KR20170024243A - 고속 자기공명영상을 위한 그룹화된 위상부호화 경사자장 배치 방법 - Google Patents

Abstract

선형 PE 오더 기법의 특징과 센트릭 PE 오더 기법의 장점을 결합한 새로운 PE 오더 기법을 이용한 MRI 데이터 획득방법을 공개한다.

Description

고속 자기공명영상을 위한 그룹화된 위상부호화 경사자장 배치 방법{Phase-Encoding Grouping for Fast MRI Acquisition}

본 발명은 MRI 이미지 생성방법에 관한 것으로서, 특히 위상인코딩 방식에 관한 것이다.

고속 자기공명영상이란 촬영시간을 짧게 만든 기법으로, 정해진 단위시간동안 더 많은 양의 영상을 획득할 수 있도록 하여 최근 병원에서 많이 사용되고 있다. 대표적으로는 bSSFP(balanced steady-state free precession), EPI(Echo-planar imaging), FSE(fast spin echo) 등의 기법이 있다.

Balanced Steady-State Free Precession(이하, bSSFP)은 모든 경사자장(gradient) 방향을 따라 균형이 맞는(balanced) 경사자장을 이용하여, 각 반복시간(repetition time; TR) 이후에 경사자장으로 인한 디페이징(dephasing)이 없는 자기공명영상(MRI) 기술이다. bSSFP 방식을 사용하면 스캔 시간이 매우 짧고 신호대잡음비(signal-to-ratio; SNR)는 모든 알려진 시퀀스들 중 가장 크기 때문에 병원에서 기능적(functional), 형태학적(morphological) 및 생리적(physiological) 이미징에 자주 사용된다.

생리(physiological) MR 이미징에 있어서 신호대비(contrast)를 최대화하기 위하여 선형 PE (Phase Encoding; 위상인코딩, 위상부호화) 오더 방식이 아닌 센트릭 PE 오더 방식이 특별히 선호된다. 그런데, bSSFP에서 센트릭 PE 오더 방식은 PE 경사자장(gradient)의 크기 및 극성을 급작스럽게 변화시키는데, 이것은 불규칙한(irregular) 와전류(eddy-current) 및 촬영 초반 신호의 진동(transient oscillation)을 야기하며, 그 결과 중요한 이미지 결함이 발생한다. bSSFP는 국소 오프-공명 주파수(local off-resonance frequency)에 민감하기 때문에(susceptible) 자장의 불균일성 (magnetic inhomogeneity) 조건에 따라 신호의 진동을 더 심해질 수 있다. 또한, bSSFP에서 PE 경사의 빠른 스위칭은 스캐너의 전도부(conducting part) 상에 와전류를 유발하여, 원하지 않는 위상 오프셋을 갖는 변형된 경사 모양(deformed gradient shape)을 유발하여 이미지 결함이 야기된다.

원칙적으로, 와전류-유발 디페이징은 PE 경사자장의 크기에 대해 선형의 관계를 갖는다. 따라서 만일 PE 오더가 선형이라면, 경사자장의 크기의 변화가 작고 일정하며 초기 신호의 진동(early transient oscillation)이 k-스페이스의 주변부(peripheral part)에서 인코딩되기 때문에, 와전류는 심각한 이미지 결함을 야기하지 않는다. 반대로 만일 센트릭 PE 오더 방식이 bSSFP와 함께 사용된다면, 와전류-유발 디페이징은 시변하며, 초기의 불안정한 신호(early oscillatory signal)가 k-스페이스의 중심부에서 인코딩되어, 결과 이미지에 중대한 결함을 야기한다.

최근 10년 이상, 센트릭 PE 오더 방식의 문제점을 보완하기 위해, +-α RF 위상들을 교차시키는(alternating) 위상 사이클을 이용하는 bSSFP의 성질을 이용하는 몇몇의 기법, 예컨대 페어링(paring) PE 오더 방식 및 dAVE(double averaging) PE 오더 방식(이하, 간단히 이중 평균법)과 같은 몇몇의 보상 방식이 고안되었다.

상기 페어링 PE 오더 기법은 각 사이클에서 두 개의 연속적인 PE 라인들을 쌍으로 만들어 각 경사자장으로 인한 와전류-유발 디페이징을 상쇄하는 방법이다. 그러나 페어링된 PE 경사자장의 크기가 정확하게 동일하지는 않기 때문에 각 경사자장에 의해 유발되는 디페이징에는 작은 차이가 존재하며, 따라서 결함이 완전하게 제거되지 않는다.

상기 페어링 PE 오더 기법을 개선하여 제안된 이중 평균법은, 모든 PE 라인들이 두 번씩 획득되고, 그 다음 이 두 개의 PE 라인들을 복소수(complex) 상태에서 평균(average)하는 방법이다. 이렇게 하면, 서로 반대의 RF 위상들을 가지며 동일한 크기를 갖는 PE 경사자장들에 의해, 와전류-관련 디페이징이 완전히 상쇄된다. 또한, 국소 오프-공명 주파수에 의한 천이진동들 또한 dAVE PE 오더 기법의 컴플렉스 평균법(complex average)에 의해 감소된다. 그러나 dAVE PE 오더 기법의 경우 한 번의 획득마다의 스캔시간이 다른 방식들에 비해 증가되기 때문에, 병렬 이미징을 추가적으로 적용하지 않으면 이미지의 시간 해상도가 절반으로 감소된다. 이는 생리 신호의 손실을 발생시키기 때문에 생리 이미징에서는 바람직하지 않다.

즉, 센트릭 PE 오더 방식, 페어링 PE 오더 방식, 및 dAVE PE 오더 방식 모두 문제점을 가지고 있다.

Single shot Echo-Planar Imaging(EPI)는 에코 평면화 영상법으로 readout 방향의 경사자장(gradient)의 극성(polarity)을 바꿔가며 한번의 RF 여기(single shot RF excitation)로 k 스페이스 전체를 채우는 이미징 방법이다. EPI는 촬영 시간이 짧다는 장점이 있지만, 시간이 흐름에 따라 신호의 크기가 줄어들기 때문에 해상도가 떨어지고, 경사자장의 빠른 스위칭으로 인해 심한 와전류 아티팩트를 야기하며, 짝수-홀수 번째의 위상부호화라인 사이의 에코 중심이 정확히 일치 하지 않아 추가적인 후보정이 없이는 N/2 ghost 아티팩트가 나타난다. 또한, EPI 특성상 위상부호화 방향으로 일정한 크기의 작은 blip만 주면서 k 스페이스 아래-위 혹은 위-아래의 한 방향으로 인코딩하기 때문에 센트릭 PE 오더를 사용하는 것이 불가능한 것으로 알려져 있다. 하지만 마찬가지로 생리 MR 이미징을 할 경우 센트릭 PE 오더가 가능해지면 신호의 감소를 줄일 수 있어서 매우 유용하다.

본 발명에서 bSSFP 고속 자기공명영상 기법에서 자주 발생하는 와전류 및 천이-진동-관련 결함을 억제할 수 있고 EPI 고속 자기공명영상 기법에서 불가능한 걸로 인식되어왔던 센트릭 위상부호화를 단일-획득에 가능하게 하는 새로운 고속 MRI 이미지 단일-획득 방법을 제공하고자 한다.

본 발명에서는 새로운 위상인코딩 방식을 제안하며, 본 명세서에서 이를 그룹화된 위상부호화(phase-encoding grouping)라고 지칭할 수 있다. 그룹화된 PE 오더는 단일 스캔 시 k-스페이스에서의 큰 점프로 인한 신호 변동(fluctuation)을 최소화하면서도 대비를 바람직하게 최적화하기 위하여, 의사 센트릭 PE 오더(pseudo-centric order)가 가능한데 이는 종래의 센트릭 PE 오더 방식 및 선형 PE 오더 방식을 조합한 것이다.

본 발명의 일 관점에 따라, 서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 N개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및 서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 M개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계;를 포함하며, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값들은 시간에 대하여 선형성을 갖고, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값은 시간에 대하여 선형성을 갖는(단, N 및 M은 각각 3이상의 자연수), MRI 데이터 생성방법이 제공될 수 있다.

이때, N개의 제1위상부호화라인들 중 마지막에 획득한 위상부호화라인의 경사자계 크기는, 상기 M개의 제2위상부호화라인들 중 첫번째에 획득한 위상부호화라인의 경사자계 크기에 대해 불연속일 수 있다.

이때, 상기 MRI 데이터 생성방법은, MRI 이미지를 얻기 위하여, 상기 제1획득단계 이전에 RF 여기(RF excitation)를 수행하는 단계를 더 포함할 수 있다. 그리고 상기 제1획득단계 및 상기 제2획득단계 모두 상기 RF 여기에 따른 환경을 기초로 수행되며, 상기 제1획득단계 및 상기 제2획득단계 사이에는 다른 RF 여기가 수행되지 않을 수 있다.

이때, 상기 MRI 이미지를 위한 k스페이스 정보는 EPI(Echo Planar Imaging) 기법을 이용하여 획득될 수 있다.

이때, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상들은 k스페이스의 위상축에서 서로 연속적인 값을 가지며, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상들은 k스페이스의 위상축에서 서로 연속적인 값을 가질 수 있다.

이때, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 부호(sign)는 모두, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 부호들과 다를 수 있다.

이때, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 경사자계 크기들은 모두 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 경사자계 크기들과 다른 값을 가질 수 있다.

이때, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 경사자계 크기들의 절대값은 시간에 대하여 증가하거나 감소하는 선형성을 갖고, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 경사자계 크기들의 절대값은 시간에 대하여 증가하거나 감소하는 선형성을 가질 수 있다.

이때, MRI 이미지를 얻기 위하여, 상기 제1위상부호화라인들 및 상기 제2위상부호화라인들의 각 라인을 획득할 때마다, 상기 각 라인을 획득하기 이전에 RF 여기를 수행하도록 되어 있을 수 있다.

이때, 상기 MRI 이미지를 위한 k스페이스 정보는 bSSFP 기법을 이용하여 획득될 수 있다.

이때, 상기 M개의 제2위상부호화라인들은 k스페이스 상에서 상기 N개의 제1위상부호화라인들보다 더 주변부에 가깝게 배치되어 있을 수 있다.

이때, 상기 MRI 데이터 생성방법에서 획득하는 모든 위상부호화라인들 중 위상부호화의 크기가 0인 위상부호화라인이 가장 먼저 획득될 수 있다.

본 발명의 다른 관점에 따라, MRI 장치로 하여금, 서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 N개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및 서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 M개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계를 수행하도록 하는 프로그램이 기록된, 컴퓨터로 읽을 수 있는 매체가 제공될 수 있다.

본 발명의 또 다른 관점에 따라, MRI 장치로 하여금, RF 여기(RF excitation)를 수행하는 RF여기단계; 상기 RF여기단계 이후에, 서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 복수 개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및 상기 제1획득단계 이후에, 또 다른 RF 여기를 수행하지 않고, 서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 복수 개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계;를 수행하도록 하는 프로그램이 기록된 컴퓨터로 읽을 수 있는 매체가 제공될 수 있다. 이때, 상기 복수 개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값들은 시간에 대하여 선형성을 갖고, 상기 복수 개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값은 시간에 대하여 선형성을 갖는다.

본 발명에 따르면 에디-전류 및 천이진동 모두에 의한 결함을 줄일 수 있다. 중요하게는, 이러한 방법들은 생리 이미징에 효율적으로 적용될 수 있다. 팬텀 연구(phantom studies), 인간 연구(human studies), 및 수치 시뮬레이션은, 기존의 센트릭 PE 방식과 동일한 시간 해상도(temporal resolution)를 유지하면서도, 에디-전류에 의해 유발된 결함 및 천이진동에 의해 유발된 결함 모두를 상당히 감소시킬 수 있다.

도 1의 (a) 내지 (d)는 종래 기술에 따른 PE 오더 방식들을 나타낸 것이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 얼터네이팅 선형 PE 오더 방식에 따른 MRI 데이터 획득 방법을 나타낸 것이다.
도 3은 도 2에 나타낸 본 발명의 일 실시예로부터 변형된 실시예에 따른 MRI 데이터 획득 방법을 나타낸 것이다.
도 4는 bSSFP 방식에 있어서, N=3일 때의 상술한 그룹화된 PE 오더로 구현한 의사-센트릭 방식에 따라 얻은 K-스페이스 데이터를 나타낸 것이다.
도 5a 내지 도 5c는 본 발명의 일 실시예에 따라 MRI 이미지를 획득하는 일 예를 설명하기 위한 도면이다.
도 6은 본 발명의 다른 실시예에 따라 MRI 이미지를 획득하는 일 예를 설명하기 위한 도면이다.

이하, 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명의 실시예를 상세히 설명하면 다음과 같다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있는 것으로, 이하의 실시예는 본 발명의 개시가 완전하도록 하며, 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이다.

도 1의 (a) 내지 (d)는 종래 기술에 따른 PE 오더 방식들을 나타낸 것이다.

도 1의 각 그래프에서 가로축은 시간을 나타내며, 세로축은 위상부호화의 크기를 나타낸다.

도 1의 (a)는 선형 PE 오더 방식을 나타낸 것으로서, 위상부호화의 크기가 시간에 따라 선형으로 감소하도록 제어하는 방식이다.

도 1의 (b)는 센트릭 PE 오더 방식을 나타낸 것으로서, 데이터 획득을 시작할 때에 위상부호화가 0이 되도록 허고, 시간에 따라 데이터 획득을 진행하면서 경사자장의 크기의 절대값이 점차적으로 커지도록 제어하며, 각각의 PE 라인을 얻을 때마다 위상부호화의 부호가 변하도록 제어하는 기술이다.

MRI 영상의 에너지는 위상부호화가 0이 되는 지점에 많이 몰려있다. 따라서 자화준비(magnetization preparation)을 해서 차이를 강조한 다음에, 선형 PE 오더 방식을 적용하는 것 보다는, 센트릭 PE 오더 방식을 적용하는 것이 MRI 이미지의 대조 강조에 더 유리하다.

도 1의 (c)는 페어링 PE 오더 방식을 나타낸 것으로서, 위상부호화의 부호가 바뀔 때마다 서로 인접한 위상을 갖는 두 개의 PE 라인을 쌍으로 얻는 방법이다. bSSFP 방식에 있어서 페어링 PE 오더 방식을 사용하게 되면, 서로 인접한 위상을 갖는 두 개의 PE 라인에서 발생하는 아티팩트가 서로 상쇄되는 효과가 있다. 그러나 이 두 개의 PE 라인의 위상이 동일하지는 않기 때문에 상기 아티팩트가 완전히 상쇄되지는 않는다.

도 1의 (d)는 dAVE PE 오더 방식을 나타낸 것으로서, 센트릭 PE 오더 방법을 수행할 때에 각 위상부호화 값에 대하여 연속으로 2번씩 데이터를 중복하여 얻는 방식이다. 이때, bSSFP 방식에 있어서 dAVE PE 오더 방식을 사용하면, 위상부호화가 바뀔 때마다 특정 PE 라인이 서로 반대 극성의 RF 위상에 의해 두 번 획득되므로 상기 특정 PE 라인에서 발생하는 아티팩트가 완전히 상쇄될 수 있다. 그러나 데이터를 중복하여 얻기 때문에 데이터 획득 시간이 2배 증가하는 문제가 있다. 또한 MRI 영상의 대조도를 향상시키기 위하여 자화준비(magnetization preparation)를 먼저 한 이후 dAVE PE 오더 방식을 적용하는 경우, 길어진 데이터 획득 시간 때문에 자화가 약화되는 문제가 발생할 수 있다.

도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 얼터네이팅 선형 PE 오더 방식에 따른 MRI 데이터 획득 방법을 나타낸 것이다.

본 발명의 일 실시예에 따른 MRI 이미지 획득 방법은 “위상부호화 그룹화”, 또는 "얼터네이팅 선형 PE 오더", 또는 "하이브리드 선형 PE 오더", 또는 센트릭 PE 오더에 적용된 경우 "의사-센트릭 PE 오더"로 지칭될 수 있으며, 종래의 센트릭 PE 오더 방식 및 선형 오더 방식 둘 다의 단점을 보완할 수 있다. 그리고 종래의 센트릭 PE 오더와 선형 PE 오더의 장점을 모두 가질 수 있다.

의사-센트릭 PE 오더 방식에서, 최종적으로 얻어야 하는 개수의 PE 라인들은 시간에 따라 복수 개의 그룹으로 구분될 수 있다. 예컨대 도 2에서 4개의 그룹이 표현되어 있다.

이때, 한 개의 그룹에 의해 N개의 일정한 개수의 PE 라인들이 제공될 수 있으며, 한 개의 그룹에 속한 N개의 PE 라인들은 시간축에서 서로 인접하여 얻어진 것들이다.

시간적으로 더 빨리 얻은 제1그룹과 시간적으로 더 늦게 얻은 제2그룹을 서로 비교하면, 제1그룹이 제2그룹에 비해 k-스페이스의 중심부 쪽에 더 가까울 수 있다. 이로써 종래의 센트릭 PE 오더 방식의 특징을 가질 수 있다.

그리고 특정 그룹 내의 N개의 PE 라인들의 경사자계 크기는 시간에 대하여 선형적인 특징을 갖는다. 특히 3이상의 값을 갖는 N에 대하여 이러한 선형적 특성이 잘 정의될 수 있다. 이로써 종래의 선형 PE 오더 방식의 장점을 가질 수 있다.

도 2에 나타낸 본 발명의 일 실시예에서, 특정 그룹에 속한 N개의 PE 라인들의 경사자계크기의 절대값은 시간에 따라 증가할 수 있다. 즉, 특정 그룹 내에 속한 N개의 PE 라인들의 경사자계 크기는, k-스페이스의 중심부로부터 시작하여 k-스페이스의 주변부 쪽으로 향할 수 있다.

그러나 도 3에 나타낸 본 발명의 변형된 실시예에서, 특정 그룹에 속한 N개의 PE 라인들의 경사자계 크기의 절대값은 시간에 따라 감소할 수도 있다. 즉, 특정 그룹 내에 속한 N개의 PE 라인들의 경사자계 크기는, k-스페이스의 주변부로부터 시작하여 k-스페이스의 중심부 쪽으로 향할 수 있다.

이때, 각 그룹에서 위상인코딩 라인들의 개수는 1부터 위상인코딩 라인들의 전체 개수의 절반까지 조정될 수 있으며, 본 발명에서 상기 개수는 ??N??으로 나타낼 수 있다. 예를 들어, 상기 센트릭 PE 오더 방식은 위상부호화 그룹화 방식에서 N=1인 특수한 예인 것으로 간주될 수 있고, 상기 페어링 PE 오더 방식은 위상부호화 그룹화 방식에서 N=2인 특수한 예인 것으로 간주될 수 있다. 위상부호화 그룹화 방식에서, 바람직하게는 각 그룹 내에 속한 PE 라인들의 경사자계 크기가 시간에 대하여 선형적인 특징을 갖도록 잘 정의되기 위해서는 N은 3 이상의 값을 가질 수 있다.

도 4는 bSSFP 방식에 있어서, N=3일 때의 상술한 위상부호화 그룹화된 의사-센트릭 PE 오더 방식에 따라 얻은 K-스페이스 데이터를 나타낸 것이다.

위상부호화 그룹화 방식은 각 그룹 사이에서만 점프가 필요하기 때문에, 3보다 큰 값을 갖는 N이 적용된 의사-센트릭 PE 오더 방식에 의한 위상인코딩에 따른 점프의 개수는, 종래의 센트릭 PE 오더 또는 페어링에 따른 점프의 개수에 비해 더 감소될 수 있다. 또한, 각 그룹 안에서 연속적인 경사들 사이의 선형 증가로 인해 천이진동들이 감소될 수 있다. 구체적으로, 에코들이 생리 MRI에 대한 가장 큰 대비를 갖도록 되어 있는 상기 bSSFP 해독 초기에 낮은 공간-주파수 성분들이 수집될 수 있으며, 적절한 대비가 이루어지도록 할 수 있다.

도 5a 내지 도 5c는 본 발명의 일 실시예에 따라 MRI 이미지를 획득하는 일 예를 설명하기 위한 도면이다.

도 5a에서 아래쪽의 가로축(t)은 시간축을 나타낸다. 그리고 참조번호 412~415는 각각 k스페이스를 나타낸다. 각 k스페이스에 도시된 굵은색 실선은 획득된 위상부호화 라인을 나타낸다. 각 k스페이스에 도시된 실선의 화살표는 위상부호화 라인을 획득하는 순서를 나타낸 것이다. 각 k스페이스의 가로축은 kx방향의 축을 나타내고 세로축은 ky방향의 축을 나타낸다.

도 5a의 실시예에서 먼저 RF 여기(411)를 실행한다(단계 S411). 그 다음 0의 경사자계 크기를 갖는 위상부호화라인을 포함하는 3개의 위상부호화라인(412 참고)들을 화살표 방향을 따라 획득한다(획득단계 S412). 그 다음 음의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(413 참고)들을 화살표 방향을 따라 획득한다(획득단계 S413). 그 다음 양의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(414 참고)들을 화살표 방향을 따라 획득한다(획득단계 S414). 그 다음 음의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(415 참고)들을 화살표 방향을 따라 획득한다(획득단계S415). 상기 획득단계와 같은 단계는 다른 경사자계 크기를 갖는 추가적인 위상부호화라인들에 대하여 반복될 수 있다.

도 5a의 실시예에서, 각 획득단계에서는 3개의 위상부호화라인들이 획득되었으나, 그 개수는 달라질 수 있다. 그리고 각 획득단계마다 획득하는 위상부호화라인들의 개수도 서로 다를 수 있다. 그리고 각 획득단계에서 획득하는 복수 개의 위상부호화라인들의 획득방향, 즉 도 5a에 나타낸 화살표의 방향도 달라질 수 있다.

도 5b는 도 5a로부터 변형된 실시예를 나타낸다.

도 5a에서는 시간이 흐름에 따라 위상부호화라인을 ky축의 중심부에서부터 주변부 방향으로 획득하지만 도 5b에서는 주변부에서부터 중심부 방향으로 획득한다는 점에서 서로 다르다. 그 외의 획득방식은 도 5a와 도 5b가 서로 유사하므로 유사한 점에 대하여는 설명을 생략한다.

도 5c는 도 5a로부터 변형된 또 다른 실시예를 나타낸다.

도 5a에서는 각각의 획득단계 내에서 위상부호화라인들을 ky축의 중심부에서 주변부방향을 획득하지만, 도 5c에서는 각각의 획득단계 내에서 위상부호화라인들을 ky의 주변부로부터 중심부 방향을 획득한다는 점에서 서로 다르다. 그 외의 획득방식은 도 5a와 도 5c가 서로 유사하므로 유사한 점에 대하여는 설명을 생략한다.

도 5a 내지 도 5c에서는 복수 번의 상기 획득단계를 실행하기 이전에 RF 여기(411, 421, 431)를 실행한다. 그리고 위상부호화라인들을 획득하는 시간 사이에는 별도의 RF 여기를 수행하지 않는다.

도 5a 내지 도 5c에 나타낸 MRI 이미지 획득방법은 소위 EPI(Echo Planar Imaging) 기법을 이용하는 것일 수 있다.

도 6은 본 발명의 다른 실시예에 따라 MRI 이미지를 획득하는 일 예를 설명하기 위한 도면이다.

도 6에서 중간의 가로축(t)은 시간축을 나타낸다. 그리고 참조번호 511~514는 각각 k스페이스를 나타낸다. 각 k스페이스 내에 도시된 굵은색 실선은 획득된 위상부호화 라인을 나타낸다. 각 k스페이스의 가로축은 kx방향의 축을 나타내고 세로축은 ky방향의 축을 나타낸다.

도 6의 실시예에서 0의 경사자계 크기를 갖는 위상부호화라인을 포함하는 3개의 위상부호화라인(511 참고)들을 획득한다(획득단계 S511). 그 다음 음의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(512 참고)들을 획득한다(획득단계 S512). 그 다음 양의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(513 참고)들을 획득한다(획득단계 S513). 그 다음 음의 경사자계 크기를 갖는 3개의 위상부호화라인(514 참고)들을 획득한다(획득단계 S514). 상기 획득단계와 같은 단계는 다른 경사자계 크기를 갖는 추가적인 위상부호화라인들에 대하여 반복될 수 있다.

도 6의 실시예에서, 각 획득단계에서는 3개의 위상부호화라인들이 획득되었으나, 그 개수는 달라질 수 있다. 그리고 각 획득단계마다 획득하는 위상부호화라인들의 개수도 서로 다를 수 있다.

도 6의 실시예에서, 각각의 위상부호화라인들을 획득할 때마다, 참조번호 510에 나타낸 것과 같이, 각 위상부호화라인들을 획득하기 이전에 RF 여기를 수행할 수 있다.

도 6의 실시예는, bSSFP 기법을 이용하여 수행될 수 있다.

본 발명은 도면에 도시된 실시예를 참고로 설명되었으나 이는 예시적인 것에 불과하며, 당해 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 이로부터 다양한 변형 및 균등한 다른 실시예가 가능하다는 점을 이해할 것이다. 따라서 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위의 기술적 사상에 의하여 정해져야 할 것이다.

Claims (14)

1. 서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 N개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및
   서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 M개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계;
   를 포함하며,
   상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값들은 시간에 대하여 선형성을 갖고, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값은 시간에 대하여 선형성을 갖는(단, N 및 M은 각각 3이상의 자연수),
   MRI 데이터 생성방법.
2. 제1항에 있어서, N개의 제1위상부호화라인들 중 마지막에 획득한 위상부호화라인의 경사자계 크기는, 상기 M개의 제2위상부호화라인들 중 첫번째에 획득한 위상부호화라인의 경사자계 크기에 대해 불연속적인, MRI 데이터 생성방법.
3. 제1항에 있어서,
   MRI 이미지를 얻기 위하여, 상기 제1획득단계 이전에 RF 여기(RF excitation)를 수행하는 단계를 더 포함하며,
   상기 제1획득단계 및 상기 제2획득단계 모두 상기 RF 여기에 따른 환경을 기초로 수행되며,
   상기 제1획득단계 및 상기 제2획득단계 사이에는 다른 RF 여기가 수행되지 않는 것을 특징으로 하는,
   MRI 데이터 생성방법.
4. 제3항에 있어서, 상기 MRI 이미지를 위한 k스페이스 정보는 EPI(Echo Planar Imaging) 기법을 이용하여 획득되는 것을 특징으로 하는, MRI 데이터 생성방법.
5. 제1항에 있어서, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상들은 k스페이스의 위상축에서 서로 연속적인 값을 가지며, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상들은 k스페이스의 위상축에서 서로 연속적인 값을 갖는, MRI 데이터 생성방법.
6. 제1항에 있어서, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 부호(sign)는 모두, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 부호들과 다른, MRI 데이터 생성방법.
7. 제1항에 있어서, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 경사자계 크기들은 모두 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 경사자계 크기들과 다른 값을 갖는, MRI 데이터 생성방법.
8. 제1항에 있어서, 상기 N개의 제1위상부호화라인들의 경사자계 크기들의 절대값은 시간에 대하여 증가하거나 감소하는 선형성을 갖고, 상기 M개의 제2위상부호화라인들의 경사자계 크기들의 절대값은 시간에 대하여 증가하거나 감소하는 선형성을 갖는, MRI 데이터 생성방법.
9. 제1항에 있어서, MRI 이미지를 얻기 위하여, 상기 제1위상부호화라인들 및 상기 제2위상부호화라인들의 각 라인을 획득할 때마다, 상기 각 라인을 획득하기 이전에 RF 여기를 수행하도록 되어 있는, MRI 데이터 생성방법.
10. 제9항에 있어서, 상기 MRI 이미지를 위한 k스페이스 정보는 bSSFP 기법을 이용하여 획득되는 것을 특징으로 하는, MRI 데이터 생성방법.
11. 제1항에 있어서, 상기 M개의 제2위상부호화라인들은 k스페이스 상에서 상기 N개의 제1위상부호화라인들보다 더 주변부에 가깝게 배치되어 있는, MRI 데이터 생성방법.
12. 제1항에 있어서, 상기 MRI 데이터 생성방법에서 획득하는 모든 위상부호화라인들 중 위상부호화의 크기가 0인 위상부호화라인이 가장 먼저 획득되는 것을 특징으로 하는, MRI 데이터 생성방법.
13. MRI 장치로 하여금,
    서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 N개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및
    서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 M개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계
    를 수행하도록 하는 프로그램이 기록된,
    컴퓨터로 읽을 수 있는 매체.
14. MRI 장치로 하여금,
    RF 여기(RF excitation)를 수행하는 RF여기단계;
    상기 RF여기단계 이후에, 서로 다른 위상부호화(encoding) 크기를 갖는 복수 개의 제1위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제1획득단계; 및
    상기 제1획득단계 이후에, 또 다른 RF 여기를 수행하지 않고, 서로 다른 위상부호화 크기를 갖는 복수 개의 제2위상부호화라인들을 시간축 상에서 연속적으로 획득하는 제2획득단계;
    를 수행하도록 하는 프로그램이 기록된 컴퓨터로 읽을 수 있는 매체로서,
    상기 복수 개의 제1위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값들은 시간에 대하여 선형성을 갖고, 상기 복수 개의 제2위상부호화라인들의 위상부호화 크기들의 절대값은 시간에 대하여 선형성을 갖는 것을 특징으로 하는,
    컴퓨터로 읽을 수 있는 매체.

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