KR102357840B1 - 나선형 볼륨 이미징을 위한 시스템 및 방법 - Google Patents

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Abstract

MRI 시스템을 사용하여 자기 공명 이미징(MRI) 프로세스를 수행하기 위한 시스템 및 시스템을 위한 방법이 제공된다. 코일 시스템은 MRI 시스템에 의해 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽을 따르도록 구성된 기판 및 기판에 커플링되고 나선형 패턴을 형성하는 적어도 하나의 코일을 포함한다.

Description

나선형 볼륨 이미징을 위한 시스템 및 방법{SYSTEM AND METHOD FOR SPIRAL VOLUME IMAGING}
[0001] 이 출원은 2014년 3월 14일에 출원되고, 발명의 명칭이 "SYSTEM AND METHOD FOR SPIRAL VOLUME IMAGING"인 미국 가 특허 출원 일련 번호 61/953,370에 기초하고, 상기 출원을 우선권 주장하고, 상기 출원을 인용에 의해 본원에 통합한다.
[0002] 본 발명은 국방부에 의해 수여된 W81XWH-11-2-076 하에서 정부 지원으로 만들어졌다. 정부는 본 발명의 정해진 권리를 가진다.
[0003] 본 개시는 자기 공명 이미징(MRI: magnetic resonance imaging)에 대한 시스템들 및 방법들 및, 보다 구체적으로 나선형 코일 아키텍처 및 이미징 프로세스 동안 그런 코일을 사용하는 방법에 관한 것이다.
[0004] 인체 조직(human tissue) 같은 물질이 균일한 자기장(분극 자기장(polarizing field)(B0))에 영향을 받을 때, 조직 내 여기된 핵들의 개별 자기 모멘트들은 분극 자기장에 따라 정렬하고자 하지만, 상기 모멘트들의 특성 라머(Larmor) 주파수에서 무작위로 상기 분극 필드를 중심으로 세차운동한다. 물질, 또는 조직이 x-y 평면 내에 있고 라머 주파수에 가까운 자기장(여기 필드(B1))에 영향을 받을 때, 순수 정렬된 모멘트(Mz)는 순수 횡 방향 자기 모멘트(Mt)를 생성하기 위하여 x-y 평면으로 회전되거나, "기울어질 수 있다(tip)". 여기 신호(B1)가 종료된 후, 신호가 여기된 핵들 또는 "스핀(spin)"들에 의해 방사되고, 그리고 이 신호는 이미지를 형성하기 위하여 수신 및 프로세싱될 수 있다.
[0005] 이미지들을 생성하기 위하여 이들 "MR" 신호들을 활용할 때, 자기장 기울기들(Gx, Gy, 및 Gz)이 이용된다. 통상적으로, 이미징될 구역은, 이들 기울기들이 사용되고 있는 특정 로컬리제이션(localization) 방법에 따라 가변하는 측정 사이클들의 시퀀스에 의해 스캐닝된다. 수신된 MR 신호들의 결과적인 세트는 많은 잘 알려진 재구성 기술들 중 하나를 사용하여 이미지를 재구성하도록 디지털화 및 프로세싱된다.
[0006] MRI는 각각 송신 코일 및 수신 코일(종종 라디오 주파수(RF) 코일들로서 지칭됨)을 사용하여 방사된 MR 신호들을 여기 및 검출함으로써 수행된다. 송신 코일/수신 코일은 송신 및 수신을 위하여 별개의 코일들, 송신 및/또는 수신을 위하여 다수의 코일들, 또는 송신 및 수신을 위하여 동일한 코일들을 포함할 수 있다. 송신 코일/수신 코일은 또한 MRI 시스템의 자기 성분을 송신 및 수신하기 위한 다양한 구성들을 일반적으로 지칭하기 위하여 Tx/Rx 또는 Tx/Rx 코일들로서 종종 지칭된다. 이들 용어들은 본원에서 교환 가능하게 사용된다.
[0007] 현재, 임상 환경들에서 사용되는 MRI 시스템들은 하이-필드(high-field) 들인데, 그 이유는 하이-필드 시스템들이 역사적으로 임상적으로 유용한 이미지들을 생성할 수 있는 유일한 MRI 해결책이었기 때문이다. 그러나, 하이-필드 MRI 시스템들은 크고, 비싸며 전문적인 설비들을 요구한다. 결과로서, 하이-필드 MRI 시스템들의 사이즈 및 비용은 상기 시스템들의 이용을 제한하고 상기 시스템들이 MRI로부터 이익일 수 있는 다수의 임상 상황들에서 이용 가능하지 않게 한다.
[0008] 로우-필드(low-field) MRI는 하이-필드(high-field) MRI에 대한 비교적 낮은 비용, 높은 가용성 대안을 제공한다. 그러나, 로우-필드 MRI는 비교적 약한 MR 신호들 및 낮은 신호-대-노이즈 비율을 포함하는 다수의 난제들을 제시한다. 결과로서, 송신/수신 코일들의 설계는 만족스러운 로우-필드 MRI를 수행하는데 중요한 역할을 한다. 이를 처리하기 위하여, 본 발명자들은 로우-필드 환경에 적당한 MR 신호들의 개선된 여기 및 검출을 가능하게 하기 위한 송신/수신 코일 설계들을 개발하였다.
[0009] 일부 실시예들에 따라, 나선형 기하구조를 가진 3-차원(3D) 송신/수신 코일이 제공된다. 송신/수신 코일은 예컨대, 헬멧 같은 특정 해부학적 구조로 윤곽질 수 있는 몸에 꼭 맞는 기판상에 장착될 수 있다. 그 구성은 3D 볼륨들에 걸쳐 균일한 자기장 및 높은 감도를 제공한다.
[0010] 본 발명의 하나의 양상에 따라, 자기 공명 이미징(MRI) 시스템은 제공되고, MRI 시스템에 배열된 피실험자의 적어도 관심 구역(ROI)에 관한 정적 자기장을 생성하도록 구성된 자석 시스템 및 정적 자기장에 관하여 적어도 하나의 자기 기울기 필드를 수립하도록 구성된 복수의 기울기 코일들을 포함한다. 시스템은 또한 송신/수신 코일을 포함하는 라디오 주파수(RF) 시스템을 포함한다. 송신/수신 코일은 MRI 시스템에 의해 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽을 따르도록 구성된 기판 및 기판에 커플링되고 반구형 나선형 패턴을 형성하는 적어도 하나의 코일을 포함한다.
[0011] 본 개시의 다른 양상에 따라, 코일 시스템은 MRI 시스템을 사용하여 자기 공명 이미징(MRI) 프로세스를 수행하기 위해 제공된다. 코일 시스템은 MRI 시스템에 의해 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽을 따르도록 구성된 기판 및 기판에 커플링되고 3-차원 나선형 패턴을 형성하는 적어도 하나의 코일을 포함한다.
[0012] 본 발명의 상기 및 다른 장점들은 다음 설명으로부터 명백할 것이다.
[0013] 도 1은 MRI 시스템의 블록도이다.
[0014] 도 2는 MRI 시스템의 RF 시스템의 블록도이다.
[0015] 도 3a는 본 개시에 따르고 그리고 도 1, 도 2 및 도 4에 관하여 설명된 것과 같은 시스템들에 사용하도록 구성된 송신/수신 코일의 전면 정면도이다.
[0016] 도 3b는 도 3a의 송신/수신 코일의 측면 투시도이다.
[0017] 도 3c는 도 3a 및 도 3b의 송신/수신 코일의 후면 투시도이다.
[0018] 도 4는 도 3a, 도 3b, 및 도 3c의 송신/수신 코일에 사용될 수 있는 로우-필드 MRI 시스템의 개략도이다.
[0019] 도 5a는 일부 실시예들에 따른, 송신/수신 코일의 투시도이다.
[0020] 도 5b는 도 5a에 예시된 송신/수신 코일의 평면도이다.
[0021] 도 5c는 도 5a 및 도 5b에 예시된 송신/수신 코일의 측면도이다.
[0022] 도 6은 B0 자석에 대한 양면 어레인지먼트를 개략적으로 묘사한다.
[0023] 도 7은 바디의 길이 방향 축을 도시하는 인체의 아웃라인(outline)을 예시한다.
[0024] 상기 논의된 바와 같이, 임상 MRI 스캐너들은 주로 하이-필드 시스템들이고, 대부분의 설치된 MRI 스캐너들은 1.5 또는 3 테슬러(T)에서 동작한다. MRI의 경향은 이미지 품질을 개선하고 및/또는 스캔 시간들을 감소시키기 위해 필드 강도를 심지어 추가로 증가시키는 것이다. 그러나, 하이-필드 MRI가 비교적 짧은 스캔 시간들에서 고 해상도 이미지들을 제공할 수 있지만, 하이-필드 MRI 설비를 제조하고, 이용하고 유지하는 비용은 종종 너무 비싸고, 이는 하이-필드 MRI 시스템들의 상당히 제한된 가용성을 초래하고 많은 임상 애플리케이션들에 그들의 사용을 막는다.
[0025] 로우-필드 MRI(예컨대, 0.2T 및 그 미만에서 동작하는 시스템들)는 하이-필드 MRI에 대안적인 비교적 적은 비용, 높은 가용성을 제공한다. 그러나, 로우-필드 MRI는 상당히 감소된 신호-대-노이즈 비율(SNR)을 포함하여, 이용되는 로우-필드 강도들로부터 발생하는 다수의 난제들을 제시한다. 특히, MR 신호의 SNR은 메인 자기장(B0)의 강도에 관련되고, 이는 하이-필드 MRI 및 더 높은 필드 강도들 쪽으로의 경향을 요구하는 중요한 요소이다. 로우-필드 MRI는 실질적으로 더 낮은 SNR을 초래하는 비교적 약한 MR 신호들을 생성한다. 따라서, 송신/수신 코일 설계는 여기 펄스 시퀀스들을 송신하고 가능한 한 효과적으로 방사된 MR 신호들을 검출하는데 중요한 요소이다.
[0026] 본 발명자들은, 로우-필드 MRI에서 이용되는 로우 필드 강도들이 하이-필드 환경에서 적용 가능하지 않고 및/또는 가능하지 않은 송신/수신 코일들의 설계를 가능하게 하는 것을 인식하였다. 예컨대, 여기 펄스 시퀀스들을 송신하고 방사된 MR 신호를 검출하기 위하여, 송신/수신 코일들은 B0 필드의 강도에 따른 주파수에서 공명하여야 한다. 따라서, 하이-필드 체제에서 송신/수신 코일들은 그들의 로우-필드 대응부들보다 상당히 더 높은 주파수들에서 공명하여야 한다. 공명 회로에서 도전 경로의 길이와 공명 주파수/주파수들(즉, 코일이 생성할 수 있고 자기장들을 검출할 수 있는 주파수들)의 파장 사이의 인버스 관계로 인해, 하이-필드 송신/수신 코일들의 도전 경로들은 매우 짧도록 요구받는다.
[0027] 본 발명자들은, 로우-필드 MRI에서 수반된 저주파수들이 송신/수신 코일들의 도전 경로들을 매우 길게 되도록 허용하고, 이것이 하이-필드 MRI에서 수반된 고주파수들에 의해 부과되는 도전 경로 길이에 대한 심한 제약들로 인해 하이-필드 MRI에 대해 적당하지 않은(또는 사용 가능하지 않은) 코일 설계들을 허용한다는 것을 인식하였다. 일부 실시예들에 따라, 송신/수신 코일은 관심 구역에 대응하는 3-차원 표면에 걸쳐 제공된 단일 도전 경로에 의해 형성된다. 예컨대, 로우-필드 송신/수신 헤드 코일은 헬멧(예컨대, 3D 프린팅을 사용하여 제조된 헬멧)으로서 사람에 의해 착용되도록 제조된 기판에 관해 도전체를 배선함으로써 생성될 수 있다. 비-제한적 예로서, 도전체는 1 미터보다 큰 길이를 가질 수 있다. 다른 예로서, 도전체는 5 미터보다 큰 길이를 가질 수 있다. 또 다른 예로서, 도전체는 10 미터보다 큰 길이를 가질 수 있다. 일부 실시예들에 따라, 도전체는 펄스 시퀀스들을 관심 구역(예컨대, 뇌 또는 뇌의 일부)에 제공하기에 충분한 커버리지(예컨대, 반구형 나선형)를 제공하고 및/또는 관심 구역으로부터 방사된 MR 신호들을 검출하기 위하여 헬멧의 표면에 관해 나선형 기하구조로 감겨진다.
[0028] 부가적으로, 임상적 하이-필드 MRI 시스템들은 통상적으로, 이미징되는 환자가 삽입되는 원통형 보어(bore)를 중심으로 감겨진 솔레노이드 코일을 통해 B0 필드를 생성한다. 이와 같이, B0 필드는 보어 및 보어에 삽입되는 바디의 길이 방향 축을 따라 배향된다. MRI를 수행하기 위하여, 송신/수신 코일들은 B0 필드에 수직인 B1 필드를 생성하고 이 횡 방향으로 방사된 MR 신호들을 검출하여야 한다. 이것은 하이-필드 MRI를 위해 설계된 송신/수신 코일들에 대한 기하구조에 추가 제약들을 준다.
[0029] 로우-필드 MRI는, B0 필드가 바디의 길이 방향 축에 수직으로 배향되도록 예컨대 양면 코일들(상기 코일들 사이에, 이미징되는 환자가 배치됨)을 사용하여 B0 필드가 생성되는 "개방" 시스템들의 설계를 가능하게 한다. 따라서, 송신/수신 코일들은 이 B0 필드에 횡 방향의 자기장들을 생성 및/또는 검출하도록 배열되고, 이는 종래의 하이-필드 MRI 시스템들에서 가능하지 않은 기하구조들을 허용한다. 결과로서, 양면 B0 자석들(또는 바디의 축에 횡 방향인 B0 필드를 생성하는 다른 어레인지먼트들)은 바디의 축 방향으로의 자기장들을 생성/검출하는 송신/수신 코일들의 설계를 허용하고, 이 중 일부 예들은 하기에 추가로 상세히 설명된다. 이와 같이 구성된 송신/수신 코일들은 하이-필드 MRI에 보통 사용되는 것들과 같은 바디의 축과 정렬된 자기장들을 생성하는 B0 코일들에 이용 가능하지 않다.
[0030] 본 발명자들은, 로우-필드 환경이 또한 송신/수신 코일들을 생성하기 위하여 상이한 재료들의 사용을 가능하게 하는 것을 추가로 인식하였다. 예컨대, 하이-필드 MRI에 대한 송신/수신 코일들에서 도전 경로들은 통상적으로 구리의 시트(sheet)들로 제조된다. 로우-필드 환경에서, 도전 경로들은 와이어(wire), 예컨대, 단일 연선, 다중-연선들(예컨대, 리츠선(Litz wire)들), 등을 사용하여 형성될 수 있다. 용어 "와이어"는, 구리 시트들을 밀링(milling)하거나 커팅(cutting)함으로써 형성된 도전체들과 반대로, 단면이 대칭 축을 가지도록(예컨대, 일반적으로 원형 단면, 직사각형 단면, 등 같은) 압출 특유의 단면을 가진 도전체들을 설명하기 위하여 본원에서 사용된다. 와이어는 적당한 게이지(gauge)의 단일 연선, 또는 리츠선 같은 다중-연선일 수 있다. 결과로서, 로우-필드 MRI에 대한 송신/수신 코일들은 간단하고 값싸게 생성될 수 있다. 본원에 설명된 송신/수신 코일들에 대한 도전체들이, 와이어-기반 설계들뿐 아니라, 도전 시트들로부터 코일들을 형성하는 종래의 하이-필드 기술들을 사용하는 것을 포함하여(상기 양상들이 이 점에 있어서 제한되지 않기 때문에), 임의의 적당한 방식으로 생성될 수 있다는 것이 인식되어야 한다.
[0031] 본 발명자들은 추가로, 상기 설명된 요소들(예컨대, 도전 경로 길이에 대한 상당히 완화된 제약, B0 필드의 상이한 배향 및/또는 이용 가능한 재료들에 관하여 더 큰 융통성, 등)이 매우 다양한 코일 설계들을 허용하고 이미징되는 특정 해부학적 구조에 따르는 코일들을 생성하는 것을 가능하게 한다는 것을 인식하였다. 결과로서, 송신/수신 코일은 이미징되는 해부학적 구조에 관한 3-차원 구성에 도전 경로들을 제공함으로써 형성될 수 있고, 따라서 이는 실질적으로 몸에 꼭 맞는 송신/수신 코일을 제공한다.
[0032] 하기 뒤따르는 것은 MRI에 사용하기 위한 송신/수신 코일들에 관련된 다양한 개념들, 및 상기 송신/수신 코일들을 제공하기 위한 실시예들, 방법들 및 장치의 더 상세한 설명들이다. 본원에 설명된 실시예들이 다수의 방식들 중 임의의 방식으로 구현될 수 있다는 것이 인식되어야 한다. 특정 구현들의 예들은 단지 예시 목적들을 위하여 하기에 제공된다. 본원에 설명된 기술의 양상들이 이 측면으로 제한되지 않으면, 제공된 실시예들 및 피처들/능력들이 개별적으로, 모두 함께, 또는 임의의 결합으로 사용될 수 있다는 것이 인식되어야 한다.
[0033] 특히 이제 도 1을 참조하여, 자기 공명 이미징(MRI) 시스템(100)의 예가 예시된다. MRI 시스템(100)은 통상적으로 디스플레이(104), 하나 또는 그 초과의 입력 디바이스들(106), 이를테면 키보드 및 마우스, 및 프로세서(108)를 포함할 오퍼레이터 워크스테이션(102)을 포함한다. 프로세서(108)는 상업적으로 이용 가능한 오퍼레이팅 시스템을 실행하는 상업적으로 이용 가능한 프로그램 가능 머신을 포함할 수 있다. 오퍼레이터 워크스테이션(102)은 스캔 규정(prescription)들이 MRI 시스템(100)에 입력되게 하는 오퍼레이터 인터페이스를 제공한다. 일반적으로, 오퍼레이터 워크스테이션(102)은 4개의 서버들: 펄스 시퀀스 서버(110); 데이터 획득 서버(112); 데이터 프로세싱 서버(114); 및 데이터 저장 서버(116)에 커플링될 수 있다. 오퍼레이터 워크스테이션(102) 및 각각의 서버(110, 112, 114, 및 116)는 서로 통신하도록 연결된다. 예컨대, 서버들(110, 112, 114 및 116)은 유선이든, 무선이든, 또는 둘 다의 결합이든, 임의의 적당한 네트워크 연결을 포함할 수 있는 통신 시스템(117)을 통해 연결될 수 있다. 예로서, 통신 시스템(117)은 사유 네트워크 또는 전용 네트워크뿐 아니라, 개방 네트워크들, 이를테면 인터넷 둘 다를 포함할 수 있다.
[0034] 펄스 시퀀스 서버(110)는 기울기 시스템(118) 및 라디오주파수("RF") 시스템(120)을 동작시키기 위하여 오퍼레이터 워크스테이션(102)으로부터 다운로드된 명령들에 응답하여 기능한다. 규정된 스캔을 수행하기 위해 필요한 기울기 파형들은 생성되어 기울기 시스템(118)에 적용되고, 기울기 시스템(118)은 포지션 인코딩 자기 공명 신호들을 위해 사용된 자기장 기울기들(Gx, Gy, Gz)을 생성하기 위하여 어셈블리(122) 내 기울기 코일들을 여기한다 . 기울기 코일 어셈블리(122)는 분극 자석(126) 및 전신 RF 코일(128) 및/또는 송신/수신 코일, 이를테면 헤드 코일(129)을 포함하는 자석 어셈블리(124)의 부분을 형성한다.
[0035] RF 파형들은 규정된 자기 공명 펄스 시퀀스를 수행하기 위하여, RF 시스템(120)에 의해 RF 코일(128), 또는 별개의 송신/수신 코일, 이를테면 헤드 코일(129)에 적용된다. RF 코일(128), 또는 별개의 송신/수신 코일, 이를테면 헤드 코일(129)에 의해 검출된 응답 자기 공명 신호들은 RF 시스템(120)에 의해 수신되고, 여기서 상기 응답 자기 공명 신호들은 펄스 시퀀스 서버(110)에 의해 생성된 커맨드들의 지시 하에서 증폭, 복조, 필터링, 및 디지털화된다. RF 시스템(120)은 MRI 펄스 시퀀스들에 사용된 다양한 RF 펄스들을 생성하기 위하여 RF 송신기를 포함한다. RF 송신기는 원하는 주파수, 위상, 및 펄스 진폭 파형의 RF 펄스들을 생성하기 위하여 펄스 시퀀스 서버(110)로부터 스캔 규정 및 방향에 응답한다. 생성된 RF 펄스들은 전신 RF 코일(128) 또는 하나 또는 그 초과의 송신/수신 코일들 또는 코일 어레이들, 이를테면 헤드 코일(129)에 적용될 수 있다.
[0036] RF 시스템(120)은 또한 하나 또는 그 초과의 RF 수신기 채널들을 포함한다. 각각의 RF 수신기 채널은 연결된 코일(128/129)에 의해 수신된 자기 공명 신호를 증폭하는 RF 전치증폭기, 및 수신된 자기 공명 신호의 I 및 Q 쿼드러처 성분들을 검출 및 디지털화하는 검출기를 포함한다. 그러므로, 수신된 자기 공명 신호의 크기는 임의의 샘플링된 포인트에서 (I 및 Q) 성분들의 제곱들의 합의 제곱근에 의해 결정될 수 있다.
Figure 112016098310620-pct00001
(1)
[0037] 그리고 수신된 자기 공명 신호의 위상은 또한 다음 관계식에 따라 결정될 수 있다:
Figure 112016098310620-pct00002
(2)
[0038] 펄스 시퀀스 서버(110)는 또한 선택적으로 생리 획득 제어기(130)로부터 환자 데이터를 수신한다. 예에 의해, 생리 획득 제어기(130)는 전극들로부터의 심전도계("ECG") 신호들 같은 환자에 연결된 다수의 상이한 센서들로부터의 신호들, 또는 호흡 벨로즈(bellows) 또는 다른 호흡 모니터링 디바이스로부터의 호흡 신호들을 수신할 수 있다. 그런 신호들은 통상적으로, 피실험자의 심장 박동 또는 호흡과 스캔의 수행을 동기화, 또는 "게이팅(gate)"하기 위하여 펄스 시퀀스 서버(110)에 의해 사용된다.
[0039] 펄스 시퀀스 서버(110)는 또한 환자 및 자석 시스템의 상태와 연관된 다양한 센서들로부터 신호들을 수신하는 스캔 룸(room) 인터페이스 회로(132)에 연결된다. 또한, 스캔 동안 환자 포지셔닝 시스템(134)이 환자를 원하는 포지션들로 이동하기 위한 커맨드들을 수신하는 것은 스캔 룸 인터페이스 회로(132)를 통해서이다.
[0040] RF 시스템(120)에 의해 생성된 디지털화된 자기 공명 신호 샘플들은 데이터 획득 서버(112)에 의해 수신된다. 데이터 획득 서버(112)는 실시간 자기 공명 데이터를 수신하고 버퍼 스토리지에 제공하기 위하여 오퍼레이터 워크스테이션(102)으로부터 다운로드된 명령들에 응답하여 동작하고, 따라서 어떠한 데이터다 데이터 오버런(overrun)에 의해 손실되지 않는다. 일부 스캔들에서, 데이터 획득 서버(112)는 단지 획득된 자기 공명 데이터를 데이터 프로세서 서버(114)에 전달할 뿐이다. 그러나, 스캔의 추가 수행을 제어하기 위하여 획득된 자기 공명 데이터로부터 유도된 정보를 요구하는 스캔들에서, 데이터 획득 서버(112)는 그런 정보를 생성하여 이를 펄스 시퀀스 서버(110)에 전달하도록 프로그래밍된다. 예컨대, 사전 스캔들 동안, 자기 공명 데이터는 획득되고 펄스 시퀀스 서버(110)에 의해 수행되는 펄스 시퀀스를 캘리브레이팅(calibrate)하기 위해 사용된다. 다른 예로서, 네비게이터(navigator) 신호들은 획득될 수 있고 RF 시스템(120) 또는 기울기 시스템(118)의 동작 파라미터들을 조절하거나, 또는 k-공간이 샘플링되는 뷰 순서(view order)를 제어하기 위하여 사용될 수 있다. 또 다른 예에서, 데이터 획득 서버(112)는 또한 MRA(magnetic resonance angiography) 스캔시 조영제의 도달을 검출하기 위하여 사용된 자기 공명 신호들을 프로세싱하기 위하여 이용될 수 있다. 예로써, 데이터 획득 서버(112)는 자기 공명 데이터를 획득하고 스캔을 제어하기 위하여 사용되는 정보를 생성하기 위해 상기 자기 공명 데이터를 실시간으로 프로세싱한다.
[0041] 데이터 프로세싱 서버(114)는 데이터 획득 서버(112)로부터 자기 공명 데이터를 수신하고 오퍼레이터 워크스테이션(102)으로부터 다운로드된 명령들에 따라 상기 자기 공명 데이터를 프로세싱한다. 그런 프로세싱은 예컨대, 다음 중 하나 또는 그 초과를 포함할 수 있다: 미가공 k-공간 데이터의 푸리에 변환을 수행함으로써 2-차원 또는 3-차원 이미지들을 재구성하는 것; 반복 또는 백 프로젝션(backprojection) 재구성 알고리즘 같은 다른 이미지 재구성 알고리즘을 수행하는 것; 필터들을 미가공 k-공간 데이터 또는 재구성된 이미지들에 적용하는 것; 기능적 자기 공명 이미지들을 생성하는 것; 모션 또는 흐름 이미지들을 계산하는 것 등.
[0042] 데이터 프로세싱 서버(114)에 의해 재구성된 이미지들은, 자신들이 저장되는 오퍼레이터 워크스테이션(102)으로 다시 전달된다. 실시간 이미지들은 데이터 베이스 메모리 캐시(도 1에 도시되지 않음)에 저장되고, 상기 캐시로부터 실시간 이미지들은 담당의(attending physician)들에 의해 사용을 위하여 자석 어셈블리(124) 가까이 위치된 오퍼레이터 디스플레이(112) 또는 디스플레이(136)에 출력될 수 있다. 배치(batch) 모드 이미지들 또는 선택된 실시간 이미지들은 디스크 스토리지(138) 상의 호스트 데이터베이스에 저장된다. 그런 이미지들이 재구성되어 스토리지에 전송되었을 때, 데이터 프로세싱 서버(114)는 오퍼레이터 워크스테이션(102) 상의 데이터 저장 서버(116)에 통지한다. 오퍼레이터 워크스테이션(102)은 이미지들을 보관하거나, 필름들을 생성하거나, 또는 이미지들을 네트워크를 통하여 다른 설비들에 전송하기 위하여 오퍼레이터에 의해 사용될 수 있다.
[0043] MRI 시스템(100)은 또한 하나 또는 그 초과의 네트워크화된 워크스테이션들(142)을 포함할 수 있다. 예로써, 네트워크화된 워크스테이션(142)은 디스플레이(144); 하나 또는 그 초과의 입력 디바이스들(146), 이를테면 키보드 및 마우스; 및 프로세서(148)를 포함할 수 있다. 네트워크화된 워크스테이션(142)은 오퍼레이터 워크스테이션(102)과 동일한 설비 내에, 또는 상이한 설비 내에, 이를테면 상이한 의료 기관(healthcare institution) 또는 치료소(clinic)에 위치될 수 있다.
[0044] 오퍼레이터 워크스테이션(102)과 동일한 설비 내에 있든 상이한 설비 내에 있든, 네트워크화된 워크스테이션(142)은 통신 시스템(117)을 통하여 데이터 프로세싱 서버(114) 또는 데이터 저장 서버(116)에 대한 원격 액세스를 얻을 수 있다. 따라서, 다수의 네트워크화된 워크스테이션들(142)은 데이터 프로세싱 서버(114) 및 데이터 저장 서버(116)에 액세스를 가질 수 있다. 이런 방식으로, 자기 공명 데이터, 재구성된 이미지들, 또는 다른 데이터는 데이터 프로세싱 서버(114) 또는 데이터 저장 서버(116)와 네트워크화된 워크스테이션들(142) 사이에서 교환될 수 있어서, 데이터 또는 이미지들은 네트워크화된 워크스테이션(142)에 의해 원격으로 프로세싱될 수 있다. 이 데이터는 임의의 적당한 포맷으로, 이를테면 송신 제어 프로토콜(TCP) 인터넷 프로토콜(IP), 또는 다른 공지되거나 적당한 프로토콜들로 교환될 수 있다.
[0045] 도 2를 참조하여, 도 1의 RF 시스템(120)은 추가로 설명될 것이다. RF 시스템(120)은 규정된 RF 여기 필드를 생성하는 송신 채널(202)을 포함한다. 이 RF 여기 필드의 베이스 주파수, 또는 캐리어 주파수는 펄스 시퀀스 서버(110)로부터 디지털 신호들의 세트를 수신하는 주파수 합성기(210)의 제어 하에서 생성된다. 이들 디지털 신호들은 출력(212)에서 생성된 RF 캐리어 신호의 주파수 및 위상을 표시한다. RF 캐리어는 또한 펄스 시퀀스 서버(110)로부터 수신된 신호(R(t))에 응답하여 그 진폭을 변조하는 변조기 및 업 컨버터(up converter)(214)에 적용된다 . 신호(R(t))는 생성될 RF 여기 펄스의 엔벨로프(envelope)를 정의하고 그리고 일련의 저장된 디지털 값들을 순차적으로 판독 출력함으로써 생성된다. 이들 저장된 디지털 값들은 임의의 원하는 RF 펄스 엔벨로프가 생성되게 하도록 변화될 수 있다.
[0046] 출력(216)에서 생성된 RF 여기 펄스의 크기는 펄스 시퀀스 서버(110)로부터 디지털 커맨드를 수신하는 여기자 감쇠기 회로(218)에 의해 감쇠된다. 그 다음, 감쇠된 RF 여기 펄스들은 RF 송신 코일(204)을 구동하는 전력 증폭기(220)에 적용된다.
[0047] 피실험자에 의해 생성된 MR 신호는 RF 수신기 코일(208)에 의해 픽업되고 전치증폭기(222)를 통해 수신기 감쇠기(224)의 입력에 적용된다. 수신기 감쇠기(224)는 펄스 시퀀스 서버(110)로부터 수신된 디지털 감쇠 신호에 의해 결정된 양만큼 신호를 추가로 증폭한다. 수신된 신호는 정확히 라머 주파수 또는 대략 라머 주파수이고, 그리고 이런 높은 주파수 신호는 다운 컨버터(down converter)(226)에 의해 2 단계 프로세스에서 다운 컨버팅된다. 다운 컨버터(226)는 먼저 라인(212) 상의 캐리어 신호와 MR 신호를 혼합하고 그 다음 기준 주파수 생성기(230)에 의해 생성된 라인(228) 상의 기준 신호와 결과적인 차이 신호를 혼합한다. 다운 컨버팅된 MR 신호는 아날로그 신호를 샘플링 및 디지털화하는 아날로그-투-디지털("A/D") 컨버터(232)의 입력에 적용된다. 그 다음 샘플링되고 디지털화된 신호는 수신된 신호에 대응하는 16-비트 동위상(I) 값들 및 16-비트 쿼드러처(Q) 값들을 생성하는 디지털 검출기 및 신호 프로세서(234)에 적용된다. 수신된 신호의 디지털화된 I 및 Q 값들의 결과적인 스트림은 데이터 획득 서버(112)에 출력된다 . 라인(228) 상의 기준 신호를 생성하는 것에 더하여, 기준 주파수 생성기(230)는 또한 A/D 컨버터(232)에 적용되는 라인(236) 상의 샘플링 신호를 생성한다.
[0001] 도 3a 내지 도 3c를 참조하여, 몸에 꼭 맞는 나선형(FFS: form fitting spiral) 송신/수신 코일(300)로서 예시된 송신/수신 코일 설계가 예시된다. 설명될 바와 같이, FFS 송신/수신 코일(300)은 3-차원 볼륨들에 걸쳐 균일한 자기장 및 높은 감도를 제공한다. FFS 송신/수신 코일(300)은 기판 또는 하우징(302)을 포함하고, 기판 또는 하우징(302)에 또는 그 위에 나선형 코일(304)이 커플링된다. 기판(302)은 매우 몸에 꼭 맞을 수 있다. 예컨대, 기판(302)은 예시된 예에서 머리 같은 해부학적 구조에 특정하게 윤곽지도록 3-차원(3D) 프린터를 사용하여 생성될 수 있다. 따라서, 기판(302)은 3D 프린팅에 적당한 재료로 형성될 수 있다. 마찬가지로, 코일(304)의 권선들은 아래 놓인 해부학적 구조(이 예에서, 머리)에 편안하게 맞고 그리고 최대화된 충전율(filling factor)일 수 있는 원하는 충전율을 달성하도록 맞추어질 수 있다.
[0002] 예시된 바와 같이, 코일(304)은 나선을 형성한다. 코일(304)은 피실험자의 머리의 정수리와 정렬된 중심(306)으로부터 피실험자의 머리를 둘러싸는 주변부(308)까지 스파이럴 아웃(spiral out)될 수 있다. 따라서, 코일(304)은 중심(306)으로부터 주변부(308)로 스파이럴 아웃되도록 구성될 수 있다. 코일(304)은 나선의 인접한 부분들 사이에 균일하거나 실질적으로 균일한 거리(D)를 가지도록 배열될 수 있다. 다른 구성들에서, 거리(D)는 비균일할 수 있고 나선이 중심(306)으로부터 주변부(308)로 이동할 때 가변할 수 있다. 임의의 경우에, 코일(304)은 높은 자기장 균일성을 제공하는 반구형 나선형 패턴을 형성한다. 나선형 패턴은 유리하게 많은 송신/수신 코일들에서 코일 디커플링 전략을 위한 필요를 제어하거나 제거한다. 높은 감도를 제공하지만 높은 자기장 비균일성으로부터 고통받고 송신 동작들을 위해 별개의 코일을 필요로 하는 종래의 표면 코일들과는 대조적으로, 본 개시의 상기-설명된 나선형 코일은, 간소화된 설계로 큰 시야들에 걸쳐 높은 감도를 유지하면서, 높은 균일성을 제공하도록 튜닝(tune)될 수 있다. FFS 송신/수신 코일(300)은 양쪽 송신 및 수신 동작들에 사용될 수 있다.
[0048] 상기-설명된 FFS 송신/수신 코일(300), 및 다른 해부학적 구조 또는 ROI들에 맞추어진 다른 FFS 코일들은 기울기-에코(echo) 기반, 스핀(spin) 에코 기반 시퀀스들, 및 완전히-재포커싱된 시퀀스들, 이를테면 b-SSFP(balanced-steady state free precession)를 포함하는 임의의 타입의 MRI 시퀀스에 높은 감도를 제공하기 위하여 머리, 팔, 다리, 손, 또는 임의의 사지 같은 인간 바디 부분들의 NMR 또는 MRI에 사용될 수 있다. 특히, 기판 또는 ROI의 아래 놓인 기하구조에 무관하게, 본 개시의 FFS 송신/수신 코일들은 특히 유리하게 b-SSFP 펄스 시퀀스 같은 높은 플립(flip) 각도 균일성을 활용하는 MRI 시퀀스들에 사용될 수 있다.
[0049] 이들 FFS 송신/수신 코일들은 또한 로우 필드 자기 응답 이미징(lfMRI: low field magnetic resonance imaging) 시스템에 사용될 수 있다. 예컨대, lfMRI는 그렇지 않으면 메탈 임플란트(metal implant)들, 심박 조율기(pacemaker)들 등으로 인해 종래의 MRI로부터 배제되는 피실험자들을 이미징하는데 유리할 수 있다. FFS 송신/수신 코일들은 밀집한 인구밀도 교통량을 가진 영역들에서 MRI-기반 보안 체크 유닛들에 사용될 수 있다. 예컨대, 도 4를 참조하여, 상기 설명된 기본적인 MR 시스템들 및 원리들은 유사한 컴포넌트들을 공유하지만 매우-상이한 파라미터들에서 동작하는 다른 MR 시스템들의 설계를 알리기 위하여 사용될 수 있다. 일 예에서, 로우-필드 자기 공명 이미징(lfMRI) 시스템은 상기-설명된 하드웨어 중 많은 하드웨어를 활용하지만, 상당히 감소된 하드웨어 요건들 및 더 작은 하드웨어 풋프린트(footprint)를 가진다. 예컨대, 도 4를 참조하여, 시스템이 예시되고 1.5T 또는 그 보다 큰 정적 자기장 대신, 상당히 더 작은 자기장을 활용한다. 즉, 도 4는 비-제한적 예로서, 시스템(400)에 사용되는 자기장이 10 mT 미만일 수 있다. 하나의 특정한 예로서, 시스템(400)은 6.5 mT 전자석-기반 스캐너(400)일 수 있고, 상기 스캐너(400)는 직경이 예컨대 최대 15.6 cm까지의 물체들을 이미징할 수 있다. 시스템(400)은 도 3에 관하여 상기 설명된 바와 같이 송신/수신 코일(402)을 사용할 수 있다.
[0050] 도 5a-도 5c는 일부 실시예들에 따른, 로우-필드 MRI에 사용하기 위한 송신/수신 헤드 코일에 대한 다른 설계의 몇몇 도면들을 예시한다. 송신/수신 코일(500)은 이미징될 피실험자의 머리를 수용하도록 형성된 기판(520)을 포함한다. 기판은, 도전체(510)가 원하는 기하구조에 따라 제공(예컨대, 감겨짐)되는 그루브(groove)들이 형성될 수 있다. 기판은 예컨대 CAD(computer assisted design)를 통해 생성되고 그 다음 3D 프린팅 기술들을 사용하여 생성될 수 있거나, 또는 기판은 임의의 다른 적당한 기술을 사용하여 형성될 수 있다. 기판은, 환자가 반듯이 누운 포지션에서 헬멧 내에 머리를 편안하게 두어질 수 있도록, 머리와 지지 베이스를 수용하기 위한 헬멧 부분을 포함한다.
[0051] 예시된 바와 같이, 도전체(510)는, 동작될 때, 코일이 화살표(505)에 의해 표시된 방향으로 자기장을 생성하고, 그리고 동일한 방향으로 배향된 자기장들을 검출할 수 있도록, 나선형 기하구조로 기판(520)에 관해 감겨진다. 일부 실시예들에 따라, 도전체(510)는 단일 채널 송신 및 수신 코일을 형성하는 단일의 연속적인 와이어를 포함한다. 일부 실시예들에서, 도전체(510)는 적당한 게이지(gauge)의 단인 연선(stranded wire)이다. 일부 실시예들에서, 도전체(510)는 리츠선 같은 다중-연선이다. 리츠선은 함께 번들링(bundle)되거나, 트위스팅(twist)되거나 또는 짜여진 개별적으로 절연된 와이어 도전체들의 번들이다. 본 발명자들은, 리츠선을 사용하는 것이 동일한 게이지의 단일 연선과 동일한 인덕턴스를 가지지만 로우-필드 MRI에 특유한 동작 주파수들에서 일부의 저항을 가지는 코일을 생성할 수 있다는 것을 인식하였다. 결과로서, 저항 손실들은 상당히 감소되고, 이에 의해 송신/수신 코일의 노이즈가 감소되고 SNR이 증가된다.
[0052] 상기 논의된 바와 같이, 하이-필드 MRI는, RF 코일들의 도전 경로들이 올바르게 동작하기 위해 매우 짧도록 요구받도록, 고주파수들(예컨대, 64Mhz보다 큼)에서 동작한다. 도 3에 예시된 예시적인 송신/수신 코일(300)은 대략 7 미터의 도전 경로를 가지며 도 5a-도 5c의 예시적인 송신/수신 코일(500)은 대략 14 미터의 도전 경로를 가진다. 따라서, 이들 예시적인 송신/수신 코일들에서 도전체들의 길이는 하이-필드 MRI 체제의 고주파수들에 의해 부과된 제한을 완전히 넘고(10배 또는 그 초과만큼), 그러므로 도 3 및 도 5a-도 5c에 예시된 구성들은 로우-필드 체제의 로우 필드 강도들에 의해 가능하게 이루어진다.
[0053] 부가적으로, 적어도 부분적으로 하이-필드 MRI의 도전 경로 길이 상에 주어진 제한들로 인해, 송신/수신 코일들은 하이-필드 환경에서 흔히 단일 턴 도전 루프들이다. 로우-필드 환경에서 이런 제약의 상당한 완화는 코일들이 복수의 턴들을 가지게 한다. 도 3 및 도 5a-도 5c에 예시된 바와 같이, 코일은 복수의 턴들을 가지도록 배열된다. 일부 실시예들에 따라, 송신 수신 코일을 형성하는 도전체는, 복수의 턴들(예컨대, 5, 10, 20, 30 턴들, 등)을 형성하도록 관심 구역에 관하여 3-차원 기하구조로 배열된다. 총 코일 인덕턴스 및/또는 저항에 관한 임의의 설계 제약들이 준수된다면, 사용될 수 있는 턴들의 수에 대해 어떠한 제한도 없다.
[0054] 또한 상기 논의된 바와 같이, 로우-필드 MRI 시스템들은 B0 자석을 위해 양면 구성을 사용하여 구성될 수 있다. 예컨대, 도 6은 로우-필드 MRI에 대한 B0 필드를 생성하기 위하여 사용될 수 있는 양면 코일 구성을 예시하기 위한 자석(600)을 개략적으로 묘사한다. 예시된 바와 같이, B0 자석은 동작될 때 화살표(605)에 의해 표시된 방향으로 배향되는 B0 필드를 생성하는 코일들(610a 및 610b)을 포함한다. 피실험자가 코일들(610a 및 610b) 사이에 배치될 때, B0는 피실험자의 바디의 길이 방향 축에 수직이다. 도 7은 피실험자가 서 있는 포지션 또는 반듯이 누운 포지션으로 B0 코일들 사이에 배치될 때 자석(600)의 B0 필드에 수직인 인간 바디의 길이 방향 축(750)을 예시한다.
[0055] 따라서, 도 6에 도시된 바와 같이 배향된(바디의 길이 방향 축에 수직임) B0 필드를 가지는 로우-필드 MRI 시스템들은 본원에 설명된 송신/수신 코일 기하구조들의 사용을 허용한다. 대조적으로, 하이-필드 MRI 시스템들은, B0 필드가 피실험자의 바디의 길이 방향 축 및 피실험자가 삽입되는 보어를 따라 배향되도록, 솔레노이드 B0 자석을 사용하여 주로 생성되고, 따라서 수직 방향으로 B1 여기 필드를 요구한다. 도 5a-도 5c에 도시된 바와 같이, 예시적인 송신/수신 코일들에 의해 생성된 자기장은 또한 헤드 코일의 착용자의 길이 방향 축과 정렬되고 그러므로 이들 코일들은 솔레노이드-기반 B0 자석을 위한 송신 및 수신에 비효율적이다.
[0056] 본 발명은 하나 또는 그 초과의 실시예들의 측면에서 설명되었고, 그리고 이들 명시적으로 언급된 것 외에, 많은 등가물들, 대안들, 변형들 및 수정들이 가능하고 본 발명의 범위 내에 있다는 것이 인식되어야 한다.

Claims (30)

  1. 자기 공명 이미징(MRI) 시스템으로서,
    상기 MRI 시스템에 배열된 피실험자의 적어도 관심 구역(ROI)에 관하여 정적 자기장을 생성하도록 구성된 자석 시스템;
    상기 정적 자기장에 관하여 적어도 하나의 자기 기울기(gradient) 필드를 수립하도록 구성된 복수의 기울기 코일들; 및
    상기 MRI 시스템에 의해 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽을 따르도록 구성된 기판; 및
    상기 기판에 커플링되고 그리고 반구형 나선형 패턴을 형성하는 적어도 하나의 코일
    을 포함하는 송신 및 수신 코일을 포함하는 라디오 주파수(RF) 시스템
    을 포함하고,
    상기 반구형 나선형 패턴은 상기 적어도 하나의 코일의 인접한 부분들 사이에 균일한 거리를 포함하고;
    상기 적어도 하나의 코일은 상기 피실험자의 머리의 정수리의 정점(apex)과 정렬되도록 구성된 중심 포인트로부터 시작(originate)하여 스파이럴 아웃(spiral out)하도록 구성되고; 그리고 상기 적어도 하나의 코일은 상기 피실험자의 머리의 주변부를 둘러싸도록 스파이럴 아웃하는 것에 의해 추가로 구성되는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 정적 자기장은 로우-필드(low-field) 정적 자기장인,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 정적 자기장은 10 mT 미만인,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 송신 및 수신 코일은 상기 피실험자의 주변부를 이미징하도록 사이징(size)되는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 MRI 시스템은 이미징 프로세스를 수행하기 위한 펄스 시퀀스를 수행하도록 구성되고 그리고 상기 적어도 하나의 코일은 상기 펄스 시퀀스의 수행 동안 송신 및 수신 동작들을 수행하도록 구성되는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  6. 제 5 항에 있어서,
    상기 펄스 시퀀스는 b-SSFP(balanced steady state free precession) 펄스 시퀀스를 포함하는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 피실험자의 머리의 윤곽을 따르게(contour) 헬멧이 구성되도록, 상기 기판은 상기 헬멧을 형성하고 그리고 상기 피실험자의 일부는 상기 머리인,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  8. 제 1 항에 있어서,
    상기 기판은 3-차원(3D) 프린팅에 사용되는 재료로 형성되는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  9. 제 1 항에 있어서,
    상기 반구형 나선형 패턴은 상기 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽 주위에 복수의 나선형 턴(turn)들을 포함하는,
    자기 공명 이미징(MRI) 시스템.
  10. 자기 공명 이미징(MRI) 시스템을 사용하여 MRI 프로세스를 수행하기 위한 송신 및 수신 코일 시스템으로서,
    상기 코일 시스템은:
    상기 MRI 시스템에 의해 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽을 따르도록 구성된 기판; 및
    상기 기판에 커플링되고 그리고 상기 기판에 걸쳐 연장되는 3-차원 나선형 패턴을 형성하는 적어도 하나의 송신 및 수신 코일
    을 포함하고,
    상기 3-차원 나선형 패턴은 상기 적어도 하나의 코일의 인접한 부분들 사이에 균일한 거리를 포함하고,
    상기 적어도 하나의 송신 및 수신 코일은 상기 피실험자의 머리의 정수리의 정점과 정렬되도록 구성된 중심 포인트로부터 시작하여 스파이럴 아웃하도록 구성되고, 상기 적어도 하나의 송신 및 수신 코일은 상기 피실험자의 머리의 주변부를 둘러싸게 연장되도록 스파이럴 아웃하는 것에 의해 추가로 구성되는,
    송신 및 수신 코일 시스템.
  11. 제 10 항에 있어서,
    상기 송신 및 수신 코일은 상기 피실험자의 주변부를 이미징하도록 사이징되는,
    송신 및 수신 코일 시스템.
  12. 제 10 항에 있어서,
    상기 피실험자의 머리의 윤곽을 따르게 헬멧이 구성되도록, 상기 기판은 상기 헬멧을 형성하고 그리고 상기 피실험자의 일부는 상기 머리인,
    송신 및 수신 코일 시스템.
  13. 제 10 항에 있어서,
    상기 기판은 3-차원(3D) 프린팅에 사용되는 재료로 형성되는,
    송신 및 수신 코일 시스템.
  14. 제 10 항에 있어서,
    상기 3-차원 나선형 패턴은 상기 이미징될 피실험자의 일부의 윤곽 주위에 복수의 나선형 턴들을 포함하는,
    송신 및 수신 코일 시스템.
  15. 인간 해부학적 구조(anatomy)의 일부에 대해 구성된 단일 채널 라디오-주파수 코일로서,
    상기 단일 채널 라디오-주파수 코일은: 관심 구역에 관하여 3-차원 기하구조로 배열된 도전체를 포함하고,
    상기 3-차원 기하구조는 상기 도전체의 인접한 부분들 사이에 균일한 거리를 포함하고, 그리고 상기 단일 채널 라디오-주파수 코일이 피실험자의 상기 인간 해부학적 구조의 일부의 자기 공명을 수행하는 것과 함께 송신 및 수신 코일로서 동작될 때, 상기 도전체는 상기 피실험자의 바디의 길이 방향 축에 평행한 자기장들을 생성하고 그리고 검출하도록 구성되고,
    상기 도전체는 피실험자의 머리의 정수리의 정점과 정렬되도록 구성된 중심 포인트로부터 시작하여 스파이럴 아웃하도록 구성되고, 상기 도전체는 상기 피실험자의 머리의 주변부를 둘러싸게 연장되도록 스파이럴 아웃하는 것에 의해 추가로 구성되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는 나선형 기하구조로 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  17. 제 15 항에 있어서,
    상기 단일 채널 라디오-주파수 코일은: 상기 피실험자의 머리를 수용하도록 형성된 기판을 포함하는 머리 코일로서 구성되고,
    상기 도전체는 상기 기판의 표면에 걸쳐 상기 3-차원 기하구조로 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  18. 제 17 항에 있어서,
    상기 도전체는 적어도 상기 기판의 반구형 부분 위에 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  19. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는 상기 3-차원 기하구조로 배열된 와이어(wire)에 의해 형성되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 와이어는 단일-연선(strand wire)인,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  21. 제 19 항에 있어서,
    상기 와이어는 리츠선(Litz wire)인,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  22. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는 1 미터보다 큰 길이를 갖는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  23. 제 22 항에 있어서,
    상기 도전체는 5 미터보다 큰 길이를 갖는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  24. 제 23 항에 있어서,
    상기 도전체는 10 미터보다 큰 길이를 갖는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  25. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는, 상기 도전체가 적어도 10 턴들을 형성하도록, 상기 3-차원 기하구조로 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  26. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는, 상기 도전체가 적어도 20 턴들을 형성하도록, 상기 3-차원 기하구조로 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  27. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는, 상기 도전체가 적어도 30 턴들을 형성하도록, 상기 3-차원 기하구조로 배열되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  28. 제 15 항에 있어서,
    상기 라디오-주파수 코일은 0.2T 미만의 B0 필드에 대응하는 주파수들에서 송신하고 그리고 수신하도록 구성되는,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
  29. 제 15 항에 있어서,
    상기 도전체는 상기 관심 구역 주위에 복수의 나선형 턴들을 형성하도록 상기 3-차원 기하구조로 배열되고 그리고 상기 도전체의 인접한 나선형 턴들 사이의 거리는 균일한,
    단일 채널 라디오-주파수 코일.
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