핀 에코를 중심으로 경사 에코 신호들의 위치에 따라 경사 에코 신호의 특성이 유사하다. 도 2에서와 같이, 제 1 경사 에코 신호(GRE1) 과 제 3 경사 에코 신호(GRE3)의 특성이 유사하며, 제 2 경사 에코 신호(GRE2)와 제 4 경사 에코 신(GRE4)의 특성이 유사하다. 이처럼, 특성이 유사한 신호를 바탕으로 영상을 재구성할 수 있다.At this time, the characteristics of the gradient echo signal are similar between the refocus pulses according to the positions of the gradient echo signals around the spin echo. As shown in FIG. 2, the characteristics of the first gradient echo signal GRE1 and the third gradient echo signal GRE3 are similar, and the characteristics of the second gradient echo signal GRE2 and the fourth gradient echo scene GRE4 are similar. Do. As such, the image may be reconstructed based on signals having similar characteristics.
한편, 스핀 에코에서 발생된 자화율의 민감도가 최소화된 해부학적 영상을 얻기 위해 T1 대조도가 사용될 수 있으며, 이를 위하여 가변 숙임각 펄스열의 끝에 리스토어 펄스(restore pulse)가 사용될 수 있다.On the other hand, T1 contrast can be used to obtain an anatomical image in which the susceptibility of the susceptibility generated in the spin echo is minimized. For this purpose, a restore pulse can be used at the end of the variable bow angle pulse train.
도 2에서는 설명의 간단을 위하여, 재초점 펄스(α°2,y)의 인가 이후, 제 1 경사 에코 신호(GRE1), 제 1 스핀 에코 신호(SE1) 및 제 2 경사 에코 신호(GRE2)가 획득되는 과정만을 도시하였으나, 재초점 펄스(α°2,y) 인가 전에도 마찬가지 방법으로, 경사 에코 신호와 스핀 에코 신호를 함께 획득할 수 있다.In FIG. 2, for the sake of simplicity, the first gradient echo signal GRE1, the first spin echo signal SE1, and the second gradient echo signal GRE2 are applied after application of the refocus pulse α ° 2, y . Although only the process to be obtained is illustrated, the gradient echo signal and the spin echo signal may be simultaneously acquired in the same manner before the refocus pulse (α ° 2, y ) is applied.
도 2에서와 같이, 절편 선택을 위한 선택적 여기 펄스(selective excitation) 이후에 가변 숙임각 재초점 펄스(180°, α°, β°)를 사용할 수 있으며, 이외에 단절편 영상을 위해서는 비선택적 여기 펄스(non-selective excitation pulse) 이후에 가변 숙임각(α°, β°)을 사용할 수 있다.As shown in Figure 2, after the selective excitation pulse (selective excitation) for section selection can be used a variable swing angle refocus pulse (180 °, α °, β °), in addition to the non-selective excitation pulse After the (non-selective excitation pulse) variable tilt angles (α °, β °) can be used.
이와 같이, 가변 숙임각 재초점 펄스의 인가와 경사 자계 신호의 인가를 통하여 하나의 에코 트레인에서 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호를 동시에 획득할 수 있다. 한편, 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호를 별도로 획득하는 경우에는 지도화 과정에서 발생할 수 있는 영상 위치 간 불일치 현상(해상도 불일치)을 피할 수 없다. 참고로, 지도화 과정은 각각의 신호로부터 획득한 영상의 위치를 비교하는 과정을 의미한다. 반면에, 본 발명의 일 실시예에서는 같은 수신단의 대역폭으로 각각의 신호를 획득할 수 있기 때문에, 지도화 과정에서 발생할 수 있는 영상 위치 간 불일치를 최소화할 수 있다. 이에 따라, 해부학적 정보와 자화율 영상의 지도화(susceptibility mapping) 사이에 정확도(fidelity)가 보장되어 임상적으로 사용하기에 매우 유용하다.As described above, the spin echo signal and the gradient echo signal can be simultaneously acquired in one echo train by applying the variable swing angle refocus pulse and the gradient magnetic field signal. On the other hand, when the spin echo signal and the gradient echo signal are separately acquired, a disparity phenomenon (resolution mismatch) between image positions that may occur in the mapping process may not be avoided. For reference, the mapping process refers to a process of comparing the position of the image obtained from each signal. On the other hand, in one embodiment of the present invention, since each signal can be obtained with the bandwidth of the same receiver, it is possible to minimize inconsistency between image positions that may occur during the mapping process. Accordingly, fidelity is ensured between anatomical information and susceptibility mapping of susceptibility images, which is very useful for clinical use.
도 3은 본원 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.3 is a diagram illustrating a pulse sequence of a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
도 3에 도시된 바와 같이, 스핀 에코 신호(SE)를 전후하여, 경사 에코 신호의 획득 타이밍을 가변할 수 있다.As illustrated in FIG. 3, the acquisition timing of the gradient echo signal may be varied before and after the spin echo signal SE.
즉, 숙임각이 조절된 재초점 펄스(α°2,y)의 인가 이후, 복수의 경사 자계 신호를 인가함에 따라, 스핀 에코 신호(SE)의 획득 전에 제 1 그룹의 경사 에코 신호(GRE_a1, GRE_a2,…, GRE_an)를 획득하고, 스핀 에코 신호(SE)의 획득 후에 제 2 그룹의 경사 에코 신호(GRE_b1, GRE_b2,…, GRE_bn)를 획득할 수 있다. 이와 같이, 복수의 경사 에코 신호를 획득함에 따라 신호 대 잡음비를 향상시킬 수 있으며, 더 정확한 자화율과 시간에 대하여 선형적으로 비례하는 위상 영상 정보를 추출할 수 있다.That is, after application of the refocus pulse α ° 2, y having the reclining angle adjusted, a plurality of gradient magnetic field signals are applied, and before the acquisition of the spin echo signal SE, the gradient echo signals GRE_a1, GRE_a2, ..., GRE_an may be obtained, and after obtaining the spin echo signal SE, the gradient echo signals GRE_b1, GRE_b2, ..., GRE_bn of the second group may be obtained. As described above, the signal-to-noise ratio may be improved by obtaining a plurality of gradient echo signals, and phase image information linearly proportional to the more accurate susceptibility and time may be extracted.
도 4는 본원 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상의 획득 방법을 도시한 도면이다.4 is a diagram showing a method of obtaining a magnetic resonance image according to an embodiment of the present invention.
신호 처리부(300)는 스핀 에코 신호와 경사 에코 신호에 기초하여 각각의 영상을 획득한다. 즉, 스핀 에코 신호로부터는 거시적 자기장 변화에 대한 위상 및 신호 강도 영상의 영향이 최소화된 해부학적 정보를 추출할 수 있다. 또한, 스핀 에코 신호를 중심으로 분포되어 있는 경사 에코 신호는, 신호들 사이의 간격을 조절함으로써 생체 조직 내의 자화율에 대한 위상 영상의 민감도를 조절할 수 있다.The signal processor 300 obtains each image based on the spin echo signal and the gradient echo signal. That is, from the spin echo signal, anatomical information minimizing the influence of phase and signal intensity images on macroscopic magnetic field changes can be extracted. In addition, the gradient echo signal distributed around the spin echo signal may adjust the sensitivity of the phase image to susceptibility in the biological tissue by adjusting the interval between the signals.
또한, 신호 처리부(300)는 스핀 에코 신호로부터 획득된 영상과 경사 에코 신호에 기초하여 획득한 영상에 대하여 적응 하이 패스 필터를 적용하여, 거시적 자기장의 영향을 제거한다.In addition, the signal processor 300 applies an adaptive high pass filter to the image obtained from the spin echo signal and the image obtained based on the gradient echo signal, thereby removing the influence of the macroscopic magnetic field.
먼저, 스핀 에코 신호로부터 획득된 영상(40)에서 구분적으로(piece-wise) 선택된 공기 영역(44)을 사용하여 마스크를 생성한다. 이때, 스핀 에코 신호로부터 획득된 영상(40)은 공기-조직 경계면에서 발생되는 자기장 불균질화(field inhomogeneity), 뼈-조직 사이에서 발생되는 자기장 불균질화 등의 거시적 자기장의 영향이 최소화된 것이다. 한편, 공기 영역은 스핀 에코 영상에서 해부학적인 정보가 나타나지 않는 영역으로, 공기 영역에 해당하는 마스크(gi)를 임의의 개수만큼 생성할 수 있으며, 마스크의 개수는 사용자의 선택에 따라 변경 가능하다. 다음으로, 공기 영역에 해당하는 마스크는 위상 차원으로 변환(46)되며, 경사 에코로부터 생성된 위상 영상(42)으로부터 감산되어, 지역적으로 보정된 위상 영상(48)이 생성된다.First, a mask is generated using the air region 44 selected piece-wise in the image 40 obtained from the spin echo signal. At this time, the image 40 obtained from the spin echo signal minimizes the effects of macroscopic magnetic fields such as field inhomogeneity generated at the air-tissue interface and magnetic field heterogeneity generated between the bone and tissue. Meanwhile, the air region is a region where anatomical information does not appear in the spin echo image, and an arbitrary number of masks (gi) corresponding to the air region may be generated, and the number of masks may be changed according to a user's selection. Next, the mask corresponding to the air region is transformed 46 into the phase dimension, and subtracted from the phase image 42 generated from the gradient echo to produce a locally corrected phase image 48.
예를 들면, 아래 수학식 1을 만족하는 보정된 위상 영상(48)이 생성될 수 있다.For example, a corrected phase image 48 that satisfies Equation 1 below may be generated.
[수학식 1][Equation 1]
Figure PCTKR2014002771-appb-I000001
Figure PCTKR2014002771-appb-I000001
D는 ‘Dipole response’를 의미하는 것으로, 자유공간에 단위 자기 쌍극자(magnetic dipole)가 존재할 때 단위 자기 쌍극자가 발생시키는 자기장을 나타낸다. 이와 같은 D를 통해 임의의 모양 및 크기의 자화율을 가지고 있는 물체가 발생시키는 자기장의 연산이 가능하다.D stands for “dipole response,” which represents the magnetic field generated by a unit magnetic dipole when free magnetic units exist in free space. Through this D, it is possible to calculate the magnetic field generated by an object having a susceptibility of arbitrary shape and size.
F는 푸리에 트랜스폼으로, 연산을 간결하게 하기 위한 연산자이다.F is a Fourier transform, an operator to simplify operations.
A는 스케일링 팩터로서, 영상 파라미터와 영상을 찍는 MRI 기계의 주 자장 크기에 비례한다.A is a scaling factor, proportional to the image parameters and the main magnetic field magnitude of the MRI machine taking the image.
Figure PCTKR2014002771-appb-I000002
는 스핀 에코를 통해 구분적 마스크(gi)를 획득한 후 적절한 χi를 이용하여, 그림에서 보이는 것과 같은 구분 영역에서 발생하는 자기장을 계산할 수 있다. 적절한 χi값은 수학식 1의 첫 번째 수식에서 표현한 것과 같이 경사 에코에서 만든 위상 영상(42)과 구분적 영역의 자기장의 차이가 최소화된 χi값을 반복적(iterative method)으로 실행하여 찾는다.
Figure PCTKR2014002771-appb-I000002
After obtaining the fractional mask (gi) through spin echo, we can calculate the magnetic field generated in the region as shown in the figure by using the appropriate χ i. The appropriate χ i value is found by iterative method of the χ i value that minimizes the difference between the phase image 42 made from the gradient echo and the magnetic field of the distinctive region as expressed in the first equation of Equation 1.
다음으로, 지역적으로 보정된 위상 영상(48)과 스핀 에코 신호로부터 획득된 영상(40)을 이용하여, 픽셀 단위에서 거시적 자기장 영향을 제거한다. 이러한, 스핀 에코 신호로부터 획득된 영상은 앞선 단계에서 생성된 것과 동일한 영상을 활용한다. 이때, 공기-조직 경계면의 구분적 영역의 자기장은 제거되지만 위상 랩핑이 존재할 수 있는데, 이는 픽셀 단위로의 거시적 자기장 영향을 제거하지 못했기 때문이다.Next, by using the locally corrected phase image 48 and the image 40 obtained from the spin echo signal, macroscopic magnetic field effects are eliminated in units of pixels. The image obtained from the spin echo signal utilizes the same image generated in the previous step. At this time, the magnetic field of the distinctive region of the air-tissue interface is removed but phase lapping may exist because the macroscopic magnetic field effect on a pixel-by-pixel basis cannot be eliminated.
이를 해결하기 위하여, 본원 발명의 일 실시예에서는 통상적으로 알려진 프로젝션 알고리즘을 활용할 수 있다. 먼저, 위상 펼침(phase unwrapping)을 수행하여, 위상 펼침된 영상(50)을 생성한다. 다음으로, 스핀 에코 영상(40)에서 미시적 자기장 영향을 보고자 하는 영역을 마스크하여, 마스크 영상(52)을 생성한다.In order to solve this problem, in one embodiment of the present invention, a conventionally known projection algorithm may be used. First, phase unwrapping is performed to generate a phase unfolded image 50. Next, a mask image 52 is generated by masking an area of the spin echo image 40 to see microscopic magnetic field effects.
그리고, 하기 수학식 2를 만족하는 최종 영상(54)을 생성한다.Then, a final image 54 that satisfies Equation 2 below is generated.
[수학식 2][Equation 2]
Figure PCTKR2014002771-appb-I000003
Figure PCTKR2014002771-appb-I000003
즉, 위상 펼침된 영상(50)과 마스크 밖에서 계산된 자기장의 차이가 최소화된 경우 거시적 자기장이 픽셀 단위로 제거된 영상(54)을 생성할 수 있다. 이때, 마스크의 정보가 정확할수록 미시적 자기장 정보의 정확도가 증가하게 되는데, 동일한 에코 트레인을 통해 획득한 스핀 에코 신호로부터 생성된 영상을 사용하므로, 미시적 자기장 정보의 정확도가 더욱 향상될 수 있다.That is, when the difference between the phase unfolded image 50 and the magnetic field calculated outside the mask is minimized, the image 54 in which the macroscopic magnetic field is removed in units of pixels may be generated. In this case, as the information of the mask is more accurate, the accuracy of the microscopic magnetic field information increases. Since the image generated from the spin echo signal obtained through the same echo train is used, the accuracy of the microscopic magnetic field information may be further improved.
도출된 미시적 자기장이 반영된 위상 영상(54)을 바탕으로, 정성적인 자화율 강조 영상을 인공물이 없는 신호 강도 영상과 함께 보여줄 수 있다. 또한, 생체 내 조직의 자화율이 미시적 자기장에 대한 위상 정보와 선형적인 관계를 가지므로, 정량적 자화율 지도화 작업이 가능하다. Based on the derived phase image 54 reflecting the microscopic magnetic field, a qualitative susceptibility-weighted image can be shown along with a signal strength image without artifacts. In addition, since the susceptibility of tissues in vivo has a linear relationship with the phase information of the micro magnetic field, quantitative susceptibility mapping can be performed.
이와 같이, 스핀 에코 영상을 하이패스 필터 과정의 마스크로 사용하게 되므로, 필터링 하고자 하는 영역의 선택 및 공기-조직의 경계면을 정확히 구분하여 선택할 수 있다. 그리고, 공기-조직 경계면에서 발생되는 자기장의 불균질화를 구분적으로 영역별로 묶어, 거시적 자기장을 제거한 영상(52)을 생성할 수 있다. 또한, 생체 조직 내의 자화율이 반영된 미시적 자기장을 추출할 수 있다.As such, since the spin echo image is used as a mask of the high pass filter process, the selection of the region to be filtered and the interface of the air-tissue can be accurately distinguished. In addition, the heterogeneity of the magnetic field generated at the air-tissue interface may be grouped by region to generate an image 52 from which the macroscopic magnetic field is removed. In addition, it is possible to extract the micro magnetic field reflecting the susceptibility in the biological tissue.
본 발명의 일 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. One embodiment of the present invention can also be implemented in the form of a recording medium containing instructions executable by a computer, such as a program module executed by the computer. Computer readable media can be any available media that can be accessed by a computer and includes both volatile and nonvolatile media, removable and non-removable media. In addition, computer readable media may include both computer storage media and communication media. Computer storage media includes both volatile and nonvolatile, removable and non-removable media implemented in any method or technology for storage of information such as computer readable instructions, data structures, program modules or other data. Communication media typically includes computer readable instructions, data structures, program modules, or other data in a modulated data signal such as a carrier wave, or other transmission mechanism, and includes any information delivery media.
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.The foregoing description of the present invention is intended for illustration, and it will be understood by those skilled in the art that the present invention may be easily modified in other specific forms without changing the technical spirit or essential features of the present invention. will be. Therefore, it should be understood that the embodiments described above are exemplary in all respects and not restrictive. For example, each component described as a single type may be implemented in a distributed manner, and similarly, components described as distributed may be implemented in a combined form.
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.The scope of the present invention is shown by the following claims rather than the above description, and all changes or modifications derived from the meaning and scope of the claims and their equivalents should be construed as being included in the scope of the present invention. do.

Claims (9)

  1. 하이브리드 자기 공명 영상 처리 방법에 있어서,In the hybrid magnetic resonance image processing method,
    제 1 가변 숙임각 재초점 펄스를 인가하는 단계;Applying a first variable bow angle refocus pulse;
    상기 제 1 가변 숙임각 재초점 펄스에 이어서 인가될 제 2 가변 숙임각 재초점 펄스의 인가 전에 경사 자계 신호를 인가하여, 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하는 단계 및Applying a gradient magnetic field signal prior to the application of the second variable bow angle refocus pulse to be applied following the first variable bow angle refocus pulse to sequentially obtain a spin echo signal and a gradient echo signal; and
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성하는 단계를 포함하되,Generating a signal intensity image based on the spin echo signal and generating a phase image based on the gradient echo signal,
    상기 경사 자계 신호는,The gradient magnetic field signal is,
    상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되도록 인가되는 자기 공명 영상 처리 방법.At least one gradient echo signal is obtained before the spin echo signal is acquired, and at least one gradient echo signal is obtained after the spin echo signal is obtained.
  2. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 경사 자계 신호를 인가하여 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하는 단계는 상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 N 개(N은 2 이상의 자연수)의 경사 자계 신호를 인가하고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 N 개(N은 2 이상의 자연수)의 경사 자계 신호를 인가하는 자기 공명 영상 처리 방법.The step of sequentially obtaining the spin echo signal and the gradient echo signal by applying the gradient magnetic field signal may include applying a gradient magnetic field signal of N (N is a natural number of 2 or more) before obtaining the spin echo signal, A magnetic resonance image processing method for applying N gradient signals (N is a natural number of 2 or more) after acquisition.
  3. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성하는 단계 이후에,After generating a signal intensity image based on the spin echo signal and generating a phase image based on the gradient echo signal,
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 생성된 신호 강도 영상에서 하이패스 필터링을 수행할 영역에 대한 마스크를 생성하는 단계;Generating a mask for a region to be subjected to high pass filtering in the signal strength image generated based on the spin echo signal;
    상기 경사 에코 신호에 기초하여 생성된 위상 영상에 대하여 위상 펼침을 수행하는 단계 및Performing phase spread on the phase image generated based on the gradient echo signal; and
    상기 위상 펼침된 영상과 상기 마스크가 적용된 스핀 에코 신호에 기초하여 거시적 자기장을 픽셀 단위로 제거하는 단계를 더 포함하는 자기 공명 영상 처리 방법.And removing the macroscopic magnetic field in units of pixels based on the unfolded image and the spin echo signal to which the mask is applied.
  4. 제 1 항에 있어서,The method of claim 1,
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성하는 단계 이후에,After generating a signal intensity image based on the spin echo signal and generating a phase image based on the gradient echo signal,
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 생성된 신호 강도 영상에서 공기 영역에 해당하는 제 1 마스크를 생성하는 단계;Generating a first mask corresponding to an air region in a signal intensity image generated based on the spin echo signal;
    상기 제 1 마스크를 위상 차원으로 변환하는 단계;Converting the first mask into a phase dimension;
    상기 경사 에코 신호에 기초하여 생성된 위상 영상으로부터 상기 위상 차원으로 변환된 영상을 감산하여 보정된 위상 영상을 생성하는 단계;Generating a corrected phase image by subtracting an image converted into the phase dimension from a phase image generated based on the gradient echo signal;
    상기 보정된 위상 영상에 대하여 위상 펼침을 수행하는 단계:Performing phase unfolding on the corrected phase image:
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 생성된 신호 강도 영상에서 하이패스 필터링을 수행할 영역에 대한 제 2마스크를 생성하는 단계; 및Generating a second mask for an area to be subjected to high pass filtering in the signal strength image generated based on the spin echo signal; And
    상기 단계에서 위상 펼침된 영상과 상기 제 2 마스크에 기초하여 거시적 자기장을 픽셀 단위로 제거하는 단계를 더 포함하는 자기 공명 영상 처리 방법.And removing the macroscopic magnetic field in units of pixels based on the unfolded image and the second mask in the step.
  5. 하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치에 있어서,In a hybrid magnetic resonance image processing apparatus,
    메인 자석, 그라디언트 코일 및 RF 코일을 포함하며, 자기 공명 영상 촬영 피검체를 에워싸도록 형성된 자기 공명 기기,A magnetic resonance device including a main magnet, a gradient coil and an RF coil, and formed to surround a magnetic resonance imaging subject,
    상기 자기 공명 기기에 대하여 전기 신호를 전송하고, 상기 자기 공명 기기로부터 자기 공명 신호를 수신하는 신호 송수신부 및A signal transmission and reception unit which transmits an electric signal to the magnetic resonance device and receives a magnetic resonance signal from the magnetic resonance device;
    상기 신호 송수신부로부터 수신한 자기 공명 신호에 기초하여 자기 공명 영상을 생성하는 신호 처리부를 포함하되,A signal processor for generating a magnetic resonance image based on the magnetic resonance signal received from the signal transmission and reception unit,
    상기 신호 송수신부는 가변 숙임각 재초점 펄스 및 경사 자계 신호를 인가하여 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하고,The signal transmitting and receiving unit sequentially obtains the spin echo signal and the gradient echo signal by applying a variable swing angle refocus pulse and a gradient magnetic field signal,
    상기 신호 처리부는 상기 스핀 에코 신호에 기초하여 신호 강도 영상을 생성하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 위상 영상을 생성하되, The signal processor generates a signal intensity image based on the spin echo signal, and generates a phase image based on the gradient echo signal.
    상기 신호 송수신부는,The signal transceiver,
    상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 적어도 하나의 경사 에코 신호가 획득되도록 상기 경사 자계 신호를 인가하는 자기 공명 영상 처리 장치.And applying the gradient magnetic field signal so that at least one gradient echo signal is obtained before the spin echo signal is obtained, and at least one gradient echo signal is obtained after the spin echo signal is obtained.
  6. 제 5 항에 있어서,The method of claim 5,
    상기 신호 송수신부는 The signal transmitting and receiving unit
    제 1 가변 숙임각 재초점 펄스를 인가하고, 상기 제 1 가변 숙임각 재초점 펄스에 이어서 인가될 제 2 가변 숙임각 재초점 펄스의 인가 전에 상기 경사 자계 신호를 인가하여 스핀 에코 신호 및 경사 에코 신호를 순차적으로 획득하는 자기 공명 영상 처리 장치.Applying a first variable bow angle refocus pulse, and applying the gradient magnetic field signal before application of the second variable bow angle refocus pulse to be applied subsequent to the first variable bow angle refocus pulse to spin and echo signals Magnetic resonance image processing apparatus for sequentially obtaining the.
  7. 제 5 항에 있어서,The method of claim 5,
    상기 신호 송수신부는 The signal transmitting and receiving unit
    상기 스핀 에코 신호의 획득 전에 N 개(N은 2 이상의 자연수)의 경사 자계 신호를 인가하고, 상기 스핀 에코 신호의 획득 후에 N 개(N은 2 이상의 자연수)의 경사 자계 신호를 인가하는 자기 공명 영상 처리 장치.A magnetic resonance image of applying N gradient magnetic signals (N is a natural number of two or more) before obtaining the spin echo signal, and applying a gradient magnetic field signal of N (N is a natural number of two or more) after obtaining the spin echo signal. Processing unit.
  8. 제 5 항에 있어서,The method of claim 5,
    상기 신호 처리부는The signal processor
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 생성된 신호 강도 영상에서 공기 영역에 해당하는 제 1 마스크를 생성하고, 상기 제 1 마스크를 위상 차원으로 변환하고, 상기 경사 에코 신호에 기초하여 생성된 위상 영상으로부터 상기 위상 차원으로 변환된 영상을 감산하여 보정된 위상 영상을 생성하는 자기 공명 영상 처리 장치.A first mask corresponding to an air region is generated from a signal intensity image generated based on the spin echo signal, the first mask is converted into a phase dimension, and the phase is generated from the phase image generated based on the gradient echo signal. A magnetic resonance image processing apparatus generating a corrected phase image by subtracting an image converted into a dimension.
  9. 제 8 항에 있어서,The method of claim 8,
    상기 신호 처리부는The signal processor
    상기 스핀 에코 신호에 기초하여 생성된 신호 강도 영상에서 하이패스 필터링을 수행할 영역에 대한 제 2마스크를 생성하고, 상기 보정된 위상 영상에 대하여 위상 펼침을 수행하고, 상기 위상 펼침된 영상과 상기 제 2 마스크에 기초하여 거시적 자기장을 픽셀 단위로 제거하는 자기 공명 영상 처리 장치.In the signal intensity image generated based on the spin echo signal, a second mask is generated for a region to be subjected to high pass filtering, a phase spread is performed on the corrected phase image, and the phase spread image and the first mask are performed. A magnetic resonance image processing apparatus for removing a macroscopic magnetic field in pixels based on a mask.
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