KR102633694B1 - 자기공명영상용 rf 코일 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 자기공명영상용 RF 코일에 관한 것으로, 제1엔드링(110)과; 상기 제1엔드링(110) 보다 작은 직경을 갖고, 상기 제1엔드링(110)과 동일 중심축(Z축) 상에 이격되어 배치되는 제2엔드링(120)과; 상기 제1엔드링(110)과 제2엔드링(120)을 서로 연결하는 복수 개의 레그(130)를 포함하며, 상기 레그(130) 각각은, 상기 제1엔드링(110)과 같거나 작고, 상기 제2엔드링(120) 보다는 큰 직경을 갖는 적어도 하나 이상의 가상원을 지나도록 절곡 형성된 적어도 2개 이상의 섹션으로 구성됨을 특징으로 한다.
Description
본 발명은 자기공명영상용 RF 코일에 관한 것이다.
자기 공명 영상(magnetic resonance imaging, MRI)은 균일한 주자기장(main magnetic field) 내에서 인체 내에 존재하는 핵종(수소, 인, 나트륨, 탄소 등)의 자화벡터(magnetization vector)에 대해 고주파 RF(radiofrequency) 펄스를 인가하여 특정 핵종(수소 등)을 공명시켜 수직평면으로 자화벡터가 재정렬되면서 발생되는 자기공명 신호를 수신하여 컴퓨터를 통해 재구성하여 영상화하는 기술이다.
일반적으로 자화벡터를 공명시키기 위한 펄스 송신과 발생된 자기공명 신호의 수신은 RF코일에 의해 이루어지며, 이때 RF코일은 자화벡터를 공명시키기 위한 RF 신호를 송신(RF 송신 모드)하는 코일과 자기공명 신호를 수신(RF 수신 모드)하는 코일이 각각 따로 마련될 수 있으며, 또는 하나의 RF코일에 의해 RF 송신 모드와 RF 수신 모드가 같이 수행될 수 있다.
한편, 의학과 기술의 발전으로 인하여 자기공명영상(MRI)을 사용하여 뇌영상을 얻는 것이 가능하게 되었으며, MRI 기술의 개선으로 인하여 영상 품질의 향상을 가져왔다. MRI 시스템에서 높은 신호대 잡음비(SNR)를 갖는 영상을 얻기 위한 목적으로 자기장 세기를 높이기 위한 많은 연구가 이루어지고 있으며, 이는 자기장의 세기가 클수록 강한 신호를 얻을 수 있기 때문이다.
한편, 더 강한 자석의 개발로 인하여 MRI 시스템에 사용되는 주파수를 증가시키려면 높은 강도와 균일성을 가진 자기장을 생성할 수 있는 RF 코일의 설계가 필요하다. 그러나, 더 높은 주파수에서 |B+1| 자기장 균일성은 파장이 짧아지는 것에 의해 영향을 받으며, 더 작은 MRI 시스템, 예를 들어, 새장형 코일(BC)의 균일성은 고주파수에서는 자기장 균일성이 상당히 감소한다.
새장형 코일은 그 체적 내에서 균일한 자기장을 생성하여 일반적으로 MRI 실험에서 많이 사용되고 있으며, 일반적으로 새장형 코일은 동일한 지름을 갖고 이격된 두 개의 엔드링과, 이 두 개의 엔드링(end ring)을 연결하는 복수(N) 개의 레그(leg)로 구성되며, N 개의 레그를 갖는 새장형 코일은 다른 공진 모드를 가지며, 이러한 모드에서 동작 주파수는 링 모드와 같은 다른 모드 중에서 예측될 수 있다. 또한 새장형 코일의 레그의 숫자가 증가할수록 더 균일한 |B+1| 자기장 분포를 갖는 것으로 알려져 있다. 그러나 새장형 코일은 고주파수 대역에서 자기장이 전자기적 특성(전도성과 유전율)이 다른 뇌조직과 상호작용하기 때문에 성능이 떨어지는 문제점이 있다. 자기장 균일성은 짧아진 RF 파장의 영향을 받으며, 이러한 짧은 파장은 영상 물체보다 상당히 작으며, 이는 낮은 자기장을 사용하는 경우와는 반대로 4.7T 또는 그 이상의 자기장에서 균일성의 감소를 초래한다. 다른 고려할 사항은 전기장의 균일성에 관한 것으로, 조직내 또는 국소 조직 가열과 관련된 전자파 흡수율(SAR) 측정에서 국소 전력 흡수 피크와 연결된다. 일반적으로, 균일 전기장은 낮은 SAR 값을 보이며, 새장형 코일(BC)은 역시도 동일하며 메인 자석의 주파수가 높일수록 균일성이 감소하고 생성된 전기장에 의한 SAR이 높아진다.
본 발명은 뇌 자기공명 영상에 사용되는 종래기술의 대칭 구조의 새장형 코일을 개선하여 자기장 세기와 균일성을 높일 수 있는 자기공명영상용 RF 코일을 제공하고자 하는 것이다.
이러한 목적을 달성하기 위한 본 발명에 따른 자기공명 영상용 RF 코일은, 제1엔드링과; 상기 제1엔드링 보다 작은 직경을 갖고, 상기 제1엔드링과 동일 중심축(Z축) 상에 이격되어 배치되는 제2엔드링과; 상기 제1엔드링과 제2엔드링을 서로 연결하는 복수 개의 레그를 포함하며, 상기 레그 각각은, 상기 제1엔드링과 같거나 작고, 상기 제2엔드링 보다는 큰 직경을 갖는 적어도 하나 이상의 가상원을 지나도록 절곡 형성된 적어도 2개 이상의 섹션으로 구성됨을 특징으로 한다.
바람직하게는, 상기 레그는, 상기 제1엔드링과 동일한 가상의 직경을 갖는 제1가상원까지 직선으로 연결되는 제1섹션과, 상기 제1가상원 보다 작고 상기 제2엔드링 보다는 큰 가상의 직경을 갖는 제2가상원까지 직선으로 연결되는 제2섹션과, 상기 제2가상원에서 상기 제2엔드링까지 직선으로 연결되는 제3섹션을 포함한다.
보다 바람직하게는, 상기 제3섹션은 상기 제1섹션 및 상기 제2섹션의 길이 보다는 더 길며, 더욱 바람직하게는, 상기 제1섹션은 상기 제2섹션의 길이 보다 더 길다.
본 발명에 따른 자기공명영상용 RF 코일은, 제1엔드링과, 제1엔드링 보다 작은 직경을 갖고, 제1엔드링과 동일 중심축(Z축) 상에 이격되어 배치되는 제2엔드링과, 제1엔드링과 제2엔드링을 서로 연결하는 복수 개의 레그를 포함하며, 레그 각각은 제1엔드링과 같거나 작고 제2엔드링 보다는 큰 직경을 갖는 적어도 하나 이상의 가상원을 지나도록 절곡 형성된 적어도 2개 이상의 섹션으로 구성됨으로써, 종래의 대칭 구조를 갖는 원통형상의 새장형 코일과 비교하여 우수한 자기장 세기와 균일성을 얻을 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상용 RF 코일의 사시 구성도,
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상용 RF 코일의 측면 구성도,
도 3의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 S-파라미터를 보여주는 그래프,
도 4의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 자기장 맵을 보여주는 그래프,
도 5의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 시상면(sagittal view)의 자기장을 보여주는 그래프.
도 6의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 인체모델에 대한 횡단면(axial), 시상면(sagittal) 및 관상면(coronal)에 대한 평균 SAR10g 맵을 보여주는 그래프.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상용 RF 코일의 측면 구성도,
도 3의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 S-파라미터를 보여주는 그래프,
도 4의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 자기장 맵을 보여주는 그래프,
도 5의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 시상면(sagittal view)의 자기장을 보여주는 그래프.
도 6의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 인체모델에 대한 횡단면(axial), 시상면(sagittal) 및 관상면(coronal)에 대한 평균 SAR10g 맵을 보여주는 그래프.
본 발명의 실시예에서 제시되는 특정한 구조 내지 기능적 설명들은 단지 본 발명의 개념에 따른 실시예를 설명하기 위한 목적으로 예시된 것으로, 본 발명의 개념에 따른 실시예들은 다양한 형태로 실시될 수 있다. 또한 본 명세서에 설명된 실시예들에 한정되는 것으로 해석되어서는 아니 되며, 본 발명의 사상 및 기술 범위에 포함되는 모든 변경물, 균등물 내지 대체물을 포함하는 것으로 이해되어야 한다.
본 발명은 종래의 대칭형 구조를 갖는 새장형 코일을 개선하여 높은 자기장 균일성을 갖고 인체의 상반신의 자기공명 영상에 적합한 비대칭형 구조의 RF 코일을 제공하고자 하는 것으로, 이하 구체적인 실시예를 첨부 도면을 참고하여 상세히 설명하도록 한다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상용 RF 코일의 사시 구성도이며, 도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상용 RF 코일의 측면 구성도이다.
도 1 및 도 2를 참고하면, 본 발명의 실시예에 따른 명영상용 RF 코일은, 임의 직경(d1)을 갖는 제1엔드링(110)과, 제1엔드링(110) 보다 작은 직경(d2; d2 < d1)을 갖고 제1엔드링(110)과 동일 중심축(Z축) 상에 이격되어 배치되는 제2엔드링(120)과, 제1엔드링(110)과 제2엔드링(120)을 서로 연결하는 복수 개의 레그(130)를 포함한다. 제1엔드링(110)의 직경은 600㎜이며, 제2엔드링(120)의 직경(d2)은 100㎜이다. 도시되지 않았으나, 제1엔드링(110) 및/또는 제2엔드링(120)은 공진주파수로 튜닝을 위한 캐패시터를 포함할 수 있다.
각 레그(130)는 3개의 섹션으로 구분되며, 바람직하게는, 제1엔드링(110)과 동일한 가상의 직경을 갖는 제1가상원(141)까지 직선으로 연결되는 제1섹션(131)과, 제1가상원(141) 보다 작고 제2엔드링(120) 보다는 큰 가상의 직경을 갖는 제2가상원(142)까지 직선으로 연결되는 제2섹션(132)과, 제2가상원(142)에서 상기 제2엔드링(120)까지 직선으로 연결되는 제3섹션(133)을 포함한다. 본 실시예에서 제1엔드링(110)에서 제1가상원(141)까지의 높이는 324.5㎜이며, 제1가상원(141)에서 제2가상원(142)까지의 높이는 135㎜이고, 제2가상원(142)에서 제2엔드링(120)까지의 높이는 340㎜로서, 전체 높이(H)는 800㎜이다.
본 실시예에서 레그(130)는 총 16개로 구성되어 중심축(Z축)에 대해 회전 대칭(22.5°; 360°/16)으로 배치되며, 각 레그(130)의 양단은 제1엔드링(110)과 제2엔드링(120)에 고정되되, 제1가상원(141)과 제2가성원(142)에서 절곡되어 3개의 섹션을 갖는다. 한편, 레그(130)의 숫자는 전체 RF 코일의 크게에 따라서 증감될 수 있다. 또한 본 실시예예서 각 레그(130)는 5㎜의 폭을 갖는 스트립으로 이루어지며, 제1섹션(131)의 길이는 324.5㎜이고, 제2섹션(132)의 길이는 168㎜이고, 제3섹션(133)의 길이는 372㎜이다.
이러한 본 발명의 RF 코일은 제1엔드링(110)에 연결되는 레그(130)의 하단부(제1섹션) 사이의 간격보다 제2엔드링(120)에 연결되는 레그(130)의 상단부(제3섹션) 사이의 간격이 좁으며, 따라서 제1엔드링(110)에서 제2엔드링(120)으로 갈수록 자기장 세기가 커지는 구조를 갖는다.
한편, 본 실시예에서 레그는 3개의 섹션으로 구성됨을 예시하고 있으나, 인체가 아닌 소동물을 대상으로 하는 경우와 같이 검사체의 크기에 따라서 레그는 2개로 구성될 수 있으며, 이때 앞서 예시한 가상원은 제1엔드링 보다 작고 제2엔드링 보다는 큰 직경을 갖고 제1엔드링과 제2엔드링 사이에 위치하게 되는 하나의 가상원을 포함한다.
이러한 구조를 갖는 RF 코일(100)에 대해 유한차분법(finite-difference time-domain; FDTD) 소프트웨어인 Sim4Life를 이용하여 시뮬레이션을 수행하여 자기장 맵(|B+1|)을 얻었으며, 일반 헤드 타입의 새장형 코일(직경 280㎜, 높이 280㎜)을 비교예로서 시뮬레이션을 같이 수행하였다. 인체모델(DUKE)은 팔이 표준 MRI 프로토콜과 일치하도록 신체에 가까이 있도록 기본 위치가 변경되면서 시뮬레이션의 기초 역할을 하였다. 이 인체모델은 시뮬레이션 소프트웨어에서 제공하는 100개 이상의 조직으로 구성되었으며, 각 조직의 전기적 특성들은 200 ㎒에 해당하는 값으로 세팅되었다. 본 실시예의 RF 코일은 중심 주파수가 200 ㎒이고 밴드폭 400 ㎒인 가우시안 전압 전류 신호가 인가되었다. 본 실시예의 RF 코일은 90°의 위상차를 갖는 두 개의 전압 소스가 인가되고 엔드링의 캐패시터에 의해 튜닝이 이루어졌다. 각 코일의 타입에 따라서 입력 파워는 1W로 정규화되었으며, 도 3의 (a)(b)는 각각 인체모델을 포함하는 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 S-파라미터를 보여주는 그래프이다.
각 코일의 자기장 세기가 다르고 자기장 균일성을 만족스럽게 시각화하기 위하여 축 헤드 뷰의 경우에 전체 헤드 모델의 최대 SAR 값으로 자기장을 스케일링하여 자기장 맵을 비교하였다. 자기장은 평균 자기강 세기와 상대 균일성(RU)을 계산하여 분석하였으며, 상대 균일성은 평균값(
)으로부터의 10%의 변화의 범위 내에서의 값을 백분율로 하여 계산하였다. 픽셀의 전체 숫자는 영(zero) 보다 큰 값을 갖는 픽셀들로 구성된다.
[수학식 1]
결과
RF FDTD 시뮬레이션을 수행하였으며, 본 실시예와 비교예(일반 헤드 타입의 새장형 코일)에 대한 자기장(
)을 구하였다. 자기장(
) 맵은 각 코일에 정규화된 1W의 입력 파워로 계산되었으며, 자기장 맵은 다음의 [수학식 2]와 같이 정규화하여 구하였다.
[수학식 2]
도 4의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 대한 자기장 맵을 보여주는 그래프로서, 헤드 모델(Z축)을 따라 서로 다른 x-y 평면 상의 슬라이스된 뇌 영역의 자기장(
)을 보여주고 있다.
[표 1]은 본 발명의 실시예(Yurt coil)과 비교예(BC coil) 각각에 대한 전체 헤드 모델의 평균 자기장(
)과, 상대 균일도(RU)를 보여준다. 본 발명의 실시예는 비교예와 대비하여 높은 자기장 세기를 발생시키는 것을 확인할 수 있으며, 상대 균일도(RU)에서 자기장 균일도가 우수한 것을 알 수 있으므로 본 발명은 최적화된 성능을 보여주는 것을 확인할 수 있다.
[표 1]
도 5의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 zy-평면인 시상면(sagittal view)의 자기장을 보여주는 그래프로서, 비교예에서 중심 자기장 효과가 나타나는 것을 알 수 있으며, 반면에, 본 발명의 실시예에서는 피질(cortex)에서 자기장이 커지는 것을 확인할 수 있다.
도 6의 (a)(b)는 각각 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 인체모델의 시뮬레이션에 의한 인체모델에 대한 횡단면(axial), 시상면(sagittal) 및 관상면(coronal)에 대한 SAR10g 맵을 보여주는 그래프로서, 비교예는 본 발명의 실시예와 대비하여 SAR이 큰 것을 알 수 있으며, 비교예와 본 발명의 실시예에 대한 헤드모델의 피크 SAR는 각각 0.068 W/kg, 0.02 W/kg이다.
이러한 본 발명은 중심축(Z축) 방향으로 비대칭 구조를 갖는 새장형 RF 코일로서, 제2엔드링(120)에서 레그(130)가 서로 근접하게 배치되어 제2엔드링(120) 주변에 가지장의 초점이 증가되고 자기장 초점이 중심에서 벗어나서 변경이 가능하며, 레그와 검사체 사이의 거리가 증가하더라도 강한 자기장을 유지할 수 있는 효과가 있으며, 따라서 종래의 대칭 구조를 갖는 원통형상의 새장형 코일과 비교하여 우수한 자기장 세기와 균일성을 얻을 수 있는 효과가 있다.
이상에서 설명한 본 발명은 전술한 실시예 및 첨부된 도면에 의해 한정되는 것이 아니고, 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 여러 가지 치환, 변형 및 변경이 가능함은 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백할 것이다.
110 : 제1엔드링 120 : 제2엔드링
130 : 레그 131 : 제1섹션
132 : 제2섹션 133 : 제3섹션
141 : 제1가상원 142 : 제2가상원
130 : 레그 131 : 제1섹션
132 : 제2섹션 133 : 제3섹션
141 : 제1가상원 142 : 제2가상원
Claims (4)
- 제1엔드링(110)과;
상기 제1엔드링(110) 보다 작은 직경을 갖고, 상기 제1엔드링(110)과 동일 중심축(Z축) 상에 이격되어 배치되는 제2엔드링(120)과;
상기 제1엔드링(110)과 제2엔드링(120)을 서로 연결하는 복수 개의 레그(130)를 포함하며,
상기 레그(130) 각각은, 상기 제1엔드링(110)과 동일한 가상의 직경을 갖는 제1가상원(141)까지 직선으로 연결되는 제1섹션(131)과, 상기 제1가상원(141) 보다 작고 상기 제2엔드링(120) 보다는 큰 가상의 직경을 갖는 제2가상원(142)까지 직선으로 연결되는 제2섹션(132)과, 상기 제2가상원(142)에서 상기 제2엔드링(120)까지 직선으로 연결되는 제3섹션(133)을 포함하되, 상기 제3섹션(133)은 상기 제1섹션(131) 및 상기 제2섹션(132)의 길이 보다는 더 길며, 상기 제1섹션(131)은 상기 제2섹션(132)의 길이 보다 더 긴 것을 특징으로 하는 자기공명영상용 RF 코일.
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Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020210168319A KR102633694B1 (ko) | 2021-11-30 | 2021-11-30 | 자기공명영상용 rf 코일 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020210168319A KR102633694B1 (ko) | 2021-11-30 | 2021-11-30 | 자기공명영상용 rf 코일 |
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|---|---|
| KR20230081846A KR20230081846A (ko) | 2023-06-08 |
| KR102633694B1 true KR102633694B1 (ko) | 2024-02-07 |
Family
ID=86765565
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020210168319A KR102633694B1 (ko) | 2021-11-30 | 2021-11-30 | 자기공명영상용 rf 코일 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| KR (1) | KR102633694B1 (ko) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001145608A (ja) | 1999-11-19 | 2001-05-29 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | バードケージ・コイル |
| JP2001218753A (ja) * | 1999-12-27 | 2001-08-14 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴イメージング用頭部コイル |
| US20030071622A1 (en) | 1998-11-25 | 2003-04-17 | Medrad Inc. | Coil Structure with tapered conductive members for improved homogeneity in MRI |
| US20090267606A1 (en) | 2007-04-04 | 2009-10-29 | Razvan Lazar | Birdcage-like transmitting antenna for mri |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6791328B1 (en) | 2003-06-06 | 2004-09-14 | General Electric Company | Method and apparatus for very high field magnetic resonance imaging systems |
-
2021
- 2021-11-30 KR KR1020210168319A patent/KR102633694B1/ko active IP Right Grant
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20030071622A1 (en) | 1998-11-25 | 2003-04-17 | Medrad Inc. | Coil Structure with tapered conductive members for improved homogeneity in MRI |
| JP2001145608A (ja) | 1999-11-19 | 2001-05-29 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | バードケージ・コイル |
| JP2001218753A (ja) * | 1999-12-27 | 2001-08-14 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴イメージング用頭部コイル |
| US20090267606A1 (en) | 2007-04-04 | 2009-10-29 | Razvan Lazar | Birdcage-like transmitting antenna for mri |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20230081846A (ko) | 2023-06-08 |
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