WO2018097644A1 - 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 생성 방법 - Google Patents

자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 생성 방법 Download PDF

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pulses
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magnetic resonance
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박재석
김한성
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Sungkyunkwan University
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Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus and a method for generating a magnetic resonance image.
  • a device for processing magnetic resonance imaging is a device for acquiring tomographic images of a specific part of a patient by using resonance phenomena according to the supply of electromagnetic energy, and radiation compared to imaging devices such as X-rays or CT There is no exposure and a tomographic image can be obtained relatively easily.
  • MRI devices are widely used for accurate disease diagnosis because they display bones as well as disks, joints, and nerve ligaments in three dimensions at a desired angle.
  • a plurality of high frequency RF signals are applied to an object photographing the magnetic resonance image to excite the spin of the atomic nucleus in the object.
  • various signals such as free induced attenuation signal (FID) and spin echo are generated in the magnetic resonance image processing device, and the magnetic resonance image is generated by selectively acquiring these signals.
  • FID free induced attenuation signal
  • a magnetic resonance signal in order to obtain a water-fat separation image using a phase difference due to chemical shift in the human body, a magnetic resonance signal must be acquired at at least two different echo times, and a field map capable of evaluating the degree of homogenization of the magnetic field.
  • a field map In order to obtain a field map, an image of the same portion must be obtained by varying at least three echo times. This requires a long scan time of the conventional image acquisition method.
  • the present invention is directed to solving the problems of the prior art described above, and some embodiments of the present invention are directed to reducing scan time. In addition, some embodiments of the present invention are for reconstructing high-resolution water-fat magnetic resonance images.
  • the technical problem to be achieved by the present embodiment is not limited to the technical problem as described above, and other technical problems may exist.
  • a magnetic resonance imaging apparatus for scanning an object a plurality of radio frequency (RF) and gradient magnetic field in the bore (bore) in which the object is located a control unit configured to form a gradient, receive an echo signal from the object, and control the scanner according to a pulse sequence, wherein the control unit comprises at least one RF pulse and a spatial coded gradient pulse; And a plurality of readout gradient pulses and a plurality of blip pulses for applying to the object through the scanner to obtain a plurality of echo signals emitted from the object. And sequentially acquire a plurality of echo signals including different spatial information, and based on different spatial information, the plurality of echo signals Each maps to each of a plurality of k-spaces.
  • RF radio frequency
  • gradient magnetic field in the bore (bore) in which the object is located a control unit configured to form a gradient, receive an echo signal from the object, and control the scanner according to a pulse sequence, wherein the control unit comprises at least one RF pulse and a spatial coded gradient pulse
  • the magnetic resonance imaging apparatus maps echo signals including different spatial information to k-spaces separated from each other by blip pulses, and separates k- By reconstructing the water-fat separated image from the spaces, the total scan time required to reconstruct the plurality of magnetic resonance images can be shortened.
  • the magnetic resonance imaging apparatus may reconstruct a water-fat separation image having a high signal-to-noise ratio (SNR).
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an MRI system.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an RF pulse sequence applied to an object by the controller of FIG. 2.
  • FIG. 5 is another diagram illustrating a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.
  • 6A and 6B illustrate a method in which the controller of FIG. 2 maps echo signals into different k-spaces according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating a scanning method of a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a flowchart illustrating a method of reconstructing an image by a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram for a method of interpolating unacquired data in a k-space according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is an example in which the controller of FIG. 2 restores magnetic resonance images corresponding to water and fat components from a plurality of interpolated k-spaces according to an embodiment of the present invention.
  • 11 and 12 are flowcharts illustrating a method of performing a phase correction scan operation for correcting phase shift by the controller of FIG. 2 according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 illustrates a pulse sequence for a phase calibration scan operation according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is another diagram illustrating a pulse sequence for a phase calibration scan operation in accordance with one embodiment of the present invention.
  • 15 is another diagram illustrating a pulse sequence for a phase calibration scan operation according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 illustrates an example of correcting a phase shift of the magnetic resonance image of FIG. 10.
  • a magnetic resonance imaging apparatus for scanning an object a plurality of radio frequency (RF) and gradient magnetic field in the bore (bore) in which the object is located a scanner which forms a gradient and receives an echo signal from the object; And a controller for controlling the scanner according to the pulse sequence, wherein the controller is configured to apply at least one RF pulse and spatially coded gradient pulses to the object through the scanner, and obtain a plurality of echo signals emitted from the object.
  • a readout gradient pulse and a plurality of blip pulses are applied to an object through a scanner, and a plurality of echo signals including different spatial information are sequentially obtained according to the plurality of blip pulses. Based on the other spatial information, each of the plurality of echo signals is mapped to each of the plurality of k-spaces.
  • the method for scanning an object by the magnetic resonance imaging apparatus (a) applying a plurality of gradient magnetic field for the at least one RF pulse and spatially coded gradient pulse to the object; (b) applying a plurality of readout gradient pulses and a plurality of blip pulses to the object to obtain a plurality of echo signals emitted from the object; (c) sequentially obtaining a plurality of echo signals including different spatial information according to the plurality of blip pulses; And (d) mapping each of the plurality of echo signals to each of the plurality of k-spaces based on different spatial information.
  • Magnetic resonance imaging refers to an image of an object acquired using the nuclear magnetic resonance principle.
  • image or “image” means multi-dimensional data composed of discrete elements, and includes a plurality of pixels in a two-dimensional image and a plurality of voxels in a three-dimensional image. It means consisting of.
  • the "object” is an object of imaging of the magnetic resonance imaging apparatus, and may include a person, an animal, or a part thereof.
  • the subject may include various organs such as the heart, brain or blood vessels or various kinds of phantoms.
  • the "user” may be a doctor, a nurse, a medical imaging expert, or a device repair technician as a medical expert, but is not limited thereto.
  • the "pulse sequence” means a signal repeatedly applied by the magnetic resonance imaging apparatus.
  • the pulse sequence may include a repetition time (TR), an echo time (Time to Echo, TE), or the like as a time parameter of the RF pulse.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an MRI system.
  • the MRI system 1 may include an MRI scanner 10, a signal processor 20, a controller 40, a monitor 50, and an interface 30.
  • the MRI scanner 10 forms a magnetic field and generates a resonance phenomenon for the atomic nucleus, and the magnetic resonance image is photographed while the object is located inside the MRI scanner 10.
  • the MRI scanner 10 includes a main magnet 12, a gradient coil 14, an RF coil 16, and the like, through which a static magnetic field and a gradient magnetic field are formed, and an RF signal is irradiated toward the object.
  • the main magnet 12, the gradient coil 14 and the RF coil 16 are disposed in the MRI scanner 10 according to a preset direction.
  • the object may be positioned on a table that can be inserted into the cylinder along the horizontal axis of the cylinder, and the object may be positioned inside the bore of the MRI scanner 10 as the table moves.
  • the main magnet 12 generates a static magnetic field that aligns in a direction the direction of the magnetic dipole moment of the nuclei contained in the object.
  • the gradient coil 14 includes X coils, Y coils, and Z coils that generate gradient magnetic fields in the X, Y, and Z axis directions that are perpendicular to each other.
  • the gradient coil 14 induces resonant frequencies differently for each part of the object to obtain location information of each part of the object.
  • the RF coil 16 may radiate an RF signal to the object and receive a magnetic resonance image signal emitted from the object.
  • the RF coil 16 may output an RF signal having a frequency equal to the frequency of the precession toward the atomic nucleus that performs the precession, and then receive a magnetic resonance image signal emitted from the object.
  • the RF coil 16 generates and applies an RF signal having a frequency corresponding to the atomic nucleus to the object in order to transition the nucleus from the low energy state to the high energy state. Thereafter, when the RF coil 16 stops transmitting the RF signal, the nuclear nucleus to which the electromagnetic wave is applied radiates an electromagnetic wave having a Lamor frequency while transitioning from a high energy state to a low energy state, and the RF coil 16 Receive the corresponding electromagnetic signal.
  • the RF coil 16 includes a transmitting RF coil for transmitting an RF signal having a radio frequency corresponding to the type of atomic nucleus and a receiving RF coil for receiving electromagnetic waves radiated from the atomic nucleus.
  • the RF coil 16 may be fixed to the MRI scanner 10 or may be in a removable form.
  • the detachable RF coil 16 may be implemented in the form of a head RF coil, a chest RF coil, a leg RF coil, a neck RF coil, a shoulder RF coil, a wrist RF coil, and an ankle RF coil, which may be coupled to a part of an object. Can be.
  • the MRI scanner 10 may provide various information to a user or an object through a display, and may include a display 18 disposed outside and a display (not shown) disposed inside.
  • the signal processor 20 may control a gradient magnetic field formed inside the MRI scanner 10 according to a predetermined MR pulse sequence, and control transmission and reception of an RF signal and a magnetic resonance image signal.
  • the signal processor 20 may include a gradient magnetic field amplifier 22, a switching unit 24, an RF transmitter 26, and an RF receiver 28.
  • the gradient amplifier 22 drives the gradient coil 14 included in the MRI scanner 10, and generates a gradient pulse signal that generates a gradient magnetic field under the control of the gradient magnetic field controller 44. Supplies). By controlling the gradient pulse signal supplied from the gradient amplifier 22 to the gradient coil 14, gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions can be synthesized.
  • the RF transmitter 26 supplies an RF pulse to the RF coil 16 to drive the RF coil 16.
  • the RF receiver 28 receives a magnetic resonance image signal transmitted after the RF coil 16 receives it.
  • the switching unit 24 may adjust a transmission / reception direction of the RF signal and the magnetic resonance image signal. For example, the RF signal is irradiated to the object through the RF coil 16 during the transmission operation, and the magnetic resonance image signal from the object is received through the RF coil 16 during the reception operation.
  • the switching unit 24 controls the switching operation by the control signal from the RF control unit 46.
  • the interface unit 30 may command pulse sequence information to the control unit 40 according to a user's operation, and may transmit a command for controlling the operation of the entire MRI system.
  • the interface unit 30 may include an image processor 36, an output unit 34, and an input unit 32 that process a magnetic resonance image signal received from the RF receiver 38.
  • the image processor 36 may process the MR image signal received from the RF receiver 28 to generate MR image data of the object.
  • the image processor 36 applies various signal processing such as amplification, frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, filtering, etc. to the magnetic resonance image signal received by the RF receiver 28.
  • the image processing unit 36 may, for example, arrange digital data in k-space, and reconstruct the data into image data by performing two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • various signal processings applied by the image processor 36 to the magnetic resonance image signal may be performed in parallel.
  • signal processing may be applied in parallel to a plurality of magnetic resonance image signals received by a multi-channel RF coil to reconstruct the plurality of magnetic resonance image signals into image data.
  • the output unit 34 may output image data or reconstructed image data generated by the image processor 36 to the user.
  • the output unit 34 may output information necessary for the user to operate the MRI system, such as a user interface (UI), user information, or object information.
  • UI user interface
  • the output unit 34 may include a speaker, a printer, or various image display means.
  • the user may input object information, parameter information, scan conditions, pulse sequences, information on image composition or difference calculation, etc. through the input unit 32.
  • the input unit 32 may include a keyboard, a mouse, a trackball, a voice recognizer, a gesture recognizer, a touch screen, and the like, and may include various input devices within a range apparent to those skilled in the art.
  • the controller 40 is a sequence controller 42 for controlling a sequence of signals formed in the MRI scanner 10, and a scanner controller 48 for controlling devices mounted on the MRI scanner 10 and the MRI scanner 10. It may include.
  • the sequence controller 42 includes a gradient magnetic field controller 44 that controls the gradient magnetic field amplifier 22, and an RF controller 46 that controls the RF transmitter 26, the RF receiver 28, and the switching unit 24. do.
  • the sequence controller 42 may control the gradient amplifier 22, the RF transmitter 26, the RF receiver 28, and the switching unit 24 according to a pulse sequence received from the interface unit 30.
  • the pulse sequence contains all the information necessary to control the gradient amplifier 22, the RF transmitter 26, the RF receiver 28 and the switching unit 24, for example the gradient applied to the gradient coil 14 Information on the intensity of the pulse signal, an application time, an application timing, and the like may be included.
  • the monitoring unit 50 monitors or controls the MRI scanner 10 or devices mounted on the MRI scanner 10.
  • the monitoring unit 50 may include a system monitoring unit 52, an object monitoring unit 54, a table control unit 56, and a display control unit 58.
  • the system monitoring unit 52 includes a state of a static magnetic field, a state of a gradient magnetic field, a state of an RF signal, a state of an RF coil, a state of a table, a state of a device measuring body information of an object, a state of a power supply, a state of a heat exchanger, It can monitor and control the condition of the compressor.
  • the object monitoring unit 54 monitors the state of the object, and includes a camera for photographing the movement or position of the object, a respiration meter for measuring the respiration of the object, an ECG meter for measuring the electrocardiogram of the object, or a body temperature of the object. It may include a body temperature meter.
  • the table controller 56 controls the movement of the table where the object is located.
  • the table controller 56 may control the movement of the table in synchronization with the sequence control signal output from the sequence controller 42.
  • the table control unit 56 may move the table according to sequence control, whereby the object has a larger FOV than the field of view of the MRI scanner. You can shoot.
  • the display control unit 58 controls the display positioned on the outside and the inside of the MRI scanner 10 on / off or a screen to be output to the display.
  • the display controller 58 may control on / off of the speaker or sound to be output through the speaker.
  • the MRI scanner 10, the RF coil 16, the signal processing unit 20, the monitoring unit 50, the control unit 40, and the interface unit 30 may be wirelessly or wired to each other, and in the case of wirelessly connecting to each other.
  • the apparatus may further include an apparatus (not shown) for synchronizing clocks therebetween.
  • Communication between the MRI scanner 10, the RF coil 16, the signal processing unit 20, the monitoring unit 50, the control unit 40 and the interface unit 30 is a high-speed digital such as Low Voltage Differential Signaling (LVDS).
  • LVDS Low Voltage Differential Signaling
  • asynchronous serial communication such as universal asynchronous receiver transmitter (UART), low delay network protocol such as error synchronization serial communication or controller area network (CAN), optical communication, and the like can be used. Communication methods can be used.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be any image processing apparatus capable of reconstructing a magnetic resonance image by using a magnetic resonance signal obtained by magnetic resonance imaging.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be a magnetic computing device capable of controlling the acquisition of a magnetic resonance signal in magnetic resonance imaging.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 200 may include a scanner 210 and a controller 220.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 200 may be included in the MRI system 1 described with reference to FIG. 1.
  • the scanner 210 and the controller 220 of the magnetic resonance imaging apparatus 200 correspond to the MRI scanner 10 and the controller 40 illustrated in FIG. 1, respectively.
  • the scanner 210 of FIG. 2 may further perform a function of the signal processor 20 illustrated in FIG. 1.
  • the scanner 210 forms a plurality of RF and gradient magnetic fields in a bore in which an object is located under the control of the controller 220, and includes one or more components.
  • the scanner 210 may include a multichannel RF coil.
  • the controller 220 may receive echo signals (ie, MR signals) through the multi-channel RF coil in the scanner 210. Since this has been described with reference to FIG. 1, a detailed description thereof will be omitted.
  • the controller 220 applies at least one RF pulse and spatially coded gradient pulse to the object through the scanner 210.
  • the spatially coded gradient pulses are slice selection gradients that form slice selection gradient phase, phase encoding gradient magnetic field, and frequency encoding gradient magnetic fields through Z, Y, and X axis gradient coils, respectively. And at least one of a pulse, a phase coded gradient pulse, and a frequency coded gradient pulse. Therefore, the slice selection gradient pulses may include spatial information about the Z axis, the phase encoding gradient pulses may include spatial information about the Y axis, and the frequency encoding gradient pulses may include spatial information about the X axis. Meanwhile, the frequency coded gradient pulse may be a read-out gradient pulse for obtaining an echo signal.
  • the controller 220 may apply at least one RF pulse and spatially coded gradient pulse to the object through the scanner 210 based on a gradient and spin echo (GRASE) technique.
  • the GRASE technique is a high speed imaging technique using both spin echo and gradient echo signals, and may be a technique of obtaining a plurality of echo signals by switching polarities of the readout gradient magnetic fields.
  • the controller 220 performs a plurality of echo trains including one excitation RF pulse and a plurality of refocusing RF pulses during one repetition time TR. It can be applied to a subject.
  • the controller 220 applies a plurality of readout gradient pulses for obtaining a plurality of echo signals to the object through the scanner 210.
  • the controller 220 further applies a plurality of blip pulses to the scanner 210 to distinguish each echo signal.
  • the plurality of blip pulses form at least one other gradient magnetic field other than the gradient magnetic field (that is, the lead-out gradient magnetic field) formed by the lead-out gradient pulses. That is, the blip pulse may form at least one of a slice selection gradient magnetic field and a phase encoding gradient magnetic field.
  • the controller 220 applies a plurality of readout gradient pulses to the object according to a plurality of echo times (TE) determined based on a phase difference between tissue components in the object.
  • TE echo times
  • Each blip pulse is applied to the object at the time between the readout slope pulses (see t1 and t2 shown in FIGS. 3 and 5).
  • the water and fat components in the subject have different resonance frequencies, generate a phase difference of about 3.5 ppm, and have different echo times (TE).
  • the controller 220 may obtain the echo signal reflecting the chemical shift of the components by applying each readout gradient pulse to the object in different TEs. That is, echo signals obtained at different echo times include different phase information.
  • the size of the blip pulse applied to the object may be constant, but is not limited thereto.
  • the controller 220 sequentially receives a plurality of echo signals including different spatial information according to the plurality of blip pulses. At this time, the plurality of echo signals have the characteristics of spin echo or gradient echo.
  • the controller 220 maps each of the plurality of echo signals to each of the plurality of k-spaces based on the spatial information according to the blip pulse.
  • the echo signals mapped to the same k-space include the same phase information as acquired in the same TE.
  • controller 220 may further perform a function of the image processor 36 illustrated in FIG. 1.
  • the controller 220 restores the water-fat separation image from the plurality of k-spaces. Specifically, the water and fat components in the subject have different resonance frequencies, resulting in a phase difference of about 3.5 ppm.
  • the controller 220 may restore the water-fat separation image from the plurality of k-spaces based on the phase independent image reconstruction technique based on the phase difference.
  • controller 220 may perform a phase correction operation to correct a difference according to the phase shift.
  • controller 220 may obtain a high SNR by extending a convolution kernel vector in an echo direction to improve a signal-to-noise ratio (SNR) of an image. This will be described later with reference to FIGS. 12 to 16.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • the magnetic resonance imaging apparatus 200 has different spatial information by the blip pulses, and acquires a plurality of echo signals considering the phase difference of water-fat, thereby effectively reducing the scan time. It is possible to reconstruct water-separated images of high signal-to-noise ratio (SNR).
  • SNR signal-to-noise ratio
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.
  • the controller 220 may apply N refocusing RF pulses 310 having one excitation RF pulse 309 and a variable flip angle to an object. Can be.
  • the controller 220 may further apply M readout gradient pulses and (M-1) blip pulses after each refocusing RF pulse is applied to the object.
  • the controller 220 determines a timing (ie, TE) between the readout slope pulses and the time t1 and t2 between the readout slope pulses based on the phase difference between the water and the fat. If the determined time intervals t1 and t2 are the same, the first echo signal 331 and the third echo signal 333 are gradient echoes, and the second echo signal 332 is spin echo. However, if the determined time intervals t1 and t2 are different, the first to third echo signals 331, 332, and 333 are all gradient echoes.
  • TE timing
  • the controller 220 selects the slice selection slope at the time t1 and t2 between the readout gradient pulses forming the readout gradient magnetic field 304.
  • the first blip pulse group 321 and the second blip pulse group 322 forming the magnetic field 302 and the phase coded gradient magnetic field 303 may be further applied. Accordingly, the controller 220 may acquire the first echo signal 331, the second echo signal 332, and the third echo signal 333 having different spatial information ky-kz.
  • the controller 220 repeatedly performs the above-described operation even after the second refocusing RF pulse 312 is applied to the object, thereby obtaining echo signals 334, 335, and the second refocusing RF pulse 312. 336) each may have different spatial information.
  • the pulse sequence 300 acquires three echo signals 334 to 336 during one echo train
  • the pulse sequence is a readout gradient pulse for obtaining four or more echo signals. It may also include. In this case, the pulse sequence may include three or more blip pulse groups.
  • FIG. 3 illustrates a pulse sequence 300 including non-selective excitation pulse RF pulses and refocusing RF pulses including a variable flip angle for reconstructing a fragment image. Is not limited to this.
  • control unit 220 includes a pulse sequence 400 including refocusing RF pulses including a selective excitation RF pulse and a variable flip angle for reconstructing the selective intercept image. It can also be applied to.
  • the size of each of the refocusing RF pulses is set based on the size of the signal generated by the immediately preceding refocusing RF pulse.
  • the controller 220 applies the refocusing RF pulses having a variable flip angle to the object, thereby repeating the refocusing RF pulses of the same size (for example, one reference size) to apply the object to the object than when applying the object repeatedly.
  • the intensity can be reduced, so that a magnetic resonance signal (ie, an echo signal) can be obtained at high speed while lowering the electromagnetic wave absorption rate.
  • the T2 attenuation phenomenon which is a modulation of the magnitude signal caused by the fast spin echo pulse sequence, can be overcome and a high resolution image can be obtained.
  • the controller 220 may apply a plurality of readout gradient pulses and blip pulses to the object by the method described above with reference to FIG. 3.
  • FIG. 5 is another diagram illustrating a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.
  • the controller 220 may apply a pulse sequence 500 including N excitation RF pulses according to a gradient echo (GE) technique as an object.
  • the controller 220 may apply M readout gradient pulses and (M-1) blip pulses to the object after each excitation RF pulse is applied.
  • the pulse sequence 500 of FIG. 5 may further include a prephasing pulse 520 for prephasing the resonance of atoms excited by each excitation RF pulse.
  • the controller 220 determines a timing (ie, TE) between the readout slope pulses and the time t1 and t2 between the readout slope pulses based on the phase difference between the water and the fat.
  • a timing ie, TE
  • all of the first to third echo signals 541, 542, and 543 obtained by the pulse sequence 500 of FIG. 5 are gradient echoes.
  • the controller 220 forms a readout gradient field 504 according to the determined timing (that is, TE).
  • the two blip pulse groups 532 may be further applied to the object.
  • the controller 220 may acquire the first echo signal 541, the second echo signal 542, and the third echo signal 543 having different spatial information.
  • 6A and 6B illustrate a method in which the controller 220 of FIG. 2 maps echo signals into different k-spaces according to an embodiment of the present invention.
  • the control unit 220 controls the first to third k ⁇ echo signals within each echo train (in case of FIGS. 3 and 4) or repetition time (TR) (in case of FIG. 5). Each may be mapped to the spaces 621 to 623. In this case, the echo signals may be mapped to each k-space in an interleaved manner.
  • the controller 220 forms a phase encoding gradient magnetic field and may apply blip pulses having a size of (+ i). Accordingly, when the ky spatial information of the obtained first echo signal 611 is (j), the ky spatial information of the second echo signal 612 is (j + i), and the third echo signal 613 The ky spatial information may be (j + 2 * i). Accordingly, each of the echo signals acquired in one echo train (or one TR) may be mapped to different ky spaces.
  • the controller 220 may determine a k-space corresponding to each echo signal by using ky space information (ie, + i) of each echo signal.
  • the first echo signal 611 of the first echo train (or first TR) and the first echo signal 614 of the second echo train (or second TR) are mapped to the first k-space 621.
  • the second echo signal 612 of the first echo train (or first TR) and the second echo signal 615 of the second echo train (or second TR) are mapped to the second k-space 621. do.
  • the third echo signal 613 of the first echo train (or first TR) and the third echo signal 616 of the second echo train (or second TR) are mapped to the third k-space 623. .
  • first to third echo signals 211 to 213 or 214 to 216 may be mapped to different lines in the ky direction of the first to third k-spaces 621 to 623.
  • lines in which each of the first to third echo signals 211 to 213 or 214 to 216 are mapped to the first to third k-spaces 621 to 623 may be separated from each other (+ i).
  • the size of the blip pulses applied to the object is (+ 2 * i)
  • each of the first to third echo signals 211 to 213 or 214 to 216 may be the first to third k-spaces 621 to. 623 may be mapped to lines spaced apart by (+ 2 * i) in the ky direction.
  • the controller 220 has described an example in which the echo signals are full-sampled to each line of the k-space, but are not limited thereto.
  • the controller 220 may under-sample the echo signals (for example, a sampling technique for sampling an echo signal corresponding to the center of the k-space and interpolating other data) to ellipse the ellipse. It is also possible to obtain an elliptical form of k-space.
  • the controller 220 may sample at a Nyquist ratio in the low frequency region (center) of the k-space, and may sample at a ratio smaller than the Nyquist ratio in the high frequency region (peripheral) of the k-space. .
  • the controller 220 may further perform sampling on ky-kz in k-space for reconstructing the 3D image.
  • the first to third k spaces 631, 632, and 633 may be classified based on ky-kz space information.
  • FIG. 7 is a flowchart illustrating a scanning method of the magnetic resonance imaging apparatus 200 according to an embodiment of the present invention.
  • the controller 220 of the magnetic resonance imaging apparatus 200 applies at least one RF pulse and spatially coded gradient pulse to the object (S710).
  • the controller 220 applies a plurality of readout gradient pulses and a plurality of blip pulses to obtain a plurality of echo signals generated from the object (S720).
  • the plurality of blip pulses form at least one other gradient magnetic field (for example, a phase encoding gradient magnetic field and / or a slice selection gradient magnetic field) other than the gradient magnetic field formed by the readout gradient pulse.
  • the controller 220 applies a plurality of readout gradient pulses to the object according to a plurality of echo times (TE) determined based on a phase difference between tissue components in the object.
  • TE echo times
  • the controller 220 sequentially acquires a plurality of echo signals including different spatial information according to the plurality of blip pulses (S730).
  • the controller 220 may be connected to the scanner 210 by wire or wirelessly to receive the echo signals received by the scanner 210.
  • the controller 220 maps each of the plurality of echo signals to each of the plurality of k-spaces based on different spatial information (S740).
  • the echo signals mapped to the same k-space include the same phase information as acquired at the same echo time TE.
  • FIG. 8 is a flowchart illustrating a method of reconstructing an image by the magnetic resonance imaging apparatus 200 according to an exemplary embodiment.
  • the controller 220 obtains a convolution kernel vector extended in the echo direction (S810).
  • the controller 220 may obtain a convolution kernel vector G extended in an echo direction by using Equations 1 and 2 below.
  • Equation 1 e and e 'means an index of an echo signal, l and l' means an index of an RF coil, and k and k 'means an index of k-space.
  • Is a hybrid kernel Means a reconstruction signal corresponding to the e-th echo signal and the l-th RF coil within, Is located within the L radius of the missing signal and means a signal measured corresponding to e 'and l'.
  • m is the convolution kernel Is the index of Denotes the m th element of the convolution kernel vector G for recovering the missing signals of e and l.
  • Equation 1 is replaced by Equation 2 below.
  • Means the target calibration signal Denotes a source calibration signal located within an L radius of the target calibration signal.
  • Equation 3 is a formula generalizing Equation 2, and is an example of performing a Moore-Penrose pseudo inverse.
  • the controller 220 is a matrix representing a measured signal from a plurality of k-spaces including different phase information E1, E2, and E3. Indicating missing signal , And convolution kernel vector G can be obtained.
  • the controller 220 interpolates data corresponding to the missing signal using the convolution kernel vector G (S820).
  • the controller 220 may apply a compression sensing technique to the image space.
  • the controller 220 restores the water-fat separated image by using a phase-independent image restoration technique based on the interpolated data (S830).
  • the controller 220 may reconstruct the water-fat separation image using a convolution kernel (see the left figure of FIG. 9) extended in the echo direction with respect to the interpolated k-spaces.
  • the controller 220 may reconstruct the water-fat separation image according to the phase difference between the water and the fat component by using a compression sensing technique for the image space obtained from the plurality of k-spaces. .
  • FIG. 10 illustrates an example in which the controller 220 restores magnetic resonance images corresponding to water and fat components from a plurality of interpolated k-spaces according to an embodiment of the present invention.
  • the controller 220 may perform a Fourier transform on the plurality of k-spaces interpolated by the aforementioned method. Subsequently, the controller 220 may restore the first magnetic resonance image 1010 corresponding to the water component and the second magnetic resonance image 1020 corresponding to the fat component based on the phase independent image restoration technique.
  • 11 and 12 are flowcharts illustrating a method in which the controller 220 performs a phase correction scan operation to correct phase shift according to an embodiment of the present invention.
  • the controller 220 may perform a phase calibration scan operation 1102 for correcting a phase shift.
  • the phase calibration scan operation 1102 is for correcting a phase shift of the echo signals acquired in the imaging scan operation 1101, through which the magnetic resonance imaging apparatus 200 may obtain a high resolution image. have.
  • the controller 220 may correct the data in each k-space to correspond to the center of the k-space based on the information obtained in the phase calibration scan operation 1102.
  • the phase calibration scan operation 1102 may be performed before the imaging scan operation 1101 or after the imaging scan operation 1101 is performed.
  • the controller 220 performs phase correction of data of each k-space in the imaging scan operation 1101 using the result value of the phase correction scan operation 1102. can do.
  • the controller 220 may perform phase correction in a hybrid domain.
  • the controller 220 may correct magnetic resonance image data in an image domain in the imaging scan operation 1101 using the result value of the phase calibration scan operation 1102. It may be.
  • FIG. 13 illustrates a pulse sequence for a phase calibration scan operation 1102 according to one embodiment of the invention.
  • the controller 220 may apply the first pulse sequence group 1301 and the second pulse sequence group 1302 to perform the phase calibration scan operation 1102 to the object. Can be.
  • the first pulse sequence group 1301 and the second pulse sequence group 1302 include excitation RF pulses and refocusing RF pulses, and correspondingly, a plurality of readout gradient pulses for acquiring a plurality of echo signals. Can include them.
  • the first pulse sequence group 1301 and the second pulse sequence group 1302 are different from the readout gradient magnetic field (ie, the slice selection gradient magnetic field (Gslice) and the phase coded gradient magnetic field (Gphase). Inclined pulses applied by) are not included.
  • the readout gradient pulses of the first pulse sequence group 1301 and the readout gradient pulses of the second pulse sequence group 1302 have different polarities.
  • the controller 220 may generate an echo signal generated by readout gradient pulses having different polarities corresponding to the same TE (first TE, second TE, and third TE) of the first and second pulse sequences 1301 and 1302.
  • These phase difference values may be used to perform phase correction of data acquired in the imaging scan operation 1101.
  • the controller 220 may use the phase difference value (ie, the difference value between 1311 and 1312) of the echo signal generated by the readout gradient pulses having different polarities in response to the first TE.
  • the first echo signal 331 may be corrected.
  • FIG. 14 is another diagram illustrating a pulse sequence for a phase calibration scan operation 1102 according to one embodiment of the invention.
  • the pulse sequence 1400 includes a first pulse sequence group 1401 and a second pulse sequence group 1402, each pulse sequence group further comprising an excitation RF pulse and a prephasing gradient pulse. It may be composed of a lead-out oblique pulse.
  • the readout gradient pulses of each pulse sequence group may have different polarities as shown in FIG. 13. Therefore, as shown in FIG. 13, the controller 220 reads out the polarities of different polarities corresponding to the same TE (first TE, second TE, and third TE) of the first and second pulse sequences 1301 and 1302. By using the phase difference value of the echo signals generated by the gradient pulses, phase correction of data acquired in the imaging scan operation 1101 may be performed.
  • 15 is yet another diagram illustrating a pulse sequence for a phase calibration scan operation 1102 according to one embodiment of the invention.
  • the pulse sequences 1500 and 1600 for the phase calibration scan operation 1102 may be configured as one pulse sequence group.
  • the controller 220 may perform phase correction of data acquired in the imaging scan operation 1101 using echo signals obtained at different TEs.
  • the pulse sequence 1500 of FIG. 15 may include excitation RF pulses and refocusing RF pulses, and may include readout gradient pulses for acquiring a plurality of echo signals.
  • the controller 220 may perform phase correction of data acquired in the imaging scan operation 1101 based on the average value of sig1 and sig3 and the phase difference value of sig2.
  • the pulse sequence for the phase calibration scan operation 1102 may be composed of a readout gradient pulse further comprising one RF excitation pulse and a prephasing pulse, but is not limited thereto, and various pulses for correcting phase shifting. Sequences can be applied to the present invention.
  • FIG. 16 illustrates an example of correcting a phase shift of the magnetic resonance image of FIG. 10.
  • control unit 220 corrects phase differences with respect to the first magnetic resonance image 1010 corresponding to the water component and the second magnetic resonance image 1020 corresponding to the fat component, thereby providing a higher resolution.
  • Magnetic resonance images 1610 and 1620 may be generated.
  • Computer readable media can be any available media that can be accessed by a computer and includes both volatile and nonvolatile media, removable and non-removable media.
  • Computer readable media may include both computer storage media and communication media.
  • Computer storage media includes both volatile and nonvolatile, removable and non-removable media implemented in any method or technology for storage of information such as computer readable instructions, data structures, program modules or other data.
  • Communication media typically includes computer readable instructions, data structures, program modules, or other data in a modulated data signal such as a carrier wave, or other transmission mechanism, and includes any information delivery media.

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Abstract

본 발명은 대상체를 스캔하는 자기 공명 영상 장치를 개시한다. 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치는 대상체가 위치하는 보어 내부에 복수의 RF 및 경사자장을 형성하고, 대상체로부터 에코 신호를 수신하는 스캐너; 및 펄스 시퀀스에 따라 스캐너를 제어하는 제어부;를 포함하며, 제어부는 적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를 스캐너를 통해 대상체에 적용하고, 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃 경사펄스 및 복수의 블립펄스를 스캐너를 통해 대상체에 적용하며, 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호들을 순차적으로 획득하며, 서로 다른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호들 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑한다.

Description

자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 생성 방법
본 발명은 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 생성 방법에 관한 것이다.
일반적으로, 자기 공명 영상(MRI)을 처리하는 기기는 전자파에너지의 공급에 따른 공명현상을 이용하여 환자의 특정부위에 대한 단층 이미지를 획득하는 장치로서, X선이나 CT와 같은 촬영 기기에 비해 방사선 피폭이 없고 단층 이미지를 비교적 용이하게 얻을 수 있다. 예를 들어, MRI 기기는 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다.
구체적으로, 자기 공명 영상을 생성하기 위해서는 자기 공명 영상을 촬영하는 대상체에 대해 고주파의 RF 신호를 복수회 인가하여 대상체 내의 원자핵의 스핀을 여기 시키게 된다. 이와 같은 자기 공명 기기로의 펄스열 인가를 통해 자기 공명 영상 처리 기기에서는 자유 유도 감쇄 신호(FID)와 스핀 에코 등 다양한 신호가 발생되며, 이러한 신호들을 선택적으로 획득하여 자기 공명 영상을 생성한다.
특히, 인체 내의 화학적 이동(chemical shift)으로 인한 위상 차이를 이용한 물-지방 분리 영상을 얻기 위하여 적어도 2개 이상의 다른 에코 시간에서 자기 공명 신호를 획득해야 하며, 자기장의 균질화 정도를 평가할 수 있는 필드맵(field map)을 획득하기 위해 동일한 부분의 영상을 적어도 3 번 이상의 에코 시간에 변화를 주어 획득해야 한다. 이러한, 기존의 영상 획득 방법의 긴 스캔 시간을 요구한다.
따라서, 스캔 시간을 단축하면서 고해상도의 자기 공명 영상을 복원하기 위한 방법 및 그 장치가 필요하다.
본 발명은 전술한 종래 기술의 문제점을 해결하기 위한 것으로서, 본 발명의 일부 실시예는 스캔 시간을 감소시키기 위한 것이다. 또한, 본 발명의 일부 실시예는 고해상도의 물-지방 자기 공명 영상을 복원하기 위한 것이다. 다만, 본 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들이 존재할 수 있다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 발명의 일 실시예에 따른 대상체를 스캔하는 자기 공명 영상 장치는, 대상체가 위치하는 보어(bore) 내부에 복수의 RF(radio frequency) 및 경사자장(gradient)을 형성하고, 대상체로부터 에코 신호(echo signal)를 수신하는 스캐너, 및 펄스 시퀀스에 따라 스캐너를 제어하는 제어부를 포함하며, 제어부는 적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를 스캐너를 통해 대상체에 적용하고, 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃(readout) 경사펄스 및 복수의 블립펄스(blip pulse)를 스캐너를 통해 대상체에 적용하며, 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호들을 순차적으로 획득하며, 서로 다른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호들 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑한다.
전술한 본 발명의 과제 해결 수단에 의하면, 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치는 블립펄스에 의해 서로 다른 공간 정보를 포함하는 에코 신호들을 서로 구분되는 k-공간들로 매핑하고, 구분된 k-공간들로부터 물-지방 분리 영상을 복원함으로써, 복수의 자기 공명 영상을 복원하는데 소요되는 총 스캔 시간을 단축시킬 수 있다. 또한, 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치는 높은 SNR(signal-to-noise ratio)를 갖는 물-지방 분리 영상을 복원할 수 있다.
도 1은 MRI 시스템을 도시한 도면이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 구성을 도시한 도면이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 4는 도 2의 제어부가 대상체로 적용하는 RF 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스를 도시한 다른 도면이다.
도 6a 및 6b는 본 발명의 일 실시예에 따라 도 2의 제어부가 에코 신호들을 서로 다른 k-공간으로 매핑하는 방법을 도시한 도면이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 스캔 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치가 영상을 복원하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따라 제어부가 k-공간 내에서 미획득된 데이터를 보간하는 방법을 도시한 도면이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 도 2의 제어부가 보간된 복수의 k-공간으로부터 물 및 지방 성분 각각에 대응하는 자기 공명 영상을 복원한 일례이다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일 실시예에 따라 도 2의 제어부가 위상 이동을 보정하기 위한 위상 교정 스캔(phase correction scan) 작업을 수행하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 다른 도면이다.
도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 또 다른 도면이다.
도 16은 도 10의 자기 공명 영상의 위상 이동을 보정한 일례이다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 본 발명의 일 실시예에 따른 대상체를 스캔하는 자기 공명 영상 장치는, 대상체가 위치하는 보어(bore) 내부에 복수의 RF(radio frequency) 및 경사자장(gradient)을 형성하고, 대상체로부터 에코 신호(echo signal)를 수신하는 스캐너; 및 펄스 시퀀스에 따라 스캐너를 제어하는 제어부;를 포함하며, 제어부는 적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를 스캐너를 통해 대상체에 적용하고, 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃(readout) 경사펄스 및 복수의 블립펄스(blip pulse)를 스캐너를 통해 대상체에 적용하며, 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호들을 순차적으로 획득하며, 서로 다른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호들 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑한다.
또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치가 대상체를 스캔하는 방법은, (a) 적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를를 위한 복수의 경사자장을 대상체에 적용하는 단계; (b) 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호들을 획득하기 위한 복수의 리드아웃 경사펄스 및 복수의 블립펄스를 대상체에 적용하는 단계; (c) 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호들을 순차적으로 획득하는 단계; 및 (d) 서로 다른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호들 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑하는 단계를 포함한다.
아래에서는 첨부한 도면을 참조하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 본 발명의 실시예를 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략하였으며, 명세서 전체를 통하여 유사한 부분에 대해서는 유사한 도면 부호를 붙였다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 다른 부분과 "연결"되어 있다고 할 때, 이는 "직접적으로 연결"되어 있는 경우뿐 아니라, 그 중간에 다른 소자를 사이에 두고 "전기적으로 연결"되어 있는 경우도 포함한다. 또한 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.
또한, "영상(image)” 또는 “이미지"는 이산적인 요소들로 이루어진 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미하는 것으로, 2차원 이미지에서의 복수의 픽셀들 및 3차원 이미지에서의 복수의 복셀들로 구성된 것을 의미한다.
또한, "대상체(object)"는 자기 공명 영상장치의 영상 촬영의 대상이 되는 것으로, 사람이나 동물 또는 그 일부를 포함하는 것일 수 있다. 또한, 대상체는 심장, 뇌 또는 혈관과 같은 각종 장기나 다양한 종류의 팬텀(phantom)을 포함할 수 있다.
또한, "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 의료 영상 전문가 등이나 장치 수리 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
또한, "펄스 시퀀스"란, 자기 공명 영상장치에서 반복적으로 인가되는 신호를 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터로서 반복 시간(Repetition Time, TR)이나 에코 시간(Time to Echo, TE) 등을 포함할 수 있다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 자기 공명 영상장치의 실시예들에 대해서 설명하도록 한다.
도 1은 MRI 시스템을 도시한 도면이다.
MRI 시스템(1)은 MRI 스캐너(10), 신호 처리부(20), 제어부(40), 모니터링부(50) 및 인터페이스부(30)를 포함할 수 있다.
MRI 스캐너(10)는 자기장을 형성하고 원자핵에 대한 공명 현상을 발생시키는 것으로서, 대상체가 MRI 스캐너(10) 내부에 위치한 상태에서 자기 공명 영상이 촬영된다. MRI 스캐너(10)는 주 자석(12), 경사 코일(14), RF 코일(16) 등을 포함하고, 이를 통해 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체를 향하여 RF 신호가 조사된다.
주 자석(12), 경사 코일(14) 및 RF 코일(16)은 미리 설정된 방향에 따라 MRI 스캐너(10)내에 배치된다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블상에 대상체가 위치하며, 테이블의 이동에 따라 대상체가 MRI 스캐너(10)의 보어 내부에 위치할 수 있다.
주 자석(12)은 대상체에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하는 정자기장(static magnetic field)을 생성한다.
경사 코일(Gradient coil)(14)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자기장을 발생시키는 X코일, Y 코일 및 Z 코일을 포함한다. 경사 코일(14)은 대상체의 각 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체의 각 부위의 위치 정보를 획득할 수 있도록 한다.
RF 코일(16)은 대상체에게 RF 신호를 조사하고, 대상체로부터 방출되는 자기 공명 영상 신호를 수신할 수 있다. RF 코일(16)은 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 출력한 후, 대상체로부터 방출되는 자기 공명 영상 신호를 수신할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(16)은 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여, 해당 원자핵에 대응하는 주파수를 갖는 RF 신호를 생성하여 대상체에 인가한다. 이후에, RF 코일(16)이 RF 신호의 전송을 중단하면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사하게 되며, RF 코일(16)은 해당 전자파 신호를 수신한다.
RF 코일(16)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 RF 신호를 송신하는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 수신 RF 코일을 각각 포함한다.
또한, RF 코일(16)은 MRI 스캐너(10)에 고정된 형태이거나, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(16)은 대상체의 일부에 결합될 수 있는 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등과 같은 형태로 구현될 수 있다.
MRI 스캐너(10)는 디스플레이를 통해 사용자나 대상체에게 각종 정보를 제공할 수 있으며, 외측에 배치된 디스플레이(18)와 내측에 배치된 디스플레이(미도시)를 포함할 수 있다.
신호 처리부(20)는 소정의 MR 펄스 시퀀스에 따라 MRI 스캐너(10)의 내부에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 자기 공명 영상 신호의 송수신을 제어할 수 있다.
신호 처리부(20)는 경사자장 증폭기(22), 스위칭부(24), RF 송신부(26) 및 RF 수신부(28)를 포함할 수 있다.
경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(22)는 MRI 스캐너(10)에 포함된 경사 코일(14)을 구동하며, 경사자장 제어부(44)의 제어 하에 경사자장을 발생시키는 경사펄스 신호를 경사 코일(14)에 공급한다. 경사자장 증폭기(22)로부터 경사 코일(14)에 공급되는 경사펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다.
RF 송신부(26)는 RF 펄스를 RF 코일(16)에 공급하여 RF 코일(16)을 구동한다. RF 수신부(28)는 RF 코일(16)이 수신한 후 전달한 자기 공명 영상 신호를 수신한다.
스위칭부(24)는 RF 신호와 자기 공명 영상 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 동작 동안에는 RF 코일(16)을 통하여 대상체로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 동작 동안에는 RF 코일(16)을 통하여 대상체로부터의 자기 공명 영상 신호가 수신되게 한다. 스위칭부(24)는 RF 제어부(46)로부터의 제어 신호에 의하여 스위칭 동작이 제어된다.
인터페이스부(30)는 사용자의 조작에 따라 제어부(40)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 시스템 전체의 동작을 제어하는 명령을 전달할 수 있다. 인터페이스부(30)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 자기 공명 영상 신호를 처리하는 영상 처리부(36), 출력부(34) 및 입력부(32)를 포함할 수 있다.
영상 처리부(36)는 RF 수신부(28)로부터 수신되는 자기 공명 영상 신호를 처리하여, 대상체에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.
영상 처리부(36)는 RF 수신부(28)가 수신한 자기 공명 영상 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.
영상 처리부(36)는, 예를 들어, k 공간에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.
또한, 영상 처리부(36)가 자기 공명 영상 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 자기 공명 영상 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 자기 공명 영상 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.
출력부(34)는 영상 처리부(36)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(34)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 시스템을 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(34)는 스피커, 프린터 또는 각종 영상 디스플레이 수단을 포함할 수 있다.
사용자는 입력부(32)를 통해 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(32)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.
제어부(40)는 MRI 스캐너(10) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(42), 및 MRI 스캐너(10)와 MRI 스캐너(10)에 장착된 기기들을 제어하는 스캐너 제어부(48)를 포함할 수 있다.
시퀀스 제어부(42)는 경사자장 증폭기(22)를 제어하는 경사자장 제어부(44), 및 RF 송신부(26), RF 수신부(28) 및 스위칭부(24)를 제어하는 RF 제어부(46)를 포함한다. 시퀀스 제어부(42)는 인터페이스부(30)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(22), RF 송신부(26), RF 수신부(28) 및 스위칭부(24)를 제어할 수 있다. 펄스 시퀀스는 경사자장 증폭기(22), RF 송신부(26), RF 수신부(28) 및 스위칭부(24)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일(14)에 인가하는 경사펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.
모니터링부(50)는 MRI 스캐너(10) 또는 MRI 스캐너(10)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어한다. 모니터링부(50)는 시스템 모니터링부(52), 대상체 모니터링부(54), 테이블 제어부(56) 및 디스플레이 제어부(58)를 포함할 수 있다.
시스템 모니터링부(52)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.
대상체 모니터링부(54)는 대상체의 상태를 모니터링하는 것으로, 대상체의 움직임 또는 위치를 촬영하는 카메라, 대상체의 호흡을 측정하는 호흡 측정기, 대상체의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체의 체온을 측정하는 체온 측정기를 포함할 수 있다.
테이블 제어부(56)는 대상체가 위치하는 테이블의 이동을 제어한다. 테이블 제어부(56)는 시퀀스 제어부(42)가 출력하는 시퀀스 제어 신호에 동기하여 테이블의 이동을 제어할 수 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(56)는 시퀀스 제어에 따라 테이블을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, MRI 스캐너의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.
디스플레이 제어부(58)는 MRI 스캐너(10)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 제어한다. 또한, MRI 스캐너(10) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(58)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수도 있다.
MRI 스캐너(10), RF 코일(16), 신호 처리부(20), 모니터링부(50), 제어부(40) 및 인터페이스부(30)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. MRI 스캐너(10), RF 코일(16), 신호 처리부(20), 모니터링부(50), 제어부(40) 및 인터페이스부(30) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치의 구성을 도시한 도면이다.
실시예에 따라 자기 공명 영상 장치(200)는 자기 공명 영상 촬영에 의해서 획득되는 자기 공명 신호를 이용하여 자기 공명 영상을 복원할 수 있는 모든 영상 처리 장치가 될 수 있다. 또한, 자기 공명 영상 장치(200)는 자기 공명 영상 촬영에서 자기 공명 신호의 획득을 제어할 수 있는 자기 컴퓨팅 장치가 될 수 있다.
도 2를 참조하면, 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(200)는 스캐너(210) 및 제어부(220)를 포함할 수 있다.
구체적으로, 자기 공명 영상 장치(200)는 도 1에서 설명한 MRI 시스템(1)에 포함될 수 있다. 이 경우, 자기 공명 영상 장치(200)의 스캐너(210) 및 제어부(220)는 각각 도 1에 도시된 MRI 스캐너(10) 및 제어부(40)에 대응된다. 또한, 실시예에 따라 도 2의 스캐너(210)는 도 1에 도시된 신호 처리부(20)의 기능을 더 수행할 수 있다.
실시예에 따라 스캐너(210)는, 제어부(220)의 제어에 의해 대상체가 위치하는 보어(bore) 내부에 복수의 RF 및 경사자장을 형성하고, 하나 이상의 구성 요소들을 포함한다. 예를 들어, 스캐너(210)는 다채널 RF 코일을 포함할 수 있다. 또한, 제어부(220)는 스캐너(210) 내의 다채널 RF 코일을 통해 에코 신호(즉, MR 신호)들을 수신할 수 있다. 이에 대해서는, 도 1에서 설명하였으므로 자세한 설명은 생략한다.
실시예에 따라 제어부(220)는 적어도 하나의 RF 펄스 및 공간 부호화 경사펄스를 스캐너(210)를 통해 대상체에 적용한다. 이때 공간 부호화 경사펄스는, Z, Y, X 축 경사 코일 각각을 통해 슬라이스 선택(slice selection) 경사자장, 위상 부호화(phase encoding) 경사자장 및 주파수 부호화(frequency encoding) 경사자장을 형성하는 슬라이스 선택 경사펄스, 위상 부호화 경사펄스 및 주파수 부호화 경사펄스 중 적어도 하나를 포함한다. 따라서, 슬라이스 선택 경사펄스는 Z축에 대한 공간 정보, 위상 부호화 경사펄스는 Y축에 대한 공간 정보를 포함하며, 주파수 부호화 경사펄스는 X축에 대한 공간 정보를 포함할 수 있다. 한편, 주파수 부호화 경사펄스는 에코 신호를 획득하기 위한 리드아웃(read-out) 경사펄스일 수 있다.
예를 들어, 제어부(220)는 그레이스(GRASE: gradient and spin echo) 기법을 기초로 적어도 하나의 RF 펄스 및 공간 부호화 경사펄스를 스캐너(210)를 통해 대상체에 적용할 수 있다. 그레이스(GRASE) 기법은, 스핀 에코(spin echo) 및 그레디언트 에코(gradient echo) 신호를 모두 이용하는 고속 이미징 기법으로서, 리드아웃 경사자장의 극성을 스위칭하여 복수의 에코 신호를 획득하는 기법일 수 있다. 이를 위해, 제어부(220)는 하나의 반복시간(repetition time, TR) 동안, 하나의 여기(excitation) RF 펄스 및 복수의 리포커싱(refocusing) RF 펄스를 포함하는 복수의 에코 트레인(echo train)을 대상체에 적용할 수 있다.
또한, 제어부(220)는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃 경사펄스를 스캐너(210)를 통해 대상체로 적용한다. 이때, 제어부(220)는 각 에코 신호들을 구분하기 위해 복수의 블립펄스(blip pulse)를 스캐너(210)로 더 인가한다. 이때, 복수의 블립펄스는, 리드아웃 경사펄스에 의해 형성되는 경사자장(즉, 리드아웃 경사자장) 이외의 적어도 하나의 다른 경사자장을 형성한다. 즉, 블립펄스는 슬라이스 선택 경사자장 및 위상 부호화 경사자장 중 적어도 하나를 형성할 수 있다.
한편, 제어부(220)는 대상체 내의 조직 성분들 간의 위상 차이(phase difference)를 기초로 결정된 복수의 에코시간(echo time, TE)에 따라, 복수의 리드아웃 경사펄스를 대상체로 적용하며, 연속하는 리드아웃 경사펄스의 사이시간(도 3및 도 5에 도시된 t1, t2 참조)에서 각 블립펄스를 대상체로 적용한다. 일반적으로, 대상체 내의 물과 지방 성분은 서로 다른 공명 주파수를 가지며, 약 3.5 ppm의 위상 차이를 발생시키며, 서로 다른 에코 시간(TE)을 갖는다. 제어부(220)는 이를 고려하여 서로 다른 TE에서 각 리드아웃 경사펄스를 대상체로 적용함으로써, 성분들의 화학적 이동(chemical shift)이 반영된 에코 신호를 획득할 수 있다. 즉, 서로 다른 에코 시간에서 획득되는 에코 신호들은 서로 다른 위상 정보를 포함한다.
한편, 대상체에 적용되는 블립펄스의 크기는 일정할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다. 이후, 제어부(220)는 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호들을 순차적으로 수신한다. 이때, 복수의 에코 신호는, 스핀 에코 또는 그레디언트 에코의 특성을 갖는다.
제어부(220)는 블립펄스에 따른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑한다. 이때, 동일한 k-공간으로 매핑되는 에코 신호들은 동일한 TE에 획득된 것으로서 동일한 위상 정보를 포함한다. 따라서, 서로 다른 k-공간 사이에는 위상 차이가 존재한다.
또한, 제어부(220)는 도 1에 도시된 영상 처리부(36)의 기능을 더 수행할 수 있다. 제어부(220)는 복수의 k-공간으로부터 물-지방 분리 영상을 복원한다. 구체적으로, 대상체 내의 물과 지방 성분은 서로 다른 공명 주파수를 가지며, 약 3.5 ppm의 위상 차이를 발생시킨다. 제어부(220)는 이러한 위상 차이에 근거한 위상 독립 영상 복원 기법을 기초로, 복수의 k-공간으로부터 물-지방 분리 영상을 복원할 수 있다.
또한, 제어부(220)는 위상 이동에 따른 차이를 보정하기 위한 위상 보정 작업을 수행할 수 있다. 또한, 제어부(220)는 영상의 SNR(signal-to-noise ratio)을 향상시키기 위하여, 에코 방향으로 컨볼루션 커널 벡터(convolution kernel vector)를 확장함으로써, 높은 SNR을 획득할 수 있다. 이에 대해서는, 도 12내지 도 16을 참조하여 후술한다.
이와 같이, 개시된 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(200)는 블립펄스에 의해 서로 다른 공간 정보를 가지며, 물-지방의 위상 차이를 고려한 복수의 에코 신호를 획득함으로써, 스캔 시간을 효과적으로 감소시키는 한편, 높은 SNR(signal-to-noise ratio)의 물-분리 영상을 복원할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 3의 펄스 시퀀스(300)를 참조하면, 제어부(220)는 하나의 여기 RF 펄스(309) 및 가변 플립각(filp angle)을 갖는 N 개의 리포커싱 RF 펄스들(310)을 대상체에 적용할 수 있다. 제어부(220)는 각 리포커싱 RF 펄스가 대상체에 적용된 후, M 개의 리드아웃 경사펄스 및 (M-1) 개의 블립펄스를 추가로 적용할 수 있다.
구체적으로, 제어부(220)는 물과 지방 간의 위상 차이를 기초로, 각 리드아웃 경사펄스가 인가되는 타이밍(즉, TE) 및 리드아웃 경사펄스들 간의 사이시간(t1, t2)을 결정한다. 만약, 결정된 사이시간(t1, t2)이 동일하다면, 제1 에코 신호(331) 및 제3 에코 신호(333)는 그레디언트 에코이며, 제2 에코 신호(332)는 스핀 에코이다. 그러나, 결정된 사이시간(t1, t2)이 상이하다면, 제1 내지 제3 에코 신호(331, 332, 333)는 모두 그레디언트 에코이다.
한편, 제어부(220)는 제1 리포커싱 RF 펄스(311)가 대상체로 적용된 후, 리드아웃 경사자장(304)을 형성하는 리드아웃 경사펄스들 간의 사이 시간(t1, t2)에서, 슬라이스 선택 경사자장(302) 및 위상 부호화 경사자장(303)을 형성하는 제1 블립펄스 그룹(321) 및 제2 블립펄스 그룹(322)을 추가 적용할 수 있다. 이에 따라, 제어부(220)는 서로 다른 공간 정보(ky-kz)를 갖는 제1 에코 신호(331), 제2 에코 신호(332) 및 제 3 에코 신호(333)를 획득할 수 있다.
제어부(220)는 제2 리포커싱 RF 펄스(312)가 대상체로 적용된 후에도 전술한 동작을 반복하여 수행함으로써, 제2 리포커싱 RF 펄스(312)에 대응하여 획득하는 에코 신호들(334, 335, 336) 각각이 서로 다른 공간 정보를 갖도록 할 수 있다.
한편, 위 설명에서는 펄스 시퀀스(300)가 하나의 에코 트레인 동안 세 개의 에코 신호들(334 내지 336)을 획득하는 것으로 도시하였으나, 펄스 시퀀스는 네 개 이상의 에코 신호들을 획득하기 위한 리드아웃 경사펄스를 포함할 수도 있다. 이 경우, 펄스 시퀀스는 세 개 이상의 블립펄스 그룹을 포함할 수 있다.
또한, 도 3에서는, 단절편 영상을 복원하기 위한, 비선택적 여기(non-selective excitation pulse) RF 펄스 및 가변 플립각을 포함한 리포커싱 RF 펄스들을 포함하는 펄스 시퀀스(300)를 도시하였으나, 본 발명은 이에 한정되지 않는다.
제어부(220)는, 도 4에 도시된 바와 같이, 선택적 절편 영상을 복원하기 위한, 선택적 여기(selective excitation) RF 펄스 및 가변 플립각을 포함한 리포커싱 RF 펄스들을 포함하는 펄스 시퀀스(400)를 대상체에 적용할 수도 있다.
이때, 리포커싱 RF 펄스들 각각의 크기는 직전의 리포커싱 RF 펄스가 생성한 신호의 크기를 기준으로 설정된다. 제어부(220)는 가변 플립각을 갖는 리포커싱 RF 펄스들을 대상체에 적용함으로써, 동일한 크기(예를 들어, 하나의 기준 크기)의 리포커싱 RF 펄스들을 반복하여 대상체 적용할 때보다 대상체에 미치는 자기장의 세기를 줄일 수 있어 전자파 흡수율을 낮추면서도 고속으로 자기 공명 신호(즉, 에코 신호)를 획득할 수 있다. 또한, 고속 스핀 에코 펄스 시퀀스에서 야기되는 크기 신호의 변조인 T2감쇄 현상을 극복하고 고해상도의 영상을 획득할 수 있다.
한편, 도 4의 각 리포커싱 RF 펄스가 대상체에 적용된 이후, 제어부(220)는 도 3에서 전술한 방법으로 복수의 리드아웃 경사펄스 및 블립펄스를 대상체로 적용할 수 있다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 펄스 시퀀스를 도시한 다른 도면이다.
도 5를 참조하면, 제어부(220)는 그레디언트 에코(GE: gradient echo) 기법에 따른 N 개의 여기 RF 펄스를 포함하는 펄스 시퀀스(500)를 대상체로 적용할 수 있다. 또한, 제어부(220)는 각 여기 RF 펄스가 적용된 후, M 개의 리드아웃 경사펄스 및 (M-1) 개의 블립펄스를 대상체로 적용할 수 있다. 이 경우, 도 5의 펄스 시퀀스(500)는 각 여기 RF 펄스에 의해 여기된 원자의 공명을 프리페이징 (prephasing)하기 위한 프리페이징 펄스(520)를 더 포함할 수 있다.
제어부(220)는 물과 지방 간의 위상 차이를 기초로, 각 리드아웃 경사펄스가 인가되는 타이밍(즉, TE) 및 리드아웃 경사펄스들 간의 사이시간(t1, t2)을 결정한다. 이때, 도 5의 펄스 시퀀스(500)에 의해 획득되는 제1 내지 제3 에코 신호(541, 542, 543)는 모두 그레디언트 에코이다.
구체적으로, 제어부(220)는 도 5의 펄스 시퀀스(500)에 따라, 각 여기 RF펄스가 대상체로 적용된 후, 결정된 타이밍(즉, TE)에 따라 리드아웃 경사자장(504)을 형성하는 리드아웃 경사펄스를 대상체에 적용하고, 리드아웃 경사펄스들 간의 사이시간(t1, t2)에서 슬라이스 선택 경사자장(502) 및 위상 부호화 경사자장(503)을 형성하는 제1 블립펄스 그룹(531) 및 제2 블립펄스 그룹(532)을 대상체로 추가 적용할 수 있다. 이에 따라, 제어부(220)는 서로 다른 공간 정보를 갖는 제1 에코 신호(541), 제2 에코 신호(542) 및 제 3 에코 신호(543)를 획득할 수 있다.
도 6a 및 도 6b는 본 발명의 일 실시예에 따라 도 2의 제어부(220)가 에코 신호들을 서로 다른 k-공간으로 매핑하는 방법을 도시한 도면이다.
도 6a를 참조하면, 제어부(220)는 각 에코 트레인(도 3 및 도 4의 경우) 또는 반복 시간(TR: repetition time)(도 5의 경우) 내에서 에코 신호들을 제 1 내지 제3 k-공간(621 내지 623)으로 각각 매핑할 수 있다. 이때, 에코 신호들은 인터리브드(interleaved) 방식으로 각 k-공간에 매핑될 수 있다.
제어부(220)는 위상 엔코딩 경사자장을 형성하며, 크기가 (+i) 인 블립펄스들을 적용할 수 있다. 이에 따라, 획득되는 제1 에코 신호(611)의 ky 공간 정보가 (j) 인 경우, 제2 에코 신호(612)의 ky 공간 정보는 (j+i) 이고, 제3 에코 신호(613)의 ky 공간 정보는 (j+2*i) 일 수 있다. 따라서, 하나의 에코 트레인(또는 하나의 TR)에서 획득되는 에코 신호들 각각은 서로 다른 ky 공간으로 매핑될 수 있다.
구체적으로, 제어부(220)는 각 에코 신호의 ky 공간 정보(즉, +i)를 이용하여, 각 에코 신호에 대응하는 k-공간을 결정할 수 있다. 따라서, 제1 에코 트레인(또는 제1 TR)의 제1 에코 신호(611)와 제2 에코 트레인(또는 제2 TR)의 제1 에코 신호(614)는 제1 k-공간(621)으로 매핑되며, 제1 에코 트레인(또는 제1 TR)의 제2 에코 신호(612)와 제2 에코 트레인(또는 제2 TR)의 제2 에코 신호(615)는 제2 k-공간(621)으로 매핑된다. 또한, 제1 에코 트레인(또는 제1TR)의 제3 에코 신호(613)와 제2 에코 트레인(또는 제2 TR)의 제3 에코 신호(616)는 제3 k-공간(623)으로 매핑된다. 또한, 제1 내지 제3 에코 신호들(211 내지 213, 또는 214 내지 216)은 제1 내지 제3 k-공간(621 내지 623)의 ky 방향의 서로 다른 라인으로 매핑될 수 있다. 이때, 제1 내지 제 3 에코 신호들(211 내지 213, 또는 214 내지 216) 각각이 제1 내지 제 3 k-공간(621 내지 623)으로 매핑되는 라인들은 서로(+i) 만큼 떨어져 있을 수 있다. 만약, 대상체에 적용된 블립펄스들의 크기가 (+2*i) 인 경우, 제1 내지 제 3 에코 신호들(211 내지 213, 또는 214 내지 216) 각각은 제1 내지 제3 k-공간(621 내지 623)의 ky 방향으로 (+2*i)만큼 떨어진 라인들로 매핑될 수 있다.
한편, 도 6a에서는 설명의 편의를 위하여, 제어부(220)가 에코 신호 들을 k-공간의 각 라인으로 풀 샘플링(full-sampling)하는 예를 설명하였으나, 이에 제한되지 않는다. 예를 들어, 제어부(220)는 에코 신호들을 언더샘플링(under-sampling)(예를 들어, k-공간의 중심부에 대응하는 에코 신호를 샘플링하고, 그 외의 데이터는 보간하는 샘플링 기법)하여, 타원(elliptical) 형태의 k-공간을 획득할 수도 있다. 이때, 제어부(220)는 k-공간의 저주파수 영역(중앙부)에서 나이퀴스트(Nyquist) 비율로 샘플링하고, k-공간의 고주파수 영역(주변부)에서 나이퀴스트 비율보다 작은 비율로 샘플링할 수 있다.
또한, 도 6b에 도시된 바와 같이, 제어부(220)는 삼차원 영상 복원을 위해 k-공간의 ky-kz 에 대한 샘플링을 더 수행할 수 있다. 이때, 제1 내지 제3 k 공간(631, 632, 633)은 ky-kz 공간 정보를 기초로 구분될 수 있다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(200)의 스캔 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
자기 공명 영상 장치(200)의 제어부(220)는 적어도 하나의 RF 펄스 및 공간 부호화 경사펄스를 대상체에 적용한다(s710).
제어부(220)는 대상체로부터 발생되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃 경사펄스 및 복수의 블립펄스를 대상체에 적용한다(s720). 이때, 복수의 블립펄스는, 리드아웃 경사펄스에 의해 형성되는 경사자장 이외의 적어도 하나의 다른 경사자장(예를 들어, 위상 인코딩 경사자장 및/또는 슬라이스 선택 경사자장)을 형성한다.
한편, 제어부(220)는 대상체 내의 조직 성분들 간의 위상 차이(phase difference)를 기초로 결정된 복수의 에코시간(echo time, TE)에 따라, 복수의 리드아웃 경사펄스를 대상체로 적용하며, 연속하는 리드아웃 경사펄스의 사이시간에서 각 블립펄스를 대상체로 적용한다.
이후, 제어부(220)는 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호를 순차적으로 획득한다(s730). 예를 들어, 제어부(220)는 스캐너(210)와 유무선으로 연결되어, 스캐너(210)에서 수신된 에코 신호들을 제공받을 수 있다.
제어부(220)는 서로 다른 공간 정보를 기초로, 복수의 에코 신호 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑한다(s740). 이때, 동일한 k-공간으로 매핑되는 에코 신호들은 동일한 에코 시간(TE)에 획득된 것으로서 동일한 위상 정보를 포함한다. 따라서, 서로 다른 k-공간 사이에는 위상 차이가 존재한다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치(200)가 영상을 복원하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
일 실시예에 따르면, 제어부(220)는 에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널 벡터(convolution kernel vector)을 획득한다(s810). 구체적으로, 제어부(220)는 이하의 수학식1 및 수학식 2를 이용하여 에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널 벡터(G)를 획득할 수 있다.
<수학식 1>
Figure PCTKR2017013520-appb-I000001
상기 수학식 1에서 e및 e'는 에코 신호의 인덱스, l 및 l'는 RF 코일의 인덱스, 및 k 및 k'는 k-공간의 인덱스를 의미한다. 또한,
Figure PCTKR2017013520-appb-I000002
는 하이브리드 커널(hybrid kernel)인
Figure PCTKR2017013520-appb-I000003
내에서의 e 번째 에코 신호와 l 번째 RF 코일에 대응하는 복원 신호를 의미하며,
Figure PCTKR2017013520-appb-I000004
는 결측 신호와 L 반경 이내에 위치하며, e' 및 l'에 대응하여 측정된 신호를 의미한다. 또한, m은 컨볼루션 커널
Figure PCTKR2017013520-appb-I000005
의 인덱스이며,
Figure PCTKR2017013520-appb-I000006
은 e 및 l의 결측 신호를 복원하기 위한 컨벌루션 커널 벡터(G)의 m 번째 엘리먼트를 의미한다.
한편, 수학식 1은 아래의 수학식 2로 대체된다. 여기서,
Figure PCTKR2017013520-appb-I000007
는 타겟 캘리브레이션 신호를 의미하며,
Figure PCTKR2017013520-appb-I000008
는 타겟 캘리브레이션 신호와 L 반경 이내에 위치하는 소스 캘리브레이션 신호를 의미한다.
<수학식 2>
Figure PCTKR2017013520-appb-I000009
아래의 수학식 3은 수학식 2를 일반화한 수식으로, 무어-판로즈 의사 역행렬(Moore-Penrose pseudo inverse)을 수행한 예이다.
<수학식 3>
Figure PCTKR2017013520-appb-I000010
도 9를 참조하여 수학식 3을 살펴보면, 제어부(220)는 서로 다른 위상 정보(E1, E2, E3)를 포함하는 복수의 k-공간으로부터, 측정된 신호를 나타내는 행렬
Figure PCTKR2017013520-appb-I000011
, 결측 신호를 나타내는
Figure PCTKR2017013520-appb-I000012
, 및 컨볼루션 커널 벡터(G)를 획득할 수 있다.
다시 도 8을 참조하면, 제어부(220)는 컨볼루션 커널 벡터(G)를 이용하여 결측 신호에 대응하는 데이터를 보간한다(s820).
한편, 위 설명에서는 컨볼루션 보간법(convolution interpolation)에 기초하여, 에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널을 이용하여 결측 데이터를 보간하는 방법을 설명하였으나, 이에 제한되지 않으며, 다양한 보간법을 이용하여 결측 데이터를 보간할 수 있다. 예를 들어, 제어부(220)는 이미지 공간에 압축 센싱 기법을 적용할 수 있다.
이후, 제어부(220)는 보간된 데이터를 기초로, 위상 독립 영상 복원 기법을 이용하여 물-지방 분리 영상을 복원한다 (s830). 제어부(220)는 보간된 복수의 k-공간에 대해 에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널(도 9의 왼쪽 도면 참조)을 이용하여 물-지방 분리 영상을 복원할 수 있다.
또한, 구현예에 따라, 제어부(220)는 복수의 k-공간으로부터 획득된 이미지 공간에 대한 압축 센싱 기법을 이용하여, 물 및 지방 성분 간의 위상 차이에 따른 물-지방 분리 영상을 복원할 수 있다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따라 제어부(220)가 보간된 복수의 k-공간으로부터 물 및 지방 성분 각각에 대응하는 자기 공명 영상을 복원한 일례이다. 제어부(220)는 전술한 방법에 의해 보간된 복수의 k-공간을 푸리에 변환(fourier transform)할 수 있다. 이후, 제어부(220)는 위상독립 영상 복원 기법을 기초로, 물 성분에 대응하는 제1 자기 공명 영상(1010) 및 지방 성분에 대응하는 제2 자기 공명 영상(1020)을 복원할 수 있다.
도 11 및 도 12는 본 발명의 일 실시예에 따라 제어부(220)가 위상 이동을 보정하기 위한 위상 교정 스캔(phase correction scan) 작업을 수행하는 방법을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 11 및 도 12를 참조하면, 제어부(220)는 도 2내지 도 10에서 전술한 이미징 스캔 작업(1101) 이외에, 위상 이동을 보정하기 위한 위상 교정 스캔 작업(1102)을 수행할 수 있다. 위상 교정 스캔 작업(1102)은 이미징 스캔 작업(1101) 내에서 획득되는 에코 신호들의 위상 차이(phase shift)를 보정하기 위한 작업으로, 이를 통해 자기 공명 영상 장치(200)는 고해상도 영상을 획득할 수 있다. 예를 들어, 제어부(220)는 위상 교정 스캔 작업(1102)에서 획득된 정보를 기초로, 각 k-공간 내의 데이터가 해당 k-공간의 중심부에 대응되도록 보정할 수 있다.
한편, 위상 교정 스캔 작업(1102)은 이미징 스캔 작업(1101)이 수행되기 전이나 이미징 스캔 작업(1101)이 수행된 이후에 수행될 수 있다. 예를 들어, 제어부(220)는, 도 11에 도시된 바와 같이, 위상 교정 스캔 작업(1102)의 결과값을 이용하여, 이미징 스캔 작업(1101)에서 각 k-공간의 데이터들의 위상 보정을 수행할 수 있다. 이 경우, 제어부(220)는 하이브리드 도메인(hybrid domain) 내에서, 위상 보정을 수행할 수 있다.
또는, 제어부(220)는 도 12에 도시된 바와 같이, 위상 교정 스캔 작업(1102)의 결과값을 이용하여, 이미징 스캔 작업(1101) 내의 이미지 도메인(image domain)에서 자기 공명 영상 데이터를 보정할 수도 있다.
도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업(1102)을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 도면이다.
도 13의 펄스 시퀀스(1300)를 참조하면, 제어부(220)는 위상 교정 스캔 작업(1102)을 수행하기 위한 제1 펄스 시퀀스 그룹(1301) 및 제2 펄스 시퀀스 그룹(1302)을 대상체에 적용할 수 있다.
구체적으로, 제1 펄스 시퀀스 그룹(1301) 및 제2 펄스 시퀀스 그룹(1302)은 여기 RF 펄스 및 리포커싱 RF 펄스를 포함하며, 이에 대응하여 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃 경사펄스들을 포함할 수 있다. 단, 제1 펄스 시퀀스 그룹(1301) 및 제2 펄스 시퀀스 그룹(1302)은 리드아웃 경사자장(Gfrequency) 이외의 다른 경사자장(즉, 슬라이스 선택 경사자장(Gslice) 및 위상 부호화 경사자장(Gphase))으로 인가되는 경사펄스는 포함하지 않는다.
또한, 제1 펄스 시퀀스 그룹(1301)의 리드아웃 경사펄스과 제2 펄스 시퀀스 그룹(1302)의 리드아웃 경사펄스는 서로 다른 극성을 갖는다. 제어부(220)는 제1 및 제2 펄스 시퀀스(1301 및 1302)의 동일한 TE(제1 TE, 제2 TE 및 제3 TE)에 대응하여 서로 다른 극성의 리드아웃 경사펄스에 의해 발생된 에코 신호들의 위상 차이값을 이용하여, 이미징 스캔 작업(1101) 내에서 획득되는 데이터들의 위상 보정을 수행할 수 있다. 예를 들어, 제어부(220)는 제1 TE 에 대응하여 서로 다른 극성의 리드아웃 경사펄스에 의해 발생된 에코 신호의 위상 차이값(즉, 1311 및 1312의 차이값)을 이용하여, 도 3의 제1 에코 신호(331)를 보정할 수 있다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업(1102)을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 다른 도면이다.
도 14를 참조하면, 펄스 시퀀스(1400)는 제1 펄스 시퀀스 그룹(1401) 및 제2 펄스 시퀀스 그룹(1402)을 포함하며, 각 펄스 시퀀스 그룹은 여기 RF 펄스 및 프리페이징 경사펄스를 더 포함하는 리드아웃 경사펄스로 구성될 수 있다.
또한, 각 펄스 시퀀스 그룹의 리드아웃 경사펄스들은 도 13에서와 같이, 서로 다른 극성을 가질 수 있다. 따라서, 제어부(220)는 도 13에서와 같이, 제1 및 제2 펄스 시퀀스(1301 및 1302)의 동일한 TE(제1 TE, 제2 TE 및 제3 TE)에 대응하여 서로 다른 극성의 리드아웃 경사펄스에 의해 발생된 에코 신호들의 위상 차이값을 이용하여, 이미징 스캔 작업(1101) 내에서 획득되는 데이터들의 위상 보정을 수행할 수 있다.
도 15는 본 발명의 일 실시예에 따른 위상 교정 스캔 작업(1102)을 위한 펄스 시퀀스를 도시한 또 다른 도면이다.
도 15를 참조하면, 위상 교정 스캔 작업(1102)을 위한 펄스 시퀀스(1500 및 1600)는 하나의 펄스 시퀀스 그룹으로 구성될 수 있다. 이 경우, 제어부(220)는 서로 다른 TE에 획득된 에코 신호들을 이용하여, 이미징 스캔 작업(1101) 내에서 획득되는 데이터들의 위상 보정을 수행할 수 있다.
구체적으로, 도 15의 펄스 시퀀스(1500)는 여기 RF 펄스 및 리포커싱 RF 펄스를 포함하며, 이에 대응하여 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 리드아웃 경사펄스들을 포함할 수 있다. 이 경우, 제어부(220)는 sig1 과 sig3을 평균화한 값과 sig2의 위상 차이값을 기초로, 이미징 스캔 작업(1101) 내에서 획득되는 데이터들의 위상 보정을 수행할 수 있다.
한편, 위상 교정 스캔 작업(1102)을 위한 펄스 시퀀스는 하나의 RF 여기 펄스 및 프리페이징 펄스를 더 포함하는 리드아웃 경사펄스로 구성될 수도 있으며, 이에 한정되지 않고, 위상 이동을 보정하기 위한 다양한 펄스 시퀀스가 본 발명에 적용될 수 있다.
도 16은 도 10의 자기 공명 영상의 위상 이동을 보정한 일례이다.
도 16에 도시된 바와 같이, 제어부(220)는 물 성분에 대응하는 제1 자기 공명 영상(1010) 및 지방 성분에 대응하는 제2 자기 공명 영상(1020)에 대하여 위상 차이를 보정함으로써, 보다 고해상도의 자기 공명 영상(1610 및 1620)을 생성할 수 있다.
본 발명의 일 실시예는 컴퓨터에 의해 실행되는 프로그램 모듈과 같은 컴퓨터에 의해 실행 가능한 명령어를 포함하는 기록 매체의 형태로도 구현될 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 컴퓨터에 의해 액세스될 수 있는 임의의 가용 매체일 수 있고, 휘발성 및 비휘발성 매체, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다. 또한, 컴퓨터 판독가능 매체는 컴퓨터 저장 매체 및 통신 매체를 모두 포함할 수 있다. 컴퓨터 저장 매체는 컴퓨터 판독가능 명령어, 데이터 구조, 프로그램 모듈 또는 기타 데이터와 같은 정보의 저장을 위한 임의의 방법 또는 기술로 구현된 휘발성 및 비휘발성, 분리형 및 비분리형 매체를 모두 포함한다. 통신 매체는 전형적으로 컴퓨터 판독가능 명령어, 데이터 구조, 프로그램 모듈, 또는 반송파와 같은 변조된 데이터 신호의 기타 데이터, 또는 기타 전송 메커니즘을 포함하며, 임의의 정보 전달 매체를 포함한다.
전술한 본 발명의 설명은 예시를 위한 것이며, 본 발명이 속하는 기술분야의 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 쉽게 변형이 가능하다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다. 예를 들어, 단일형으로 설명되어 있는 각 구성 요소는 분산되어 실시될 수도 있으며, 마찬가지로 분산된 것으로 설명되어 있는 구성 요소들도 결합된 형태로 실시될 수 있다.
본 발명의 범위는 상기 상세한 설명보다는 후술하는 특허청구범위에 의하여 나타내어지며, 특허청구범위의 의미 및 범위 그리고 그 균등 개념으로부터 도출되는 모든 변경 또는 변형된 형태가 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 한다.

Claims (22)

  1. 대상체를 스캔하는 자기 공명 영상 장치에 있어서,
    상기 대상체가 위치하는 보어(bore) 내부에 복수의 RF(radio frequency) 및 경사자장(gradient)을 형성하고, 상기 대상체로부터 에코 신호(echo signal)를 수신하는 스캐너; 및
    펄스 시퀀스에 따라 상기 스캐너를 제어하는 제어부;를 포함하며,
    상기 제어부는
    적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를 상기 스캐너를 통해 상기 대상체에 적용하고,
    상기 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃(readout) 경사펄스 및 복수의 블립펄스(blip pulse)를 상기 스캐너를 통해 상기 대상체에 적용하며,
    상기 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호를 순차적으로 획득하고, 상기 서로 다른 공간 정보를 기초로, 상기 복수의 에코 신호 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑하는, 자기 공명 영상 장치.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 복수의 블립펄스는
    리드아웃 경사펄스에 의해 형성되는 경사자장 이외의 적어도 하나의 다른 경사자장을 형성하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    상기 대상체 내의 물-지방 성분 간의 위상 차이(phase difference)를 기초로 결정된 에코시간(echo time, TE)에 따라, 상기 복수의 리드아웃 경사펄스를 상기 대상체로 적용하며,
    연속하는 리드아웃 경사펄스의 사이시간에서 각 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 제어부는
    물 및 지방 성분 간의 위상 차이를 기초로, 상기 복수의 k-공간으로부터 물-지방 분리 영상을 복원하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  5. 제 2 항에 있어서,
    상기 제어부는
    하나의 TR 동안 하나의 여기(excitation) RF 펄스 및 N 개의 리포커싱(refocusing) RF 펄스를 상기 대상체에 적용시키며,
    각 리포커싱 RF 펄스가 적용된 후, M 개의 리드아웃 경사펄스 및 (M-1) 개의 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  6. 제 2 항에 있어서,
    상기 제어부는
    하나의 TR 동안 N 개의 여기 RF 펄스를 상기 대상체로 적용시키며,
    각 여기 RF 펄스가 적용된 후, M 개의 리드아웃 경사펄스 및 (M-1) 개의 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  7. 제 2 항에 있어서,
    상기 제어부는
    에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널 벡터(convolution kernel vector)를 산출하며, 상기 컨볼루션 커널 벡터를 기초로 상기 복수의 k-공간 내의 결측 신호에 대응하는 데이터를 보간하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  8. 제 2 항에 있어서,
    상기 제어부는
    상기 복수의 k-공간으로부터 획득된 이미지 공간에 대한 압축 센싱 기법을 이용하여, 물 및 지방 성분 간의 위상 차이에 따른 물-지방 분리 영상을 복원하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어부는
    각 k-공간의 위상 차이를 보정하기 위한 적어도 하나의 RF 펄스 및 리드아웃 경사 펄스를 각각 포함하는 제1 펄스 시퀀스 그룹 및 제2 펄스 시퀀스 그룹을 상기 대상체로 적용하되,
    상기 제1 펄스 시퀀스 그룹 내의 리드아웃 경사펄스와 상기 제2 펄스 시퀀스 그룹 내의 리드아웃 경사펄스는 서로 다른 극성으로 구성되는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 제어부는
    상기 제1 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호 및 상기 제2 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호의 차이에 기초하여, 상기 복수의 k-공간 내 데이터의 위상 보정을 수행하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  11. 제 9 항에 있어서,
    상기 제어부는
    상기 제1 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호 및 상기 제2 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호의 차이에 기초하여, 상기 복수의 k-공간으로부터 복원된 영상 데이터의 위상 보정을 수행하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  12. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어부는,
    각 k-공간의 위상 차이를 보정하기 위한 적어도 하나의 RF 펄스, 제1 리드아웃 경사펄스, 제2 리드아웃 경사펄스 및 제3 리드아웃 경사펄스를 상기 대상체로 적용하며,
    상기 제1 내지 제3 리드아웃 경사펄스에 대응하여, 제1 에코 신호, 제2 에코 신호 및 제3 에코 신호를 순차적으로 수신하고,
    상기 제1 에코 신호와 상기 제3 에코 신호의 평균값과 상기 제2 에코 신호의 차이에 기초하여, 상기 복수의 k-공간 내의 데이터들의 위상 보정을 수행하는 것인, 자기 공명 영상 장치.
  13. 자기 공명 영상 장치가 대상체를 스캔하는 방법에 있어서,
    (a) 적어도 하나의 RF 펄스 및, 공간 부호화 경사펄스를 대상체에 적용하는 단계;
    (b) 상기 대상체로부터 방출되는 복수의 에코 신호를 획득하기 위한 복수의 리드아웃(read-out) 경사펄스 및 복수의 블립펄스(blip pulse)를 적용하는 단계;
    (c) 상기 복수의 블립펄스에 따라 서로 다른 공간 정보를 포함하는 복수의 에코 신호를 순차적으로 획득하는 단계; 및
    (d) 상기 서로 다른 공간 정보를 기초로, 상기 복수의 에코 신호 각각을 복수의 k-공간 각각에 매핑하는 단계;를 포함하는, 방법.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 복수의 블립펄스는
    리드아웃 경사펄스에 의해 형성되는 경사자장 이외의 적어도 하나의 다른 경사자장을 형성하는 것인, 방법.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 (b) 단계는
    상기 대상체 내의 물-지방 성분 간의 위상 차이(phase difference)를 기초로 결정된 에코시간(echo time, TE)에 따라, 상기 복수의 리드아웃 경사펄스를 상기 대상체로 적용하며, 연속하는 리드아웃 경사펄스의 사이시간에서 각 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 단계;를 포함하는 것인, 방법.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 방법은
    (e) 물 및 지방 성분 간의 위상 차이를 기초로, 상기 복수의 k-공간으로부터 물-지방 분리 영상을 복원하는 단계를 더 포함하는 것인, 방법.
  17. 제14 항에 있어서,
    상기 (a) 단계는, 여기(excitation) RF 펄스 및 N 개의 리포커싱(refocusing) RF 펄스를 상기 대상체에 적용하며,
    상기 (b) 단계는, 각 리포커싱 RF 펄스가 적용된 후, M 개의 리드아웃 경사 펄스 및 (M-1) 개의 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 것인, 방법.
  18. 제 14 항에 있어서,
    상기 (a) 단계는, N 개의 여기 RF 펄스를 상기 대상체로 적용시키며,
    상기 (b) 단계는
    각 여기 RF 펄스가 적용된 후, M개의 리드아웃 경사 펄스 및 (M-1)개의 블립펄스를 상기 대상체로 적용하는 것인, 방법.
  19. 제 14 항에 있어서,
    상기 방법은
    (f) 에코 방향으로 확장된 컨볼루션 커널 벡터(convolution kernel vector)를 산출하며, 상기 컨볼루션 커널 벡터를 기초로 상기 복수의 k-공간 내의 결측 신호에 대응하는 데이터를 보간하는 단계를 더 포함하는, 방법.
  20. 제 14 항에 있어서,
    상기 방법은,
    (g) 상기 (a) 단계 이전 또는 상기 (d) 단계 이후에, 각 k-공간의 위상 차이를 보정하기 위한 적어도 하나의 RF 펄스 및 리드아웃 경사 펄스를 각각 포함하는 제1 펄스 시퀀스 그룹 및 제2 펄스 시퀀스 그룹을 상기 대상체로 적용하되,
    상기 제1 펄스 시퀀스 그룹 내의 리드아웃 경사펄스와 상기 제2 펄스 시퀀스 그룹 내의 리드아웃 경사펄스는 서로 다른 극성으로 구성되는 것인, 방법.
  21. 제 20 항에 있어서,
    상기 방법은,
    (h) 상기 제1 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호 및 상기 제2 펄스 시퀀스 그룹에 대응하여 수신된 에코 신호의 차이에 기초하여, 상기 복수의 k-공간 내의 데이터의 위상 보정을 수행하거나, 상기 복수의 k-공간으로부터 복원된 영상 데이터의 위상 보정을 수행하는 단계를 더 포함하는, 방법.
  22. 제 13 항의 방법을 구현하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터로 판독 가능한 기록 매체.
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