KR102257963B1

KR102257963B1 - Apparatus for Detecting Respiratory Interval Using Histogram Cumulative Distribution of Respiratory Gating Signal

Info

Publication number: KR102257963B1
Application number: KR1020190040172A
Authority: KR
Inventors: 김판기; 최병욱; 양영중; 홍유진; 허진; 김영진; 이혜정; 박철환
Original assignee: 연세대학교 산학협력단
Priority date: 2019-04-05
Filing date: 2019-04-05
Publication date: 2021-05-27
Also published as: KR20200117689A

Abstract

본 실시예들은 대상체가 호흡하는 동안 스포일러 신호에서 설정된 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호에 히스토그램을 적용하여 호흡 주기를 산출함으로써, 촬영 시간을 증가하지 않고 호흡 주기를 추정하고 호흡으로 인한 흉부의 부피 변화를 산출할 수 있는 호흡 구간 검출 장치를 제공한다.The present embodiments calculate the breathing cycle by applying the histogram to the breathing interlocking signal in which a specific area of the projection data acquired and converted in the reading section set from the spoiler signal is continuously arranged while the subject is breathing, thereby calculating the breathing period without increasing the shooting time. It provides a breathing section detection device capable of estimating the breathing cycle and calculating the change in the volume of the chest due to breathing.

Description

Apparatus for Detecting Respiratory Interval Using Histogram Cumulative Distribution of Respiratory Gating Signal}

본 발명이 속하는 기술 분야는 호흡 주기를 판단하는 자기 공명 영상 장치 및 호흡 구간 검출 장치에 관한 것이다.The technical field to which the present invention pertains relates to a magnetic resonance imaging device and a breathing section detection device for determining a breathing cycle.

이 부분에 기술된 내용은 단순히 본 실시예에 대한 배경 정보를 제공할 뿐 종래기술을 구성하는 것은 아니다.The content described in this section merely provides background information on the present embodiment and does not constitute the prior art.

자기 공명 영상 장치(Magnetic Resonance Imaging, MRI)는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용된다.Magnetic Resonance Imaging (MRI) is a device that photographs a subject using a magnetic field, and is widely used for accurate disease diagnosis because it shows bones as well as disks, joints, and nerve ligaments in three dimensions at a desired angle.

자기 공명 영상 장치는 에코 시간을 수백 마이크로초 이내로 줄이게 되면 컴퓨터 단층촬영(Computed Tomography, CT) 검사와 유사한 결과를 기대할 수 있다. 영상 획득 시간이 길어질 경우, 자기 공명 영상 장치는 심장 박동, 호흡, 기타 연동 운동과 같은 움직임에 의해서 왜곡이 발생될 수 있기 때문에 고화질의 영상을 얻기 어렵다. In the magnetic resonance imaging apparatus, if the echo time is reduced to within several hundred microseconds, results similar to computed tomography (CT) scans can be expected. When the image acquisition time is prolonged, the magnetic resonance imaging apparatus is difficult to obtain a high-definition image because distortion may occur due to movements such as heartbeat, respiration, and other peristalsis.

기존에 벨로(Bellow)를 사용한 호흡 연동 예측(Prospective Respiratory Gating) 방식은 규칙적인 호흡 필요하고, 연동(Gating)으로 인한 항정 상태(Steady State) 훼손으로 영상 화질이 저하되고, 촬영 시간이 증가하는 단점이 있다.The conventional Prospective Respiratory Gating method using Bellow requires regular breathing, and the image quality is degraded and the recording time is increased due to the damage of the Steady State due to the Gating. There is this.

기존의 DC 신호를 사용한 호흡 연동 예측 방식(비교예 2)은 K 공간의 중심 데이터를 이용하며, 대역 통과 필터링으로 인하여 불규칙적인 호흡 패턴이 무시되는 단점이 있다.The conventional respiratory linkage prediction method (Comparative Example 2) using a DC signal uses the center data of the K-space, and has a disadvantage in that an irregular breathing pattern is ignored due to band-pass filtering.

기존의 저해상도 영상 기반의 호흡 연동 예측 방식(비교예 3)은 낮은 공간 해상도를 갖는 시공간 3D 영상을 재구성하고 특정 부위의 관심 영역(ROI)에 대해서 흉부의 부피 변화를 측정하며, 사람이 관심 영역을 직접 설정해야 하고, 낮은 공간 해상도 영상은 흉부의 부피 변화에 민감하지 않은 단점이 있다.The existing low-resolution image-based respiratory linkage prediction method (Comparative Example 3) reconstructs a spatiotemporal 3D image with a low spatial resolution, measures the change in the volume of the chest for a region of interest (ROI), and allows a person to determine the region of interest. It has to be set by hand, and low spatial resolution images have the disadvantage of being insensitive to changes in the volume of the chest.

따라서 영상 획득 시간을 줄이면서 환자의 호흡 주기를 추정하고 환자의 호흡으로 인한 흉부의 부피 변화를 산출할 수 있는 방안이 요구된다.Therefore, there is a need for a method of estimating the patient's respiratory cycle while reducing the image acquisition time and calculating the volume change of the chest due to the patient's breathing.

한국등록특허공보 제10-1664433호 (2016.10.04.)Korean Registered Patent Publication No. 10-1664433 (2016.10.04.) 한국공개특허공보 제10-2014-0046334호 (2014.04.18.)Korean Patent Application Publication No. 10-2014-0046334 (2014.04.18.)

본 발명의 실시예들은 대상체가 호흡하는 동안 스포일러 신호에서 설정된 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호에 히스토그램을 적용하여 호흡 주기를 산출함으로써, 촬영 시간을 증가하지 않고 호흡 주기를 추정하고 호흡으로 인한 흉부의 부피 변화를 산출하는 데 발명의 주된 목적이 있다.Embodiments of the present invention increase the photographing time by applying a histogram to a breathing interlocking signal in which a specific area of projection data obtained and converted in a reading section set from a spoiler signal is successively arranged while the subject breathes, thereby calculating the breathing cycle. The main purpose of the invention is to estimate the breathing cycle without doing so and to calculate the change in the volume of the chest due to breathing.

본 발명의 명시되지 않은 또 다른 목적들은 하기의 상세한 설명 및 그 효과로부터 용이하게 추론할 수 있는 범위 내에서 추가적으로 고려될 수 있다.Other objects not specified of the present invention may be additionally considered within a range that can be easily deduced from the following detailed description and effects thereof.

본 실시예의 일 측면에 의하면, 하나 이상의 프로세서 및 상기 하나 이상의 프로세서에 의해 실행되는 하나 이상의 프로그램을 저장하는 메모리를 포함하는 호흡 구간 검출 장치에 있어서, 상기 프로세서는 자기 공명 영상 장치를 통해 획득한 자기 공명 신호를 프로젝션 데이터로 변환하고, 복수의 프로젝션 데이터를 기반으로 자기 공명 영상을 재구성하며, 상기 프로세서는 대상체가 호흡하는 동안 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호에 히스토그램을 적용하여 호흡 주기를 산출하는 것을 특징으로 하는 호흡 구간 검출 장치를 제공한다.According to an aspect of the present embodiment, in the breathing section detection apparatus including at least one processor and a memory for storing at least one program executed by the at least one processor, the processor is a magnetic resonance acquired through a magnetic resonance imaging device. The signal is converted into projection data, a magnetic resonance image is reconstructed based on a plurality of projection data, and the processor is a breathing-linked signal in which a specific area of projection data acquired and converted in a reading section while the object is breathing is continuously arranged. It provides a breathing section detection device, characterized in that by applying the histogram to calculate the breathing cycle.

이상에서 설명한 바와 같이 본 발명의 실시예들에 의하면, 대상체가 호흡하는 동안 스포일러 신호에서 설정된 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호에 히스토그램을 적용하여 호흡 주기를 산출함으로써, 촬영 시간을 증가하지 않고 호흡 주기를 추정하고 호흡으로 인한 흉부의 부피 변화를 산출할 수 있는 효과가 있다.As described above, according to the embodiments of the present invention, a histogram is applied to a breathing interlocking signal in which a specific area of projection data obtained and converted in a reading section set from a spoiler signal while the subject is breathing and converted in succession is applied to the breathing cycle. By calculating, there is an effect of estimating the breathing cycle without increasing the shooting time and calculating the change in the volume of the chest due to breathing.

여기에서 명시적으로 언급되지 않은 효과라 하더라도, 본 발명의 기술적 특징에 의해 기대되는 이하의 명세서에서 기재된 효과 및 그 잠정적인 효과는 본 발명의 명세서에 기재된 것과 같이 취급된다.Even if it is an effect not explicitly mentioned herein, the effect described in the following specification expected by the technical features of the present invention and the provisional effect thereof are treated as described in the specification of the present invention.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 구간 검출 장치를 예시한 블록도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 구간 검출 장치의 동작을 예시한 흐름도이다.
도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 시스템을 예시한 도면이다.
도 4는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 예시한 블록도이다.
도 5는 기존의 자기 공명 영상 장치에서 설정된 시퀀스를 예시한 도면이다.
도 6은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치에서 설정된 시퀀스를 예시한 도면이다.
도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치가 이중 에코 시간 각각에 획득한 에코 신호를 재구성한 자기 공명 영상을 예시한 도면이다.
도 8 내지 도 10은 본 발명의 실시예들에 따른 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치가 하프 에코 프로젝션 데이터를 기반으로 분석한 호흡 연동 신호를 예시한 도면이다.
도 11은 본 발명의 실시예들에 따른 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치가 하프 에코 프로젝션 데이터를 기반으로 재구성한 자기 공명 영상을 예시한 도면이다.1 is a block diagram illustrating a breathing section detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is a flow chart illustrating the operation of the breathing section detection apparatus according to an embodiment of the present invention.
3 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging system according to another embodiment of the present invention.
4 is a block diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
5 is a diagram illustrating a sequence set in a conventional magnetic resonance imaging apparatus.
6 is a diagram illustrating a sequence set in a magnetic resonance imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram illustrating an MR image obtained by reconstructing an echo signal acquired at each double echo time by an MR imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.
8 to 10 are diagrams illustrating a respiratory linkage signal analyzed based on half-echo projection data by a breathing section detection apparatus or a magnetic resonance imaging apparatus according to embodiments of the present invention.
11 is a diagram illustrating a MR image reconstructed based on half-echo projection data by a breathing section detection apparatus or a magnetic resonance imaging apparatus according to embodiments of the present invention.

이하, 본 발명을 설명함에 있어서 관련된 공지기능에 대하여 이 분야의 기술자에게 자명한 사항으로서 본 발명의 요지를 불필요하게 흐릴 수 있다고 판단되는 경우에는 그 상세한 설명을 생략하고, 본 발명의 일부 실시예들을 예시적인 도면을 통해 상세하게 설명한다.Hereinafter, in the description of the present invention, when it is determined that the subject matter of the present invention may be unnecessarily obscured as matters that are obvious to a person skilled in the art with respect to known functions related to the present invention, a detailed description thereof is omitted, and some embodiments of the present invention It will be described in detail through exemplary drawings.

먼저 본 명세서에서 사용된 용어의 의미를 설명하기로 한다.First, the meaning of the terms used in the present specification will be described.

이미지 또는 영상은 이산적인 영상 요소들(예를 들어, 2차원 영상에 있어서의 픽셀들 및 3차원 영상에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 영상은 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 영상 등을 포함할 수 있다.The image or image may mean multi-dimensional data composed of discrete image elements (eg, pixels in a 2D image and voxels in a 3D image). The image may include a medical image of an object acquired by X-ray, CT, MRI, ultrasound, and other medical imaging systems.

대상체(Object)는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 대상체는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(Sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.The object may include a person or an animal, or a part of a person or an animal. For example, the subject may include organs such as liver, heart, uterus, brain, breast, abdomen, or blood vessels. The object may include a phantom. The phantom refers to a material having a volume very close to the density and effective atomic number of an organism, and may include a sphere-shaped phantom having properties similar to a body.

자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI)은 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.Magnetic Resonance Imaging (MRI) refers to an image of an object acquired using the principle of nuclear magnetic resonance.

펄스 시퀀스는 자기 공명 영상 시스템에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다. 펄스 시퀀스는 자기 공명 영상 시스템 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스, 경사자장, 자기 공명 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.The pulse sequence refers to a sequence of signals repeatedly applied in a magnetic resonance imaging system. The pulse sequence may include a time parameter of the RF pulse, for example, a repetition time (TR) and an echo time (Time to Echo, TE). The pulse sequence describes the sequence of events occurring within the MR imaging system. The pulse sequence may be a schematic diagram showing an RF pulse, a gradient magnetic field, a magnetic resonance signal, and the like over time.

반복 시간(Repetition Time, TR)은 RF 펄스의 반복 시간을 의미할 수 있다. 예를 들어, 소정 크기의 RF 펄스가 송신되는 시점으로부터 같은 크기의 RF 펄스가 다시 송신되는 시점까지의 시간을 의미할 수 있다.Repetition Time (TR) may mean a repetition time of an RF pulse. For example, it may mean a time from a time point at which an RF pulse of a predetermined size is transmitted to a time point at which an RF pulse of the same size is again transmitted.

에코 시간(Time to Echo, TE)은 RF 펄스가 송신된 이후 자기 공명 신호를 측정하기까지의 시간을 의미할 수 있다.The echo time (Time to Echo, TE) may refer to a time from which an RF pulse is transmitted until a magnetic resonance signal is measured.

공간 부호화는 RF 신호에 의한 양성자 스핀들의 탈위상에 더하여, 양성자 스핀들의 추가적인 탈위상을 일으키는 선형 경사자장을 인가함으로써 경사자장의 축(방향)을 따라 공간 정보를 획득하는 것을 의미할 수 있다.Spatial coding may mean acquiring spatial information along the axis (direction) of the gradient magnetic field by applying a linear gradient magnetic field that causes an additional out-of-phase of the proton spindle in addition to the out-of-phase of the proton spindle by the RF signal.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 호흡 구간 검출 장치를 예시한 블록도이다. 1 is a block diagram illustrating a breathing section detection apparatus according to an embodiment of the present invention.

호흡 구간 검출 장치(110)는 적어도 하나의 프로세서(120), 컴퓨터 판독 가능한 저장매체(130) 및 통신 버스(170)를 포함한다. The breathing section detection device 110 includes at least one processor 120, a computer-readable storage medium 130, and a communication bus 170.

프로세서(120)는 호흡 구간 검출 장치(110)로 동작하도록 제어할 수 있다. 예컨대, 프로세서(120)는 컴퓨터 판독 가능한 저장 매체(130)에 저장된 하나 이상의 프로그램들을 실행할 수 있다. 하나 이상의 프로그램들은 하나 이상의 컴퓨터 실행 가능 명령어를 포함할 수 있으며, 컴퓨터 실행 가능 명령어는 프로세서(120)에 의해 실행되는 경우 호흡 구간 검출 장치(110)로 하여금 예시적인 실시예에 따른 동작들을 수행하도록 구성될 수 있다.The processor 120 may be controlled to operate as the breathing section detection device 110. For example, the processor 120 may execute one or more programs stored in the computer-readable storage medium 130. One or more programs may include one or more computer-executable instructions, and the computer-executable instructions are configured to cause the breathing section detection device 110 to perform operations according to an exemplary embodiment when executed by the processor 120 Can be.

프로세서(120)는 자기 공명 영상 장치를 통해 획득한 자기 공명 신호를 프로젝션 데이터로 변환하고, 복수의 프로젝션 데이터를 기반으로 자기 공명 영상을 재구성한다. 프로세서(120)는 대상체가 호흡하는 동안 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호에 히스토그램을 적용하여 호흡 주기를 산출한다.The processor 120 converts the magnetic resonance signal acquired through the magnetic resonance imaging apparatus into projection data, and reconstructs the magnetic resonance image based on a plurality of projection data. The processor 120 calculates a breathing cycle by applying a histogram to a breathing interlocking signal in which a specific area of projection data acquired and transformed in a reading section while the subject breathes is successively arranged.

컴퓨터 판독 가능한 저장 매체(130)는 컴퓨터 실행 가능 명령어 내지 프로그램 코드, 프로그램 데이터 및/또는 다른 적합한 형태의 정보를 저장하도록 구성된다. 컴퓨터 판독 가능한 저장 매체(130)에 저장된 프로그램(140)은 프로세서(120)에 의해 실행 가능한 명령어의 집합을 포함한다. 일 실시예에서, 컴퓨터 판독한 가능 저장 매체(130)는 메모리(랜덤 액세스 메모리와 같은 휘발성 메모리, 비휘발성 메모리, 또는 이들의 적절한 조합), 하나 이상의 자기 디스크 저장 디바이스들, 광학 디스크 저장 디바이스들, 플래시 메모리 디바이스들, 그 밖에 호흡 구간 검출 장치(110)에 의해 액세스되고 원하는 정보를 저장할 수 있는 다른 형태의 저장 매체, 또는 이들의 적합한 조합일 수 있다.Computer-readable storage medium 130 is configured to store computer-executable instructions or program code, program data, and/or other suitable form of information. The program 140 stored in the computer-readable storage medium 130 includes a set of instructions executable by the processor 120. In one embodiment, the computer-readable storage medium 130 includes memory (volatile memory such as random access memory, nonvolatile memory, or a suitable combination thereof), one or more magnetic disk storage devices, optical disk storage devices, Flash memory devices, other types of storage media that can be accessed by the breathing section detection device 110 and store desired information, or a suitable combination thereof.

통신 버스(170)는 프로세서(120), 컴퓨터 판독 가능한 저장 매체(140)를 포함하여 호흡 구간 검출 장치(110)의 다른 다양한 컴포넌트들을 상호 연결한다.The communication bus 170 interconnects the various other components of the breathing section detection device 110 including the processor 120 and a computer-readable storage medium 140.

호흡 구간 검출 장치(110)는 또한 하나 이상의 입출력 장치(24)를 위한 인터페이스를 제공하는 하나 이상의 입출력 인터페이스(150) 및 하나 이상의 통신 인터페이스(160)를 포함할 수 있다. 입출력 인터페이스(150) 및 통신 인터페이스(160)는 통신 버스(170)에 연결된다. 입출력 장치(미도시)는 입출력 인터페이스(150)를 통해 호흡 구간 검출 장치(110)의 다른 컴포넌트들에 연결될 수 있다.The breathing section detection device 110 may also include one or more input/output interfaces 150 and one or more communication interfaces 160 that provide an interface for one or more input/output devices 24. The input/output interface 150 and the communication interface 160 are connected to the communication bus 170. The input/output device (not shown) may be connected to other components of the breathing section detection device 110 through the input/output interface 150.

호흡 구간 검출 장치(110)는 자기 공명 영상 장치의 내부에 구현되거나 별도의 자기 공명 영상 장치에 연결될 수 있다. 호흡 구간 검출 장치(110)의 프로세서(120)가 수행하는 동작은 자기 공명 영상 장치(200)의 영상 처리부(240)에 의해 수행될 수 있다. The breathing section detection device 110 may be implemented inside the magnetic resonance imaging device or may be connected to a separate magnetic resonance imaging device. The operation performed by the processor 120 of the breathing section detection apparatus 110 may be performed by the image processing unit 240 of the magnetic resonance imaging apparatus 200.

호흡 구간 검출 장치(110) 또는 자기 공명 영상 장치(200)는 경사자장 신호에 따라 경사자장을 제어하고, 경사자장 신호는 제1 판독 경사 신호와 스포일러 신호를 포함하고, 판독 구간은 제1 판독 경사 신호에서 설정된 제1 판독 구간 및 스포일러 신호에서 설정된 내비게이터 판독 구간을 포함한다.The breathing section detection device 110 or the magnetic resonance imaging device 200 controls the gradient magnetic field according to the gradient magnetic field signal, and the gradient magnetic field signal includes a first reading slope signal and a spoiler signal, and the reading section is a first reading slope. And a first reading section set in the signal and a navigator reading section set in the spoiler signal.

호흡 구간 검출 장치(110) 또는 자기 공명 영상 장치(200)는 각 반복 시간마다 내비게이터 판독 구간에서 자기 공명 신호를 획득하고, 자기 공명 신호를 1차원 푸리에 변환을 수행하여 Z축 방향의 프로젝션 데이터를 생성한다. 프로세서는 자기 공명 신호를 매칭한 공간 주파수 영역에서 Z축 방향으로 고정된 궤적 형태로 샘플링하여 자기 공명 영상을 재구성한다.The breathing section detection device 110 or the magnetic resonance imaging device 200 acquires a magnetic resonance signal in the navigator reading section at each repetition time, and performs a one-dimensional Fourier transform on the magnetic resonance signal to generate projection data in the Z-axis direction. do. The processor reconstructs the magnetic resonance image by sampling the magnetic resonance signal in the form of a fixed trajectory in the Z-axis direction in the matched spatial frequency domain.

프로세서(120)는 히스토그램의 누적 분포를 산출하고, 히스토그램의 누적 분포에서 구간별 빈도수를 기준으로 호흡 주기를 복수의 상태로 분류한다. 프로세서(120)는 호흡 주기 별로 프로젝션 데이터를 분류하고, 각 호흡 주기에 해당하는 자기 공명 영상을 그룹핑하여 출력한다.The processor 120 calculates a cumulative distribution of the histogram and classifies the breathing cycle into a plurality of states based on the frequency of each section from the cumulative distribution of the histogram. The processor 120 classifies projection data for each breathing cycle, and outputs a group of magnetic resonance images corresponding to each breathing cycle.

프로세서(120)는 히스토그램의 누적 분포에 매칭하는 프로젝션 데이터를 참조하여, 복수의 상태로 분류된 호흡 주기 중에서 특정 호흡 주기에 해당하는 자기 공명 영상을 선별한다.The processor 120 selects a magnetic resonance image corresponding to a specific breathing cycle from among the breathing cycles classified into a plurality of states by referring to projection data matching the cumulative distribution of the histogram.

도 2는 호흡 구간 검출 장치가 부피 변화를 산출하는 동작을 예시한 흐름도이다. 도 2를 참조하면, 단계 S210에서 프로세서는 복수의 프로젝션 데이터 중에서 기준 프로젝션 데이터를 선정한다. 단계 S210에서 프로세서는 기준 프로젝션 데이터와 나머지 프로젝션 데이터를 상호 상관(cross correlation)하여 이동지점(shift)을 산출한다. 단계 S210에서 프로세서는 이동지점을 이용하여 특정 영역의 부피 변화를 산출한다.2 is a flow chart illustrating an operation of calculating a volume change by the breathing section detection apparatus. Referring to FIG. 2, in step S210, the processor selects reference projection data from among a plurality of projection data. In step S210, the processor calculates a shift point by cross-correlating the reference projection data and the remaining projection data. In step S210, the processor calculates a volume change of a specific area using the moving point.

도 3은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 시스템을 예시한 도면이다.3 is a diagram illustrating a magnetic resonance imaging system according to another embodiment of the present invention.

자기 공명 영상 시스템은 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 장치이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 특정의 원자핵에서 자기 공명 신호가 방출되는데, MRI 장치는 이 자기 공명 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. 자기 공명 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.The magnetic resonance imaging system is a device that obtains an image of a tomographic area of an object by expressing the intensity of a magnetic resonance (MR) signal with respect to a radio frequency (RF) signal generated in a magnetic field of a specific intensity in contrast. For example, when the object is laid in a strong magnetic field and then an RF signal that resonates only a specific atomic nucleus (e.g., hydrogen atomic nucleus) is momentarily irradiated to the object and then stopped, a magnetic resonance signal is emitted from a specific atomic nucleus. By receiving this magnetic resonance signal, an MR image can be obtained. The magnetic resonance signal refers to an RF signal radiated from an object. The magnitude of the magnetic resonance signal may be determined by the concentration of a predetermined atom (eg, hydrogen, etc.) included in the object, relaxation time T1, relaxation time T2, and flow of blood flow.

자기 공명 영상 시스템은 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(Detecting Hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, 자기 공명 영상 시스템은 임의의 지점으로 지향된 2차원 이미지 또는 3차원 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 자기 공명 영상 시스템은, CT, X-ray 등과 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(Soft Tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(Neurological) 이미지, 혈관 내부(Intravascular) 이미지, 및 근 골격(Musculoskeletal) 이미지 등을 획득할 수 있다.Magnetic resonance imaging systems include different features than other imaging devices. Unlike imaging devices such as CT, in which the acquisition of an image depends on the direction of detecting hardware, a magnetic resonance imaging system can acquire a 2D image or a 3D volume image directed to an arbitrary point. Unlike CT, X-ray, etc., the magnetic resonance imaging system does not expose the radiation to the subject and the examiner, and it is possible to acquire an image with high soft tissue contrast, so that a clear description of abnormal tissue is important. A (Neurological) image, an intravascular image, and a musculoskeletal image may be obtained.

도 3을 참조하면, MRI 시스템은 갠트리(Gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50), 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.Referring to FIG. 3, the MRI system may include a gantry 20, a signal transmission/reception unit 30, a monitoring unit 40, a system control unit 50, and an operating unit 60.

갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20) 내 보어(Bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.The gantry 20 blocks electromagnetic waves generated by the main magnet 22, the gradient coil 24, and the RF coil 26 from being radiated to the outside. A static magnetic field and a gradient magnetic field are formed in a bore in the gantry 20, and an RF signal is irradiated toward the object 10.

주 자석(22), 경사 코일(24) 및 RF 코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블(Table, 28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.The main magnet 22, the gradient coil 24 and the RF coil 26 may be disposed along a predetermined direction of the gantry 20. The predetermined direction may include a coaxial cylindrical direction or the like. The object 10 may be positioned on a table 28 that can be inserted into the cylinder along the horizontal axis of the cylinder.

주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(Magnetic Dipole Moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(Static Magnetic Field)을 생성한다. 주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.The main magnet 22 generates a static magnetic field or a static magnetic field for aligning the directions of magnetic dipole moments of atomic nuclei included in the object 10 in a predetermined direction. As the magnetic field generated by the main magnet is strong and uniform, a relatively precise and accurate MR image of the object 10 can be obtained.

경사 코일(Gradient Coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함한다. 경사 코일(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 공간 정보를 제공할 수 있다.The gradient coil 24 includes X, Y, and Z coils that generate gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions that are orthogonal to each other. The gradient coil 24 may provide spatial information of each portion of the object 10 by inducing different resonance frequencies for each portion of the object 10.

RF 코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(26)은 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다. The RF coil 26 may irradiate an RF signal to a patient and receive an MR signal emitted from the patient. Specifically, the RF coil 26 transmits an RF signal having the same frequency as the frequency of the precession toward the atomic nucleus performing the precession to the patient, and then stops the transmission of the RF signal and receives the MR signal emitted from the patient. have.

RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체(10)에 인가할 수 있다. RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. RF 코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다.The RF coil 26 generates an electromagnetic wave signal, such as an RF signal, having a radio frequency corresponding to the type of the atomic nucleus in order to transition a certain atomic nucleus from a low energy state to a high energy state and applies it to the object 10 can do. When the electromagnetic wave signal generated by the RF coil 26 is applied to a certain atomic nucleus, the atomic nucleus may transition from a low energy state to a high energy state. Thereafter, when the electromagnetic wave generated by the RF coil 26 disappears, the atomic nucleus to which the electromagnetic wave has been applied may emit electromagnetic waves having a Lamore frequency while transitioning from a high energy state to a low energy state. When the application of an electromagnetic wave signal to an atomic nucleus is stopped, an electromagnetic wave having a Lamore frequency may be emitted while a change in energy level from high energy to low energy occurs in the atomic nucleus to which the electromagnetic wave was applied. The RF coil 26 may receive an electromagnetic wave signal radiated from atomic nuclei inside the object 10.

RF 코일(26)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다. 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.The RF coil 26 may be implemented as a single RF transmitting/receiving coil having a function of generating an electromagnetic wave having a radio frequency corresponding to a type of an atomic nucleus and a function of receiving an electromagnetic wave radiated from the atomic nucleus. It may be implemented as a transmitting RF coil having a function of generating electromagnetic waves having a radio frequency corresponding to the type of atomic nucleus and a receiving RF coil having a function of receiving electromagnetic waves radiated from the atomic nuclei.

RF 코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(26)은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일을 포함할 수 있다.The RF coil 26 may be fixed to the gantry 20 or may be detachable. The detachable RF coil 26 may include an RF coil for a part of the object, including a head RF coil, a chest RF coil, a leg RF coil, a neck RF coil, a shoulder RF coil, a wrist RF coil, and an ankle RF coil. have.

RF 코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따라 통신을 수행한다. RF 코일(26)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(Birdcage coil), 표면 부착형 코일(Surface Coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다. RF 코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다. RF 코일(26)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.The RF coil 26 can communicate with an external device by wire and/or wirelessly, and performs communication according to a communication frequency band. The RF coil 26 may include a birdcage coil, a surface coil, and a transverse electromagnetic coil (TEM coil) depending on the structure of the coil. The RF coil 26 may include a transmission-only coil, a reception-only coil, and a transmission/reception coil according to an RF signal transmission/reception method. The RF coil 26 may include various channels of RF coils such as 16 channels, 32 channels, 72 channels, and 144 channels.

RF 코일(26)이 다수개의 채널들인 제1 내지 제 N 채널에 각각 대응되는 N 개의 코일들을 포함하는 고주파 멀티 코일(Radio Frequency Multi Coil)일 수 있다. 고주파 멀티 코일은 다채널 RF 코일이라 칭할 수도 있다. The RF coil 26 may be a Radio Frequency Multi Coil including N coils respectively corresponding to the first to Nth channels, which are a plurality of channels. The high-frequency multi-coil may also be referred to as a multi-channel RF coil.

갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보를 제공할 수 있다.The gantry 20 may further include a display 29 positioned outside the gantry 20 and a display (not shown) positioned inside the gantry 20. Predetermined information may be provided to a user or an object through displays located inside and outside the gantry 20.

신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다. The signal transmission/reception unit 30 may control a gradient magnetic field formed inside the gantry 20, that is, in a bore according to a predetermined MR sequence, and control transmission and reception of an RF signal and an MR signal.

신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.The signal transmission/reception unit 30 may include a gradient magnetic field amplifier 32, a transmission/reception switch 34, an RF transmission unit 36, and an RF reception unit 38.

경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사자장이 합성될수 있다.The gradient amplifier 32 drives the gradient coil 24 included in the gantry 20, and transmits a pulse signal for generating a gradient magnetic field under the control of the gradient magnetic field controller 54 to the gradient coil 24. Can supply to By controlling the pulse signal supplied to the gradient coil 24 from the gradient magnetic field amplifier 32, gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions can be synthesized.

RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF 코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수(Larmor Frequency)의 RF 펄스를 RF 코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF 코일(26)이 수신한 MR 신호를 수신할 수 있다.The RF transmitter 36 and the RF receiver 38 may drive the RF coil 26. The RF transmitter 36 may supply an RF pulse of a Larmor frequency to the RF coil 26, and the RF receiver 38 may receive an MR signal received by the RF coil 26.

송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 MR 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.The transmission/reception switch 34 may control a transmission/reception direction of an RF signal and an MR signal. For example, the RF signal may be irradiated to the object 10 through the RF coil 26 during the transmission mode, and the MR signal from the object 10 may be received through the RF coil 26 during the reception mode. . The transmission/reception switch 34 may be controlled by a control signal from the RF controller 56.

모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42), 대상체 모니터링부(44), 테이블 제어부(46) 및 디스플레이 제어부(48)를 포함할 수 있다.The monitoring unit 40 may monitor or control the gantry 20 or devices mounted on the gantry 20. The monitoring unit 40 may include a system monitoring unit 42, an object monitoring unit 44, a table control unit 46, and a display control unit 48.

시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.The system monitoring unit 42 includes a state of a static magnetic field, a state of a gradient magnetic field, a state of an RF signal, a state of an RF coil, a state of a table, a state of a device measuring body information of an object, a power supply state, a state of a heat exchanger, You can monitor and control the condition of the compressor.

대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링한다. 구체적으로, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.The object monitoring unit 44 monitors the state of the object 10. Specifically, the object monitoring unit 44 includes a camera for observing the movement or position of the object 10, a respiration measuring device for measuring the respiration of the object 10, an ECG measuring device for measuring the electrocardiogram of the object 10, Alternatively, a temperature measuring device for measuring the body temperature of the object 10 may be included.

테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영 (Moving Imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(52)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(Field Of View)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.The table controller 46 controls the movement of the table 28 on which the object 10 is located. The table control unit 46 may control the movement of the table 28 according to the sequence control of the sequence control unit 52. For example, in moving imaging of an object, the table controller 46 may continuously or intermittently move the table 28 according to the sequence control by the sequence controller 52, thereby , The object can be photographed with a larger FOV than the field of view (FOV) of the gantry.

디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.The display controller 48 controls displays located outside and inside the gantry 20. Specifically, the display controller 48 may control on/off of a display positioned outside and inside the gantry 20 or a screen to be output on the display. In addition, when a speaker is located inside or outside the gantry 20, the display controller 48 may control the speaker to be turned on/off or the sound to be output through the speaker.

시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.The system control unit 50 includes a sequence control unit 52 that controls a sequence of signals formed inside the gantry 20, and a gantry control unit 58 that controls the gantry 20 and devices mounted on the gantry 20. can do.

시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. 시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다. 여기에서, 펄스 시퀀스(Pulse Sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(24)에 인가하는 펄스(Pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(Timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.The sequence control unit 52 includes a gradient magnetic field control unit 54 that controls the gradient magnetic field amplifier 32, and an RF control unit 56 that controls the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmission/reception switch 34. can do. The sequence control unit 52 may control the gradient magnetic field amplifier 32, the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmission/reception switch 34 according to the pulse sequence received from the operating unit 60. Here, the pulse sequence includes all information necessary to control the gradient magnetic field amplifier 32, the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmission/reception switch 34. For example, the gradient It may include information on the intensity, application time, application timing, and the like of the pulse signal applied to the coil 24.

오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.The operating unit 60 may command pulse sequence information to the system controller 50 and control the operation of the entire MRI system. The operating unit 60 may include an image processing unit 62, an output unit 64, and an input unit 66 for processing an MR signal received from the RF receiving unit 38.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.The image processing unit 62 may generate MR image data for the object 10 by processing the MR signal received from the RF receiving unit 38.

영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(Filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.The image processing unit 62 applies various signal processing such as amplification, frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, filtering, and the like to the MR signal received by the RF receiver 38.

영상 처리부(62)는 메모리의 k 공간에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환(Fourier Transform) 을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.The image processing unit 62 may arrange digital data in a k-space of the memory, and perform 2D or 3D Fourier Transform to reconstruct the data into image data.

영상 처리부(62)는 필요에 따라, 화상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.The image processing unit 62 may also perform a synthesis process of image data or a difference calculation process, if necessary. The synthesis processing may include an addition processing for a pixel, a maximum value projection (MIP) processing, and the like. In addition, the image processing unit 62 may store not only the reconstructed image data but also the image data subjected to the synthesis processing or the difference calculation processing in a memory (not shown) or an external server.

영상 처리부(62)가 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.Various signal processing applied by the image processing unit 62 to the MR signal may be performed in parallel. For example, signal processing may be applied in parallel to a plurality of MR signals received by a multi-channel RF coil to reconstruct a plurality of MR signals into image data.

출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(64)는 스피커, 프린터, LCD 디스플레이, OLED 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.The output unit 64 may output image data or reconstructed image data generated by the image processing unit 62 to a user. In addition, the output unit 64 may output information necessary for a user to manipulate the MRI system, such as a user interface (UI), user information, or object information. The output unit 64 may include a speaker, a printer, an LCD display, an OLED display, a 3D display, a transparent display, and the like, and may include various output devices within a range that is apparent to those skilled in the art.

사용자는 입력부(66)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.The user may input object information, parameter information, scan condition, pulse sequence, image synthesis or difference operation information, using the input unit 66. The input unit 66 may include a keyboard, a mouse, a trackball, a voice recognition unit, a gesture recognition unit, a touch screen, and the like, and may include various input devices within a range apparent to those skilled in the art.

도 3은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF 코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.3 illustrates the signal transmission/reception unit 30, the monitoring unit 40, the system control unit 50, and the operating unit 60 as separate objects, but the signal transmission/reception unit 30, the monitoring unit 40, and the system It will be sufficiently understood by those skilled in the art that functions performed by each of the control unit 50 and the operating unit 60 may be performed by different objects. For example, it has been described above that the image processing unit 62 converts the MR signal received by the RF receiver 38 into a digital signal, but the conversion to this digital signal is directly performed by the RF receiver 38 or the RF coil 26. You may.

갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.The gantry 20, the RF coil 26, the signal transmission/reception unit 30, the monitoring unit 40, the system control unit 50, and the operating unit 60 may be wirelessly or wired to each other. A device (not shown) for synchronizing clocks with each other may be further included. Communication between the gantry 20, the RF coil 26, the signal transmission/reception unit 30, the monitoring unit 40, the system control unit 50 and the operating unit 60 is performed at high speeds such as Low Voltage Differential Signaling (LVDS). Digital interface, asynchronous serial communication such as UART (universal asynchronous receiver transmitter), error synchronous serial communication, or low-latency network protocol such as CAN (Controller Area Network), optical communication, etc. can be used. Various communication methods can be used.

도 4는 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 예시한 블록도이다.4 is a block diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment.

자기 공명 영상 장치(200)는 자기 공명 영상 촬영에 의해서 획득되는 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 복원할 수 있는 모든 영상 처리 장치가 될 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(200)는 자기 공명 영상 촬영에서 자기 공명 신호의 획득을 제어할 수 있는 자기 컴퓨팅 장치가 될 수 있다.The MR imaging apparatus 200 may be any image processing apparatus capable of reconstructing a magnetic resonance image by using a magnetic resonance signal obtained by photographing a magnetic resonance image. In addition, the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be a magnetic computing device capable of controlling acquisition of a magnetic resonance signal in magnetic resonance imaging.

도 4를 참조하면, 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(200)는 RF 제어부(210), 경사자장 제어부(220), 데이터 획득부(230) 및 영상 처리부(240)를 포함할 수 있다. 구체적으로, 자기 공명 영상 장치(200)는 도 3에서 설명한 MRI 시스템에 포함될 수 있다. 이 경우, 자기 공명 영상 장치(200)의 RF 제어부(210), 경사자장 제어부(220), 데이터 획득부(230), 및 영상 처리부(240)는 각각 도 3에 도시된 RF 제어부(56), 경사자장 제어부(54), RF 수신부(38) 또는 RF 수신부(38)을 포함하는 신호 송수신부(30), 및 영상 처리부(62)와 동일 대응될 수 있다.Referring to FIG. 4, the magnetic resonance imaging apparatus 200 according to the embodiment may include an RF control unit 210, a gradient magnetic field control unit 220, a data acquisition unit 230, and an image processing unit 240. Specifically, the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be included in the MRI system described with reference to FIG. 3. In this case, the RF control unit 210, the gradient magnetic field control unit 220, the data acquisition unit 230, and the image processing unit 240 of the magnetic resonance imaging apparatus 200 each include an RF control unit 56 shown in FIG. 3, It may correspond to the gradient magnetic field control unit 54, the RF receiving unit 38, or the signal transceiving unit 30 including the RF receiving unit 38, and the image processing unit 62.

자기 공명 영상 장치(200)가 도 3에서 설명한 MRI 시스템과 연결되어 동작하며 MRI 시스템에서의 자기 공명 영상 촬영을 제어할 수 있는 컴퓨팅 장치일 수 있다. 이 경우, 자기 공명 영상 장치(200)는 도 3의 MRI 시스템에 포함되는 RF 코일(RF Coil, 26) 및 경사 코일(Gradient Coil, 24)과 유무선으로 연결될 수 있다. 도 2에 있어서, 자기 공명 영상 장치(200)의 RF 제어부(210)는 도 3에 도시된 RF 제어부(56)의 동작을 제어할 수 있다. 그리고, 경사자장 제어부(220)는 도 3에 도시된 경사자장 제어부(54)의 동작을 제어할 수 있다. 데이터 획득부(230)는 도 3에 도시된 RF 수신부(38)에서 수신되는 자기 공명 신호를 전송받을 수 있다.The magnetic resonance imaging apparatus 200 may be a computing device that operates in connection with the MRI system described in FIG. 3 and can control magnetic resonance imaging in the MRI system. In this case, the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be connected to an RF coil 26 and a gradient coil 24 included in the MRI system of FIG. 3 by wire or wirelessly. In FIG. 2, the RF controller 210 of the magnetic resonance imaging apparatus 200 may control the operation of the RF controller 56 shown in FIG. 3. In addition, the gradient magnetic field controller 220 may control the operation of the gradient magnetic field controller 54 shown in FIG. 3. The data acquisition unit 230 may receive a magnetic resonance signal received from the RF receiver 38 illustrated in FIG. 3.

경사자장 제어부(220)는 공간 부호화 경사자장(spatial encoding gradient)을 발생시키기 위해 경사 코일을 제어할 수 있다. 또한, 공간 부호화 경사자장(spatial encoding gradient)은 X축(G_x), Y축(G_y), 및 Z축(G_z) 방향의 경사자장을 포함할 수 있다. 구체적으로, 공간 부호화 경사자장은 3차원 K 공간(K Space) 상에서 표현될 수 있으며, 전술한 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장 각각은 K_x, K_y 및 K_z 축에 대응될 수 있다. 한편, X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장은 각각 주파수 엔코딩 경사자장(Frequency Encoding Gradient), 위상 엔코딩 경사자장(Phase Encoding Gradient) 및 슬라이스 선택 경사자장(Slice Selection Gradient)에 대응될 수 있으며, 실시예에 따라서는 주파수 엔코딩 방향의 경사자장이 K 공간 상의 Y 축 방향, 즉, Ky 축 방향의 경사자장에 대응될 수도 있다. 주파수 엔코딩 경사자장은 판독 경사자장이라고 칭할 수 있다.The gradient magnetic field controller 220 may control the gradient coil to generate a spatial encoding gradient. In addition, the spatial encoding gradient may include a gradient magnetic field in the X-axis (G _x ), Y-axis (G _y ), and Z-axis (G _z ) directions. Specifically, the spatially encoded gradient magnetic field may be expressed on a three-dimensional K space, and each of the gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions will correspond to the _{K x} , K _y and K _{z axes.} I can. Meanwhile, the gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis and Z-axis directions may correspond to a frequency encoding gradient, a phase encoding gradient, and a slice selection gradient, respectively. , Depending on the embodiment, the gradient magnetic field in the frequency encoding direction may correspond to the gradient magnetic field in the Y axis direction in the K space, that is, the Ky axis direction. The frequency encoding gradient magnetic field may be referred to as a read gradient magnetic field.

공간 부호화 경사자장은 대상체에 인가됨으로써, 대상체의 부위 별 공명 주파수를 서로 다르게 유도함으로써 각 부위의 공간 정보를 제공할 수 있다. 따라서, 공간 부호화 경사자장이 대상체에 인가됨에 따라 데이터 획득부(230)를 통해 수신되는 대상체의 자기 공명 신호는 3차원 좌표계로 표현될 수 있는 공간 정보를 포함할 수 있다.The spatial encoding gradient magnetic field is applied to the object, thereby inducing different resonant frequencies for each region of the object, thereby providing spatial information of each region. Accordingly, as the spatial encoding gradient magnetic field is applied to the object, the magnetic resonance signal of the object received through the data acquisition unit 230 may include spatial information that can be expressed in a 3D coordinate system.

경사자장 제어부(220)는 정상 상태 자유 세차(Steady State Free Procession, SSFP) 기법에 따라 경사 코일을 제어할 수 있다. 정상 상태(Steady state)는 전자파가 가해졌던 원자핵 스핀들의 횡축 자화가 완전히 감쇄되지 않고 남아있는 상태일 수 있다. 정상 상태 자유 세차(SSFP) 기법은 정상 상태(Steady State)를 이용하여 자기 공명 영상을 획득하는 기법으로, RF 펄스가 송신된 후 디페이징(Dephasing)된 자기 공명 신호를 리포커싱(Refocusing)하기 위한 경사자장 시퀀스를 포함할 수 있다.The gradient magnetic field controller 220 may control the gradient coil according to a Steady State Free Procession (SSFP) technique. Steady state may be a state in which the transverse magnetization of the atomic nucleus spindle to which the electromagnetic wave was applied is not completely attenuated. The steady state free precession (SSFP) technique is a technique for acquiring a magnetic resonance image using a steady state, and is used to refocus a dephased magnetic resonance signal after an RF pulse is transmitted. It may include a gradient magnetic field sequence.

도 5는 일반적인 시퀀스를 예시한 도면이고, 도 6은 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치에서 설정된 시퀀스를 예시한 도면이다.5 is a diagram illustrating a general sequence, and FIG. 6 is a diagram illustrating a sequence set in a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment.

시퀀스 또는 펄스 시퀀스(Pulse Sequence)는 RF Pulse를 가하고 경사를 발생시켜 단면을 결정하면서 영상을 얻는 시점에 시간차를 두는 등 하나의 단면 영상을 구성하기 위한 소프트웨어적 조작 순서를 일컫는 용어이다.A sequence or pulse sequence is a term that refers to a software operation sequence for constructing a single cross-sectional image, such as applying an RF pulse and generating a slope to determine the cross-section while placing a time difference at the time point at which the image is acquired.

일반적인 펄스 시퀀스의 구성은 RF Pulse, Z축 경사, Y축 경사, X축 경사와 영상을 검출하는 ADC(Analogue-To-Digital Converter)의 형태로 구성된다. RF Pulse가 처음 조사되는 시점과 Z축(인체의 종축) 경사를 발생시키는 시점은 같다. 조사하는 RF Pulse의 크기와 Z축 Gradient의 크기 및 경사도에 의해 특정 인체 단면의 양성자들로부터 신호가 발생하게 되는데, 이후 일정 시점에서 다시 RF Pulse를 조사하거나 Y축과 Z축의 경사를 일정 크기로 발생시키면 인체로부터 다양한 크기의 전자파 신호가 동시에 발생하게 된다. 이때 사용하는 시차나 RF Pulse 및 경사의 크기를 다르게 하는 방법으로 T1 강조(Weighting)이나 T2 강조(Weighting)도 가능하다.The general pulse sequence is composed of RF Pulse, Z-axis slope, Y-axis slope, X-axis slope and ADC (Analogue-To-Digital Converter) that detects images. The first time the RF pulse is irradiated and the time when the Z-axis (vertical axis of the human body) incline is generated are the same. Signals are generated from protons of a specific human body section by the size of the RF pulse to be irradiated and the size and inclination of the Z-axis gradient. Afterwards, the RF pulse is irradiated again at a certain point or the Y-axis and Z-axis slopes are generated with a certain size. If so, electromagnetic signals of various sizes are simultaneously generated from the human body. In this case, T1 weighting or T2 weighting is also possible as a method of varying the size of the parallax, RF pulse, and inclination used at this time.

경사에코 기법은 스핀에코 기법과 달리 180도 재초점 펄스 대신 자기장 경사(Magnetic Field Gradient)를 사용하여 스핀을 재초점화하고, 90도 자극펄스 대신 작은 숙임각을 갖는 펄스를 사용하여 일정한 크기의 종축자기화를 유지 시키는 방법을 사용하게 된다. 경사 에코를 사용하여 180도 펄스를 주기 위한 시간을 단축하여 TR을 단축할 수 있게 된다. 180도 펄스를 사용하면 외부 자기장 비균질성(External Magnetic Field Inhomogeneity)이 소실되어 횡축자기화의 소실 천천히 되지만(T2 효과), 경사 에코에서는 외부 자기장 비균질성이 남게 되어 횡축자기화의 소실이 빨리 진행되게 된다(T2^* 효과).The gradient echo technique uses a magnetic field gradient instead of a 180 degree refocus pulse to refocus the spin and uses a pulse with a small deflection angle instead of a 90 degree stimulation pulse. You will use a way to keep you angry. It is possible to shorten the TR by shortening the time to give a 180 degree pulse using the gradient echo. If a 180 degree pulse is used, the external magnetic field inhomogeneity is lost and the transverse magnetization is slowly lost (T2 effect). T2 ^* effect).

다양한 조직에서 발생한 여러 개의 다른 전자파는 복잡한 하나의 전파로 구성되어 있는데, 이를 RF 코일을 이용하여 받아들인 후 푸리에 변환(Fourier Transformation)을 이용한다. 그리고 수학적으로 이를 여러 개의 파형으로 분리한 후 K 공간(space)이라는 가상의 평면에 분포하고, 변환 방법을 이용하여 실제 영상으로 재구성한다.Several different electromagnetic waves generated in various tissues are composed of one complex radio wave, which is received using an RF coil and then Fourier Transformation is used. Then, after mathematically separating it into several waveforms, it is distributed on a virtual plane called K space, and reconstructed into an actual image using a transformation method.

데이터 획득부(230)가 자기 공명 신호를 획득하는 에코 시간은 초단 에코 시간(Ultrashort Echo Time) 대역에서 설정될 수 있다. 예컨대, 50 내지 250 마이크로초로 설정될 수 있다. 수신된 echo, RF 펄스, 그리고 k 공간 데이터가 대칭이기 때문에 일부분만 사용하는 것이 가능하다.The echo time at which the data acquisition unit 230 acquires the magnetic resonance signal may be set in an ultrashort echo time band. For example, it may be set to 50 to 250 microseconds. Since the received echo, RF pulse, and k-space data are symmetrical, it is possible to use only a small part.

경사자장 제어부(220)는 제1 방향으로 대상체에게 인가되는 경사자장의 크기 및 시간을 제어할 수 있다. 경사자장 제어부(220)는 특정 슬라이스에 대한 제1 방향의 경사자장을 인가한 후 후속하여 제1 방향으로 추가 경사자장을 인가할 수 있다. The gradient magnetic field controller 220 may control the size and time of the gradient magnetic field applied to the object in the first direction. The gradient magnetic field controller 220 may apply an additional gradient magnetic field in the first direction after applying the gradient magnetic field in the first direction to the specific slice.

경사자장을 제어하는 경사자장 신호는 제1 판독 경사 신호(411)와 제1 판독 경사 신호를 참조하여 형성한 스포일러 신호(420)를 포함한다. 스포일러 신호(420)에 의해 제어되는 스포일러 경사자장은 정상 상태의 횡축 자화를 소거하거나, 영상을 생성하는데 이용되지 못하도록 하기 위해 대상체에 인가되는 경사자장으로, 이전 RF 펄스로 발생된 에코 신호에 의해 FID 신호가 간섭되는 것을 방지한다.The gradient magnetic field signal for controlling the gradient magnetic field includes a first read gradient signal 411 and a spoiler signal 420 formed with reference to the first read gradient signal. The spoiler gradient magnetic field controlled by the spoiler signal 420 is a gradient magnetic field applied to the object to cancel the horizontal magnetization in a normal state or prevent it from being used to generate an image, and is FID by the echo signal generated by the previous RF pulse. It prevents the signal from interfering.

데이터 획득부(230)는 제1 판독 경사 신호(411)에서 설정된 제1 판독 구간(WE₁)과 스포일러 신호에서 설정된 내비게이터 판독 구간(WE_N)을 기준으로 자기 공명 신호를 획득할 수 있다.The data acquisition unit 230 may acquire a magnetic resonance signal based on _{the first read section WE 1} set by the first read slope signal 411 and the navigator read section WE _{N set from the spoiler signal.}

제1 판독 경사 신호(411)는 제1 상승 구간, 제1 상승 구간에 이어서 제1 극성을 갖는 제1 지속 구간, 제1 지속 구간에 이어서 제1 하강 구간을 포함할 수 있다.The first read slope signal 411 may include a first rising period, a first sustaining period having a first polarity following the first rising period, and a first falling period following the first sustaining period.

스포일러 신호(420)는 제2 상승 구간, 제2 상승 구간에 이어서 제1 극성을 갖는 제2 지속 구간, 상기 제2 지속 구간에 이어서 제2 하강 구간을 갖고, 스포일러 신호(420)의 크기(HE_N)는 제1 판독 경사 신호(410)의 크기(HE₁)와 동일하게 설정되고, 스포일러 신호(420)의 길이는 제1 판독 경사 신호(411)의 길이보다 길게 설정된다. 내비게이터 판독 구간(WE_-N)은 스포일러 신호(420)에서 제1 판독 구간(WE₁)의 길이만큼 설정된다. 즉, 내비게이터 판독 구간과 제1 판독 구간의 면적이 동일하게 설정된다.The spoiler signal 420 has a second rising section, a second duration section having a first polarity following the second rising section, and a second falling section following the second duration section, and the magnitude of the spoiler signal 420 (HE _N _{) is set equal to the size HE 1} of the first read tilt signal 410, and the length of the spoiler signal 420 is set longer than the length of the first read tilt signal 411. The navigator readout period WE _-N is set by the length of the first readout period WE _{1 in the spoiler signal 420.} That is, the area of the navigator reading section and the first reading section are set to be the same.

경사자장 제어부(220)는 공간 부호화 경사자장 중에서 제1 방향, 제2 방향, 또는 이들의 조합으로 된 방향의 경사자장이 서로 반대 극성을 갖도록 제어할 수 있다. 예컨대, 방향은 주파수 엔코딩 방향, 위상 엔코딩 방향, 또는 방사형 또는 나선형 궤적에 따른 방향에 대응할 수 있다. 제1 방향, 제2 방향, 또는 이들의 조합으로 된 방향의 경사자장은 이극성 경사자장(Bipolar Gradient)일 수 있다. The gradient magnetic field controller 220 may control the gradient magnetic fields in the first direction, the second direction, or a direction obtained by a combination of the spatial encoding gradient magnetic fields to have opposite polarities. For example, the direction may correspond to a frequency encoding direction, a phase encoding direction, or a direction according to a radial or helical trajectory. The gradient magnetic field in the first direction, the second direction, or a direction formed by a combination thereof may be a bipolar gradient.

경사자장 신호는 제1 판독 경사 신호(411)를 참조하여 형성한 제2 판독 경사 신호(412)를 포함한다. 제1 방향의 경사자장은 프리-페이징(pre-phasing) 경사자장을 포함할 수 있다.The gradient magnetic field signal includes a second read gradient signal 412 formed with reference to the first read gradient signal 411. The gradient magnetic field in the first direction may include a pre-phasing gradient magnetic field.

제1 판독 경사 신호(411)에 대응하는 제1 방향의 경사자장이 제1 극성을 가지면, 제2 판독 경사 신호(412)에 대응하는 제1 방향의 경사자장은 제2 극성을 갖는다. When the gradient magnetic field in the first direction corresponding to the first read gradient signal 411 has a first polarity, the gradient magnetic field in the first direction corresponding to the second read gradient signal 412 has a second polarity.

데이터 획득부(230)는 제1 판독 경사 신호(411)에서 설정된 제1 판독 구간(WE₁)과 제2 판독 경사 신호(412)에서 설정된 제2 판독 구간(WE₂)을 기준으로 자기 공명 신호를 획득할 수 있다. 직선 또는 원점을 기준으로 거울에 반사된 형상으로 볼 수 있다. 본 실시예에 의한 Balanced Dual Echo Radial Readout 방식은 SNR을 높이면서 동시에 두 개의 영상을 획득할 수 있는 장점이 있다.The data acquisition unit 230 is a magnetic resonance signal based on _{the first read section WE 1} set by the first read slope signal 411 _{and the second read section WE 2} set by the second read slope signal 412 Can be obtained. It can be viewed as a shape reflected by a mirror based on a straight line or an origin. The Balanced Dual Echo Radial Readout method according to the present embodiment has an advantage of increasing the SNR while simultaneously acquiring two images.

제2 판독 경사 신호(412)는 제1-2 하강 구간, 제1-2 하강 구간에 이어서 제2 극성을 갖는 제1-2 지속 구간, 제1-2 지속 구간에 이어서 제1-2 상승 구간을 갖고, 제2 판독 경사 신호(412)의 크기(HE₂)는 제1 판독 경사 신호의 크기(HE₁)와 동일하게 설정될 수 있다.The second read slope signal 412 is a 1-2 descending period, a 1-2 descending period having a second polarity following the 1-2 descending period, and a 1-2 rising period following the 1-2 continuous period. _{And, the size HE 2} of the second read gradient signal 412 may be set equal to _{the size HE 1} of the first read gradient signal.

제1 판독 구간(WE₁)은 제1 상승 구간부터 제1 지속 구간까지 설정되고, 제2 판독 구간(WE₂)은 상기 제1-2 지속 구간부터 제1-2 상승 구간까지 설정된다. 그에 따른 에코 시간은 TE₁과 TE₂에 대응한다.The first reading period WE ₁ is set from the first rising period to the first sustaining period, and the second reading period WE ₂ is set from the 1-2th sustaining period to the 1-2th rising period. The resulting echo time corresponds to _{TE 1} and TE _2.

경사자장 제어부(220)는 정상 상태 자유 세차(Steady State Free Procession) 시퀀스에 기초하여, 완전히 감쇄되지 않고 남아있는 원자핵 스핀의 횡축 자화를 리포커싱(Refocusing)하기 위해, 공간 부호화 경사자장 중에서 대상체에게 제1 방향, 제2 방향, 또는 이들의 조합으로 된 방향으로 인가되는 경사자장이 서로 반대 방향을 갖도록 제어할 수 있다. Based on the Steady State Free Procession sequence, the gradient magnetic field control unit 220 provides refocusing on the lateral magnetization of the atomic nucleus spin remaining without being completely attenuated. The gradient magnetic fields applied in the first direction, the second direction, or a combination thereof may be controlled to have opposite directions.

경사자장 제어부(220)는 하나의 TR(Repetition Time) 동안 서로 반대 극성을 갖는 제 1 방향 및 제 2 방향의 경사자장을 대상체에게 인가함으로써, 하나의 TR 동안에 대상체에게 인가되는 경사자장의 모멘트(Moment) 합을 일정하게 할 수 있다. 예를 들어, 자기 공명 영상 장치(200)는 하나의 TR(Repetition Time) 동안에 대상체에게 인가되는 경사자장의 모멘트 합을 '0' 또는 '0'에 근사한 값이 되도록 할 수 있다. 따라서, 경사자장 제어부(220)는 정상 상태 자유 세차(SSFP) 또는 균형 정상 상태 자유 세차(Balanced SSFP, bSSFP) 기법에 따른 경사자장 시퀀스를 대상체에 인가할 수 있다. The gradient magnetic field controller 220 applies gradient magnetic fields in the first direction and the second direction having opposite polarities to the object during one TR (Repetition Time), so that the moment of the gradient magnetic field applied to the object during one TR (Moment ) You can make the sum constant. For example, the magnetic resonance imaging apparatus 200 may make the sum of the moments of the gradient magnetic field applied to the object during one repetition time (TR) become a value approximating to '0' or '0'. Accordingly, the gradient magnetic field controller 220 may apply a gradient magnetic field sequence according to a steady state free car wash (SSFP) or a balanced steady state free car wash (Balanced SSFP, bSSFP) technique to the object.

자기 공명 신호는 자유유도감쇠(FID) 신호와 에코 신호를 포함할 수 있다. 제1 판독 구간에 획득한 제1 에코 신호는 기존의 FID 신호에 가깝고, 제2 판독 구간에 획득한 제2 에코 신호는 기존의 에코 신호에 가깝다고 볼 수 있다. The magnetic resonance signal may include a freedom induction attenuation (FID) signal and an echo signal. The first echo signal acquired in the first read period is close to the existing FID signal, and the second echo signal acquired in the second read period is close to the existing echo signal.

본 실시예에 따른 에코 신호는 제1 판독 구간(WE₁)에 대응하여 획득한 제1 에코 신호(431), 제2 판독 구간(WE₂)에 대응하여 획득한 제2 에코 신호(432), 및 내비게이터 판독 구간(WE_N)에 대응하여 획득한 하프 에코 신호(440)를 포함할 수 있다.The echo signal according to the present embodiment includes a first echo signal 431 obtained in response to _{the first reading period WE 1} , a second echo signal 432 obtained in response to _{the second reading period WE 2,} And a half echo signal 440 obtained in response to the navigator reading period WE _N.

데이터 획득부(230)는 하나의 반복 시간(TR)에 대응하여 제1 에코 신호(431), 제2 에코 신호(432), 및 하프 에코 신호(440)를 획득할 수 있다.The data acquisition unit 230 may acquire a first echo signal 431, a second echo signal 432, and a half echo signal 440 in response to one repetition time TR.

데이터 획득부(230)는 RF 코일(도 1의 26)로부터 수신되는 자기 공명 신호를 영상 처리부(240)로 제공할 수 있다.The data acquisition unit 230 may provide the magnetic resonance signal received from the RF coil (26 in FIG. 1) to the image processing unit 240.

영상 처리부(240)는 데이터 획득부(230)로부터 제공된 자기 공명 신호를 샘플링(Sampling)하여 K 공간 데이터를 생성할 수 있다. 또한, 영상 처리부(240)는 K 공간 데이터를 주파수 영역에서 공간 영역으로 변환하는 푸리에 변환을 수행함으로써 자기 공명 영상을 생성할 수 있다. 영상 처리부(240)는 데이터 획득부(230)로부터 제공된 자기 공명 신호를 언더샘플링(Undersampling)하여 K 공간 데이터를 생성할 수도 있다.The image processing unit 240 may generate K spatial data by sampling the magnetic resonance signal provided from the data acquisition unit 230. In addition, the image processing unit 240 may generate a magnetic resonance image by performing Fourier transform of transforming K spatial data from a frequency domain to a spatial domain. The image processing unit 240 may generate K spatial data by undersampling the magnetic resonance signal provided from the data acquisition unit 230.

영상 처리부(240)는 자기 공명 신호를 매칭한 K 공간에서 3차원 방향으로 중심으로부터 멀어지면서 방사 궤적 형태로 황금각(Golden Angle)마다 샘플링하여 자기 공명 영상을 재구성할 수 있다. 영상 처리부(240)는 제1 판독 구간에 따라 획득한 자기 공명 신호인 제1 에코 신호를 Center Out Radial 방식으로 프로젝션 데이터를 생성한다. 여기서 황금각은 수학적 또는 실험적으로 도출된 특정 각도이며, 고정 또는 가변될 수 있다.The image processing unit 240 may reconstruct the magnetic resonance image by sampling each golden angle in the form of a radiation trajectory while moving away from the center in a three-dimensional direction in the K-space matched with the magnetic resonance signal. The image processing unit 240 generates projection data using a center out radial method of a first echo signal, which is a magnetic resonance signal acquired according to the first reading period. Here, the golden angle is a specific angle derived mathematically or experimentally, and may be fixed or variable.

영상 처리부(240)는 자기 공명 신호를 매칭한 K 공간에서 3차원 방향으로 중심에 가까워지면서 방사 궤적 형태로 황금각마다 샘플링하여 자기 공명 영상을 재구성할 수 있다. 영상 처리부(240)는 제2 판독 구간에 따라 획득한 자기 공명 신호인 제2 에코 신호를 Center In Radial 방식으로 프로젝션 데이터를 생성한다.The image processing unit 240 may reconstruct the magnetic resonance image by sampling each golden angle in the form of a radiation trajectory while approaching the center in a three-dimensional direction in the K-space matched with the magnetic resonance signal. The image processing unit 240 generates projection data using a Center In Radial method on a second echo signal, which is a magnetic resonance signal acquired according to the second reading period.

스포일러 신호에서 설정된 내비게이터 판독 구간에 획득된 자기 공명 신호는 수학적으로 음의 주파수 대역을 포함하지 않고, 영 또는 양의 주파수 대역을 포함한다. 제1 및 제2 에코 신호는 3차원 k-공간 상의 MR 데이터를 획득한 것이고, 스포일러 신호는 고정된 Z방향의 하프 에코 신호의 MR 데이터를 획득한 것이다. 하프 에코 신호는 동일한 k-공간 위치의 데이터만을 획득한다.The magnetic resonance signal obtained in the navigator reading period set in the spoiler signal does not mathematically include a negative frequency band, but includes a zero or positive frequency band. The first and second echo signals are obtained by obtaining MR data in a 3D k-space, and the spoiler signal is obtained by obtaining MR data of a fixed half echo signal in the Z direction. The half echo signal acquires only data of the same k-space location.

영상 처리부(240)는 자기 공명 신호를 매칭한 K 공간에서 Z축 방향으로 고정된 궤적 형태로 샘플링하여 자기 공명 영상을 재구성한다. 영상 처리부(240)는 내비게이터 판독 구간에 따라 획득한 자기 공명 신호인 하프 에코 신호를 Z축만으로 고정하는 방식으로 프로젝션 데이터를 생성한다. Z축 방향의 프로젝션 데이터를 획득하기 위해서 촬영 시간의 희생이 없고 항정 상태를 유지할 수 있는 장점이 있다.The image processing unit 240 reconstructs the magnetic resonance image by sampling the magnetic resonance signal in the form of a fixed trajectory in the Z-axis direction in the matched K space. The image processing unit 240 generates projection data by fixing the half-echo signal, which is a magnetic resonance signal acquired according to the navigator reading section, only on the Z-axis. In order to acquire projection data in the Z-axis direction, there is an advantage of maintaining a steady state without sacrificing shooting time.

도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치가 이중 에코 시간 각각에 획득한 에코 신호를 재구성한 자기 공명 영상을 예시한 도면이다.FIG. 7 is a diagram illustrating a MR image obtained by reconstructing an echo signal acquired at each of the double echo times by the MR imaging apparatus according to another embodiment of the present invention.

도 7의 이중 에코 영상을 참조하면, Phantom과 Volunteer 영상을 통해서 1회의 촬영으로 제1 에코 영상(UTE 영상)와 제2 에코 영상(T2 영상)을 얻을 수 있다. Phantom 실험에서는 높은 감수율(Susceptibility)이 있는 상황에서도 UTE 영상은 네 개의 팬텀이 잘 보였지만, 두 번째 영상에서는 susceptibility가 높은 영상은 재구성되지 않는다. Volunteer의 경우 첫 번째 영상에서 더 작은 혈관들 까지도 촬영이 가능한 것을 확인할 수 있다. Referring to the double echo image of FIG. 7, a first echo image (UTE image) and a second echo image (T2 image) may be obtained through one capturing through the phantom and volunteer images. In the phantom experiment, even when there is a high susceptibility, four phantoms were well seen in the UTE image, but the image with high susceptibility was not reconstructed in the second image. In the case of Volunteer, it can be seen that even smaller blood vessels can be photographed in the first image.

도 8 내지 도 10은 본 발명의 실시예들에 따른 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치가 하프 에코 프로젝션 데이터를 기반으로 분석한 호흡 연동 신호를 예시한 도면이다.8 to 10 are diagrams illustrating a respiratory linkage signal analyzed based on half-echo projection data by a breathing section detection apparatus or a magnetic resonance imaging apparatus according to embodiments of the present invention.

영상 처리부(240)는 대상체가 호흡하는 동안 각 반복 시간마다 내비게이터 판독 구간에서 획득하여 변환한 프로젝션 데이터의 특정 영역을 연속적으로 배열한 호흡 연동 신호를 분석하여 호흡 주기를 산출한다.The image processing unit 240 calculates a breathing cycle by analyzing a breathing interlocking signal obtained by continuously arranging specific regions of projection data acquired and converted in a navigator reading section at each repetition time while the subject breathes.

영상 처리부(240)는 호흡 주기에 해당하는 자기 공명 신호 또는 프로젝션 데이터를 추출하고, 추출된 자기 공명 신호 또는 프로젝션 데이터를 기반으로 자기 공명 영상으로 재구성할 수 있다.The image processing unit 240 may extract a magnetic resonance signal or projection data corresponding to a breathing period, and reconstruct a magnetic resonance image based on the extracted magnetic resonance signal or projection data.

세 가지 방식의 예측 호흡 신호(Retrospective Respiratory Signal)를 비교한 결과, K-space의 중심 데이터 기반 방식(비교예 2)은 필터링 효과로 인해서 급격하거나 완만한 변화는 왜곡되는 경향이 있다. 비교예 2의 호흡 신호는 비교예 3의 호흡 신호와 차이가 있다. 저해상도 기반 방식(비교예 3)는 흉부의 부피변화를 잘 나타내지만, 공간해상도의 부족으로 부피의 변화 역시 해상도가 낮다. 본 실시예의 따른 방식는 비교예 3과 유사한 패턴을 보이며 높은 시공간 해상도로 흉부의 부피변화가 측정됨을 확인할 수 있다.As a result of comparing the three types of predictive respiratory signals (Retrospective Respiratory Signal), the K-space's central data-based method (Comparative Example 2) tends to distort the sudden or gentle change due to the filtering effect. The breathing signal of Comparative Example 2 is different from the breathing signal of Comparative Example 3. The low-resolution-based method (Comparative Example 3) shows a change in the volume of the chest well, but the change in volume due to a lack of spatial resolution also has a low resolution. The method according to this example shows a pattern similar to that of Comparative Example 3, and it can be seen that the volume change of the chest is measured with high spatiotemporal resolution.

도 10을 참조하면, 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치는 스포일러 신호가 켜지는 순간부터 데이터를 측정하여 하프 에코 신호를 획득하고, 이를 1차원 푸리에 변환하여 Z 방향의 프로젝션 데이터를 획득한다. Z 방향의 프로젝션 데이터는 매 TR마다 획득할 수 있다. Z 방향의 프로젝션 데이터는 피험자의 호흡을 자동으로 추정할 수 있다. 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치는 프로젝션 데이터들을 상호 상관하여 이동지점을 산출하고, 이동지점을 분석하여 흉부의 부피 변화를 산출할 수 있다. Referring to FIG. 10, a breathing section detection apparatus or a magnetic resonance imaging apparatus obtains a half-echo signal by measuring data from the moment the spoiler signal is turned on, and obtains projection data in the Z direction by one-dimensional Fourier transform. Projection data in the Z direction can be obtained for each TR. The Z-direction projection data can automatically estimate the subject's breathing. The breathing section detection device or the magnetic resonance imaging device may calculate a moving point by correlating projection data with each other, and calculate a change in the volume of the chest by analyzing the moving point.

호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치는 히스토그램의 누적 분포를 산출하고, 히스토그램의 누적 분포에서 구간별 빈도수를 기준으로 호흡 주기를 복수의 상태로 분류한다. 예컨대, 누적 구간 0 내지 100에서 20을 기준으로 5 개의 상태로 분류할 수 있다. 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치는 호흡 주기 별로 프로젝션 데이터를 분류하고, 각 호흡 주기에 해당하는 프로젝션 데이터 또는 자기 공명 영상을 추출하고 그룹핑하여 출력한다.The breathing section detection device or the magnetic resonance imaging device calculates the cumulative distribution of the histogram, and classifies the breathing cycle into a plurality of states based on the frequency of each section from the cumulative distribution of the histogram. For example, it can be classified into five states based on 20 in the cumulative interval 0 to 100. The breathing section detection device or magnetic resonance imaging device classifies projection data for each breathing cycle, extracts projection data or magnetic resonance images corresponding to each breathing cycle, and outputs them by grouping.

도 11는 본 발명의 실시예들에 따른 호흡 구간 검출 장치 또는 자기 공명 영상 장치가 하프 에코 프로젝션 데이터를 기반으로 재구성한 자기 공명 영상을 예시한 도면이다.11 is a diagram illustrating a MR image reconstructed based on half-echo projection data by a breathing section detection apparatus or a magnetic resonance imaging apparatus according to embodiments of the present invention.

각 호흡 연동 예측 방법으로 호흡 연동(Respiratory Gating)한 결과 영상을 비교하면, 비교예 1은 전체 데이터를 사용하였으나 폐혈관이 잘 보이지 않고, 본 실시예가 가장 우수한 화질을 보여줌을 파악할 수 있다.When comparing the results of respiratory gating with each respiratory linkage prediction method, it can be seen that although the entire data were used in Comparative Example 1, the pulmonary blood vessels were not clearly visible, and this example showed the best image quality.

호흡 구간 검출 장치 및 자기 공명 영상 장치에 포함된 구성요소들이 도 1, 도 3, 및 도 4에서는 분리되어 도시되어 있으나, 복수의 구성요소들은 상호 결합되어 적어도 하나의 모듈로 구현될 수 있다. 구성요소들은 장치 내부의 소프트웨어적인 모듈 또는 하드웨어적인 모듈을 연결하는 통신 경로에 연결되어 상호 간에 유기적으로 동작한다. 이러한 구성요소들은 하나 이상의 통신 버스 또는 신호선을 이용하여 통신한다.Components included in the breathing section detection apparatus and the magnetic resonance imaging apparatus are shown separately in FIGS. 1, 3, and 4, but a plurality of components may be combined with each other to be implemented as at least one module. Components are connected to a communication path connecting a software module or a hardware module inside the device and operate organically with each other. These components communicate using one or more communication buses or signal lines.

호흡 구간 검출 장치 및 자기 공명 영상 장치는 하드웨어, 펌웨어, 소프트웨어 또는 이들의 조합에 의해 로직회로 내에서 구현될 수 있고, 범용 또는 특정 목적 컴퓨터를 이용하여 구현될 수도 있다. 장치는 고정배선형(Hardwired) 기기, 필드 프로그램 가능한 게이트 어레이(Field Programmable Gate Array, FPGA), 주문형 반도체(Application Specific Integrated Circuit, ASIC) 등을 이용하여 구현될 수 있다. 또한, 장치는 하나 이상의 프로세서 및 컨트롤러를 포함한 시스템온칩(System on Chip, SoC)으로 구현될 수 있다.The breathing section detection apparatus and the magnetic resonance imaging apparatus may be implemented in a logic circuit by hardware, firmware, software, or a combination thereof, or may be implemented using a general purpose or specific purpose computer. The device may be implemented using a hardwired device, a field programmable gate array (FPGA), an application specific integrated circuit (ASIC), or the like. In addition, the device may be implemented as a System on Chip (SoC) including one or more processors and controllers.

호흡 구간 검출 장치 및 자기 공명 영상 장치는 하드웨어적 요소가 마련된 컴퓨팅 디바이스에 소프트웨어, 하드웨어, 또는 이들의 조합하는 형태로 탑재될 수 있다. 컴퓨팅 디바이스는 각종 기기 또는 유무선 통신망과 통신을 수행하기 위한 통신 모뎀 등의 통신장치, 프로그램을 실행하기 위한 데이터를 저장하는 메모리, 프로그램을 실행하여 연산 및 명령하기 위한 마이크로프로세서 등을 전부 또는 일부 포함한 다양한 장치를 의미할 수 있다.The breathing section detection apparatus and the magnetic resonance imaging apparatus may be mounted in a form of software, hardware, or a combination thereof on a computing device provided with a hardware element. Computing devices include all or part of a communication device such as a communication modem for performing communication with various devices or wired/wireless communication networks, a memory storing data for executing a program, and a microprocessor for calculating and commanding by executing a program. It can mean a device.

본 실시예들에 따른 동작은 다양한 컴퓨터 수단을 통하여 수행될 수 있는 프로그램 명령 형태로 구현되어 컴퓨터 판독 가능한 매체에 기록될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능한 매체는 실행을 위해 프로세서에 명령어를 제공하는 데 참여한 임의의 매체를 나타낸다. 컴퓨터 판독 가능한 매체는 프로그램 명령, 데이터 파일, 데이터 구조 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 예를 들면, 자기 매체, 광기록 매체, 메모리 등이 있을 수 있다. 컴퓨터 프로그램은 네트워크로 연결된 컴퓨터 시스템 상에 분산되어 분산 방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수도 있다. 본 실시예를 구현하기 위한 기능적인(Functional) 프로그램, 코드, 및 코드 세그먼트들은 본 실시예가 속하는 기술분야의 프로그래머들에 의해 용이하게 추론될 수 있을 것이다.The operations according to the present embodiments may be implemented in the form of program instructions that can be executed through various computer means and recorded in a computer-readable medium. Computer-readable medium refers to any medium that has participated in providing instructions to a processor for execution. The computer-readable medium may include program instructions, data files, data structures, or a combination thereof. For example, there may be a magnetic medium, an optical recording medium, a memory, and the like. Computer programs may be distributed over networked computer systems to store and execute computer-readable codes in a distributed manner. Functional programs, codes, and code segments for implementing this embodiment may be easily inferred by programmers in the art to which this embodiment belongs.

본 실시예들은 본 실시예의 기술 사상을 설명하기 위한 것이고, 이러한 실시예에 의하여 본 실시예의 기술 사상의 범위가 한정되는 것은 아니다. 본 실시예의 보호 범위는 아래의 청구범위에 의하여 해석되어야 하며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 기술 사상은 본 실시예의 권리범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.The present embodiments are for explaining the technical idea of the present embodiment, and the scope of the technical idea of the present embodiment is not limited by these embodiments. The scope of protection of this embodiment should be interpreted by the following claims, and all technical ideas within the scope equivalent thereto should be construed as being included in the scope of the present embodiment.

Claims

In the breathing section detection apparatus comprising at least one processor and a memory for storing at least one program executed by the at least one processor,
The processor converts the magnetic resonance signal acquired through the magnetic resonance imaging device into projection data, and reconstructs the magnetic resonance image based on a plurality of projection data,
The processor calculates a breathing cycle by applying a histogram to a breathing interlocking signal in which a specific area of projection data acquired and converted in a reading section while the subject breathes in succession is arranged,
The magnetic resonance imaging apparatus controls a gradient magnetic field according to a gradient magnetic field signal,
The gradient magnetic field signal includes a first read gradient signal and a spoiler signal,
The read section includes a first read section set in the first read slope signal and a navigator read section set in the spoiler signal,
The gradient magnetic field signal includes a second read gradient signal formed with reference to the first read gradient signal, and the magnetic resonance imaging apparatus includes a first read section and the second read gradient signal set in the first read gradient signal Acquiring the magnetic resonance signal based on the second reading interval set in,
The first read tilt signal and the second read tilt signal are formed in a shape reflected by a mirror based on an origin and have opposite polarities,
The magnetic resonance signal includes a free induction attenuation signal and an echo signal,
The echo signal is a dual echo signal including a first echo signal acquired in response to the first reading period and a second echo signal acquired in response to the second reading period, and a dual echo signal acquired in response to the navigator reading period. Contains a half echo signal,
The magnetic resonance imaging apparatus is characterized in that acquiring a dual echo signal including the first echo signal and the second echo signal and the half echo signal after a radio frequency (RF) pulse corresponding to one repetition time Breathing section detection device.

delete

The method of claim 1,
The MR imaging apparatus acquires the magnetic resonance signal in the navigator reading section at each repetition time, and performs a one-dimensional Fourier transform on the magnetic resonance signal to generate projection data in the Z-axis direction. Detection device.

The method of claim 3,
The magnetic resonance signal obtained in the navigator reading period set in the spoiler signal does not mathematically include a negative frequency band, but includes a zero or positive frequency band.

The method of claim 1,
The processor calculates the cumulative distribution of the histogram, and classifies the breathing cycle into a plurality of states based on the frequency of each section from the cumulative distribution of the histogram.

The method of claim 5,
The processor classifies the projection data for each breathing period, grouping and outputting magnetic resonance images corresponding to each breathing period.

The method of claim 5,
The processor, by referring to projection data matching the cumulative distribution of the histogram, selects a magnetic resonance image corresponding to a specific breathing cycle from among the breathing cycles classified into the plurality of states.

The method of claim 1,
The processor selects reference projection data from among the plurality of projection data, calculates a shift point by cross-correlating the reference projection data and the remaining projection data, and calculates a shift point using the moving point. Breathing section detection device, characterized in that to calculate the volume change of.

The method of claim 1,
And the processor reconstructs the magnetic resonance image by sampling the magnetic resonance signal in the form of a fixed trajectory in a Z-axis direction in a spatial frequency domain in which the magnetic resonance signal is matched.