KR20210037707A

KR20210037707A - 저자장 확산 가중 자기 공명 이미징

Info

Publication number: KR20210037707A
Application number: KR1020217005841A
Authority: KR
Inventors: 라파엘 오할로란; 로라 사콜릭
Original assignee: 하이퍼파인 리서치, 인크.
Priority date: 2018-07-31
Filing date: 2019-07-31
Publication date: 2021-04-06
Also published as: JP2021532879A; TW202012951A; US10866293B2; CA3106696A1; US20200041588A1; US20210109174A1; US11333726B2; EP3830594A1; WO2020028449A1; CN113366330A; EP3830594B1; AU2019315441A1

Abstract

확산 가중 이미징을 수행하기 위해 저자장 자기 공명 이미지(low-field magnetic resonance imaging; MRI) 시스템을 동작시키기 위한 방법 및 장치가 개시되고, 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주(main) 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일(gradient coil), 및 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(radio frequency; RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트를 포함한다. 본 방법은 자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 제어하는 단계를 포함하고, 다중 에코 기간 중 적어도 2개의 기간은 반대되는 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응한다.

Description

저자장 확산 가중 자기 공명 이미징

관련 출원들

본 출원은 35 USC § 119(e)에 따라 2018년 7월 31일에 출원되고 발명의 명칭이 "저자장 확산 가중 이미징(LOW-FIELD DIFFUSION WEIGHTED IMAGING)"인 미국 특허 가출원 제62/712,565호에 대한 우선권을 주장하며, 그 전체 내용은 여기에 참조로 포함된다.

자기 공명 이미징(magnetic resonance imaging; MRI)은 다수의 응용에 대한 중요한 이미징 기법(imaging modality)을 제공하고, 인간 신체의 내부의 이미지들을 생성하기 위한 임상 및 연구 환경에 폭넓게 사용된다. 일반적으로, MRI는 인가된 전자기장들로부터 기인하는 상태 변화에 응답하여 원자들에 의해 방출되는 전자기파인 자기 공명(magnetic resonance; MR) 신호들을 검출하는 것에 기초한다. 예를 들어, 핵 자기 공명(nuclear magnetic resonance; NMR) 기술들은 이미징되고 있는 대상에서의 원자들(예컨대, 인체의 조직에서의 원자들)의 핵 스핀(nuclear spin)의 재정렬 또는 이완 시에 여기된 원자들의 핵들로부터 방출된 MR 신호들을 검출하는 것을 수반한다. 검출된 MR 신호들은 이미지들을 생성하기 위해 프로세싱될 수 있고, 이 이미지들은 의료적 응용 상황에서, 진단, 치료, 및/또는 연구 목적들을 위해 신체 내의 내부 구조물 및/또는 생물학적 프로세스의 조사(investigation)를 허용한다.

MRI는 다른 기법들의 안전 우려 없이(예컨대, 대상을 이온화 방사선, 예컨대, x선들에 노출할 필요 없이, 또는 방사성 물질을 신체에 도입하지 않고) 상대적으로 높은 해상도(resolution) 및 콘트라스트(contrast)를 갖는 비침습적(non-invasive) 이미지들을 생성할 수 있는 능력으로 인해 생체 이미징을 위한 매력적인 이미징 기법을 제공한다. 추가적으로, MRI는 다른 이미징 기법들이 만족스럽게 이미징할 수 없는 대상을 이미징하기 위하여 활용될 수 있는 연조직 콘트라스트를 제공하기 위하여 특히 적합하다. 또한, MR 기법들은 다른 기법들이 취득할 수 없는 구조물들 및/또는 생물학적 프로세스들에 대한 정보를 캡쳐(capture)할 수 있다. 그러나, 주어진 이미징 응용을 위하여, 장비의 상대적으로 높은 비용, 제한된 이용가능성, 및/또는 임상적 MRI 스캐너들에 대한 액세스를 얻음에 있어서의 어려움, 및/또는 이미지 취득 프로세스의 길이를 수반할 수도 있는, MRI에 대한 다수의 단점들이 있다.

임상적 MRI에 있어서의 추세는 스캔 시간, 이미지 해상도, 및 이미지 콘트라스트 중의 하나 이상을 개선시키기 위하여 MRI 스캐너들의 자장 강도(field strength)를 증가시켜 왔고, 이것은 궁극적으로, 비용들을 계속 끌어올린다. 막대한 대다수의 설치된 MRI 스캐너들은 주 자장(main magnetic field) B₀의 자장 강도를 지칭하는, 1.5 테슬라 또는 3 테슬라(T)에서 동작한다. 임상적 MRI 스캐너의 대략적인 비용 추정치는 대략 테슬라 당 백만 달러이고, 이 추정치는 실질적인 동작, 서비스, 및 이러한 MRI 스캐너들을 동작시킴에 있어서 수반된 유지보수 비용들을 감안하지 않은 것이다.

추가적으로, 기존의 고자장(high-field) MRI 시스템들은 전형적으로, 대상(예컨대, 환자)이 이미징되고 있는 강한 균일한 정적 자장(B₀)을 생성하기 위하여 큰 초전도 자석들 및 연관된 전자 기기들을 필요로 한다. 이러한 시스템들의 크기는 자석, 전자 기기들, 열 관리 시스템, 및 제어 콘솔 영역들을 위한 다수의 방들을 포함하는 전형적인 MRI 설비로 인해 상당하다. MRI 시스템들의 크기 및 비용은, 일반적으로 그 사용이, 충분한 공간과, 이 시스템을 구입하고 유지하기 위한 자원들을 가진 병원들 및 학술적 연구 센터들과 같은 시설들로 그 사용을 일반적으로 제한한다. 고자장 MRI 시스템들의 높은 비용 및 상당한 공간 요건들은 MRI 스캐너들의 제한된 이용 가능성으로 귀착된다. 이와 같이, MRI 스캔이 유익할 것이지만, 위에서 논의된 제한들 중의 하나 이상으로 인해, 이하에서 더욱 상세하게 논의된 바와 같이 실용적이지 않거나 불가능한 임상적 상황들이 빈번하게 있다.

일부 실시예는 저자장 자기 공명 이미징(MRI) 시스템에 관한 것이다. 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주(main) 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일(gradient coil), 및 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(radio frequency; RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트와 적어도 하나의 제어기를 포함한다. 적어도 하나의 제어기는, 자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 동작하도록 구성되고, 다중 에코 기간 중 적어도 2개는 반대의 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응한다.

일부 실시예는 확산 가중 이미징을 수행하기 위해 저자장 자기 공명 이미지(MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법에 대한 것이고, 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일, 및 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트를 포함한다. 본 방법은, 자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 제어하는 단계를 포함하고, 다중 에코 기간 중 적어도 2개는 반대의 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응한다.

일부 실시예는 복수의 명령어로 인코딩된 비일시적인 컴퓨터 판독가능 매체에 대한 것이고, 복수의 명령어는 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서로 하여금 확산 가중 이미징을 수행하기 위해 저자장 자기 공명 이미징(MRI) 시스템을 동작시키는 방법을 수행하게 하고, 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일, 및 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트를 포함한다. 본 방법은 자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 제어하는 단계를 포함하고, 다중 에코 기간 중 적어도 2개는 반대의 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응한다.

전술한 개념 및 아래에서보다 상세히 논의되는 추가 개념의 모든 조합(이러한 개념이 상호 불일치하지 않은 경우)은 여기에 개시된 발명 주제의 일부인 것으로 고려된다는 것을 이해해야 한다. 특히, 본 개시의 끝에 나타나는 청구된 주제의 모든 조합은 본원에 개시된 발명의 주제의 일부인 것으로 고려된다.

기술의 다양한 비제한적인 실시예들이 다음의 도면들을 참조하여 설명될 것이다. 도면들은 반드시 일정한 비율로 도시된 것은 아니라는 것을 이해해야 한다.
도 1은 일부 실시예에 따른 확산 가중 이미징을 수행하도록 제어될 수 있는 저자장 자기 공명 이미징 시스템의 예시적인 컴포넌트를 도시한다.
도 2는 일부 실시예에 따른 저자장 자기 공명 이미징 시스템을 사용하여 확산 가중 이미징을 수행하는 데 사용될 수 있는 펄스 시퀀스를 도시한다.
도 3은 일부 실시예에 따른 저자장 자기 공명 이미징 시스템을 사용하여 확산 가중 이미징 동안 야기되는 이미지 블러링을 보정하기 위한 프로세스를 도시한다.
도 4는 일부 실시예에 따른 확산 가중 이미징 펄스 시퀀스에서 다중 에코 기간을 사용함으로써 이미지 품질을 개선하기 위한 프로세스를 도시한다.
도 5a 내지 5c는 도 4에 도시된 프로세스를 사용하여 생성된 이미지를 예시한다.

MRI 스캐너 시장은 고자장 시스템들(high-field systems)에 의해 압도적으로 지배되고(dominated), 의료적 또는 임상적 MRI 응용에 대해서 특히 그러하다. 위에서 논의된 바와 같이, 의료적 이미징에서의 일반적인 추세는 점점 더 큰 자장 강도들을 갖는 MRI 스캐너들을 생성하여 왔고, 막대한 다수의 임상적 MRI 스캐너들은 1.5T 또는 3T에서 동작하고, 7T 및 9T의 더 높은 자장 강도가 연구 환경들에서 이용된다. 본 명세서에서 이용되는 바와 같이, "고자장"은 임상적 환경에서 현재 이용 중인 MRI 시스템들, 및 더욱 구체적으로는, 1.5 이상의 주 자장(즉, B₀ 자장)을 사용해 동작하는 MRI 시스템들을 일반적으로 지칭하지만, .5T 내지 1.5T에서 동작하는 임상적 시스템들도 종종 "고자장"이라고 특징지어진다. 약 .2T 내지 .5T의 자장 강도는 "중자장(mid-field)"으로 특징지어졌으며, 고자장 영역(high-field regime)에서 자장 강도가 계속 증가함에 따라 .5T 내지 1T 범위의 자장 강도도 중자장으로서 특징지어졌다. 이와는 대조적으로, "저자장"은 일반적으로 약 0.2T 이하의 B₀ 자장으로 동작하는 MRI 시스템을 지칭하지만, .2T 내지 약 .3T의 B₀ 자장을 갖는 시스템은 때때로 고자장 영역의 상단(high end)에서 증가된 자장 강도의 결과로서 저자장으로 특징지어졌다. 저자장 영역 내에서 .1T 미만의 B₀ 자장으로 동작하는 저자장 MRI 시스템은 본 개시에서 "초저자장(very-low field)"이라고 지칭되며, 10mT 미만의 B₀ 자장으로 동작하는 저자장 MRI 시스템은 "극저자장(ultra-low field)"이라고 지칭된다.

위에서 논의한 바와 같이, 기존의 MRI 시스템은 특수한 시설을 필요로 한다. MRI 시스템이 동작하려면 전자기적으로 차폐된 방이 필요하며 방의 바닥은 구조적으로 보강되어야 한다. 고전력 전자 장치와 스캔 기술자의 제어 영역을 위한 추가 공간이 제공되어야 한다. 사이트(site)에 대한 보안 액세스도 제공되어야 한다. 또한, 전용 3상 전기 접속이 설치되어 전자 장치에 전력을 공급해야 하며, 이는 냉각수 공급 장치에 의해 냉각되어야 한다. 일반적으로 추가 HVAC 능력도 제공되어야 한다. 이러한 사이트 요건은 비용이 많이 들뿐만 아니라 MRI 시스템이 배치될 수 있는 위치를 크게 제한한다. 기존의 임상 MRI 스캐너는 또한 동작 및 유지 관리에 상당한 전문 지식을 필요로 한다. 이 고도로 훈련된 기술자와 서비스 엔지니어는 MRI 시스템 동작에 높은 지속적인 동작 비용을 추가한다. 결과적으로 기존의 MRI는 종종 비용이 많이 들고 접근성이 크게 제한되어, 이는 MRI가 필요한 곳과 때마다 다양한 범위의 임상 이미징 솔루션을 제공할 수 있는 널리 사용 가능한 진단 도구가 되지 못하게 한다. 일반적으로 환자는 미리 예정된 시간과 장소에 제한된 수의 시설 중 하나를 방문해야 하므로 진단, 수술, 환자 모니터링 등을 지원하는 데 고유한 효과가 있는 수많은 의료 응용 분야에서 MRI가 사용되지 못하게 할 수 있다.

위에서 논의한 바와 같이, 고자장 MRI 시스템은 이러한 시스템의 크기, 무게, 전력 소비 및 차폐 요건을 수용하기 위해 특별히 적응된 시설을 필요로 한다. 예를 들어, 1.5T MRI 시스템의 무게는 일반적으로 4톤 내지 10톤이고 3T MRI 시스템의 무게는 일반적으로 8톤 내지 20톤이다. 또한, 고자장 MRI 시스템은 일반적으로 상당한 양의 무겁고 값 비싼 차폐를 필요로 한다. 많은 중자장 스캐너는 매우 큰 영구 자석 및/또는 요크의 사용에 부분적으로 기인하여, 무게가 10톤 내지 20톤으로 더 무겁다. 상업적으로 이용 가능한 저자장 MRI 시스템(예를 들어, .2T의 B₀ 자장을 사용해 동작함)은 또한, B₀ 자장을 생성하는 데 사용되는 많은 양의 강자성 물질로 인해 일반적으로 10톤 이상의 범위 내에 있으며, 차폐에서 추가적인 톤 수를 갖는다. 이 중장비를 수용하기 위해 방(일반적으로 최소 30 평방 미터 내지 50 평방 미터의 크기를 가짐)은 강화 바닥(예를 들어, 콘크리트 바닥)으로 지어져야 하며 전자기 방사선이 MRI 시스템의 동작과 간섭하는 것을 방지하기 위해 특별히 차폐되어야 한다. 따라서 사용 가능한 임상 MRI 시스템은 부동이고(immobile) 병원 또는 시설 내의 상당한 비용의 대규모 전용 공간을 필요로 하며 동작을 위한 공간을 준비하는 데 상당한 비용에 추가적으로, 시스템을 동작시키고 유지하는 데 있어서 전문 지식에 대한 더 추가적인 지속적인 비용을 필요로 한다.

또한, 현재 사용 가능한 MRI 시스템은 일반적으로 많은 양의 전력을 소비한다. 예를 들어, 일반적인 1.5T 및 3T MRI 시스템은 일반적으로 동작 중에 20kW 내지 40kW의 전력을 소비하는 반면, 사용 가능한 .5T 및 .2T MRI 시스템은 일반적으로 각각 전용 및 특수 전원을 사용하여 5kW 내지 20kW를 소비한다. 달리 지정되지 않는 한, 전력 소비는 관심 간격 동안 소비되는 평균 전력으로 참조된다. 예를 들어, 위에서 언급한 20kW 내지 40kW는 이미지 획득 과정 동안에 기존 MRI 시스템에 의해 소비되는 평균 전력을 나타내며, 이는 평균 전력 소비를 상당히 초과하는(예를 들어, 경사 코일 및/또는 RF 코일이 펄스 시퀀스의 비교적 짧은 기간에 걸쳐 펄싱되는(pulsed) 경우) 비교적 짧은 기간의 피크 전력 소비를 포함할 수 있다. 피크(또는 큰) 전력 소비의 간격은 일반적으로 MRI 시스템 자체의 전력 저장 요소(예를 들어, 커패시터)를 통해 처리된다(addressed). 따라서 평균 전력 소비는 일반적으로 디바이스를 동작하는 데 필요한 전원 접속 유형을 결정하므로 더 관련성이 높은 수치이다. 위에서 논의된 바와 같이, 사용 가능한 임상 MRI 시스템은 전용 전원을 가져야 하며 일반적으로 MRI 시스템의 컴포넌트에 전원을 공급하기 위해 그리드로의 전용 3상 접속을 필요로 한다. 그런 다음 3상 전력을 MRI 시스템에 의해 사용되는 단상 전력으로 변환하기 위해 추가 전자 장치가 필요하다. 기존의 임상 MRI 시스템을 배치하는 데 필요한 많은 물리적 요건은 가용성에 상당한 문제를 일으키고 MRI가 활용될 수 있는 임상 응용을 심각하게 제한한다.

따라서 고자장 MRI의 많은 요건으로 인해 많은 상황에서 설치가 어렵게 되어 대규모 기관 병원이나 전문 시설로의 배치를 제한하고 일반적으로 빡빡한 예약으로 사용을 제한하여 환자가 미리 예정된 시간에 전용 시설을 방문해야 한다. 따라서 고자장 MRI에 대한 많은 제한으로 인해 MRI가 이미징 기법으로 완전히 활용되지 못한다. 위에서 언급한 고자장 MRI의 단점에도 불구하고, 상위 자장에서 신호 대 잡음비(SNR)의 현저한 증가의 매력은, 임상 및 의료 MRI 응용 분야에서 사용하기 위해 업계를 점점 더 고자장 강도로 계속 이끌고 있으며, MRI 스캐너의 비용과 복잡성을 더욱 증가시키고 가용성을 더욱 제한하고 범용 및/또는 일반적으로 사용 가능한 이미징 솔루션으로의 사용을 방지한다.

저자장 영역(특히 초저자장 영역)에서 생성된 MR 신호의 낮은 SNR은 상대적으로 낮은 비용, 낮은 전력 및/또는 휴대용(portable) MRI 시스템의 개발을 방해했다. 기존의 "저자장" MRI 시스템은 유용한 이미지를 얻기 위해 일반적으로 저자장 범위(예를 들어, 임상적으로 이용 가능한 저자장 시스템은 약 .2T의 하한(floor)을 가짐)로 특징지어지는 것의 상단(high end)에서 동작한다. 고자장 MRI 시스템보다 다소 저렴하지만 기존의 저자장 MRI 시스템은 동일한 단점을 많이 공유한다. 특히, 기존의 저자장 MRI 시스템은 대형의 고정되고 부동의 설치이고, 상당한 전력을 소비하며(전용 3상 전원 접속(hook-ups)을 필요로 함), 및 특수 차폐실과 대형 전용 공간을 필요로 한다. 저자장 MRI의 과제는 유용한 이미지를 생성할 수 있는 상대적으로 저렴한 저전력 및/또는 휴대용 MRI 시스템의 개발을 방해했다.

본 발명가들은 병원 및 연구 시설에 있는 현재의 MRI 설치를 넘어 다양한 환경에서 MRI 기술의 광범위한 배치 가능성을 향상시킬 수 있는 휴대용, 저자장, 저전력 및/또는 저비용 MRI 시스템을 가능하게 하는 기술을 개발했다. 결과적으로 MRI는 응급실, 소규모 병원, 의사 사무실, 이동식 유닛, 현장 등에 배치될 수 있으며 환자에게로 가져와(예를 들어, 침대 옆) 다양한 이미징 절차 및 프로토콜을 수행할 수 있다. 일부 실시예는 휴대용, 저비용, 저전력 MRI를 용이하게 하는 초저자장 MRI 시스템(예를 들어, .1T, 50mT, 20mT 등)을 포함하여 임상 환경에서 MRI의 가용성을 상당히 증가시킨다.

저자장 영역에서 임상 MRI 시스템을 개발하는 데는 수많은 도전이 있다. 본원에 사용된 용어 임상 MRI 시스템은 임상적으로 유용한 이미지를 생성하는 MRI 시스템을 의미하며, 이는 특정 이미징 응용이 주어졌을 때 그 의도된 목적을 위해 의사 또는 임상의에게 유용하기에 충분한 해상도 및 적절한 획득 시간을 갖는 이미지를 의미한다. 따라서 임상적으로 유용한 이미지의 해상도/획득 시간은 이미지가 획득되고 있는 목적에 따라 달라질 것이다. 저자장 영역에서 임상적으로 유용한 이미지를 얻는 데 있어 수많은 도전 중에는 상대적으로 낮은 SNR이 있다. 특히, SNR과 B₀ 자장 강도 간의 관계는 .2T를 초과하는 자장에서 약 B₀ ^5/4이고 .1T 미만의 자장 강도에서 약 B₀ ^3/2이다. 따라서 SNR은 초저자장 강도에서 경험되는 SNR의 훨씬 더 큰 감소와 함께 자장 강도의 감소와 함께 크게 떨어진다. 자장 강도 감소로 인한 SNR의 이러한 상당한 감소는 초저자장 영역에서 임상 MRI 시스템의 개발을 방해한 중요한 요소이다. 특히, 초저자장 강도에서 낮은 SNR의 도전은 초저자장 영역에서 동작하는 임상 MRI 시스템의 개발을 방해했다. 결과적으로, 더 낮은 자장 강도에서 동작하려는 임상 MRI 시스템은 일반적으로 약 .2T 범위 이상의 자장 강도를 달성했다. 이러한 MRI 시스템은 여전히 크고 무겁고 비용이 많이 들고 일반적으로 고정된 전용 공간(또는 차폐 텐트)과 전용 전원을 필요로 한다.

본 발명자들은 임상적으로 유용한 이미지를 생성할 수 있는 저자장 및 초저자장 MRI 시스템을 개발하였으며, 이는 종래 기술로는 달성할 수 없는 휴대용, 저비용 및 사용하기 쉬운 MRI 시스템을 허용한다. 일부 실시예에 따르면, MRI 시스템은 일반적으로 필요할 곳과 때마다, 다양한 진단, 수술, 모니터링 및/또는 치료 절차를 제공하기 위해 환자에게 이송될 수 있다.

도 1은 MRI 시스템(100)의 전형적인 컴포넌트들의 블록도이다. 도 1의 예시적인 예에서, MRI 시스템(100)은 컴퓨팅 디바이스(104), 제어기(106), 펄스 시퀀스 저장소(108), 전력 관리 시스템(110) 및 자기 컴포넌트들(120)을 포함한다. 시스템(100)은 예시적이고 MRI 시스템은 도 1에 도시된 컴포넌트들에 추가하여 또는 그 대신에 임의의 적합한 유형의 하나 이상의 다른 컴포넌트들을 구비할 수 있다는 것을 알아야 한다. 그러나 MRI 시스템은 일반적으로 이러한 높은 수준의 컴포넌트를 포함하지만 특정 MRI 시스템에 대한 이러한 컴포넌트의 구현은 아래에서 더 자세히 설명되는 것처럼 크게 다를 수 있다.

도 1에서 예시된 바와 같이, 자기 컴포넌트들(120)은 B₀ 자석(122), 심 코일(shim coil)들(124), RF 송신 및 수신 코일들(126), 및 경사 코일들(128)을 포함한다. 자석(122)은 주 자장 B₀을 생성하기 위하여 이용될 수 있다. 자석(122)은 원하는 주 자장 B₀을 생성할 수 있는 임의의 적합한 유형 또는 조합의 자기 컴포넌트일 수 있다. 위에서 논의된 바와 같이, 고자장 영역에서 B₀ 자석은 일반적으로 솔레노이드 지오메트리로 제공되는 초전도 물질을 사용하여 통상적으로 형성되며, 초전도 상태의 B₀ 자석을 유지하려면 극저온 냉각 시스템을 필요로 한다. 따라서, 고장 B₀ 자석은 비싸고 복잡하며 많은 양의 전력을 소비하고(예를 들어, 극저온 냉각 시스템은 B₀ 자석을 초전도 상태로 유지하는 데 필요한 매우 낮은 온도를 유지하기 위해 상당한 전력을 필요로 함), 넓은 전용 공간과 전문화된 전용 전력 접속(예를 들어, 전력 그리드로의 전용 3상 전력 접속)을 필요로 한다. 기존 저자장 B₀ 자석(예를 들어, .2T에서 동작하는 B₀ 자석)은 종종 초전도 물질을 사용하여 구현되므로 이러한 동일한 일반 요건을 갖다. 다른 기존의 저자장 B₀ 자석은 영구 자석을 사용하여 구현되는데, 이는 기존의 저자장 시스템이 제한되는 자장 강도(예를 들어, 더 낮은 자장 강도에서 유용한 이미지를 획득할 수 없기 때문에 .2T 내지 .3T임)를 생성하기 위해서는 5톤 내지 20톤 무게의 매우 큰 자석일 필요가 있다. 따라서 기존 MRI 시스템의 B₀ 자석만으로는 휴대성과 경제성을 모두 방해한다.

경사 코일들(128)은 경사 자장(gradient field)들을 제공하도록 배열될 수 있고, 예를 들어, 3개의 실질적으로 직교하는 방향들(X, Y, Z)로 B₀ 자장에서 경사들을 생성하도록 배열될 수 있다. 경사 코일(128)은 주파수 또는 위상의 함수로서 수신된 MR 신호의 공간적 위치를 인코딩하기 위해 B₀ 자장(자석(122) 및/또는 심 코일(124)에 의해 생성된 B₀ 자장)을 체계적으로 변화시킴으로써 방출된 MR 신호를 인코딩하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 경사 코일들(128)은 특정한 방향을 따르는 공간적 로케이션의 선형 함수로서 주파수 또는 위상을 변화시키도록 구성될 수 있지만, 더욱 복잡한 공간적 인코딩 프로파일들이 또한 비선형 경사 코일들을 이용함으로써 제공될 수도 있다. 예를 들어, 제1 경사 코일은 B₀ 자장을 제1(X) 방향으로 선택적으로 변화시켜 그 방향으로 주파수 인코딩을 수행하도록 구성될 수 있고, 제2 경사 코일은 B₀ 자장을 제1 방향에 실질적으로 직교하는 제2(Y) 방향으로 선택적으로 변화시켜 위상 인코딩을 수행하도록 구성될 수 있으며, 제3 경사 코일은 B₀ 자장을 제1 및 제2 방향에 실질적으로 직교하는 제3(Z) 방향으로 선택적으로 변화시켜 체적 이미징 응용(volumetric imaging applications)을 위한 슬라이스 선택을 가능하게 하도록 구성될 수 있다. 위에서 논의된 바와 같이, 또한 아래에서 더 상세히 논의되는 바와 같이 일반적으로 크고 값 비싼 경사 전원에 의해 동작되는 기존 경사 코일은 상당한 전력을 소비한다.

MRI는 각각 송신 및 수신 코일(종종 무선 주파수(RF) 코일이라고 함)을 사용하여 방출된 MR 신호를 여기하고 감지하여 수행된다. 송신/수신 코일은 송신 및 수신을 위한 별도의 코일, 송신 및/또는 수신을 위한 다중 코일, 또는 송신 및 수신을 위한 동일한 코일을 포함할 수 있다. 따라서, 송신/수신 컴포넌트는 송신을 위한 하나 이상의 코일, 수신을 위한 하나 이상의 코일 및/또는 송신 및 수신을 위한 하나 이상의 코일을 포함할 수 있다. 송신/수신 코일은 종종 MRI 시스템의 송신 및 수신 자기 컴포넌트에 대한 다양한 구성을 총칭적으로 지칭하기 위해 Tx/Rx 또는 Tx/Rx 코일로 지칭된다. 이러한 용어는 본 명세서에서 상호 교환적으로 사용된다. 도 1에서, RF 송신 및 수신 코일들(126)은 발진하는 주 자기장(B₁)을 유도하기 위한 RF 펄스들을 생성하기 위하여 이용될 수도 있는 하나 이상의 송신 코일들을 포함한다. 송신 코일(들)은 임의의 적합한 유형의 RF 펄스를 생성하도록 구성될 수 있다.

전력 관리 시스템(110)은 동작 전력을 저자장 MRI 시스템(100)의 하나 이상의 컴포넌트들에 제공하기 위한 전자 장치를 포함한다. 예를 들어, 이하에서 더욱 상세하게 논의되는 바와 같이, 전력 관리 시스템(110)은 하나 이상의 전력 공급 장치들, 경사 전력 컴포넌트들, 송신 코일 증폭기들, 및/또는 MRI 시스템(100)의 컴포넌트들을 급전시키고 동작시키기 위하여 적합한 동작 전력을 제공하기 위해 필요한 임의의 다른 적합한 전력 전자 장치들을 포함할 수 있다. 도 1에 도시된 바와 같이, 전력 관리 시스템(110)은 전력 공급기(112), 전력 컴포넌트(들)(114), 송신/수신 스위치(116) 및 열 관리 컴포넌트(118)(예를 들어, 초전도 자석용 극저온 냉각 장비)를 포함한다. 전력 공급 장치(112)는 동작 전력을 MRI 시스템(100)의 자기 컴포넌트들(120)에 제공하기 위한 전자 장치들을 포함한다. 예를 들어, 전력 공급 장치(112)는 저자장 MRI 시스템을 위한 주 자장을 생성하기 위하여 동작 전력을 하나 이상의 B₀ 코일들(예컨대, B₀ 자석(122))에 제공하기 위한 전자 장치들을 포함할 수 있다. 송신/수신 스위치(116)는 RF 송신 코일들 또는 RF 수신 코일들이 동작되고 있는지 여부를 선택하는데 이용될 수 있다.

전력 컴포넌트(들)(114)는 하나 이상의 RF 수신 코일들(예컨대, 코일들(126))에 의해 검출된 MR 신호들을 증폭시키는 하나 이상의 RF 수신(Rx) 전치-증폭기(pre-amplifier)들, 전력을 하나 이상의 RF 송신 코일들(예컨대, 코일들(126))에 제공하도록 구성된 하나 이상의 RF 송신(Tx) 전력 컴포넌트들, 전력을 하나 이상의 경사 코일들(예컨대, 경사 코일들(128))에 제공하도록 구성된 하나 이상의 경사 전력 컴포넌트들, 전력을 하나 이상의 심 코일들(예컨대, 심 코일들(124))에 제공하도록 구성된 하나 이상의 심 전력 컴포넌트들을 포함할 수 있다.

기존 MRI 시스템에서, 전력 컴포넌트는 크고 비싸며 상당한 전력을 소비한다. 일반적으로 전력 전자 장치는 MRI 스캐너 자체와 분리된 방을 차지한다. 전력 전자 장치는 상당한 공간을 필요로 할 뿐만 아니라 상당한 전력을 소비하고 벽걸이 랙(wall mounted racks)을 지원해야 하는 값 비싼 복잡한 디바이스이다. 따라서 기존 MRI 시스템의 전력 전자 장치는 또한 MRI의 휴대성과 경제성을 저해한다.

도 1에서 예시된 바와 같이, MRI 시스템(100)은 명령어를 전력 관리 시스템(110)에 전송하고 전력 관리 시스템(110)으로부터 정보를 수신하도록 구성된 제어 전자 장치를 갖는 제어기(106)(때로는 콘솔(console)로서 지칭됨)를 포함한다. 제어기(106)는 원하는 시퀀스로 자기 컴포넌트(120)를 동작시키기 위해 전력 관리 시스템(110)에 전송된 명령어를 결정하는데 사용되는 하나 이상의 펄스 시퀀스를 구현하도록 구성될 수 있다(예를 들어, RF 송신 및 수신 코일(126)을 동작하기 위한 파라미터, 경사 코일(128)을 동작하기 위한 파라미터 등). 도 1에서 예시된 바와 같이, 제어기(106)는 또한, 수신된 MR 데이터를 프로세싱하도록 프로그래밍된 컴퓨팅 디바이스(104)와 상호작용한다. 예를 들어, 컴퓨팅 디바이스(104)는 임의의 적합한 이미지 재구성 프로세스(들)를 이용하여 하나 이상의 MR 이미지를 생성하기 위하여 수신된 MR 데이터를 프로세싱할 수 있다. 제어기(106)는 컴퓨팅 디바이스에 의한 데이터의 프로세싱을 위하여, 하나 이상의 펄스 시퀀스에 대한 정보를 컴퓨팅 디바이스(104)에 제공할 수 있다. 예를 들어, 제어기(106)는 하나 이상의 펄스 시퀀스에 대한 정보를 컴퓨팅 디바이스(104)에 제공할 수 있고, 컴퓨팅 디바이스는 제공된 정보에 적어도 부분적으로 기초하여 이미지 재구성 프로세스를 수행할 수 있다. 기존 MRI 시스템에서, 컴퓨팅 디바이스(104)는 일반적으로 MR 데이터에 대해 계산 비용이 많이 드는 프로세싱을 비교적 빠르게 수행하도록 구성된 하나 이상의 고성능 워크스테이션을 포함한다. 이러한 컴퓨팅 디바이스는 그 자체로 상대적으로 비싼 장비이다.

전술한 내용으로부터 인식되어야 하는 바와 같이, 현재 이용 가능한 임상 MRI 시스템(고자장, 중자장 및 저자장 시스템을 포함함)은 상당한 전용 및 특수 설계된 공간과 전용 전원 접속이 필요한 크고 고가의 고정된 설치이다. 본 발명자들은 낮은 비용, 낮은 전력 및/또는 휴대용인 저자장- 초저자장을 포함함 - MRI 시스템을 개발하여, MRI의 가용성과 적용 가능성을 크게 높였다. 일부 실시예에 따르면, 휴대용 MRI 시스템이 제공되어 MRI 시스템을 환자에게 가져와 필요한 위치에서 활용되게 할 수 있다.

위에서 논의된 바와 같이, 일부 실시예들은 휴대 가능한 MRI 시스템을 포함하여, MRI 디바이스를 필요한 위치(예를 들어, 응급실 및 수술실, 1차 진료실, 신생아 집중 치료실, 전문 부서, 응급 및 이동 수송 차량 및 현장)로 이동시킬 수 있다. 휴대용 MRI 시스템의 개발에는 크기, 무게, 전력 소비 및 비교적 제어되지 않는 전자기 잡음 환경(예를 들어, 특수 차폐실 외부)에서 동작할 수 있는 능력을 포함하여 수많은 도전이 있다.

휴대성의 양상에는 다양한 위치와 환경에서 MRI 시스템을 동작하는 능력이 포함된다. 위에서 논의된 바와 같이, 현재 사용 가능한 임상 MRI 스캐너는 디바이스의 올바른 동작을 허용하기 위해 특별히 차폐된 방에 배치되어야 하며 이는 비용, 가용성 부족 및 현재 사용 가능한 임상 MRI 스캐너의 비휴대성에 기여하는 이유 중 (많은 이유들 중) 하나이다. 따라서 특별히 차폐된 방 밖에서 동작하고, 보다 특별하게는, 일반적으로 휴대 가능하거나, 짐수레로 운반할 수 있거나, 또는 다른 방식으로 수송 가능한 MRI를 허용하려면, MRI 시스템이 다양한 잡음 환경에서 동작할 수 있어야 한다. 본 발명자들은, MRI 시스템이 특수 차폐실 외부에서 동작되게 할 수 있는 잡음 억제 기술을 개발하여, 특수 차폐실이 필요하지 않은 고정된 MRI 설치뿐만 아니라 휴대 가능하고/운반 가능한 MRI를 용이하게 한다. 잡음 억제 기술을 사용하면 특수 차폐실 외부에서 동작할 수 있지만, 이러한 기술은 차폐 환경, 예를 들면, 덜 비싸고 느슨하거나(loosely) 즉석의(ad-hoc) 차폐 환경에서 잡음 억제를 수행하는데도 사용될 수 있으므로, 이러한 측면에서 양상이 제한되지 않기 때문에 제한된 차폐가 장착된(fitted) 영역과 함께 사용될 수 있다.

휴대성의 또 다른 양상은 MRI 시스템의 전력 소비와 관련이 있다. 위에서 논의된 바와 같이 현재의 임상 MRI 시스템은 많은 양의 전력을 소비하므로(예를 들어, 동작 중 20kW 내지 40kW의 평균 전력 소비 범위임), 따라서 전용 전력 접속(예를 들어, 요구되는 전력을 전달할 수 있는 그리드로의 전용 3상 전력 접속)을 필요로 한다. 전용 전원 접속의 요건은, 적절한 전원 접속이 특별히 장착된 값 비싼 전용실이 아닌 다양한 위치에서 MRI 시스템을 동작하는 데 또 다른 장애물이다. 발명가들은 표준 벽 콘센트(예를 들어, 미국에서의 120V/20A 접속) 또는 일반적인 대형 기기 콘센트(예를 들어, 220V 내지 240V/30A)와 같은 주 전력을 사용하여 동작할 수 있는 저전력 MRI 시스템을 개발하여서, 이 디바이스가 일반 전원 콘센트가 제공되는 곳이면 어디든 동작될 수 있게 했다. "벽에 끼울(plug into the wall)" 수 있는 기능은 3상 전력 접속과 같은 특별한 전용 전력 없이도 휴대 가능하고/운반 가능한 MRI 및 고정 MRI 시스템 설치를 모두 용이하게한다.

저자장 MR은 비-이미징(non-imaging) 연구 목적들과, 좁고 특정한 콘트라스트-증대된 이미징 응용을 위한 제한된 상황에서 탐구되었지만, 종래에는 임상적으로 유용한 이미지들을 생성하기에는 부적합한 것으로서 간주된다. 예를 들어, 해상도, 콘트라스트, 및/또는 이미지 획득 시간은 일반적으로, 조직 구별, 혈류(blood flow) 또는 관류(perfusion) 이미징, 확산-가중화된(diffusion-weighted; DW) 또는 확산 텐서(diffusion tensor; DT) 이미징, 기능적 MRI(functional MRI; fMRI) 등을 포함하는, 그러나 이것으로 제한되지 않는 임상적 목적에 적합한 것으로 간주되지 않는다. 저자장 MRI를 사용하여 임상적으로 유용한 이미지를 획득하는 데 있어서의 어려움들 중 적어도 일부는, 일반적으로 말하면, 고자장 MRI용으로 설계된 펄스 시퀀스가 저자장 환경에서 적합하지 않다는 사실과 관련된다.

본 발명자들은 저자장 환경에서 확산 가중 이미징을 수행하기 위한 기술을 개발했다. 현재, 확산 가중 이미징(DWI)은 조직 미세 구조를 직접 평가할 수 있는 유일한 MRI 콘트라스트이며, 이는 뇌졸중 및 기타 병리를 진단하는 데 중요하다. DWI를 수행하는 것은 DWI가 본질적으로 낮은 SNR 시퀀스이며 경사 코일 및 증폭기를 포함한 MRI 하드웨어에 대한 높은 요건을 요구한다는 점에서 기술적으로 어렵다. 저가의 저자장 MR 스캐너는 DWI 구현의 기술적 도전을 증폭시킨다. 저비용, 저자장 MR 스캐너의 한 예는, "자기 공명 이미징 방법 및 장치를 위한 전자기 차폐(Electromagnetic Shielding for Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus)"라는 발명의 명칭의 미국 특허 출원 공개공보 제2018/0164390호에 설명되어 있고, 그 전체 내용이 본 명세서에 참조로 통합된다.

저자장에서 DWI를 수행하는 도전 중 일부를 적어도 부분적으로 해결하기 위해, 본 발명자들은 저자장 상황에서 사용 및/또는 최적의 성능을 위해 특별히 설계되는 DW-SSFP(diffusion-weighted steady state free precession) 시퀀스로서 본 명세서에서 언급되는 펄스 시퀀스를 개발했다. 예를 들어, DW-SSFP 시퀀스는 기존 DWI 시퀀스보다 SNR 효율이 높고 경사 증폭기에 대한 요구가 낮다. 본 발명자들은 저자장 MR 스캐너가 아래에 설명된 것들을 포함하지만 이에 제한되지 않는 DW-SSFP 시퀀스를 수행하게 할 수 있도록 몇 가지 혁신을 개발했다.

도 2는 일부 실시예들에 따른 DW-SSFP 시퀀스의 양상들의 시간-시퀀스를 개략적으로 예시한다. 특히, 도 2는 RF 코일이 RF 펄스(예를 들어, RF 펄스(210))를 전송하고 있는 시간을 나타내는 무선 주파수(RF) 시간 시퀀스, 방출된 자기 공명 신호가 MR 수신 코일에 의해 획득되고 있는 시간을 나타내는 데이터 획득(data acquisition; DAQ) 시간 시퀀스, 및 방출된 MR 신호의 공간적 인코딩을 제공하기 위해 x 경사, y 경사, 및 z 경사가 활성화되는 시간을 나타내는 경사 시간 시퀀스를 도시한다.

기존의 DWI 시퀀스는 경사 증폭기와 코일에 대해 많은 요구를 한다. 경사 코일은 사용에 의해 워밍업되고 경사 코일에 의해 생성된 열은 저자장 MR 스캐너에서 주 B₀ 자장을 생성하는 자석 블록을 포함하여 주변으로 전달된다. 결과적으로 자석 블록에 의해 생성된 B₀ 자장은 기존 DWI 시퀀스에서 과도한 경사 코일 사용으로 인한 가열의 결과로 낮아진다. 생성된 B₀ 자장의 가열로 인한 변화로 인해 재구성된 이미지가 판독 방향을 따라 이동하여(shift) 해당 방향을 따라 흐려진다. B₀ 자석의 가열 유도 자장 드리프트를 적어도 부분적으로 완화하기 위해, DW-SSFP 시퀀스는 도 2에 도시된 바와 같이 자기 공명 데이터가 획득되는 판독 기간(220)에 의해 즉시로 이어지는 RF 펄스(210)를 포함한다.

도 3은 B₀ 자장 드리프트로 인한 이미지 블러링을 보정하기 위해 RF 펄스(210) 직후의 판독 기간(220) 동안 획득된 자기 공명 데이터를 사용하기 위한 프로세스(300)를 예시한다. 동작(310)에서, RF 펄스로부터 발생하는 자유 유도 감쇠(free induction decay; FID)의 위상이 판독 기간(220) 동안 캡처된다. FID 위상의 기울기는 B₀ 자장 강도에 정비례한다. 그 다음, 프로세스(300)는 동작(320)으로 진행하는데, 여기서 동작(310)에서 결정된 FID의 위상은 B₀ 자장 드리프트로 인한 잡음에 대해 견고성을 개선하기 위해 선형 모델에 피팅된다(fit). 그 다음, 프로세스(300)는 동작(330)으로 진행하는데, 여기서 B₀ 자장 드리프트에 의해 야기된 획득된 MR 신호에 도입된 위상을 제거하기 위해 피팅된 위상이 사용되어 결과 이미지의 블러링을 보정한다.

미국 특허 출원 공개공보 제2018/0164390호에 설명된 저자장 스캐너와 같은 일부 저자장 MR 스캐너는 종래의 고자장 MRI 시스템보다 낮은 경사 진폭을 생성하는 경사 컴포넌트를 포함한다. 그러나 위에서 논의된 바와 같이, 확산 가중 이미징은 상당한 양의 경사 인코딩을 필요로 한다. 인코딩 시간을 줄이려면 가능한 최대 진폭 경사를 사용하는 것이 바람직하다. 그러나 이미지 보정에 사용되는 와전류 사전 강조(eddy current pre-emphasis)는 사전 강조를 수행하기 위해 임의의 경사 인코딩 파형의 최대 경사 진폭을 초과하는 여분의 진폭(extra room)을 필요로 한다. 따라서, DW 경사 인코딩을 위한 사다리꼴 파형은 일반적으로 최대 경사를 초과하는 와전류 사전 강조를 위한 여분을 남겨 두어야 할 필요 때문에 최대 경사를 사용하지 못한다. 최대 진폭 경사를 사용하려는 요구와 와전류 사전 강조를 포함할 필요성의 균형을 맞추기 위해, DW-SSFP 펄스 시퀀스의 일부 실시예는 사다리꼴이 아닌 확산 가중 인코딩 경사 파형을 포함한다. 이러한 파형의 예가 도 2에 도시되어 있고 성형된 어택 에지(attack edge)(230)를 포함한다. 도시된 바와 같이, 성형된 어택 에지는 일정한 기울기를 갖지 않고 최댓값에 가까워질수록 감소하는 기울기를 갖는다. 성형된 어택 에지는 사전 강조된 결과 파형이 최댓치에서 평평한 상단을 갖는 것을 보장한다. 도시된 바와 같이, 확산 가중 인코딩 경사 파형의 감쇠 에지는 영향을 받지 않으므로, 사전 강조가 이미징 블록 동안 결과적인 와전류를 감소시키는 데 사용될 수 있다(도 2의 기간(240 및 250)에 해당).

위에서 논의된 바와 같이, 저자장 MRI 시스템은 설계상 고자장 MRI 시스템에 비해 더 낮은 SNR을 갖는다. 도 2에 도시된 바와 같이, 확산 가중 인코딩 경사는 비교적 긴 시간 범위에 걸쳐 발생하므로 검출될 이용 가능한 신호가 감소된다. SNR 효율을 증가시키기 위해, 확산 가중 경사 인코딩(본 명세서에서 "이미징 블록"이라고도 함) 이후의 판독 시간이 가능한 한 길어지는 것이 바람직하다. 그러나 일부 저자장 스캐너에서 B₀ 자장의 비균질성으로 인해 더 긴 판독 값에 블러링(blurring)과 이미지 워핑(image warping)이 발생할 수 있다. 도 2에 도시된 바와 같이, 일부 실시예에서, DW-SSFP 시퀀스는 이미징 블록에서 기간(240 및 250) 동안 다중 에코를 인코딩함으로써 이미징 블록을 연장한다. 2개의 에코가 도 2에 도시되어 있지만, 일부 실시예에 따라 임의의 수의 에코가 대안적으로 DW-SSFP 시퀀스에서 사용될 수 있다는 것을 이해해야 한다. 다중 인코딩된 에코를 갖는 판독 방식에서, 도시된 바와 같이, k-공간의 라인은 제1 기간(240) 동안 측정되고, 경사 극성은 반전되고, 동일한 라인의 k-공간은 제2 기간(250) 동안 다시 측정된다. 이러한 판독 방식은 인코딩 시간을 감소시키고 SNR 효율을 증가시킨다.

DWI 시퀀스에 사용되는 경사는 일반적으로 크므로, 저자장 MRI 시스템의 자기 컴포넌트에 잔류 와전류가 발생한다. 잔류 와전류는 가장 느린 인코딩 방향을 따라 이미지의 워핑을 유발한다. 위에서 언급한 것처럼 비균질 B₀ 자장에서도 워핑이 발생한다. 도 2에 그 예가 도시된 다중 에코 접근 방식에서, 워핑은 펄스 시퀀스에서 인접한 에코들에 대해 반대 방향들에서 존재한다(예를 들어, 기간(240) 동안 인코딩된 에코와 기간(250) 동안 인코딩된 에코는 반대 경사 극성을 가짐). 반대되는 경사 극성을 갖는 인접한 에코들을 비교함으로써 이미지 재구성 중에 이미지가 디워핑될(de-warped) 수 있으며 이미지가 결합되어 SNR을 증가시킬 수 있다.

도 4는 일부 실시예에 따라 상이한 극성을 갖는 다중 에코를 가진 펄스 시퀀스를 사용하여 확산 가중 이미징을 위한 SNR을 증가시키기 위한 프로세스(400)를 도시한다. 동작(410)에서, DW-SSFP 펄스 시퀀스의 제1 경사 에코(예를 들어, 기간(240) 동안 인코딩된 에코)에 대응하는 MR 신호가 획득된다. 도 5a는 기간(240) 동안 획득된 MR 신호에 기초하여 재구성된 이미지를 도시한다. 그 다음, 프로세스(400)는 동작(420)으로 진행하며, 여기서 DW-SSFP 펄스 시퀀스의 제2 경사 에코(예를 들어, 기간(250) 동안 인코딩된 에코)에 대응하는 MR 신호가 획득된다. 도 5b는 기간(250) 동안 획득된 MR 신호에 기초하여 재구성된 이미지를 도시한다. 그 후 프로세스(400)는 기간(240) 동안 획득된 이미지 및 기간(250) 동안 획득된 이미지가 이미지 재구성 동안 디워핑되는 동작(430)으로 진행한다. 그 다음 프로세스(400)는 디워핑된 이미지가 결합되는 동작(440)으로 진행한다. 도 5c는 일부 실시예에 따라 도 5a 및 5b로부터의 이미지들을 디워핑하고 이미지들을 결합하여 SNR을 증가시킴으로써 획득된 이미지들을 도시한다.

상기 설명된 실시예들은 많은 방식들 중의 임의의 것으로 구현될 수 있다. 프로세스들 또는 방법들의 수행을 수반하는 본 개시의 하나 이상의 양상들 및 실시예들은 프로세스들 또는 방법들을 수행하거나, 프로세스들 또는 방법들의 수행을 제어하기 위하여 디바이스(예컨대, 컴퓨터, 프로세서, 또는 다른 디바이스)에 의해 실행 가능한 프로그램 명령어들을 사용할 수 있다. 이러한 점에서, 다양한 발명 개념들은, 하나 이상의 컴퓨터들 또는 다른 프로세서들 상에서 실행될 때, 위에서 설명된 다양한 실시예들 중의 하나 이상을 구현하는 방법들을 수행하는 하나 이상의 프로그램들로 인코딩된 컴퓨터 판독 가능 저장 매체(또는 다수의 컴퓨터 판독 가능 저장 매체들)(예컨대, 컴퓨터 메모리, 하나 이상의 컴팩트 디스크들, 광학 디스크들, 자기 테이프들, 플래시 메모리들, 필드 프로그래밍가능 게이트 어레이들 또는 다른 반도체 디바이스들에서의 회로 구성들, 또는 다른 유형의(tangible) 컴퓨터 저장 매체)로서 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체 또는 매체들은 운반 가능할 수 있어서, 그 위에 저장된 프로그램 또는 프로그램들은 위에서 설명된 양상들의 다양한 것들을 구현하기 위하여 하나 이상의 상이한 컴퓨터들 또는 다른 프로세서들 상으로 로딩될 수 있다. 일부 실시예들에서, 컴퓨터 판독 가능 매체들은 비일시적인 매체들일 수 있다.

용어들 "프로그램" 또는 "소프트웨어"는 위에서 설명된 바와 같은 다양한 양상들을 구현하도록 컴퓨터 또는 다른 프로세서를 프로그래밍하기 위하여 채용될 수 있는 임의의 유형의 컴퓨터 코드 또는 컴퓨터-실행가능 명령어들의 세트를 지칭하기 위하여 일반적인 의미로 본 명세서에서 이용된다. 추가적으로, 일 양상에 따르면, 실행될 때, 본 개시물의 방법들을 수행하는 하나 이상의 컴퓨터 프로그램들은 단일 컴퓨터 또는 프로세서 상에 상주할 필요가 없지만, 본 개시의 다양한 양상들을 구현하기 위하여 다수의 상이한 컴퓨터들 또는 프로세서들 중에서 모듈 방식으로 분산될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

컴퓨터-실행가능 명령어들은 하나 이상의 컴퓨터들 또는 다른 디바이스들에 의해 실행된, 프로그램 모듈들과 같은 다수의 형태들로 되어 있을 수 있다. 일반적으로, 프로그램 모듈들은, 특정한 태스크들을 수행하거나 또는 특정한 추상 데이터 유형(abstract data type)들을 구현하는 루틴들, 프로그램들, 오브젝트들, 컴포넌트들, 데이터 구조들 등을 포함한다. 전형적으로, 프로그램 모듈들의 기능성은 다양한 실시예들에서 희망하는 대로 결합될 수 있거나 또는 분산될 수도 있다.

또한, 데이터 구조들은 임의의 적합한 형태로 컴퓨터-판독 가능 매체들에서 저장될 수도 있다. 예시의 간략함을 위하여, 데이터 구조들은 데이터 구조에서 위치를 통해 관련되는 필드들을 가지도록 도시될 수 있다. 이러한 관계들은 필드들 사이의 관계를 전달하는 컴퓨터-판독 가능 매체에서의 위치들로 필드들을 위한 저장을 할당함으로써 마찬가지로 달성될 수 있다. 그러나, 임의의 적합한 메커니즘은 데이터 엘리먼트들 사이의 관계를 확립하는 포인터(pointer)들, 태그(tag)들, 또는 다른 메커니즘들의 이용을 통하는 것을 포함하여, 데이터 구조의 필드들에서의 정보 사이의 관계를 확립하기 위하여 이용될 수도 있다.

상기 설명된 실시예들은 많은 방법들 중의 임의의 것으로 구현될 수 있다. 예를 들어, 실시예는 하드웨어, 소프트웨어 또는 이들의 조합을 사용하여 구현될 수 있다. 소프트웨어로 구현될 때, 소프트웨어 코드는 단일 컴퓨터에 제공되든지, 또는 다수의 컴퓨터들 사이에서 분산되든지 간에, 임의의 적합한 프로세서 또는 프로세서들의 집합 상에서 실행될 수 있다. 전술한 기능을 수행하는 임의의 컴포넌트 또는 컴포넌트의 집합은 일반적으로 위에서 논의된 기능을 제어하는 제어기로 간주될 수 있음을 이해해야 한다. 제어기는 전용 하드웨어, 또는 위에서 언급한 기능을 수행하기 위해 마이크로 코드 또는 소프트웨어를 사용하여 프로그래밍되는 범용 하드웨어(예를 들어, 하나 이상의 프로세서)와 같은 다양한 방식으로 구현될 수 있으며, 제어기가 시스템의 여러 컴포넌트에 해당하는 경우 여러 방식의 조합으로 구현될 수 있다.

또한, 컴퓨터는 비제한적인 예들로서, 랙-장착형 컴퓨터, 데스크톱 컴퓨터, 랩톱 컴퓨터, 또는 태블릿 컴퓨터와 같은 다수의 형태들 중의 임의의 것으로 구체화될 수 있다는 것이 인식되어야 한다. 추가적으로, 컴퓨터는 PDA(Personal Digital Assistant), 스마트폰, 또는 임의의 다른 적합한 휴대용 또는 고정식 전자 디바이스를 포함하는, 컴퓨터로서 일반적으로 간주되지 않지만, 적합한 프로세싱 능력들을 갖는 디바이스에 내장될 수 있다.

또한, 컴퓨터는 하나 이상의 입력 및 출력 디바이스들을 가질 수 있다. 이러한 디바이스들은 특히, 사용자 인터페이스를 제공하는데 이용될 수 있다. 사용자 인터페이스를 제공하는데 이용될 수 있는 출력 디바이스들의 예들은 출력의 시각적 제시를 위한 프린터들 또는 디스플레이 스크린들과, 출력의 청각적 제시를 위한 스피커 또는 다른 사운드 생성 디바이스들을 포함한다. 사용자 인터페이스에 이용될 수 있는 입력 디바이스들의 예들은 키보드들과, 예를 들어, 마우스들, 터치 패드들, 및 디지타이징 태블릿들과 같은 포인팅 디바이스들을 포함한다. 또 다른 예로서, 컴퓨터는 음성 인식을 통해 또는 다른 청각 포맷들로 입력 정보를 수신할 수 있다.

이러한 컴퓨터들은 기업 네트워크와 같은 로컬 영역 네트워크 또는 광역 네트워크, 및 지능형 네트워크(intelligent network; IN) 또는 인터넷을 포함하는 임의의 적합한 형태로 하나 이상의 네트워크들에 의해 상호 접속될 수 있다. 이러한 네트워크들은 임의의 적합한 기술에 기초할 수 있고, 임의의 적합한 프로토콜에 따라 동작할 수 있고, 무선 네트워크들, 유선 네트워크들, 또는 광섬유 네트워크들을 포함할 수 있다.

또한, 설명된 바와 같이, 일부 양상들은 하나 이상의 방법들로서 구체화될 수 있다. 방법의 일부로서 수행된 동작들은 임의의 적합한 방식으로 정렬될 수 있다. 따라서, 예시적인 실시예들에서 순차적인 동작들로서 나타내더라도, 일부 동작들을 동시에 수행하는 것을 포함할 수 있는, 예시된 것과는 상이한 순서로 동작들이 수행되는 실시예들이 구성될 수도 있다.

본 명세서에서 정의되고 이용된 바와 같은 모든 정의들은 사전적 정의들, 참조로 편입된 문서들에서의 정의들, 및/또는 정의된 용어들의 정상적인 의미들에 대해 통제하는 것으로 이해되어야 한다.

본 명세서에서 상세한 설명 및 청구항들에서 이용된 바와 같은 부정 관사들 "a" 및 "an"은 반대로 명확하게 표시되지 않으면, "적어도 하나(at least one)"를 의미하는 것으로 이해되어야 한다.

본 명세서에서 상세한 설명 및 청구항들에서 이용된 바와 같은 어구 "및/또는(and/or)"은 그렇게 결합된 엘리먼트들, 즉, 일부 경우들에서는 결합하여 존재하고 다른 경우들에서는 분리되어 존재하는 엘리먼트들 중의 "어느 하나 또는 양자(either or both)"를 의미하는 것으로 이해되어야 한다. "및/또는"으로 열거된 다수의 엘리먼트들은 동일한 방식으로, 즉, 그렇게 결합된 엘리먼트들의 "하나 이상(one or more)"으로 해석되어야 한다. 구체적으로 식별된 그 엘리먼트들에 관련되든지 또는 관련되지 않든지 간에, "및/또는" 절(clause)에 의해 구체적으로 식별된 엘리먼트들 이외에, 다른 엘리먼트들이 선택적으로 존재할 수 있다. 이에 따라, 비-제한적인 예로서, "A 및/또는 B"에 대한 참조는, "포함하는(comprising)"과 같은 개방-종료형 언어(open-ended language)와 함께 이용될 때, 일 실시예에서 오직 A(선택적으로, B 이외의 엘리먼트들을 포함함); 또 다른 실시예에서, 오직 B(선택적으로, A 이외의 엘리먼트들을 포함함); 또 다른 실시예에서, A 및 B 양자(선택적으로, 다른 엘리먼트들을 포함함) 등을 지칭할 수 있다.

본 명세서에서 상세한 설명 및 청구항들에서 이용된 바와 같이, 어구 "적어도 하나(at least one)"는, 하나 이상의 엘리먼트들의 리스트를 참조하여, 엘리먼트들의 리스트 내에서 구체적으로 열거된 각각 및 모든 엘리먼트 중 적어도 하나를 반드시 포함하는 것은 아니고, 엘리먼트들의 리스트에서 엘리먼트들의 임의의 조합들을 제외하지 않는, 엘리먼트들의 리스트에서의 엘리먼트들 중의 임의의 하나 이상으로부터 선택된 적어도 하나의 엘리먼트를 의미하도록 이해되어야 한다. 이 정의는 또한, 구체적으로 식별된 그 엘리먼트들에 관련되든지 또는 관련되지 않든지 간에, 어구 "적어도 하나"가 지칭하는 엘리먼트들의 리스트 내에서 구체적으로 식별된 엘리먼트들 이외에, 엘리먼트들이 선택적으로 존재할 수 있다는 것을 허용한다. 이에 따라, 비제한적인 예로서, "A 및 B 중의 적어도 하나(at least one of A and B)"(또는 등가적으로, "A 또는 B 중의 적어도 하나(at least one of A or B)", 또는 등가적으로, "A 및/또는 B 중의 적어도 하나(at least one of A and/or B)")는 하나의 실시예에서, B가 존재하지 않는, 하나를 초과하는 것을 선택적으로 포함하는 적어도 하나의 A(그리고 선택적으로, B 이외의 엘리먼트들을 포함함); 또 다른 실시예에서, A가 존재하지 않는, 하나를 초과하는 것을 선택적으로 포함하는 적어도 하나의 B(그리고 선택적으로, A 이외의 엘리먼트들을 포함함); 또 다른 실시예에서, 하나를 초과하는 것을 선택적으로 포함하는 적어도 하나의 A, 및 하나를 초과하는 것을 선택적으로 포함하는 적어도 하나의 B(그리고 선택적으로, 다른 엘리먼트들을 포함함) 등을 지칭할 수 있다.

또한, 본 명세서에서 이용된 어법 및 용어는 설명의 목적을 위한 것이고, 제한하는 것으로서 간주되지 않아야 한다. "포함하는(including)", "포함하는(comprising)", 또는 "가지는(having)", "포함하는(containing)", "수반하는(involving)", 및 본 명세서에서의 그 변형들의 이용은 그 후에 열거된 항목들 및 그 등가물들뿐만 아니라, 추가적인 항목들도 망라하는 것으로 의도된다.

청구항들에서뿐만 아니라, 상세한 설명에서도, "포함하는(comprising)", "포함하는(including)", "반송하는(carrying)", "가지는(having)", "포함하는(containing)", "수반하는(involving)", "보유하는(holding)", "구성되는(composed of)" 등과 같은 모든 접속 어구들은 개방-종료형인 것으로, 즉, 포함하지만 그것으로 제한되지 않는 것을 의미하는 것으로 이해되어야 한다. 오직 접속 어구들 "구성되는(consisting of)" 및 "필수적으로 구성되는(consisting essentially of)"이 각각 폐쇄형 또는 반-폐쇄형 접속 어구들이 될 것이다.

Claims

저자장 자기 공명 이미징(low-field magnetic resonance imaging; MRI) 시스템에 있어서,
복수의 자기 컴포넌트 - 상기 복수의 자기 컴포넌트는,
저자장의 주(main) 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석;
동작될 때 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일(gradient coil);
동작시 상기 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(radio frequency; RF) 컴포넌트
를 포함함 -; 및
자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간(diffusion-weighted gradient encoding period)을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 상기 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 동작하도록 구성된 적어도 하나의 제어기
를 포함하고, 상기 다중 에코 기간 중 적어도 2개의 기간은 반대의 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응하는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제어기는 또한, 상기 다중 에코 기간 각각 동안 검출된 상기 자기 공명 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 적어도 하나의 이미지를 재구성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제2항에 있어서,
상기 다중 에코 기간은 제1 인코딩된 에코가 제1 경사 극성을 갖는 제1 에코 기간과 상기 제1 에코 기간 바로 뒤의 제2 에코 기간을 포함하고. 상기 제2 에코 기간 동안 제2 인코딩된 에코는 상기 제1 경사 극성에 반대되는 제2 경사 극성을 갖는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제3항에 있어서,
상기 적어도 하나의 이미지를 재구성하는 단계는,
상기 제1 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 공명 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제1 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제2 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제2 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 디워핑(de-warping)하는 단계; 및
상기 디워핑된 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 결합하여 상기 적어도 하나의 이미지를 재구성하는 단계
를 포함하는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제2항에 있어서,
상기 적어도 하나의 펄스 시퀀스는 판독 기간이 뒤따르는 RF 펄스를 더 포함하고, 상기 판독 기간은 확산-가중된 경사 인코딩 기간과 시간적으로 중첩되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제5항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제어기는 또한,
상기 판독 기간 동안 자유 유도 감쇠의 위상(phase of free induction decay)을 결정하고;
상기 결정된 위상을 선형 모델에 피팅(fit)하며;
상기 주 자장(B₀)의 드리프트로 인한 이미지 블러링(image blurring)을 보정하기 위해 적어도 부분적으로 상기 피팅된 위상에 기초하여 상기 적어도 하나의 이미지를 재구성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 확산 가중 경사 인코딩 기간은, 상기 확산 가중 경사 펄스가 사다리꼴 형상이 아니도록 비대칭 어택(asymmetrical attack) 및 감쇠 에지를 갖는 확산 가중 경사 펄스를 포함하는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제7항에 있어서,
상기 확산 가중 경사 펄스의 어택 에지는 변화하는 기울기를 갖는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 다중 에코 기간은 제1 인코딩된 에코가 제1 경사 극성을 갖는 제1 에코 기간과 상기 제1 에코 기간 바로 뒤의 제2 에코 기간을 포함하고. 상기 제2 에코 기간 동안 제2 인코딩된 에코는 상기 제1 경사 극성에 반대되는 제2 경사 극성을 가지며,
상기 적어도 하나의 펄스 시퀀스는 판독 기간이 뒤따르는 RF 펄스를 더 포함하고, 상기 판독 기간은 상기 확산 가중 경사 인코딩 기간과 시간적으로 중첩되고,
상기 확산 가중 경사 인코딩 기간은, 상기 확산 가중 경사 펄스가 사다리꼴 형상이 아니도록 비대칭 어택 및 감쇠 에지를 갖는 확산-가중 경사 펄스를 포함하며, 상기 확산-가중 경사 펄스의 어택 에지는 변화하는 기울기를 갖는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제9항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제어기는 또한,
상기 제1 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 공명 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제1 복수의 이미지를 재구성하고;
상기 제2 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제2 복수의 이미지를 재구성하고;
상기 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 디워핑하고;
상기 디워핑된 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 결합하여 결합된 이미지를 생성하고;
상기 판독 기간 동안 자유 유도 감쇠의 위상을 결정하고;
상기 결정된 위상을 선형 모델에 피팅하며;
상기 피팅된 위상 및 상기 결합된 이미지에 적어도 부분적으로 기초하여 적어도 하나의 이미지를 재구성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 B₀ 자석은 약 .2T 이하 및 약 .1T 이상의 강도를 갖는 B₀ 자장을 생성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 B₀ 자석은 약 .1T 이하 및 약 50mT 이상의 강도를 갖는 B0 자장을 생성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 B₀ 자석은 약 50mT 이하 및 약 20mT 이상의 강도를 갖는 B₀자장을 생성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
제1항에 있어서,
상기 B₀ 자석은 약 20mT 이하 및 약 10mT 이상의 강도를 갖는 B₀ 자장을 생성하도록 구성되는 것인, 저자장 자기 공명 이미징(lMRI) 시스템.
확산 가중 이미징을 수행하기 위해 저자장 자기 공명 이미지(low-field magnetic resonance imaging; MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법에 있어서,
상기 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일, 및 동작될 때, 상기 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(radio frequency; RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트를 포함하며, 상기 방법은,
자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 상기 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 제어하는 단계를 포함하고, 상기 다중 에코 기간 중 적어도 2개의 기간은 반대되는 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응하는 것인, 저자장 자기 공명 이미지(MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법.
제15항에 있어서,
상기 다중 에코 기간은 제1 인코딩된 에코가 제1 경사 극성을 갖는 제1 에코 기간과 상기 제1 에코 기간 바로 뒤의 제2 에코 기간을 포함하고. 상기 제2 에코 기간 동안 제2 인코딩된 에코는 상기 제1 경사 극성에 반대되는 제2 경사 극성을 갖지며, 상기 방법은,
상기 제1 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 공명 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제1 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제2 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제2 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 디워핑하는 단계; 및
상기 디워핑된 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 결합하여 적어도 하나의 이미지를 재구성하는 단계
를 더 포함하는 것인, 저자장 자기 공명 이미지(MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법.
제15항에 있어서,
상기 적어도 하나의 펄스 시퀀스는 판독 기간이 뒤따르는 RF 펄스를 더 포함하고, 상기 판독 기간은 확산 가중 경사 인코딩 기간과 시간적으로 중첩되고, 상기 방법은,
상기 판독 기간 동안 자유 유도 감쇠의 위상을 결정하는 단계;
상기 결정된 위상을 선형 모델에 피팅하는 단계; 및
상기 주 자장(B₀)에서의 드리프트로 인한 이미지 블러링을 보정하기 위해 적어도 부분적으로 상기 피팅된 위상에 기초하여 적어도 하나의 이미지를 재구성하는 단계
를 더 포함하는 것인, 저자장 자기 공명 이미지(MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법.
제15항에 있어서,
상기 확산 가중 경사 인코딩 기간은 변화하는 기울기를 갖는 어택 에지를 갖는 확산 가중 경사 펄스를 포함하는 것인, 저자장 자기 공명 이미지(MRI) 시스템을 동작시키는 컴퓨터로 구현된 방법.
복수의 명령어로 인코딩된 비일시적인 컴퓨터 판독가능 매체에 있어서,
상기 복수의 명령어는 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서에 의해 실행될 때 상기 적어도 하나의 컴퓨터 프로세서로 하여금 확산 가중 이미징을 수행하기 위해 저자장 자기 공명 이미징(low-field magnetic resonance imaging; MRI) 시스템을 동작시키는 방법을 수행하게 하고, 상기 저자장 MRI 시스템은, 저자장의 주 자장(B₀)을 생성하도록 구성된 B₀ 자석, 동작될 때, 방출된 자기 공명 신호의 공간적 인코딩을 제공하도록 구성된 적어도 하나의 경사 코일, 및 동작될 때, 상기 방출된 자기 공명 신호를 획득하도록 구성된 적어도 하나의 무선 주파수(radio frequency; RF) 컴포넌트를 포함하는 복수의 자기 컴포넌트를 포함하며, 상기 방법은,
자기 공명 신호가 생성되고 검출되는 다중 에코 기간이 뒤따르는 확산 가중 경사 인코딩 기간을 갖는 적어도 하나의 펄스 시퀀스에 따라 상기 복수의 자기 컴포넌트 중 하나 이상을 제어하는 단계를 포함하고, 상기 다중 에코 기간 중 적어도 2개의 기간은 반대되는 경사 극성을 갖는 각각의 인코딩된 에코에 대응하는 것인, 비일시적인 컴퓨터 판독가능 매체.
제19항에 있어서,
상기 다중 에코 기간은 제1 인코딩된 에코가 제1 경사 극성을 갖는 제1 에코 기간과 상기 제1 에코 기간 바로 뒤의 제2 에코 기간을 포함하고. 상기 제2 에코 기간 동안 제2 인코딩된 에코는 상기 제1 경사 극성에 반대되는 제2 경사 극성을 가지며, 상기 방법은,
상기 제1 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 공명 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제1 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제2 에코 기간 동안 검출된 상기 자기 신호에 적어도 부분적으로 기초하여 제2 복수의 이미지를 재구성하는 단계;
상기 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 디워핑하는 단계; 및
상기 디워핑된 제1 복수의 이미지 및 상기 제2 복수의 이미지를 결합하여 적어도 하나의 이미지를 재구성하는 단계
를 더 포함하는 것인, 비일시적인 컴퓨터 판독가능 매체.