KR20090075644A - 부분 일시적-보간을 갖는 분할-에코 - Google Patents

Abstract

환자의 영상을 형성하기 위한 MRI로서:

RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일과;

상기 환자의 정상-상태(steady-state) 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기와, 여기서 그래디언트 면적들(gradient areas)은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하여 구성되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 RF 펄스들을 수신하고 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법과, MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램이 또한 개시된다.

Description

부분 일시적-보간을 갖는 분할-에코{SPLIT-ECHO WITH FRACTIONAL TEMPORAL-INTERPOLATION}

본 발명은 각 시간 반복(TR) 구간에 대해 그래디언트(gradient) 면적들이 0으로 균형잡히며(balance to), 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안 중단 없이 RF 펄스들을 생성하는, 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 각 시간 반복(TR) 구간에 대해 그래디언트(gradient) 면적들이 0으로 균형잡히며(balance to), 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안 중단 없이 RF 펄스들을 생성하고, 제어기가 각 TR 구간 동안에 상기 그래디언트들이 K 스페이스 내의 특정 영역들을 목표로 하게 유도하며, K 스페이스 내의 적어도 2개의 영역들이 오버랩되고(overlap) K 스페이스의 적어도 하나의 영역은 주어진 TR 구간 동안에 그래디언트들로 영상화되지(imaged) 아니하는, 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다.

MRI에서, SSFP 촬영이 널리 쓰이는데, 이는 그것이 특히 심장 촬영에 대해서 월등한 콘트라스트(contrast) 대 잡음비(CNR)를 제공하는 신호가 풍부한 시퀀스이기 때문이다. 전형적으로, 이 시퀀스는 적절하게 높은 해상도(resolution)(예컨대 256*256)의 행렬을 사용하여 적용된다. 그래디언트들이 촬영 시스템에 이용가능한 지에 대해 관계없이, SSFP 촬영의 제한 팩터는 TR인데, 이는 시퀀스가 스핀 시스템의 상의 정밀한 제어에 의존하기 때문이며, 긴 TR이 사용되는 때에는, 주 자계(Bo) 내의 이질성은 부분적으로 스핀 시스템을 디페이징(dephasing)하는 데에 책임이 있으며, 이는 영상에 존재하는 여러 상 에러들을 유발한다. 과도하게 긴 TR에 관계된 이들 상 에러들은 상 롤(roll) 아티팩트(artifacts)로 언급되는 신호 손실의 구별되는 대역들로서 명백해진다. 종래에는, SSFP 시퀀스에 사용되는 영상 그래디언트들은 짧은 TR을 보장하기 위해 그들의 최대 세기 및 최대 스위칭 레이트에서 적용된다(도 1). 도 1a, 1b는 SSFP(steady state free precession) 촬영에 대한 측정 및 상 인코딩 그래디언트 조건들을 도시하고 있다. 나타난 것은 에코 형성 측정 그래디언트(왼쪽 위)와 상 인코딩 그래디언트(왼쪽 아래)이다. 대표적인 k-스페이스 신호(도 1b)가 도시되어 있고 k-스페이스 데이터가 일직선으로 컴파일되는 방식이 도시되어 있다(오른쪽 아래). 실선으로 도시된 바와 같이, 상 인코딩 그래디언트의 처음 그래디언트 로브(lobe)는 k-스페이스 행렬을 따라 "수직으로" 신호를 진행시키는데에 책임이 있는데, 측정 그래디언트는 데이터가 "수평으로" (굵은 회색 선에 의해 지시됨) 판독되어 k-스페이스의 하나의 라인을 형성하는 곳에서 에코 신호를 형성한다. 또한, 파선으로 도시된 것은 모든 그래디언트들의 면적은 시퀀스의 끝에서 반드시 합이 0이 되어야 하는 실시형태이고, 이는 스핀 시스템의 상을 0으로 복구한다(k-스페이스의 중앙에 대응함). k-스페이스의 연속적인 라인들은 그래디언트 시퀀스를 반복함에 의해 획득되지만, 상 인코딩 그래디언트는 각 개별 라인에 대응되는 상이한 진폭들에서 적용된다. 더 큰 행렬 스캔들이 수행되는 때에, 그 래디언트 세기를 증가시키는 것은 가능하지 않고, 그래서 그래디언트 구간이 증가하여, 이로써 최소 TR을 증가시킬 수 있다. 그래서, SSFP 촬영의 훌륭한 CNR이 더 큰 행렬들(예컨대 50%만큼 증가하여 384 x 384인 행렬)로 스캔을 수용하는 동안에, 상기와 같은 과정을 거치는 것은 시퀀스의 TR이 증가하게 한다. TR이 증가한 스캔에 있어서, 상 롤 아티팩트들의 위험은 전형적으로 이들 스캔들을 신뢰할 수 없게 만들기에, 이들은 거의 사용되지 않는다. 예를 들어, TR을 4ms에서 5ms로 증가시키는 것은 전형적으로 아티팩트 레벨의 드라마틱한 증가를 가져오는데, 이는 특히 빠르게 흐르는(flowing) 혈액의 영역에 걸쳐 아티팩트가 떨어지는 때에 문제가 되는바, 이는 이것이 아티팩트 대역을 발생시킬 수 있어서, 주변 영상 특성들을 말소시키기 때문이다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하기 위한 MRI에 관한 것이다. 이 MRI는 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상기 MRI는 환자의 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하는데, 이 수신 코일은 RF 펄스들을 수신하고 이 RF 펄스들을 제어기에 제공하며, 이는 영상을 얻기 위함이다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 RF 펄스들을 제공한다.

MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 컴퓨 터로 이루어지는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 SSFP(steady-state free precession) 자기 공명 영상(MRI) 스캔에서의 에코 신호의 획득을 3 개의 세그먼트들로 분할하여, 단일 TR 주기 내의 완전한 에코 신호를 판독하는 종래의 방식에 비해 이 MRI 시퀀스의 최소 시간 반복(TR)은 감소한다. 영상 정적(static) 구조들에 적용될 때에는, 스캔 시간은 종래의 스캔에 비해 2배가 된다. 영상 다이내믹 구조(심장과 같은)에 적용되는 때에는, 스캔 시간은, 본 명세서에 참조로써 통합되어 있는 미국 특허 출원 No. 11/786,685 "Rapid MRI Dynamic Imaging Using Mach"에 기술된 일시적으로 성긴(sparse) 데이터-샘플링 설계, MACH를 이용함에 의해 유지될 수 있다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 이 MRI는 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상기 MRI는 환자의 가속 조직(accelerating tissue)의 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하고, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 이 MRI는 구조 내에 배치된 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상기 MRI는 콘트라스트(contrast)를 생성하도록 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경함에 의해 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는, 구조 내에 배치된 적어도 하나의 수신 코일을 포함하고, 상기 수신 코일은 영상을 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 이 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 심장에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없 이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 이 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 짧은 T2에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 이 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 임플란트에 근접한 환자의 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 이 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 가속(accelerating) 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 이 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 콘트라스트(contrast)를 생성하도록 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경함에 의해 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독 가능한 매체에 수 록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 짧은 T2에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독 가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 짧은 T2에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독 가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계들을 포함한다. 상 기 방출 코일과 통신하는 제어기로 임플란트에 근접한 환자의 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독 가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디어트들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계들을 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 환자의 가속(accelerating) 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독 가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 컴퓨터 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계들을 포함한다. 상 기 방출 코일과 통신하는 제어기로 콘트라스트(contrast)를 생성하도록 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경함에 의해 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있는데, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 이 MRI는 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상기 MRI는 환자의 가속 조직(accelerating tissue)의 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하고, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 이 MRI는 구조 내에 배치된 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한 다. 상기 MRI는 콘트라스트(contrast)를 생성하도록 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경함에 의해 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는, 구조 내에 배치된 적어도 하나의 수신 코일을 포함하고, 상기 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

이제 도면들을 참조해 보면, 동일한 참조 번호들은 여러 도면들에 걸쳐서(특히 도 11, 도 12에서) 동일하거나 유사한 부분들을 나타내며, 도면들에는 환자의 영상을 형성하는 MRI가 도시되어 있다. MRI(10)는 RF 펄스들과 그래디언트들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일(12)을 포함한다. 상기 MRI(10)는 환자의 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일(12)과 통신하는 제어기(14)를 포함하는데, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며, 상기 제어기(14)는 상기 방출 코일(12)이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 RF 펄스들을 생성하게 하기 위해 상기 방출 코일(12)과 통신한다. 상기 MRI(10)는 상기 제어기(14)와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일(16)을 포함하며, 상기 수신 코일(16)은 영상을 얻기 위해 RF 펄스들을 수신하고 이 RF 펄스들을 상기 제어기(14)에 제공한다.

바람직하게는, 제어기(14)는 그래디언트들이 각 TR 구간 동안에 K 스페이스 내의 특정 영역들을 목표로 하게 하며, 주어진 TR 구간 동안에 K 스페이스 내의 오버랩되는 적어도 2 개의 영역들과 K 스페이스의 적어도 하나의 영역은 그래디언트들로 영상화되지 않고, 오버랩되는 영역들에 대응되는 데이터는 대응되는 K-스페이스 영역들이 적어도 하나의 데이터 세트로부터 제거되고 각 K-스페이스 영역에 대응되는 일련의 데이터 세트들이 오버랩 없이 합성 행렬에 삽입되도록 시간 시프팅(shifted)된다. 제어기(14)는 바람직하게 상기 합성 행렬에 대해 퓨리에 변환을 수행한다. 바람직하게는, 상기 제어기(14)는 수신 코일(16)이 초기(early), 중기(middle), 후기(late) 세그먼트들로 분할되는 에코 신호를 수신하게 한다.

영상 코일에 의해 생성된 3 개 로브(lobe) 그래디언트는 바람직하게는 중기 세그먼트에 대해 사용되고, 2 개의 로브 그래디언트는 초기 세그먼트, 후기 세그먼트들에 대해 사용된다. 바람직하게는, 상기 초기, 중기, 후기 세그먼트들은 각각 에코 신호의 약 25%, 50%, 25%를 차지한다. 후기 에코 세그먼트는 바람직하게는 초기 에코 세그먼트와는 반대되는 극성을 갖는다. 바람직하게는, 초기 에코 세그먼트 및 후기 에코 세그먼트는 방출 코일(12)로 시간 반복 구간 내에 2번 트래버스(traversed)된다. 상 인코딩 그래디언트 로브는, 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트들이 두 번째 트래버스되는 때에 K 스페이스 내의 별도 라인에 액세스하기 위해, 방출 코일(12)로 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트들 사이에 적용된다.

본 발명은 MRI(10)로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일(12)로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성 하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일(12)과 통신하는 제어기(14)로 상기 환자의 정상-상태 영상을 얻는 단계가 있으며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기(14)는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기(14)와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일(16)로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 있으며, 상기 적어도 하나의 수신 코일(16)은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기(14)에 상기 RF 펄스들을 제공한다.

바람직하게는, 상기 제어기로 상기 그래디언트들이 각 TR 구간 동안에 K 스페이스 내의 특정 영역들을 목표로 하게 하는 단계가 포함되고, 여기서 K 스페이스 내의 적어도 2 개의 영역들이 오버랩되며, K 스페이스의 적어도 하나의 영역은 주어진 TR 구간 동안에 그래디언트들로 영상화되지 않으며, 상기 오버랩되는 영역들에 대응되는 데이터가 시간 시프팅되어(shifted) 대응되는 K-스페이스 영역들이 적어도 하나의 데이터 세트로부터 제거되고 각 K-스페이스 영역들에 대응되는 일련의 데이터 세트들이 오버랩 없이 합성 행렬(composite matrix)에 삽입되는 것을 특징으로 한다. 상기 제어기로 상기 합성 행렬에 대해 퓨리에 변환을 수행하는 단계가 포함된다. 바람직하게는, 상기 제어기로 상기 수신 코일이 초기(early) 세그먼트, 중기(middle) 세그먼트, 후기(late) 세그먼트로 분할되는 에코 신호를 수신하게 하는 단계가 포함된다.

바람직하게는, 상기 중기 세그먼트를 위한 3-로브(lobe) 그래디언트와, 상기 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트를 위한 2-로브(lobe) 그래디언트를 영상 코일에 의해 생성하는 단계가 포함된다. 바람직하게는, 상기 초기, 중기, 후기 세그먼트들은 각각 상기 에코 신호의 약 25%, 50%, 25%를 차지한다. 상기 후기 에코 세그먼트의 극성을 상기 초기 에코 세그먼트의 극성과 반대되게 하는 단계가 포함된다. 바람직하게는, 상기 방출 코일로 상기 시간 반복 구간 내에서 상기 초기 및 후기 에코 세그먼트들을 2 번 트래버스하는(traversing) 단계가 포함된다. 상기 초기 및 후기 세그먼트들이 두 번째 트래버스되는 때에 K 스페이스 내의 별도 라인에 액세스하기 위해, 상기 방출 코일로 상기 초기 및 후기 세그먼트들 사이에 상 인코딩 그래디언트 로브를 적용하는 단계가 포함된다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 상기 MRI는 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상기 MRI는 상기 환자의 가속(accelerating) 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하도록 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 RF 펄스들을 수신하고 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 환자의 영상을 형성하는 MRI에 관한 것이다. 상기 MRI는 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일을 포함한다. 상 기 MRI는 상기 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경하여 콘트라스트를 생성함으로써 상기 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기를 포함하며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하도록 상기 방출 코일과 통신한다. 상기 MRI는 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 RF 펄스들을 수신하고 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 심장에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 포함되고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 짧은 T2 조직에 대 한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 포함되고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 임플란트에 근접한 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 포함되고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 가속(accelerating) 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 포함되고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상 기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법에 관한 것이다. 상기 방법은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 수분 및 지방 스핀 상들을 변경하여 콘트라스트(contrast)를 생성함에 의해 상기 환자의 지방 및 수분 특성에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계가 포함되고, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히며(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 심장에 대한 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시 간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 짧은 T2 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 임플란트에 근접한 상기 환자의 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기는 상기 방 출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 가속(accelerating) 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

본 발명은 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경하여 콘트라스트(contrast)를 생성함에 의해 상기 환자의 지방 및 수분 특성들에 대한 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적 들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

SSFP(steady state free precession) 촬영 시퀀스에서, 촬영 시퀀스의 시간 반복(TR), 즉 k-스페이스의 각 TR 주기 라인 세그먼트는, 스핀 시스템이 코히어런스(coherence)를 유지하는 정도에 의해 제한된다. 전형적으로, 여기서의 주요 제한 팩터는 T2 완화 시간에 의해 지시되는 스핀 시스템의 내재적 코히어런스 시간이 아니며, 주(main) 자계의 이질성, 테슬라(T) 단위의 Bo에 의한 것이다. 백만분의 일(PPM) 단위로 표현되는 이질성을 갖는 시스템에서, 스핀 시스템은 물의 경우 42,666,667 Hz/T의 회전 자기율을 가지며, 180도만큼 디페이징(dephase)하기 위한 스핀 시스템에 대한 시간(ms)은 다음과 같이 주어진다:

D₁₈₀ = 1000/(2 x PPM x 42, 666,665 x B_o)

예를 들어, 1.5T의 계(field) 세기 그리고 백만분의 2(2 PPM)의 이질성인 경우에는, D₁₈₀ = 3.9 ms이다. 이것의 귀결은 디페이징의 영향으로 인한 신호 손실을 피하기 위해 TR이 D₁₈₀보다 작아야 한다는 점이다. 실무적으로, 이는 달성하기 힘든 것이고, 어느 정도의 스핀 디페이징 아티팩트(artifact)가 전형적으로 존재한다. 또한, 주 자계(main magnetic field)의 세기가 증가함에 따라 이는 더욱 문제화된 다. 예를 들어, 예를 들어, 동일한 상대적 이질성을 갖는 3T의 자계의 경우에, D180=1.9ms이고, 이러한 이유로, 3T 시스템은 1.5T 시스템에 비해 더 높은 이질성 정정 레벨들을 필요로 한다. TR을 감소시키는 하나의 구성은 높은-성능 그래디언트들을 사용하는 것이다. 전형적으로, 1.5T 시스템들에 사용되는 것과 유사한 높은 성능 그래디언트들이 3T 시스템들에도 사용된다. 본 발명은, SWIFT는, 주어진 그래디언트 시스템의 성능 레벨에 대해 TR이 감소하게 한다.

본 발명은 MRI(10)로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램에 관한 것이다. 상기 프로그램은 적어도 하나의 방출 코일(12)로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 컴퓨터 발생 단계를 포함한다. 상기 방출 코일과 통신하는 제어기(14)로 상기 환자의 정상-상태 영상을 얻는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간에서 0으로 균형잡히고(balance to), 상기 제어기(14)는 상기 방출 코일(12)이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 한다. 상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일(16)로 상기 RF 펄스들을 수신하는 컴퓨터 발생 단계가 포함되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일(16)은 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기(14)에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 한다.

SWIFT라 불리는 본 발명의 바람직한 실시예의 동작에 있어서, 에코 획득을 3 개의 세그먼트들: "초기(early)" 세그먼트, "중기(middle)" 세그먼트, "후기(late)" 세그먼트로 분할한다(도 2a, 도 2b). 도 2a, 2b에서, SWIFT의 에코 분할 실시형태가 예시되어 있다. 도 2a에서는, 종래의 k-스페이스 행렬이 나타나 있는 데, 이 k-스페이스의 각 라인은 단일 에코 신호로서 획득된다. SWIFT에서는, 도 2b에서는, 각 라인은 3 개의 에코 세그먼트들로 분할된다. 이러한 예에서, "초기"(점선) 및 "후기"(파선) 세거믄터들은 각각 상기 라인의 25%를 차지하며, "중기"(실선) 섹션은 상기 라인의 50%를 차지한다. 각 에코 세그먼트에 대한 판독 시간이 단지 완전한 에코의 일부를 나타내기 때문에, 최소 TR은 감소할 수 있다. 예를 들어, 행렬을 256 x 256에서 384 x 384로 50% 만큼 증가시키는 때에는, TR은 예컨대 40mT/m 최대 세기 및 150mT/m/s 최대 슬루율(slew rate)을 갖는 높은-성능 그래디언트들로 스캐너상에서 4ms에서 5ms로 증가한다. SWIFT를 이용할 경우에는, 4ms의 TR이 유지될 수 있거나 더 높은 행렬 스캔에 대해 약간(~10%) 감소할 수도 있다. 높은-성능 스캐너의 전형적 그래디언트 성능 특성들을 사용하여 수행되는 계산들은 SWIFT가 최소 TR은 증가시키지 않으면서 기본 스캔 행렬을 2배로 하는데(예컨대 256 x 256을 512 x 512로) 사용될 수 있음을 나타내고 있다. 잠재적인 애플리케이션들은 높은-성능 스캐너가 SSFP 촬영 시퀀스에 이용가능한 높은 해상도를 액세스할 수 있게 하는 것을 포함하고, 반면 낮은 성능 스캐너는, 예를 들어 아티팩트에 관련된 거슬리는 이질성 없이도 128 x 128 행렬을 생성할 수 있는 능력만을 갖는 낮은 성능 스캐너는, 그래디언트 성능을 향상시킴 없이 256 x 256 행렬을 생성할 수 있다.

SSFP 촬영의 주요 특징은 모든 그래디언트들이 각 TR 구간에서 반드시 0으로 균형잡힌다는 점이다. 이는 에코 신호가 초기(예컨대, 에코의 25%), 중기(예컨대, 에코의 50%), 후기(예컨대, 에코의 25%) 세그먼트들로 분할되는 때(도 3)에 SWIFT 에서 효율적으로 달성된다. 도 3에서, SWIFT 시퀀스에 대한 공간 인코딩 그래디언트들은 중기 에코 세그먼트(맨 위 패널), 초기 에코 세그먼트들(가운데 패널) 및 상 인코딩 그래디언트(아래 패널)에 대해 도시되어 있다. 어느 주어진 TR 구간 동안에, 그래디언트들을 판독하는 단지 하나의 에코 세그먼트가 수행될 것이다(예를 들어, 단지 중기 에코 섹션이 일 TR 구간 동안에 판독을 수행할 것이고, 별도의 TR 구간 동안에는 초기 에코 세그먼트가 판독을 수행할 것이다). 굵은 회색 선은 데이터가 샘플링되는 때를 나타낸다. 중기 에코 세그먼트에서, 이는 연속 신호 판독이다. 초기 에코 세그먼트에서, 이는 2 개의 섹션들에서 수행된다. 제 1 판독 섹션은 k-스페이스의 하나의 라인에 대해 초기 에코 세그먼트를 샘플링하는데 사용될 수 있고, 제 2 에코 세그먼트는 측정 그래디언트 스위치 주기 동안에 적용되는(그러나 중기 에코 세그먼트에 대해서는 적용되지 않는) 추가적인 작은 상 인코딩 그래디언트(실선 삼각형에 의해 지시됨)의 적용에 의해 k-스페이스의 제 2 라인을 판독하는데 사용될 수 있다. 수직 라인들은 어떠한 상 인코딩 그래디언트들도 적용되지 않는 때에 대응하여 신호를 판독하는 것이 가능한지 여부를 나타낸다. 이러한 예에서 3 개의 에코 세그먼트들을 결합하는 때의 신호 판독 시간의 전체 양은 도 1의 그것과 비교할만한데, 도 1의 그래디언트들은 3000 시간 유닛들을 차지하지만, SWIFT에서는 그래디언트들은 단지 약 2300 시간 유닛들만을 차지한다. 후기 에코 부분들은 초기 부분들과 유사한 방식으로 판독되지만, 그래디언트 극성들은 반전됨을 주목해야 한다.

이를 달성하기 위해 2 개의 구별되는 그래디언트 파형들이 사용되는데, 중기 에코 세그먼트는 3-로브(three-lobe) 그래디언트를 필요로하고, 초기 및 후기 세금번트들은 2-로브 그래디언트를 필요로 한다. 초기 에코 세그먼트와 후기 에코 세그먼트들 간의 주요한 차이는 그래디언트 극성들이 반대된다는 점이다. 초기 또는 후기 에코 세그먼트들의 2-로브 디자인은 초기 또는 후기 에코 세그먼트가 각 TR 내에 2 번 트래버스될(traversed) 수 있게 한다. 초기 또는 후기 세그먼트 판독의 효율성을 향상시키기 위해, 그래디언트 스위칭 주기 동안에 추가적인 상 인코딩 그래디언트 로브가 이들 두 판독 주기들 사이에 적용될 수 있고, 이는 제 2 판독 주기가 k-스페이스 내의 별도 라인에 액세스할 수 있게 하여, SWIFT의 효율성을 향상시킨다(도 3). 전형적인 높은-성능 그래디언트들에 근거하여, 상기 추가적인 상 인코딩 그래디언트는, k-스페이스의 25% 이상만큼 분리된 측정 라인들에 적용될 수 있지만, 전형적으로, 스캔은 이보다 가까운 별도 라인들을 판독하도록 구성될 수 있다. 또한, 상기 추가적인 상 인코딩 그래디언트의 극성은, 종래의 균형 상 인코딩 그래디언트 로브에서 균형 보상 그래디언트가 더해지지 않고 감산되어 TR의 추가적 감소를 가능하게 하도록 구성될 수 있다. 그래서, TR 당 2 개의 초기 또는 후기 k-스페이스를 판독하는 것은 SWIFT의 효율성을 향상시키고, TR을 증가시키지 않는다. 반대로, SWIFT 방식을 이용하여 TR 당 단지 하나의 중기 에코 세그먼트가 획득된다. 에코의 가장 효율적인 분포는 필요한 신호 판독 시간과 그래디언트 성능의 세부사항들에 종속된다(의존한다). 여기에 주어진 실시예들에서, 초기 및 후기 세그먼트들은 전체 에코 판독의 25%를 할당받고, 중기 세그먼트는 나머지 50%를 할당받는다.

SWIFT가 측정 또는 주파수 인코딩 그래디언트 판독을 효율적으로 분할하지만, 이는 상 인코딩 그래디언트에 대한 필요조건들에는 영향을 미치지 않는다. 도 4의 실시예에서, 기본 스캔 행렬은 50%만큼 증가하고, 상 인코딩 그래디언트들의 증가한 그래디언트 면적은 에코 신호 판독에 이용가능한 시간을 효율적으로 감소시킨다. 이러한 특정 실시예에서, 초기 또는 후기 세그먼트들을 판독하는 시간은 최소 TR을 관리하는 제한적 구성을 형성함을 알 수 있는데, 이는 중기 세그먼트가 약간 더 짧은 시간 내에 완료되기 때문이다. 이러한 실시예에서, 세그먼트들 사이에서 전체 에코의 분포를 조정하는 것은 TR의 추가적인 약간의 감소를 허용할 수 있는데, 예를 들어 초기 및 후기 세그먼트는 전체 에코의 20%를 차지하고, 중기 세그먼트는 60%를 차지하게 된다. 세그먼트들 사이에서 에코 시간의 최적 할당은 최대 그래디언트 세기 및 최대 라이징 시간(rise time)과 같은 스캐너 세부사항들에 종속한다(의존한다). 여기에 주어진 전형적인 값들에 있어서, 초기, 후기 및 중기 섹션들에 대한 각각 25%, 25%, 50% 분할은, 현재 사용에 있어서의 가장 나은 그래디언트 구성들을 만족시킬 것으로 기대되고, 이 분포는 이들 할당들로부터 10% 이상으로 변경되지는 않을 것이다. 도 4는 도 1의 조건들에 비해 50%만큼 상 및 측정 그래디언트들을 증가시키도록 구현된, SWIFT에 대한 측정 및 상 인코딩 그래디언트들을 도시하고 있다. 도 1에 비해, 상 인코딩 그래디언트의 그래디언트 로브들은 신호 판독에 이용가능한 시간을 정의하는 상 인코딩 로브들 사이의 시간 구간과 면적을 50%더 차지한다. 이러한 실시예에서, TR 구간은 도 1의 3000 시간 유닛들에 비 해 단지 3100 시간 유닛들로 증가하는데, 누적적 에코 판독 시간은 50%만큼 증 가하며 상 인코딩 그래디언트 또한 50%만큼 증가한다. 이러한 도면으로부터 또한 자명한 사항은, 에코 판독의 큰 부분을 중기 섹션에 분포시킴에 의해, 초기 및 후기 에코 세그먼트들에 대한 판독 시간의 감소가 가능하며, 이는 필요한 시간을 3000 유닛 아래로 낮출 수 있다는 점이다.

SWIFT가 전체 판독 시간을 2배로 하는데 적용되는 때에, 전형적으로 TR 당 2 개의 초기 또는 후기 세그먼트들을 판독할 시간이 충분하지 않을 수 있다(도 5). 이러한 경우에, TR 당 단 하나의 초기 또는 후기 세그먼트만이 판독된다. 그래서, 종래의 스캔에 비해 최소 TR을 감소시키기 위한, SWIFT에서 사용되는 판독 그래디언트들의 구성은 k-스페이스를 컴파일하는데 필요한 별도 획득들의 개수를 2배 또는 3배로 증가시킨다. 도 5에서, 도 1의 실시예에 비해 측정 및 상 인코딩 행렬을 2배로 하기 위해 SWIFT에서 사용되는 측정 및 상 인코딩 그래디언트들의 실시예가 도시되어 있다. 상 인코딩 값들을 2배로 하는 경우에, 신호 판독에 허용되는 시간 구간은(수직 파선들 사이) 일반적으로 초기 또는 후기 세그먼트들에 대해 2 개의 에코 세그먼트들의 판독을 허용하기에는 너무 작고, 단지 하나의 세그먼트만이 판독된다. 여기서 그래디언트들은 3200 시간 유닛들의 시간에 들어맞지만, 이해할 수 있는 바와 같이, 중기 세그먼트에 할당된 에코 세그먼트의 비율은 감소할 수 있으며 초기 및 후기 세그먼트들은 약간 증가할 수 있어서, TR을 추가로 감소시킬 수 있다.

SWIFT에서의 스캔 시간을 2배로 하거나 3배로 하는 것은 촬영에 정적인 대상들(imaging static objects)(예컨대 뇌)에 적용가능하다. 심장과 같이 촬영에 다이 내믹한 대상들에 SWIFT를 적용하는 때에, SWIFT는 MACH 발명(Doyle)에서 앞서 기술된 성긴 샘플링 방식을 효율적으로 통합할 수 있다. MACH 성긴 샘플링 방식에 대한 원리는 성긴 샘플링 팩터가 k-스페이스의 중심으로부터의 거리를 급격하기 않은(smooth) 방식으로 증가시키는 것이다. 원래의 MACH 개시사항에서, 성긴 샘플링 방식은 일련의 전체 에코 획득들에 적용된다. 이들 전체 에코 획득들에서, k-스페이스의 중앙에 가장 가까운 각 에코의 점은 에코의 중점(다시 말해, 에코 피크(peak))에 대응된다. 그래서, 각 라인이 중점을 포함했기 때문에, 성긴 샘플링 레이트는 이 중점에 대해 결정되지만, 전체 k-스페이스 라인에 적용된다. SWIFT에서, 각 k-스페이스 라인은 별도의 초기, 후기, 중기 세그먼트들을 포함하고, 이 초기 및 후기 세그먼트들은 대응되는 중기 세그먼트보다 k-스페이스의 중앙으로부터 더 멀리 떨어져 있다. 그래서, 만약 MACH 성긴 샘플링 방식이 유일한 방식으로 SWIFT에서의 각 k-스페이스 세그먼트에 적용되는 경우에는, 초기 및 후기 세그먼트들은 중기 세그먼트에 비해 상대적으로 과-샘플링될 것이고, 이는 효율성의 감소를 불러온다. 그래서, 별도의 성긴 샘플링 방식들이 초기, 중기, 후기 세그먼트들에 적용된다. SWIFT에서, k-스페이스 내의 각 위치에서의 각 에코 세그먼트에 대한 성긴 샘플링 레이트는 하기의 조건들을 만족하는 세그먼트 경계에서 매칭된다: 1) MACH 샘플링 방식은 중기 에코 세그먼트에 대해 계산된다; 2) 이 중기 에코 세그먼트 샘플 패턴에 근거하여, 대응되는 성긴 샘플링 레이트와, k-스페이스의 중앙으로부터 각 k-스페이스 라인 세그먼트의 중앙의 거리(다시 말해, 에코 피크 위치)에 관련된 테이블이 컴파일된다; 3) k-스페이스의 각 라인에 대해서, k-스페이스 중앙 에 대한 초기 에코 세그먼트의 접근(approach)의 가장 가까운 지점이 계산된다; 4) 초기 에코 세그먼트의 k-스페이스 중앙에 대한 가장 가까운 접근에 근거하여, 성긴 샘플링 팩터는 k-스페이스 중앙으로부터의 그 거리에서 중기 에코 세그먼트에 적용되는 비율(레이트)을 매칭(MATCH)하도록 선택된다; 그리고, 5) 대칭으로 인하여, 초기 에코 세그먼트에 대해 계산되는 성긴 샘플링 레이트가 대응되는 후기 에코 세그먼트에 적용된다. 이러한 수단에 의해, 중기 에코 세그먼트에 대한 샘플링 조건들은 초기 및 후기 에코 세그먼트들에 대한 샘플링 조건들을 결정하는데 사용된다(도 6). 그래서, 각 에코 세그먼트의 가장 필수적인 영역들(다시 말해, k-스페이스 중앙으로의 가장 가까운 접근)은 매칭된 방식으로 샘플링된다. MACH 샘플링 방식은 SWIFT에 통합되어 스캔 필요조건들에 종속하는 팩터에 의해 스캔 시간을 줄인다. 도 6a 및 6b에서, MACH 성긴 샘플링 팩터들이 어떻게 선택되는지에 대한 원리가 예시되어 있다. MACH 성긴 샘플링의 원리는 성긴 샘플링 레이트가 k-스페이스의 중앙으로부터의 거리에 근거하여 선택되는 것이다. 어느 주어진 라인에 대한 중기 에코 세그먼트(도 6a)에서, 세그먼트의 중점은 k-스페이스의 중앙에 가장 가까운 지점을 정의하고, k-스페이스의 중앙으로부터 중점의 높이 "h"에 근거하여 중기 라인들에 대해 MACH 성긴 샘플링 방식이 직접 적용된다. 초기(또는 이와 등가로서 후기) 에코 세그먼트들(도 6b)에 대해, k-스페이스의 중앙에 대한 세그먼트의 가장 가까운 거리는 세그먼트의 단지 하나의 끝에서 달성된다. 이러한 경우에, 중점에 가장 가까운 접근(예를 들어 d)은 중앙 라인 위의 높이(예컨대 H)와 전체 k-스페이스 라인 길이(예컨대 L)의 부분(예컨대 0.25)에 근거하여 직각 삼각형을 이용하여 바로 계 산된다. 각 초기 에코 세그먼트에 대한 성긴 샘플링 팩터는 k-스페이스 중앙에 가장 가까운 접근에 근거하여 중기 에코 세그먼트에 대해 이미 결정된 조건들에 매칭하도록 선택된다.

4의 전체 스캔 시간 감소 팩터를 필요로 하는 SWIFT 획득에 적용되는 상기 알고리즘을 이용하여 결정되는 MACH 성긴 샘플링 방식의 실시예가 도 7에 도시되어 있다. 이 실시예에서, 1) k-스페이스의 중앙 20%는 3보다 작은 성긴 샘플링 팩터의 상대적으로 높은 레이트에서 획득되고, 2) 초기 및 중기 에코 세그먼트들에 대한 성긴 샘플링 레이트들은 중기 세그먼트들의 최소값으로부터 중앙 라인에까지 변화 또는 k-스페이스의 에지들을 향하는 식으로 달라질 수 있으며, 3) k-스페이스의 최외곽 영역들에서조차, 성긴 샘플링 팩터는 8을 초과하지 않는다. 그러한 스캔을 수행하기 전에, 중기 에코 세그먼트에 대한 MACH 성긴 샘플링 조건들이 결정될 수 있고, 이는 상기에 논의된 매칭 방식을 이용하여 초기 및 후기 에코 세그먼트들에 대한 성긴 샘플링 레이트들을 결정하며, 평균 성긴 샘플링 레이트가 계산될 수 있다. 이 평균 성긴 샘플링 레이트는 스캔을 시작하기에 앞서 스캔 시간을 결정하는데 사용된다. 이는 성긴 샘플링 레이트의 조정이 스캔을 시작하기에 앞서 사용자에 의해 이루어지게 할 수 있다. 도 7에서, SWIFT에서 사용되는 MACH 샘플링 방식을 위한 성긴 샘플링 레이트들이 예시되어 있다. 이 경우에, k-스페이스의 16 개의 동일한 수직 세그먼트들에서의 제 1 라인에 대한 성긴 샘플링 레이트가 초기, 중기, 후기 에코 세그먼트들에 대해 나타나 있다. 이러한 경우에, 전체적으로 분해된(resolved) k-스페이스 행렬을 통해 달성되는 전체 스캔 시간 감소는 3보다 작은 성긴 팩터로 샘플링되고, 가장 외곽의 영역들에 대해, 성긴 팩터는 8을 초과하지 않는다.

상기 획득에 뒤이어 성기게 샘플링된 데이터 세트들은 일시적으로 보간되어(interpolated) MACH 개시사항에 나타난 방식으로 각 시간 지점에서 각 에코 영역에 대한 k-스페이스 데이터를 발생시킨다.

하나의 끝에서, SWIFT는 촬영에 정적인 물체들에 적용될 수 있고, 이 경우에 시간 수치(dimension)를 따라 성기게 샘플링하는 것에 대한 요구가 없게 되는데, 이는 그 물체가 변하지 않는 상태에 있기 때문이다. 변하는 상태에 있는 물체의 경우에는, SWIFT를 적용하는 방식이 주기 대 과도(transitory) 이벤트들에 있어서 확연히 다르다(도 8). 심장 촬영과 같은 주기 이벤트들에 있어서, SWIFT 방식은 데이터가 다른 세그먼트들에 대해 획득되는 때에 대해 독립적으로 각 에코 세그먼트에 대한 일시적 성긴 데이터를 획득하는데 적용될 수 있는데, 예를 들어 중기 세그먼트들은 하나의 심장 주기로 샘플링될 수 있고, 초기 세그먼트들은 또 다른 주기로 샘플링될 수 있다. 그러나, 과도적으로 변하는 상태에 있는 물체(예컨대 콘트라스트 물질이 혈관을 통해 흐르는 때의 혈관 시스템)는, 다음 시간 프레임으로 진행되기 전에 각 시간 프레임에 대응되는 초기, 중기, 후기 세그먼트들이 획득되게 하도록 샘플링되어야 할 것이다. 도 8a, 8b에서, SWIFT를 주기 이벤트(도 8a), 비-주기 이벤트(도 8b)에 적용하는 모드들이 나타나 있다. (심장 주기와 같은) 주기 이벤트들에서는, 주기 내의 각 시간 프레임(위 패널의 1-6)에 대한 데이터가 여러 주기들에 걸쳐 획득될 수 있다. 이러한 모드에서, 하나의 주기는 중기 세그먼트들을 획득 하는데 사용될 수 있고, 하나의 주기는 초기 세그먼트들을 획득하는데 사용될 수 있으며, 하나의 주기는 후기 세그먼트들을 획득하는데 사용될 수 있다. 주기 이벤트들의 촬영은 유사한 조건들(예컨대 환자가 호흡-중지 상태를 견디는 능력) 하에서 유지될 수 있는 주기들의 개수에 의해 제한된다. 촬영 과도 이벤트들은 촬영되고 있는 현상들의 변화율에 비해 K-스페이스가 획득될 수 있는 속도에 의존한다. 각 시간 프레임에서, 추가적 시간 프레임들에 대한 k-스페이스 데이터를 획득하는 단계로 진행하기 전에, 인터리브된(interleaved) 방식으로 초기, 중기, 후기 세그먼트들을 획득할 필요가 있다.

데이터 획득과, MACH 프로세스에 필요한 보간 프로세싱을 수행한 이후에, 각 k-스페이스 라인에 대응되는 3 개의 에코 세그먼트들이 일시적으로 에코 차원(dimension)에 정렬됨을 보장할 필요가 있다(도 9). 이 정렬은 중기 세그먼트를 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트들에 오버랩시킴으로써, 예컨대 10 데이터 지점들만큼 오버랩시킴으로써 달성될 수 있다. 그 다음, 전체적으로 가장 높은 신호를 갖는 k-스페이스의 중앙 라인에 근거하여, 초기 및 후기 세그먼트들이 에코 방향으로 시프트되어 중기 세그먼트에 가장 잘 들어맞는 지점을 찾는다. 가장 잘 들어맞는 지점을 결정하는 수단은 최소 스퀘어 상이 기준(least squares difference criteria)에 그 근거할 수 있다. 이러한 프로세서에서, 중기 에코 섹먼트는 시프트되지 않는다. 초기 및 후기 세그먼트들에 대한 최적 시간 시프트들이 결정된 때에, 이들 시프트들은 각 행렬에 대한 k-스페이스의 모든 다른 라인들에 적용된다. 도 9에서, 에코 세그먼트 정렬 프로세스가 도시되어 있다. 초기 및 중기 에코 세그먼트 들에 대한 추가적인 데이터(예컨대 10 지점들) 는 2 개의 세그먼트가 약간 오버랩되도록 획득된다. k-스페이스의 중앙 라인(다시 말해 가장 전체적인 신호를 갖는 라인)에서, 초기 에코 세그먼트는 (나타난 바와 같이) 에코 방향으로 시간 시프트되어 초기 에코 세그먼트 신호가 대응되는 중기 에코 신호와 가장 잘 매칭되게 한다. 유사한 프로세싱이 후기 에코 세그먼트를 정렬하는데 적용된다. 이러한 과정에서, 중기 에코 세그먼트는 시프트되지 않는다.

SWIFT 방식은 MRI(10) 스캐너에 통합될 수 있는데, 이는 주자계를 생성하고, RF 전력을 송신하며, 시간 의존적 방식으로 적용되는 촬영 그래디언트들로 수신기 채널(들)에서 RF 신호들을 수신하는 시스템을 포함한다. SSFP 촬영 시퀀스는 구획(slice) 선택적 방식으로 일반적으로 적용되는 RF 펄스를 통합한다. 전형적으로, 이 RF 펄스는 시퀀스의 TR 시간에 약 1 ms를 더한다. 종래의 SSFP와 SWIFT 시퀀스들에서 여기에 주어진 특정 실시예들에 있어서, TR은 4 ms 정도인 것으로 가정되고, 시간 유닛들은 마이크로초(microseconds)로 주어지며, 다시 말해 3000 마이크로초(3 ms)가 판독 및 상 인코딩 촬영 그래디언트들에 의해 이루어지고, 구획 선택을 위해 추가적인 1 ms가 허용된다. RF 구획 선택 그래디언트들은 SWIFT에서의 제한 팩터로 고려되지 않는데, 이는 RF 송신기가 온 상태인 동안에(전형적으로 약 1 ms) 적용되는 그래디언트가 RF 구획 선택 그래디언트들과 오버랩하는 다른 그래디언트들을 갖지 않기 때문이다. 그래서, 이는 RF 펄스에 관계하는 어느 리포커싱(refocus) 그래디언트들이 약 1 ms 이내에 완료되고, 이들이 SWIFT 방식에 의해 영향받지 않는 상 인코딩 그래디언트 로브들을 오버랩하도록 일반적으로 적용될 수 있음을 나타낸다. 그래서, SWIFT 방식은 SSFP 촬영을 수행할 기본 능력을 갖는 MRI(10)스캐너들에 적용가능하다. SWIFT 방식의 블록 다이어그램이 도 10에 도시되어 있다. SWIFT sachem은 자기 공명 촬영 스캐너 상에서 구현된다.

본 발명은 스캐너들이 현재 이용가능한 것보다 더 높은 해상도(resolution)의 SSFP 영상들에 액세스하는 것을 가능하게 하며, 전형적으로 측정 방향의 스캔 행렬을 2배로 하는 것을 가능하게 하거나 대안으로 추가적인 콘트라스트를 달성하기 위해 TR 내의 시간을 자유롭게 한다. 이는 높고 낮은 성능 그래디언트 시스템들을 갖춘 스캐너들을 위한 애플리케이션을 갖는다. 낮은 성능 그래디언트 시스템들을 갖춘 스캐너들은 저비용 스캐너들과 오픈-MRI 10 디자인의 스캐너들을 포함하고, 이들 시스템들을 위해, 더 높은 스캔 행렬들에 액세스하는 것이 주요한 이익으로서 파악된다. 높은 성능 그래디언트들을 갖춘 스캐너들의 경우에는, 더 높은 행렬들이 달성가능하고, 플로우 가시화(flow visualization) 향상, 플로우 수량화(quantification) 통합, 및 정맥혈 플로우 억제 등과 같은 추가적인 콘트라스트 메커니즘들에 영향을 미치는 것이 가능해진다.

SWIFT를 스캔 해상도를 증가시키는데 적용하는 때에, 동작의 여러 모드들이 존재한다. 실시된 예들을 이용하는 2 개의 주요 애플리케이션 영역들이 여기에 예시되어 있다. 제 1 애플리케이션에서, 고-성능 MRI(10) 스캐너가 고려되는데, 이는 4ms의 TR에서 동작하고, 호흡-정지 시간 내에 박동하는 심장에 대한 256 x 256 스캔 행렬을 생성한다. 종래에는, 스캔 행렬을 384 x 384로 50%만큼 증가시키는 때에, 하기의 것들이 동시에 발생하였다: 1) 에코 판독을 384로 확장하는 것이 판독 시간을 50% 만큼 증가시키고; 2) 더 긴 에코를 형성하는 것은 신호 판독을 위한 준비(preparation) 그래디언트들의 면적이 50% 증가해야 할 것을 요구하며, 이는 신호 판독에 뒤따르는 균형(balancing) 그래디언트 또한 50%만큼 증가할 것을 요구하고; 3) 상 인코딩 그래디언트(및 균형 그래디언트)의 최대 면적이 50%만큼 증가한다. 어떠한 데이터도 획득되지 아니하는 때에 그래디언트 로브들이 오버랩될 수 있지만, 그래디언트 면적들 및 판독 시간들의 증가는 기본 스캔 시퀀스의 TR을 증가시키는 결과를 낳고, 전형적으로 더 많은 상 역할 아티팩트들(artifacts)이 영상을 훼손시키며; 그리고 4) 적용되는 상 인코딩 그래디언트들의 수가 50%만큼 증가하고, 이는 스캔 시간을 50%만큼 확장하며 이는 전형적으로 편안한 호흡-중지 시간에서 벗어나게 확장하는 것이다. 이러한 경우에, SWIFT는 양 방향들로 행렬을 50%만큼 증가시키는데 사용되고, 전형적으로 TR을 유지하면서 이를 달성할 수 있다. 편안한 호흡-중지 상태로 스캔을 유지하기 위해 요구되는 MACH 가속(acceleration) 팩터를 결정하기 위해, 하기의 로직이 적용된다. 첫 번째로, 스캔을 3 개의 에코 세그먼트들로 분할하여, 기본 스캔 시간을 2 팩터(배)만큼 증가시키는데, 이는 초기 및 후기 에코 세그먼트들에 대한 TR 당 2 개의 라인 세그먼트들 획득으로 인한 것이다. 두 번째로, 상 인코딩 단계들의 수를 50%만큼 증가시키는 것은 스캔을 1.5 팩터(배)만큼 증가시킨다. 그래서, 원래의 256 x 256 스캔의 스캔 시간을 유지하기 위해서는, 감소 팩터(MF)가 필요한데, 이는 MF=2x1.5=3으로 주어지는 MACH에 의해 달성될 수 있다. 이 상대적으로 작은 가속 팩터는 스캔의 품질을 그다지 낮추지 않을 것인데, 이는 MACH를 채택하지 않은 더 긴 스캔과 확연히 구별되지는 않는다. 3 의 평균 성긴 팩터에 있어서, 최대 성긴 샘플링 팩터는 6을 초과하지 않고, k-스페이스 데이터의 거의 20%는 2보다 작은 성긴 팩터로 샘플링되며, 이는 k-스페이스의 중앙 영역의 빠른 업데이트를 제공한다. 추가적으로, 이러한 실시예에서, 스캔 행렬을 판독 및 상 인코딩 방향들로 50%만큼 증가시키는 때에, 복셀 볼륨(voxel volume)은 (구획 두께가 일정하게 유지된다면) 44%만큼 감소한다. 그래서, 더 적은 스핀들이 신호에 공헌하기 때문에, 각 에코 신호는 44%만큼 떨어진다. 그러나, 상 인코딩 라인들의 수가 50%만큼 증가하기 때문에, 1.5의 제곱근, 다시 말해 1.2에 관계된 SNR 이득이 존재한다. 또한, SWIFT 사용으로 인하여 효율적인 신호 판독 시간이 또한 50%만큼 증가하고, 픽셀 당 대역폭은 또한 50%만큼 감소하며, 이는 1.2의 SNR의 증가를 불러온다. 그래서, 원래의 낮은 해상도 스캔에 비해 384 x 384 스캔의 전체 SNR은 1.2 x 1.2 x 0.44 = 63%이다. SNR의 손실은 256 x 256 스캔에 대한 스캔 시간을 50%만큼 감소-이는 전체 SNR이 70%가 되게 하고, 이는 전형적으로 수용가능함-시키는데 사용되는 병렬 촬영에 관계하는 손실에 비교할만하다. 그래서, 이러한 경우에 SWIFT에 의해 제공되는 추가적인 해상도는 수용가능한 SNR과 향상된 해상도를 갖는 영상들을 생성할 것이다.

제 2 실시예에서는, 낮은-성능의 MRI(10) 스캐너가 고려되는데, 이는 충분히 짧은 TR로 128 x 128 행렬을 생성하여 이질성 아티팩트들이 영상들을 지배하지 못하게 하는 능력만을 갖는다. 또한, 단지 128 개의 상 인코딩 라인들만이 사용되기 때문에, 스캔 시간은 전형적으로 편안한 호흡-중지 시간 내로 잘 수행된다. 이러한 경우에, 판독 및 상 인코딩 치수들(dimensions)을 2배로 하여 256이 되게 할 필요 가 있다. 판독 신호를 2배로 하고 상 인코딩 치수를 2배로 하는데에 SWIFT 시퀀스를 적용하는 때에는, TR 구간당 하나의 초기 또는 후기 에코 세그먼트만을 판독할 시간만이 존재하여, 라인당 3 개의 에코 세그먼트들은 3 개의 TR 구간들을 필요로 하고, 이는 스캔 시간을 3 팩터(배)만큼 증가시킨다(도 5). 또한, 상 인코딩 라인들의 개수를 2배로 하는 때에, 전체 스캔 시간은 원래의 (128 x 128 행렬) 스캔에 비해 6 팩터(배)만큼 증가한다. 그러나, 128 개의 상 인코딩 라인들을 획득하는 것은 전형적으로 매우 짧은 호흡-중지 시간 내에 달성될 수 있다. 그래서, 스캔 시간을 유지하는 것이 대한 어떠한 제약조건도 존재하지 않는데, 이는 이 시간이 이미 매우 짧기 때문이다. 그래서, 이 경우에는, 기본 스캔 시간은 2배로 될 수 있고 여전히 종래의 호흡-중지 획득 시간(예컨대 15s 미만) 내에 달성될 수 있다. 이와 같이 주어진 경우에, 3의 MACH 가속 팩터는 이 스캔에 사용될 수 있고, 훌륭한 영상 품질과 움직이는 구조의 훌륭한 표현을 제공할 것으로 기대된다. 128 x 128 스캔의 경우에는, SNR은 큰 복셀 사이즈로 인하여 매우 높을 것이다. 상기에 언급한 것과 유사한 로직을 적용하여, 더 높은 해상도 스캔에 관계하는 복셀 사이즈의 감소는 기본 신호를 원래의 25%로 감소시킨다. 판독 시간을 2배로 하는 것과 상 인코딩 단계들의 개수를 2배로 하는 것은, 각각 2의 제곱근만큼 SNR을 증가시키고, 이는 전체 SNR이 원래의 50%가 되게 한다. 그러한 저-해상도 스캔이 과도한 SNR을 갖도록 주어진 경우에, 이 SNR의 감소는 정기적으로(routinely) 수용가능할 것이다.

SWIFT의 이점은 단지 TR을 짧게 유지하는 것뿐만 아니라, 국부적 자화율(susceptibility) 그래디언트에 대한 민감도가 감소하며, 이는 외과의 임플란트 들이 존재하는 경우에 향상된 촬영을 가능하게 한다. 임플란트 주변을 촬영하는 것의 문제점은 임플란트 파괴 또는 임플란트 주변의 신호 왜곡으로 인한 이질성인바, 이는 임상 평가(clinical evaluation)를 제한한다. SSFP 시퀀스에서, 계 이질성으로 인한 스핀 분산(dispersion)은 (스핀-에코 타입 리포커싱-refocusing-으로 인해) TR 구간의 중앙에서 최소이다. 종래에는, 단일 에코 판독에서 이질성의 영향은 단지 에코의 중앙에서 보상되는 것이었으나, SWIFT에서는, 중기 에코 세그먼트가 보상되고 중앙에 가깝게 획득되는 초기 및 후기 세그먼트들은 또한 이질성으로 인한 높은 정도의 스핀 리포커싱을 겪을 것이다. TR 당 단지 하나의 세그먼트를 획득하는 SWIFT의 버전에 있어서, 이 실시형태는 데이터 획득이 TR 주기의 중앙에 위치하도록 구성될 수 있음에 따라 더욱 개선된다. 그래서, 종래의 촬영에 비해, SWIFT를 이용하여 임플란트들에 가까운 향상된 촬영 데이터를 얻을 수 있다.

SSFP 촬영을 세기가 큰 자계 시스템(예컨대 3T)들에 적용하는 것은, 과도한 전력(RF 전력은 자계의 제곱으로 증가, 다시 말해 1.5T 시스템에 비해 전력이 4배 증가하고, 이는 SAR(전자파 인체 흡수율)의 증가를 일으킨다)으로 인해, 그리고 세기가 더 작은 자계 시스템에 비해 비례하여 나빠지는 시스템의 이질성(예컨대, 이질성의 주어진 PPM 레벨에 대해서, 스핀 디페이징의 완벽한 정도는 계의 세기와 함께 증가한다)으로 인해 문제가 생긴다. 이들 제약조건들은 3T에서의 SSFP를 이용한 촬영이 문제가 생기게 한다. 이러한 경우에, SWIFT는 스캔 행렬(예컨대 256 x 256)을 유지하도록 채택될 수 있지만, 3 개의 세그먼트들에서의 이 행렬의 획득을 달성한다. SWIFT가 3 개의 개별 패스들에서 3 개의 에코 세그먼트들을 획득하는데 사용 되는 때에, 스캔 해상도를 유지하는 때에는 TR은 25%만큼 감소할 수 있다. 전체 스캔 시간은 하기의 내용을 이용하여 계산된다: 3 개 에코 세그먼트들의 획득은, 기본 스캔 시간을 2 배 증가시킨다; TR을 25% 감소시키는 것은 세그멘테이션(segmentation) 값을 25% 증가시키는 것을 가능하게 하고, 이로써 스캔은 0.75배로 감소한다; MACH를 사용하여 스캔을 4배로 가속하는 것은 스캔 시간을 0.25배로 감소시키며, 이로써 전체 스캔 시간은 원래의 2 x 0.75/4 = 0.37배이다. 전달되는 RF 펄스들의 개수가 하기의 내용들을 이용하여 계산된다: TR을 25%만큼 감소시키는 것은 RF의 전달률을 1/0.75로 높인다; 다수의 세그먼트들 획득으로 인해 패스들의 개수가 2배가 되는 것은 펄스들의 수를 2배로 증가시킨다; MACH를 이용하여 4 배(팩터)로 성긴 샘플링하는 것은 RF를 1/4로 감소시킨다. 그래서, 전달되는 RF 펄스들의 전체 개수는 원래의 2 / (0.75 x 4) = 0.67배이다. 그래서, SWIFT는 1) TR 을 감소시켜 몸체 전체의 계 편차의 완전한 증가를 극복하고, 2) 몸체에서 쓰이는 RF에너지의 양을 감소시켜 SAR 제약조건들을 경감시킴으로써, 높은-계 애플리케이션의 이점을 취할 수 있다.

TR을 유지하는 모드로 SWIFT를 구현하는 때에, 추가적인 펄스들과 그래디언트가 SSFP 영상들에서 일반적으로 얻기 어려운 콘트라스트를 도입하는데 적용될 수 있는 경우의 TR 이내의 시간 주기를 자유롭게 하는 것이 가능하다. 이들 추가적 콘트라스트 펄스들의 예는 다음과 같다: 플로우 민감화(sensitizing) 그래디언트들; 동맥 스핀 라벨링(labeling) 및 공간 영역들 억제와 같은 특정 콘트라스트들을 생성하는 RF 펄스들; 그리고 플로우 수량화를 가능하게 하는 그래디언트들이다.

플로우 민감화(Flow Sensitizing)

- SSFP 촬영은 그것이 혈액 움직임에 민감하지 않기에 밝는 혈액 신호를 생성한다. 이는 심장 애플리케이션들에서 훌륭한 혈액-심근 콘트라스트를 생성하는데 있어서 이점이 될 수 있지만, 부전(incompetent) 또는 협착(stenotic) 값들 근처의 제트 플로우의 존재와 같은 플로우 이상(anomaly)들을 검출하는 능력을 감퇴시키는데, 이는 이들 구성들이 일반적인 혈액 플로우로부터 구별되기 어려운 밝은 신호에 공헌하기 때문이다. 종종, 플로우 이상들이 의심되는 때에는, 그래디언트 리콜된 에코 촬영의 이익을 위해 SSFP 촬영이 금지되고, 이는 상당히 낮은 품질의 영상을 생성하지만, 신호 손실의 영역들로서 플로우 이상을 알아낼 수 있게 한다. SSFP 촬영이 플로우에 민감하게 만들기 위해서는, 바이폴라 그래디언트가 신호 판독에 앞서 시퀀스에 부가될 수 있다. SWIFT를 사용하고 스캔 행렬을 유지하는 때에, TR 구간의 대략 25%가 신호 판독에 앞서 자유로워질 수 있어서 이들 그래디언트를 도입하는 것을 가능하게 한다. 이들은 혈액의 속도와의 관계에서 혈액의 흐름을 디패이징하는 정도를 달성할 수 있을 것이며, 이는 혈액이 어두운 신호로 되게 할 것이다. 그러한 어떠한 방식도 종래에는 사용되지 아니하였는바, 이는 종래의 SSFP 시퀀스에 이들 그래디언트를 도입하는 것이 낮은 아티팩트 촬영에 필요한 TR로부터 벗어나게 TR을 증가시키기 때문이다.

플로우 수량화(Flow Quantification)

- 플로우 수량화는 SSFP 촬영으로 달성될 수 있으나 TR을 충분히 짧게 유지하는 것의 문제점드롤 인해 상업적으로 구현되지는 아니하였다. SWIFT를 이용하는 때에, 신호 판독에 앞서 속도에 민감한 상 차이들을 생성할 시간이 필요하고, 신호 판독 이후에 움직이는 스핀 및 정적인 스핀을 모두 리포커싱하여 연속적인 신호들에 최적으로 공헌하는데에 균형(balanced) 그래디언트들이 필요하다. SWIFT를 이용하여, 속도 수량화를 달성하기 위해 이들 추가적인 그래디언트들을 통합시키는 것이 가능하다.

추가적인 RF 펄스들

- SWIFT는 추가적인 RF 펄스들의 적용을 가능하게 하기에 충분한 주어진 TR 구간 내의 시간을 자유롭게 하도록 구현될 수 있다. RF 펄스들을 적용하는 것의 특유의 특징은 RF 펄스의 동작에 관계하지 않는 그래디언트들이 RF 펄스가 적용되는 동안에는 적용될 수 없다는 것이다. 전형적으로, RF 펄스는 1 ms 동안, 그리고 4ms의 목적 TR로 적용되는데, SWIFT를 이용하여 종래의 해상도 스캔(예컨대 256 x 256)에 대해 이 시간의 양을 자유롭게 하는 것이 가능하다. 이는 각 TR 구간 동안에 SSFP 촬영에 필요한 정상-상태 조건들을 방해하지 않고 국부적 선택 펄스들을 통합하는 것과 같은 능력들을 허용하는 것을 가능하게 한다. 가능한 애플리케이션들은 동맥 스핀 라벨링과; 한 방향으로부터 혈액 플로우를 우선으로 억제하는 신호의 극부적 포화를 포함한다.

에코의 측정을 3 개의 세그먼트들로 분할하는 SWIFT 방식은 2D 및 3D 영상에 직접 적용가능하다. 2D와 3D 영상의 주요한 차이는 상 인코딩 그래디언트들을 적용하는 방식이 다르다는 것이며, 이는 SWIFT에 의해 영향받지 않는다. 3D의 경우에는, 측정 그래디언트는 SWIFT에서 지시된 방식으로 분할된다. MACH 성긴 샘플링을 적용하는 방식은 중기 에코 위치들에 유사하게 매칭되지만, 이 경우에는, 2 차원과는 대조적으로 k-스페이스의 가장 가까운 거리가 3차원으로 계산된다.

SWIFT에 가장 근접한 기술은 FAcE, FID Acquired Echo. Maier S.E.1; Scheidegger M.B.; Kecheng L.; Boesiger P. 'FAcE로 정확한 속도 매핑. 자기 공명 영상', volume 14, Number 2, 1996, pp. 163-171(9)에 나타나 있다. FAcE 기술에서, 에코 신호는 2 개의 반(half)들로 분할되고, 첫 번째 획득에서 k-스페이스의 중앙으로부터 k-스페이스의 하나의 에지로 샘플링되고, 두 번째 획득에서, 반대편 에지를 향해 샘플링된다. 이 방식은 우선 그래디언트 에코 영상화에 적합하고, 성긴 샘플링의 어떠한 실시형태도 통합되지 않는다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, SWIFT는 하기의 중요한 특징들로서 FAcE와 구별된다:

FAcE	SWIFT
FAcE는 에코 획득을 2 개의 대칭 섹션들로 분할한다. 2 개 섹션들의 차이는 그들이 동일한 그래디언트 파형으로 획득되지만, 그래디언트 극성이 반전된다는 점이다. 효율적으로, 각 에코 세그먼트는 k-스페이스의 중앙으로부터 에지를 향해 획득된다. FAcE는 단지 첫째 판독 그래디언트가 균형잡히게 하기에 충분한 준비 판독 그래디언트를 사용하고, 단지 신호 감쇠 섹션의 획득을 가능하게 한다. 네임(name)이통합됨에 따라, 각 신호의 반은 에코 신호와는 대조적으로 FID(Free Induction Decay)으로서 고려될 수 있으며, 각 FID 신호는 k-스페이스의 중앙으로부터 외곽 에지로 전체적으로 판독된다.	SWIFT는 에코 획득을 3 개의 비대칭 섹션들로 분할한다. 중기 에코 세그먼트는 대칭적으로 k-스페이스의 중앙에 걸친다. SWIFT에서 중기 에코 세그먼트를 획득하기 위해, 종래의 준비 그래디언트가 적용되고 종래의 그래디언트 에코 판독이 사용된다. 구현에 의존하여, 2 개의 초기 또는 후기 에코 세그먼트들이 단일 TR 주기 내에 획득된다. 판독되는 제 1 초기 또는 후기 에코 세그먼트는 FID 신호의 트레일링(trailing) 에지로서 고려될 수 있고, 이를 k-스페이스의 중앙에서 그것의 원천(origin)으로부터 판독하는데 있어서 FAcE에서처럼 어떠한 필요조건도 존재하지 않으며, 제2 에코 세그먼트는 그래디언트 에코 신호처럼 고려될 수 있고, 에코 피트 위치에 판독되지 않는다.
FAcE에서는, 각 에코 세그먼트는 k-스페이스의 중앙으로부터 에지를 향해 획득된다. 에코들이 대칭이기 때문에, 각 에코 세그먼트는 에코 피크에서 (k-스페이스의 중앙 라인을 따라) 함께 조인된다(joined). 그들이 최대 신호의 심(seam)을 따라 조인되기 때문에, 신호 미스-매치 아티팩트가 도입될 가능성이 크다.	SWIFT에서는, 에코 세그먼트들은 k-스페이스의 중앙 영역으로부터 먼 라인들을 따라 조인되고(joined), 이는 어느 잔여 신호 미스-매치의 영향을 감소시킨다.
FAcE는 단지 그래디언트 에코 영상에 적용가능한데 이는 스핀 상이 시퀀스의 각 애플리케이션의 끝에서 디페이징된 상태로 남아있기 때문이다.	SWIFT는 SSFP 촬영에 적용가능한데, 이는 SSFP 촬영의 주요 구성이 스핀 시스템의 상이 시퀀스의 각 애플리케이션의 끝에서 0으로 균형잡히기 때문이며, 이는 적절한 준비 및 포스트 신호 획득 그래디언트 로브들을 적용하여 그래디언트 면적을 0으로 균형잡히게 함에 의해 SWIFT에서 효율적으로 성취될 수 있고, 이로 인하여 스핀 상이 0이 된다.
FAcE는 각 에코 세그먼트에 대해 개별 성긴 샘플링 패턴을 통합하지 않고, 이로써 스캔 시간은 종래의, 단일 에코 획득에 비해 2배가 된다.	다이내믹 영상에 적용되는 때에, SWIFT는 MACH 성긴 샘플링을 통합하는데, 패턴들은 각 에코 세그먼트에 커스텀화되고, 스캔 시간은 종래의 단일 에코 획득의 스캔 시간으로부터 벗어나게 확장될 필요가 없다.

본 기술이 다른 기술 또는 선행 기술과 구별되는 차이점 및 이점은 다음과 같다:

상업적인 시스템들은 고-성능 그래디언트 시스템들을 이용함으로써 SSFP 시퀀스들의 TR을 줄이는데 크게 집중하고 있다. 이들 그래디언트 시스템들은 성능의 높은 제한을 갖는데, 이는 사람의 몸이 신경근의 생리적 상호작용을 하여, 강한 그래디언트들이 빠르게 스위칭되는 경우에는 근육의 경련이 일어나기 때문이다. 그래디언트 슬루율이 약 200(mT/m/s)에 접근하거나 초과하는 때에 발생한다. 현재로서는, 가장 상업적인 시스템들은 그래디언트들을 160(mT/m/s) 아래로 제한한다. 그래서, 그래디언트 성능을 향상시킴에 의해 TR을 추가로 감소시키는 것은 몸 전체를 촬영하는 시스템들에 대해서는 제한적으로 적용가능하다(제한된 확장 그래디언트들은 뇌 촬영, 영상의 제한된 계에 대해 개발되었으나, 몸 전체 촬영에는 일반적으로 적용될 수 없다).

최근 전문가들의 NIH 스폰서 패널 논의에서, 심장혈관의 활영을 수행하는 3T 계 시스템의 이용에 관하여, SSFP 촬영에 관계된 문제점들은 극복할 수 없는 것으로 제시되었고, 사용자들은 그래디언트 에코 영상을 이용하는 것으로 되돌아가는 것을 고려할 것이다. 그래서, 이러한 경우에, 해결책은 낮은 혈액-심근 콘트라스트를 갖춘 기술의 이익을 위해 SSFP 촬영을 금지하는 것이었다.

비록 본 발명이 예시를 위해 상기의 실시예들로 상세하게 기술되었지만, 그러한 세부사항은 단지 예시를 위한 것이며, 첨부된 특허청구범위에 의해 기술될 바와 같은 본 발명의 사상 및 범위로부터 벗어나지 않는 한도에서 다양한 변형들이 당업자에 의해 이루어질 수 있음을 이해해야 한다.

본 발명의 바람직한 실시예와, 본 발명의 실시를 위한 바람직한 방법들이 첨부된 도면들에 예시되어 있다.

도 1a, 1b는 SSFP(steady state free precession) 촬영에 대한 측정 및 상 인코딩 그래디언트 조건들을 보여주고 있다.

도 2a, 2b는 SWIFT의 에코 분할 실시형태를 도시하고 있다.

도 3은 SWIFT 시퀀스에 대한 공간적 인코딩 그래디언트들을 도시하고 있는데, 중기(middle) 에코 세그먼트(위 패널), 초기(early) 에코 세그먼크들(가운데 패널), 및 상 인코딩 그래디언트(아래 패널)가 도시되어 있다.

도 4는 상 및 측정 그래디언트들을 도 1의 조건들에 비해 50%만큼 증가시키기 위해 구현된 SWIFT에 대한 측정 및 상 인코딩 그래디언트들을 도시하고 있다.

도 5는 도 1의 예에 비해 측정 및 상 인코딩 행렬을 2배로 하기 위한, SWIFT에 사용되는 측정 및 상 인코딩 그래디언트들에 대한 예를 도시하고 있다.

도 6a, 6b는 MACH 성긴 샘플링 팩터들이 어떻게 선택되는지에 대한 원리를 도시하고 있다.

도 7은 SWIFT에 사용되는 MACH 샘플링 방식에 대한 성긴 샘플링 레이트들을 도시하고 있다.

도 8a, 8b는 주기(도 8a) 및 비주기(도 8b) 이벤트들에 적용되는 SWIFT 모드들을 도시하고 있다.

도 9는 에코 세그먼트 정렬 프로세스를 도시하고 있다.

도 10은 SWIFT 촬영 시퀀스를 적용하는 방식에 대한 블럭 다이어그램이다.

도 11은 MRI 시스템에 대한 플로우 차트이다.

도 12는 본 발명의 시스템에 대한 블럭 다이어그램이다.

Claims (25)

1. 환자의 영상을 형성하기 위한 MRI로서:

   RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 적어도 하나의 방출 코일과;

   상기 환자의 정상-상태(steady-state) 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기와, 여기서 그래디언트 면적들(gradient areas)은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

   상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일을 포함하여 구성되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 RF 펄스들을 수신하고 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

   환자의 영상을 형성하기 위한 MRI.
2. 제 1 항에 있어서,

   상기 제어기는 상기 그래디언트들이 각 TR 구간 동안에 K 스페이스 내의 특정 영역들을 목표로 하게 할 수 있고, 여기서 K 스페이스 내의 적어도 2 개의 영역(region)들이 오버랩되며, K 스페이스의 적어도 하나의 영역은 주어진 TR 구간 동안에 그래디언트들로 영상화되지 않으며, 상기 오버랩되는 영역들에 대응되는 데 이터가 시간 시프팅되어(shifted), 대응되는 K-스페이스 영역들이 적어도 하나의 데이터 세트로부터 제거되고 각 K-스페이스 영역들에 대응되는 일련의 데이터 세트들이 오버랩 없이 합성 행렬(composite matrix)에 삽입되는 것을 특징으로 하는 MRI.
3. 제 2 항에 있어서,

   상기 제어기는 상기 합성 행렬에 대해 퓨리에 변환을 수행하는 것을 특징으로 하는 MRI.
4. 제 3 항에 있어서,

   상기 제어기는 상기 수신 코일이 초기(early) 세그먼트, 중기(middle) 세그먼트, 후기(late) 세그먼트로 분할되는 에코 신호를 수신하게 하는 것을 특징으로 하는 MRI.
5. 제 4 항에 있어서,

   촬영 코일에 의해 생성된 3-로브(lobe) 그래디언트가 상기 중기 세그먼트에 사용되고, 2-로브 그래디언트는 상기 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트에 사용되는 것을 특징으로 하는 MRI.
6. 제 5 항에 있어서,

   상기 초기, 중기, 후기 세그먼트들은 각각 상기 에코 신호의 약 25%, 50%, 25%를 차지하는 것을 특징으로 하는 MRI.
7. 제 6 항에 있어서,

   상기 후기 에코 세그먼트는 상기 초기 에코 세그먼트와 반대되는 극성을 갖는 것을 특징으로 하는 MRI.
8. 제 7 항에 있어서,

   상기 초기 및 후기 에코 세그먼트들은 상기 방출 코일로 상기 시간 반복 구간 내에서 2 번 트래버스되는(traversed) 것을 특징으로 하는 MRI.
9. 제 8 항에 있어서,

   상기 초기 및 후기 세그먼트들이 두 번째 트래버스되는 때에 K 스페이스 내의 별도 라인에 액세스하기 위해, 상기 방출 코일로 상기 초기 및 후기 세그먼트들 사이에 상 인코딩 그래디언트 로브(phase encoding gradient lobe)를 적용하는 것을 특징으로 하는 MRI.
10. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 심장에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
11. 제 10 항에 있어서,

    상기 제어기로 상기 그래디언트들이 각 TR 구간 동안에 K 스페이스 내의 특정 영역들을 목표로 하게 하는 단계를 포함하고,

    여기서 K 스페이스 내의 적어도 2 개의 영역들이 오버랩되며, K 스페이스의 적어도 하나의 영역은 주어진 TR 구간 동안에 그래디언트들로 촬영되지 않으며, 상기 오버랩되는 영역들에 대응되는 데이터가 시간 시프팅되어(shifted) 대응되는 K-스페이스 영역들이 적어도 하나의 데이터 세트로부터 제거되고 각 K-스페이스 영역들에 대응되는 일련의 데이터 세트들이 오버랩 없이 합성 행렬(composite matrix)에 삽입되는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
12. 제 11 항에 있어서,

    상기 제어기로 상기 합성 행렬에 대해 퓨리에 변환을 수행하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
13. 제 12 항에 있어서,

    상기 제어기로 상기 수신 코일이 초기(early) 세그먼트, 중기(middle) 세그먼트, 후기(late) 세그먼트로 분할되는 에코 신호를 수신하게 하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
14. 제 13 항에 있어서,

    상기 중기 세그먼트를 위한 3-로브(lobe) 그래디언트와, 상기 초기 세그먼트 및 후기 세그먼트를 위한 2-로브 그래디언트를 촬영 코일에 의해 생성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
15. 제 14 항에 있어서,

    상기 초기, 중기, 후기 세그먼트들은 각각 상기 에코 신호의 약 25%, 50%, 25%를 차지하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
16. 제 15 항에 있어서,

    상기 후기 에코 세그먼트의 극성을 상기 초기 에코 세그먼트의 극성과 반대 되게 하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
17. 제 16 항에 있어서,

    상기 방출 코일로 상기 시간 반복 구간 내에서 상기 초기 및 후기 에코 세그먼트들을 2 번 트래버스하는(traversing) 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
18. 제 17 항에 있어서,

    상기 초기 및 후기 세그먼트들이 두 번째 트래버스되는 때에 K 스페이스 내의 별도 라인에 액세스하기 위해, 상기 방출 코일로 상기 초기 및 후기 세그먼트들 사이에 상 인코딩 그래디언트 로브를 적용하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
19. 컴퓨터를 구비한 MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램으로서, 상기 컴퓨터 프로그램은:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 실행하도록 되어 있으며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는, 컴퓨터로 판독가능한 매체에 수록된 컴퓨터 프로그램.
20. 환자의 영상을 형성하는 MRI로서:

    개방 보어 구조와;

    RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는, 상기 구조 내에 배치된 적어도 하나의 방출 코일과;

    상기 환자의 정상-상태 영상을 얻기 위해 상기 방출 코일과 통신하는 제어기와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는, 상기 구조 내에 배치된 적어도 하나의 수신 코일을 포함하여 구성되며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 RF 펄스들을 수신하고 상기 영상을 얻기 위해 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    환자의 영상을 형성하는 MRI.
21. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 심장에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
22. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 짧은 T2 조직에 대한 정상 -상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
23. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 임플란트에 근접한 상기 환자의 조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
24. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 가속(accelerating)조직에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.
25. MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법으로서:

    적어도 하나의 방출 코일로 RF 펄스들과 그래디언트(gradient)들을 생성하는 단계와;

    상기 방출 코일과 통신하는 제어기로 상기 환자의 지방 및 수분 스핀 상들을 변경하여 콘트라스트(contrast)를 생성함에 의해 상기 환자의 지방 및 수분 특성에 대한 정상-상태 영상을 얻는 단계와, 여기서 그래디언트 면적들은 각 시간 반복(TR) 구간 동안 0으로 균형잡히고, 상기 제어기는 상기 방출 코일이 상기 시간 반복 구간 동안에 중단 없이 상기 RF 펄스들을 생성하게 하며;

    상기 제어기와 통신하는 적어도 하나의 수신 코일로 상기 RF 펄스들을 수신하는 단계를 포함하여 이루어지며, 상기 적어도 하나의 수신 코일은 상기 제어기가 상기 영상을 얻을 수 있도록 상기 제어기에 상기 RF 펄스들을 제공하는 것을 특징으로 하는

    MRI로 환자의 영상을 형성하는 방법.

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