KR20130051685A - 자기 공명 영상용 무선 고주파 코일, 그 코일의 전원 제어 방법 및 그 코일을 이용한 자기 공명 영상 장치 - Google Patents

자기 공명 영상용 무선 고주파 코일, 그 코일의 전원 제어 방법 및 그 코일을 이용한 자기 공명 영상 장치 Download PDF

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Abstract

본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 장치는 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치, 상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 센서부, 및 상기 센서부의 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 제어부를 포함한다.

Description

자기 공명 영상용 무선 고주파 코일, 그 코일의 전원 제어 방법 및 그 코일을 이용한 자기 공명 영상 장치{WIRELESS RADIO FREQUENCY COIL FOR MAGNETIC RESONANCE IMAGING, POWER CONTROL METHOD FOR THE COIL AND MAGNETIC RESONANCE IMAGING MACHINE USING THE COIL}
본 발명은 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에서 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 자기 공명 영상(MRI, Magnetic Resonance Imaging)용 무선 고주파 코일, 그 코일의 전원 제어 방법 및 그 코일을 이용한 자기 공명 영상 장치에 관한 것이다.
MRI는 체내 영상을 촬영하기 위해서 자기장을 사용하는 영상 기술로서, MRI 장치는 체내의 수소 원자핵이 자기장, 고주파와 반응하는 상호작용을 이용하여 영상을 처리한다. 따라서, 일반적인 MRI 장치에는 고주파 펄스를 송수신하기 위한 고주파 코일이 이용되며, 국소 부위에 대한 촬영을 목적으로 하는 고주파 코일로서 사용자 편의성을 위해 무선 고주파 코일이 개발되고 있다.
한편, 종래에는 무선 고주파 코일의 작동을 위한 전원 전압을 공급함에 있어서 일반적인 기계식 스위치를 사용하였다. 이에 따라 무선 고주파 코일을 사용할 때마다 기계식 스위치를 조작하여 무선 고주파 코일을 턴온 또는 턴오프해야 하는 불편함이 존재하였다. 또한, 사용자가 무선 고주파 코일을 턴온 시키기 위해서 스위치를 조작하는 것을 잊어버리는 경우 무선 고주파 코일의 턴오프 상태가 유지되므로 자기 공명 영상이 촬영되지 못하는 문제점이 있었다.
본 발명의 일측면은 무선 고주파 코일이 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하여 무선 고주파 코일이 자동으로 턴온되거나 턴오프되는 MRI용 무선 고주파 코일, 그 코일의 전원 제어 방법 및 그 코일을 이용한 자기 공명 영상 장치를 제공한다.
이를 위한 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일은 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치, 상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 센서부, 및 상기 센서부의 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 제어부를 포함한다.
상기 센서부는 광 신호를 감지하는 광학 센서를 구비한다.
상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에 레이저 조사부가 조사하는 레이저를 감지한다.
상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 레이저의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 센서부는 자기장을 감지하는 자기 센서를 구비한다.
상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 주자석이 생성하는 주 자기장을 감지한다.
상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장을 감지하다.
상기 제어부는 미리 정한 시간 동안 상기 센서부가 감지하는 경사 자기장의 세기의 평균값에 따라 상기 스위치를 제어한다.
상기 제어부는 상기 경사 자기장 세기의 평균값이 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지한다.
상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 표시부를 더 포함한다.
상기 무선 고주파 코일부와 상기 전원 공급부 사이에 연결되어 상기 전원 공급부에서 공급하는 전원 전압을 일정하게 조정하여 상기 무선 고주파 코일부에 공급하는 전원 조정부를 더 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법은 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치를 포함하는 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법에 있어서, 상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 단계, 및 상기 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계를 포함한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 광 신호를 감지하는 광학 센서를 통해 레이저를 감지한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에 레이저 조사부가 조사하는 레이저를 감지한다.
상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 레이저의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 자기장을 감지하는 자기 센서를 통해 자기장을 감지한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 주자석이 생성하는 주 자기장을 감지한다.
상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장을 감지한다.
상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 미리 정한 시간 동안 상기 감지한 경사 자기장의 세기의 평균값에 따라 상기 스위치를 제어한다.
상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 경사 자기장 세기의 평균값이 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지한다.
상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어한다.
상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 단계를 더 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 의한 MRI 장치는 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치, 상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 센서부, 및 상기 센서부의 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 제어부를 포함하는 무선 고주파 코일, 상기 무선 고주파 코일이 측정 대상으로부터 수신한 고주파 신호를 기초로 자기 공명 영상을 형성하는 컴퓨터 시스템, 및 상기 컴퓨터 시스템이 형성한 자기 공명 영상 또는 MRI 장치의 동작 정보를 출력하는 출력부를 포함한다.
상기 출력부가 출력하는 MRI 장치의 동작 정보에는 상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태가 포함된다.
상술한 본 발명의 일측면에 의하면 무선 고주파 코일이 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하여 신호 감지 결과에 따라 무선 고주파 코일을 자동으로 턴온하거나 턴오프하므로, 무선 고주파 코일을 사용할 때마다 기계식 스위치를 조작해야 하는 불편함이 없어 사용자의 편의성이 향상되며, 스위치를 조작하는 것을 잊어버려 자기 공명 영상이 촬영되지 못하는 사고를 방지할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI 장치를 개략적으로 도시한 단면도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일을 개략적으로 도시한 사시도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 구조를 개략적으로 도시한 블록도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 적용 방식을 개략적으로 도시한 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 동작을 개략적으로 도시한 그래프이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법을 개략적으로 도시한 흐름도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일을 이용한 MRI 장치의 구조를 개략적으로 도시한 블록도이다.
이하에서는 첨부된 도면을 참조하여 본 발명을 상세하게 설명한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI 장치를 개략적으로 도시한 단면도이다.
도 1을 참조하면, MRI 장치는 주 자기장을 생성하기 위한 주자석(main magnet, 110), 경사 자기장을 생성하기 위한 그라디언트 코일(gradient coil, 120), 고주파 펄스를 송신하는 고주파 코일(RF coil, radio frequency coil, 130)을 포함하여 구성된다.
주자석(110)은 MRI 장치에 사용되는 강한 자기장을 생성하기 위한 것으로, 자기장을 생성하는 방법에는 세 가지 방법이 이용된다. 한 가지는 영구자석을 이용하는 방법이며, 다른 두 가지는 전자석을 이용하는 방법이다. 전자석을 이용하는 것으로는 저항성 전자석과 초전도 전자석을 이용하는 방법으로 나뉘는데, 일반적으로 사용되어지는 것은 초전도 전자석을 이용하는 방법이다. 실제 임상에서 이용되는 자기 공명 영상 장치의 자기장의 세기는 0.06 T(Tesla) 내지 2.0 T 정도이며, 이 때 자기장은 고균일성을 유지해야 한다.
MRI 장치에 이용되는 영구자석은 자기장의 세기가 0.3 T 정도로서 그 자기장의 세기가 제한적이다. 반면, 영구자석은 자기장의 세기를 유지하는데 전원이 필요하지 않으며, 전력의 소모가 없으므로 열이 발생하지 않고, 냉각 시스템이 필요하지 않다. 저항성 전자석의 경우 강한 전류를 통과시키는 코일 또는 코일의 집합체를 이용하는 방법으로 전력 소모가 크다. 균일한 자기장을 얻기 위해서는 여러 개의 상자성 코일을 기하학적으로 적절하게 배치하여야 하며, 많은 열이 발생하므로 수냉식 냉각 시스템이 필요하다. 일반적으로 쓰이는 저항성 전자석의 자기장의 세기는 0.15 T 내지 0.25 T 정도이다. 초전도 전자석은 전류에 대한 저항이 없는 초전도 물질을 이용하여 만들어지며, MRI 장치에서 이용되는 초전도 전자석의 자기장의 세기는 2.0 T 가 일반적이다.
한편, MRI 장치는 보정 코일(shimming coil)을 더 포함하여 구성될 수 있으며, 보정 코일은 주 자기장의 비균일성을 보상하고 균일한 자기장을 생성시키기 위하여 부가적으로 구비된다. 즉, 어떤 종류의 자석이라도 100 % 의 균일한 자기장 세기를 갖는 자석은 없으므로, 보정 코일을 이용하여 자기장의 비균일성을 보상한다. 이에 따라 보정 코일은 주자석(110)의 내부 또는 외부에 위치하여 주자기장의 비균일성을 보상하기 위한 약한 자기장을 생성한다.
그라디언트 코일(120)은 자기 공명 신호의 공간 정보를 위한 X, Y, Z 방향의 경사 자기장을 생성한다. 즉, 그라디언트 코일(120)은 공간적인 위치에 따라 자기 공명 신호의 주파수를 다르게 하여 공간 정보를 획득한다. 여기서, 그라디언트 코일(120)은 주 자기장에 대한 3차원 임의의 방향으로 거리에 비례하여 선형적으로 변하는 경사 자기장을 생성하고 주 자기장에 더해준다. 이에 따라 자기 공명 신호의 주파수는 자기장의 세기에 비례하여 선형적으로 증가 또는 감소하게 된다. 따라서, 경사 자기장의 기울기와 자기 공명 신호의 주파수를 안다면 거리에 비례하는 성질을 통해 자기 공명 신호의 공간 정보를 알 수 있다.
원자핵의 공명 현상을 유도해 내는데 필요한 고주파 펄스는 주파수 합성기에 의해 발생되어 고주파 코일(130)에 의해 송신된다. 고주파 펄스는 원자핵을 여기시키는 공명 주파수(larmor frequency)를 선택하기 위해서 파장 조절이 되고, 파장 조절이 된 고주파 펄스의 에너지는 원자핵에 흡수된다. 이 때 고주파 펄스의 송신이 차단되면 여기된 원자핵은 고주파 코일(130)에 있는 전류를 유도시키면서 약한 고주파 신호, 즉 자기 공명 신호를 발생시키게 된다.
MRI 장치의 고주파 코일(130)에는 크게 두 가지가 있다. 먼저, 전체 볼륨 코일(whole volume coil)은 측정 대상의 큰 샘플 조직(sample tissue)에서 여기되는 자기 공명 신호를 수신하는 것이고, 표면 코일(surface coil)은 측정 대상의 작은 샘플 조직에서 발생하는 자기 공명 신호를 수신하지만 상당히 높은 신호대잡음비(SNR, Signal to Noise Ratio)를 갖는다. 즉, 표면 코일은 일종의 수신 안테나로써 측정 대상의 아주 작은 단면을 자기 공명 영상화하는데 이용되며, 다른 코일에 비해 뛰어난 신호 감도를 가진다.
한편, 위와 같이 주자석(110), 그라디언트 코일(120), 고주파 코일(130)을 포함하여 구성되는 MRI 장치는 외부의 전자파를 차단하기 위한 차폐실(150) 내에 설치되며, 측정 대상 환자가 지지대(140) 위에 누운 채로 고주파 코일(130)이 송신하는 고주파 에너지에 따라 자기 공명 영상의 촬영이 이루어진다.
자기 공명 영상의 원리는 다음과 같다. 양성자와 중성자를 갖는 원자핵은 스핀(spin)과 자기 모멘트(magnetic moment)를 가지고 있어 각각 한 개의 미세 자석과 같다. 특히, 자기 공명 영상에는 수소 원자가 많이 쓰이는데, 그 이유는 높은 감도를 가지고 있으며 주위에서 쉽게 구할 수 있다는 것 때문이다. 한편, 원자핵으로부터 얻는 신호의 감도는 회전자기비(gyromagnetic ratio)에 비례하며, 회전자기비는 원자핵의 모양과 크기에 의존한다.
이와 같이 회전 운동을 하는 원자핵의 회전축은 자기장이 없는 상태에서 무작위로 배열되어 있으나, 외부에서 자기장이 가해지면 자기장의 방향에 따라 정렬하여 자기장의 축 주위를 회전하는 세차 운동을 하게 되며, 그 회전 주파수는 원자핵의 종류에 따라 다르고 외부 자기장의 세기에 비례하게 된다. 동일하게 측정 대상을 강한 자기장 속에 위치시키면 외부 자기장과 동일한 방향으로 세차 운동하는 원자핵의 수가 외부 자기장과 반대 방향으로 세차 운동하는 원자핵의 수보다 약간 더 많아서, 그 평균 자화(net magnetization)는 외부 자기장 방향으로 형성되며 이를 종축 자기화(longitudinal magnetization)라고 한다.
외부 자기장 하에서 자화된 원자핵에 일정한 주파수의 고주파 펄스를 송신하면, 일부 낮은 에너지 상태의 원자핵이 고주파 펄스의 에너지를 흡수하여 높은 에너지 상태로 여기되는데, 이를 공명 현상(resonance phenomenon)이라고 한다. 이 때에 사용되는 고주파 펄스의 주파수는 공명시키고자 하는 원자핵의 세차 운동의 회전 주파수에 일치하는 것으로써 이를 공명 주파수(larmor frequency)라고 한다. 원자핵은 각각의 공명 주파수를 가지며, 이는 외부 자기장의 세기에 따라 변하게 되는데, 수소 원자핵의 공명 주파수는 0.15 T에서 약 6.4 Mhz이며, 20 T에서 약 85.2 Mhz이다.
평형 상태의 원자핵에 고주파 펄스를 송신하여 여기시키면, 원자핵은 자기 공명 신호를 생성하며 평형 상태로 되돌아가게 되는데, 이 때 자기 공명 신호는 Z축에 수직인 XY평면 상에 있어야만 측정이 가능하다. 즉, 원자핵에 90°의 고주파 펄스를 송신하면 일부 낮은 에너지 상태의 원자핵이 높은 에너지 상태로 여기되면서 평균 자화가 자기장 방향의 90 도인 XY평면 상의 수평 방향으로 형성된다. 이때 고주파 펄스의 송신을 차단하게 되면 높은 에너지의 원자핵은 흡수했던 고주파 에너지를 방출하면서 원래의 평형 상태로 돌아가게 되는데 이것을 이완(relaxation)이라고 한다. 자기 공명 영상 장치는 이와 같이 원자핵이 이완되는 속도가 다른 것을 이용하여 자기 공명 영상을 획득한다.
구체적으로, 90°고주파 펄스를 송신한 직후에는 원자핵의 평균 자화가 XY평면상에서 360°회전하여 형성되는데, 이 때 원자핵은 회전 속도와 회전 위상이 모두 같으며, 이것을 동위상(in-phase) 상태라고 한다. 또한, 이와 같은 때에 방출되는 자기 공명 신호가 가장 크다. 그러나 시간이 지남에 따라 동위상 상태의 원자핵은 자기장의 균일성과 원자핵들간 상호작용의 영향을 받아 어떤 원자핵은 빠른 속도로, 어떤 원자핵은 느린 속도로 회전하게 되어 점차 탈위상(dephase) 상태가 된다.
원자핵이 탈위상 될수록 방출되는 자기 공명 신호는 급격히 감소하게 되는데, 이와 같은 과정을 T2 라 한다. 여기서, T2 이완 시간은 XY 평면의 평균 자화가 탈위상에 의해 처음의 37 % 까지 감소하는데 걸리는 시간으로 정의된다. 한편, T2 는 외부 자기장의 세기에 크게 영향을 받지 않는다.
고주파 펄스를 차단한 직후에 XY 평면에서 동위상 상태에 있던 원자핵이 탈위상 되는 과정을 거친 후, 원자핵은 자기장 방향으로 다시 재배열하게 되는데, 이 때 원자핵의 주위 물질(lattice)에 에너지를 주어 평형 상태에 도달하게 된다. 이와 같은 과정을 T1 이라 하고, 시간이 경과함에 따라 원자핵이 Z 방향으로 재자화되면서, Z 방향의 평균 자화가 처음의 63 % 로 형성될 때까지 걸리는 시간을 T1 이완 시간이라고 정의한다. 한편, 외부 자기장의 세기가 커지면 T1 이완 시간도 길어진다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일을 개략적으로 도시한 사시도이다.
도 2를 참조하면, MRI 장치 본체와 유선으로 연결되지 않고, 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일로서, 이와 같은 무선 고주파 코일은 측정 대상의 환부에 따라, 즉 머리, 척추, 복부, 수족 등에 따라 크고 작은 코일들로 세분화된다.
일반적인 고주파 코일은 MRI 장치 본체와 유선으로 연결되어, 고주파 신호를 송신하기 위한 구동 신호, 측정 대상으로부터 수신한 자기 공명 신호, 또는 고주파 코일의 동작의 제어를 위한 명령 또는 정보를 유선으로 송수신하지만, 무선 고주파 코일은 이와 같은 신호, 명령 또는 정보의 송수신이 무선 통신을 통해서 MRI 장치 본체와 이루어진다. 한편, 도 2는 고주파 신호의 송수신을 위한 물리적인 고주파 코일만을 개략적으로 도시하고 있으나, 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일은 도 2에 도시된 고주파 코일 외에 전원 공급부, 스위치, 센서부, 및 제어부를 포함하여 구성되며, MRI용 무선 고주파 코일의 구조에 대한 구체적인 내용은 도 3에서 상세하게 설명한다.
도 2에 도시된 고주파 코일은 고주파 신호를 송수신할 수 있는 새장(bird cage)형 고주파 코일에 해당한다. 새장형 고주파 코일은 두 개의 환형 전도체(210, 220)와 복수의 창살형 전도체(230)를 포함하여 구성된다. 환형 전도체(210, 220)에는 복수의 창살형 전도체(230)와 접하는 부분의 사이마다 커패시턴스(211, 221)와 인덕턴스(212, 222)가 마련된다. 즉, 환형 전도체(210, 220)의 각 부분에는 하나의 커패시턴스(211, 221)와 하나의 인덕턴스(212, 222)가 직렬로 연결되고, 환형 전도체(210, 220)는 고주파 코일이 형성하는 원통형 공간의 환형 표면을 구성한다. 한편, 창살형 전도체(230)에는 인덕턴스(231)가 마련되며, 창살형 전도체(230)는 고주파 코일이 형성하는 원통형 공간의 측면의 표면을 구성한다.
한편, 도 2에서는 원통형으로 된 고주파 코일을 도시하고 있으나, 이에 한정되는 것은 아니며, 코일의 형태는 자기 공명 신호의 수집을 극대화하기 위해서 측정하고자 하는 부위에 가장 적합한 모양의 형태를 가질 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 구조를 개략적으로 도시한 블록도이다.
도 3을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일은 고주파 신호를 송신, 수신, 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부(360), 무선 고주파 코일부(360)의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부(340), 전원 공급부(340)와 무선 고주파 코일부(360)에 연결되는 스위치(350), 무선 고주파 코일부(360)가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 감지하는 센서부(310), 고주파 코일의 전반적인 동작을 제어하는 제어부(320), 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 표시부(330)를 포함하여 구성된다.
무선 고주파 코일부(360)는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 위치하는 측정 대상의 원자핵으로부터 방출되는 자기 공명 신호를 수신한다. 여기서, 무선 고주파 코일부(360)란 고주파 코일이 MRI 장치 본체와 유선으로 연결되지 않고, 고주파 코일이 수신한 자기 공명 신호는 MRI 장치 본체의 수신부에 무선으로 전송되는 고주파 코일을 말한다.
또한, 무선 고주파 코일부(360)는 MRI 장치 본체의 내부, 즉 갠트리(gantry)의 내부에 고정적으로 설치되어 측정 대상의 전신에 고주파 펄스를 송신하는 전신 코일과 달리, 측정 대상의 국소 부위에 대한 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 국소 코일에 해당한다.
한편, 무선 고주파 코일부(360)의 구조 및 형태는 상술한 바와 같이 자기 공명 신호의 수집을 극대화하기 위해 다양한 구성 및 형태가 존재할 수 있다.
전원 공급부(340)는 스위치(350)를 통해 무선 고주파 코일부(360)에 연결되어 무선 고주파 코일부(360)의 작동에 필요한 전원 전압을 공급한다. 즉, 전원 공급부(340)는 무선 고주파 코일부(360)에 직접 연결되지 않고 스위치(350)를 통해 연결되므로, 스위치(350)의 개방 또는 폐쇄 상태에 따라 무선 고주파 코일부(360)의 작동에 필요한 전원 전압이 무선 고주파 코일부(360)에 공급되거나 차단될 수 있다.
여기서, 전원 공급부(340)는 적어도 하나 이상의 배터리를 포함하여 구성될 수 있으며, 전원 공급부(340)가 공급하는 전원 전압은 무선 고주파 코일부(360)의 전원 공급 단자를 통해 무선 고주파 코일부(360)에 공급된다. 달리 말하면, 전원 공급부(340)는 자기 공명 영상 장치 본체와 전기적으로 차단되어, 무선 고주파 코일부(360)의 작동을 위한 독자적인 전원 전압을 공급한다.
센서부(310)는 무선 고주파 코일부(360)가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하고, 신호 감지 결과를 제어부(320)로 전송한다. 일 예로 센서부(310)는 무선 고주파 코일부(360)가 위치하는 공간에서 방출되는 광 신호를 감지하고, 광 신호가 감지되면 광 신호 감지 결과를 제어부(320)로 전송할 수 있다. 예를 들어, 센서부(310)가 감지하는 광 신호는 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에 레이저 조사부가 조사하는 레이저일 수 있다. 여기서, 레이저를 조사하는 레이저 조사부는 갠트리 내의 주 자석과 측정 대상의 위치 관계를 조정하기 위해서, 갠트리 내부 공간의 일측에 설치되어 측정 대상을 향해 적어도 하나 이상의 레이저 빔을 조사할 수 있다.
이를 위해 센서부(310)는 광 신호를 감지하는 광학 센서를 구비할 수 있다. 여기서, 센서부(310)는 자외선, 적외선, 가시광선, X선 등의 방사선 등을 감지할 수 있는 광학 센서를 구비한다. 즉, 광학 센서가 감지할 수 있는 광 신호는 레이저 신호로 한정되는 것이 아니다. 광학 센서는 광 신호를 감지하는 방식에 따라 광전자 방출형 센서, 광도전형 센서, 접합형 센서 등으로 다양하게 구비될 수 있다. 또한, 광학 센서를 통한 광 신호의 감지를 위해 특정한 파장의 광 신호를 감지하는 복수의 광학 센서를 이용할 수 있다.
다른 일 예로 센서부(310)는 무선 고주파 코일부(360)가 위치하는 공간에서 생성되는 자기장을 감지하고, 자기장이 감지되면 자기장 감지 결과를 제어부(320)로 전송할 수 있다. 센서부가(310) 감지하는 자기장은 갠트리 내부의 주자석이 생성하는 주 자기장, 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장, 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 여기서, 고주파 코일이 원자핵의 여기를 위해 송신하는 고주파 펄스는 전자기파로서 자기장 성분을 포함하고 있으며, 센서부(310)는 이와 같이 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지하여 자기장 감지 결과를 제어부(320)로 전송할 수 있다.
이를 위해 센서부(310)는 자기장을 감지하는 홀(hall) 센서, 플럭스 게이트(flux gate) 센서, 자기 저항(magneto resistive) 센서 등의 자기 센서를 구비할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니고 특정한 세기의 자기장을 감지할 수 있는 센서를 구비함으로써 무선 고주파 코일부(360)의 주변에 생성되는 자기장을 감지할 수 있다. 즉, 다음과 같이 자기장을 감지할 수 있는 다양한 센서를 이용할 수 있으며, 감지하고자 하는 자기장의 세기에 따라 적어도 하나 이상의 센서 종류를 이용하여 특정한 세기의 자기장을 감지할 수 있다.
예를 들어, 홀 센서를 이용하는 경우 홀 효과를 이용하여 자기장을 측정하게 된다. 여기서, 홀 효과란 자기장 속의 도체에서 자기장의 직각 방향으로 전류가 흐르면 자기장과 전류에 직각 방향으로 전기장이 나타나는 현상을 말한다. 한편, 홀 효과를 이용하여 측정할 수 있는 일반적인 자기장의 세기는 0.01 mT 내지 30 T 정도 이며, 분해능은 0.1 uT 정도이다.
플럭스 게이트 센서는 코어(core)를 교류 자화시킨 후 자기장을 가하면 코어의 자기이력곡선이 비대칭되는 현상을 이용하여 외부 자기장을 측정하는 방식이다. 플럭스 게이트 센서를 이용하여 자기장을 측정하는 경우 1 mT 이하 범위의 자기장을 측정할 수 있으며, 분해능은 0.1 nT 정도이다.
자기 저항 센서는 자속의 시간 변화율에 따라 코일에 유기되는 기전력을 이용하여 측정하는 것으로서, 탐지 코일과 적분기인 자속계를 이용하여 자기장을 측정하는 방법이다. 자기 저항 센서를 통해 측정할 수 있는 일반적인 자기장의 범위는 0.01 T 내지 15 T이며, 분해능은 10 nT이다.
또한, 센서부(310)는 무선 고주파 코일부(360)가 위치하는 공간에서 방출되는 여러 가지 신호를 감지할 수 있으므로, 여기서 센서부(310)는 갠트리의 내부 공간이 갠트리의 외부 공간과 차별화되는 온도, 빛, 소리, 압력, 거리, 습도 등의 물리 화학량을 감지할 수 있는 다양한 센서로 구성될 수 있다.
한편, 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일은 무선 고주파 코일부(360)와 전원 공급부(340) 사이에 연결되는 전원 조정부(미도시)를 더 포함하여 구성될 수 있다. 전원 조정부는 전원 공급부(340)에서 공급하는 전원 전압을 일정하게 조정하여 무선 고주파 코일부(360)에 공급한다.
제어부(320)는 무선 고주파 코일의 전반적인 동작을 제어한다. 제어부(320)는 센서부(310)가 감지하는 신호 감지 결과에 따라 스위치(350)를 제어하여 무선 고주파 코일부(360)의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단한다.
예를 들어, 제어부(320)는 센서부(310)가 감지하는 광 신호, 구체적으로는 레이저의 세기에 따라 스위치(350)를 제어할 수 있다. 이 경우 제어부(320)는 레이저의 세기가 미리 정한 임계값 이상인 경우 스위치(350)를 닫고, 미리 정한 임계값보다 작은 경우 스위치(350)를 열도록 제어할 수 있다.
또한, 제어부(320)는 센서부(310)가 감지하는 주 자기장의 세기, 경사 자기장의 세기, 또는 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기에 따라 스위치(350)를 제어할 수 있다. 즉, 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하고, 미리 정한 임계값 이상인 경우 스위치(350)를 닫아 무선 고주파 코일부(360)에 전원 전압을 공급할 수 있다. 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값보다 작은 경우에는 스위치(350)를 열어 무선 고주파 코일부(360)에 공급되는 전원 전압을 차단할 수 있다.
한편, 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장은 공간에 따라 자기장의 세기가 변화하므로, 미리 정한 일정 시간 동안 센서부(310)를 통해 경사 자기장의 세기를 감지하고, 제어부(320)는 센서부(310)가 감지한 경사 자기장의 세기의 평균값을 산출할 수 있다. 경사 자기장의 세기의 평균값에 따라 스위치(350)를 제어하는 방식은 주 자기장의 세기에 따라 스위치(350)를 제어하는 방식과 동일하다.
상술한 바와 같이 센서부(310)는 갠트리 내부의 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지할 수 있으며, 제어부(320)는 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 스위치(350)를 제어할 수 있다. 여기서, 고주파 펄스는 무선 고주파 코일부(360)가 송신하는 것이 아니며, 갠트리 내부의 고주파 코일이 측정 대상의 전신 스캔을 위해 갠트리의 내부 공간에 송신하는 고주파 펄스를 의미한다.
또한, 제어부(320)는 센서부(310)가 감지하는 주 자기장, 경사 자기장, 고주파 펄스의 자기장 성분을 구별할 수 있다. 즉, 주 자기장, 경사 자기장, 고주파 펄스의 자기장 성분의 자기장의 세기는 각각 상이하며, 센서부(310)가 구비하는 홀 센서, 플럭스 게이트 센서, 자기 저항 센서 등이 감지하는 자기장의 범위와 분해능은 각각 상이하다. 예를 들어, 제어부(320)는 주 자기장이 감지되는 경우에도 경사 자기장이 감지되지 않는 경우에는 스위치(350)를 열어 무선 고주파 코일부(360)에 공급되는 전원 전압을 차단하거나, 자기 공명 영상 촬영이 시작됨에 따라 고주파 펄스의 자기장 성분이 감지되는 경우에만 스위치(350)를 닫아 무선 고주파 코일부(360)에 전원 전압을 공급할 수 있다. 또는, 제어부(320)는 주 자기장, 경사 자기장, 고주파 펄스의 자기장 성분이 모두 감지되는 경우에만 무선 고주파 코일부(360)에 전원 전압이 공급되도록 스위치(350)를 제어할 수 있다.
표시부(330)는 무선 고주파 코일부(360)에 대한 전원 전압의 공급 상태를 표시한다. 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 방법은 예를 들어, 램프를 점등하는 시각적인 방법 또는 알림음을 출력하는 청각적인 방법으로 할 수 있다.
센서부(310), 제어부(320), 표시부(330)의 작동에 필요한 전원 전압에 대해서는 구체적으로 도시되어 있지 않으나, 상술한 전원 공급부(340)로부터 공급되거나, 별도의 부가적인 전원 공급 장치로부터 공급될 수 있다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 적용 방식을 개략적으로 도시한 도면이다.
도 4를 참조하면, MRI 장치 주변에는 MRI 장치에서 사용되는 신호가 누설되며, 일예로 MRI 장치 주변에 생성되는 자기장일 수 있다. 여기서, 자기장(430)은 자기 공명 영상 장치의 갠트리(450) 내부에 설치되는 주자석, 그라디언트 코일, 또는 고주파 코일 중 적어도 하나에 의해 생성될 수 있다.
한편, 자기 공명 영상 찰영 전의 경우 무선 고주파 코일(410)은 차폐실 내부 수납장에 비치될 수 있다. 여기서, 무선 고주파 코일(410)은 측정대상에 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하기 위한 고주파 코일로서, 무선 고주파 코일(410)을 사용하지 않는 경우 무선 고주파 코일(410)은 차폐실 내부 수납장에 비치되어 있으며, 수납장에 비치된 무선 고주파 코일(410)은 자기 공명 영상 장치의 중심으로부터 일정한 거리 이상으로 위치할 수 있다. 이 경우 센서부는 MRI 장치로부터 누설되는 자기장을 감지하지만, 센서부가 감지하는 자기장의 세기는 미리 정한 임계값보다 작아 고주파 코일부에 전원 전압이 공급되지 않는다. 이에 따라 무선 고주파 코일(410)은 턴온되지 않고, 턴오프 상태를 유지하게 된다.
한편, 자기 공명 영상을 촬영함에 따라 지지대(440)에 누워 있는 측정 대상 환자에게 무선 고주파 코일(420)을 씌우는 경우 무선 고주파 코일부에 자동으로 전원 전압이 공급되면서, 무선 고주파 코일(420)은 턴온 상태가 된다. 즉, 갠트리(450) 내부에서 감지되는 자기장의 세기는 수납장 위치에서 감지되는 누설 자기장의 세기와 비교했을 때 현저한 차이를 갖게 되며, 제어부는 이와 같은 차이에 따라 임계값을 미리 정하게 된다. 이에 의하면, 갠트리(450) 내부에서 감지되는 자기장의 세기는 임계값 이상이 되므로 제어부는 스위치를 제어하여 무선 고주파 코일부의 작동을 위한 전원 전압을 공급하게 된다.
그리고, 자기 공명 영상의 촬영 중에는 무선 고주파 코일(420)이 갠트리(450) 내부에 위치하게 되므로, 센서부는 계속적으로 자기장을 감지하고, 제어부는 임계값 이상의 자기장의 세기에 따라 무선 고주파 코일(420)의 턴온 상태를 유지하게 된다.
자기 공명 영상의 촬영이 종료된 후 무선 고주파 코일(410)을 측정 대상 환자로부터 제거하여 수납장에 비치하는 경우 센서부가 감지하는 자기장의 세기가 임계값 이하가 되므로 제어부는 무선 고주파 코일(410)이 턴오프 되도록 무선 고주파 코일부에 공급되는 전원 전압을 차단한다.
한편, 도 4는 무선 고주파 코일(420)이 갠트리(450) 내부에 위치하는 경우에 대한 고주파 코일의 적용 방식을 도시하고 있으나, 이에 한정되는 것은 아니고 미리 정한 자기장 세기의 임계값에 따라 갠트리(450)의 외부, 측정 대상 환자의 지지대(440), 또는 MRI 장치의 중심으로부터 일정한 세기의 자기장 영역에 대해서 적용될 수 있다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 동작을 개략적으로 도시한 그래프이다.
도 5를 참조하여, 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 동작을 설명하면 다음과 같다. 그래프 상에서 도시된 곡선(m)은 센서부가 감지하는 신호의 세기를 나타낸다. 여기서, 센서부가 감지하는 신호는 상술한 바와 같이 MRI 장치 주변에 생성되는 자기장일 수 있으며, 곡선(m)은 자기장의 세기를 나타낼 수 있다. 또는 곡선(m)은 센서부가 감지하는 광 신호로서, 레이저의 세기를 나타낼 수 있다. 이하에서 곡선(m)은 무선 고주파 코일부의 주변에서 측정되는 자기장의 자속밀도를 나타내는 것으로 가정하고, MRI용 무선 고주파 코일의 동작을 설명한다. 자속밀도 곡선의 하부에 도시된 파형(c)은 무선 고주파 코일의 턴온 또는 턴오프 상태를 나타낸다.
t1 의 시간 전까지는 센서부가 감지하는 자기장의 세기가 임계값보다 작으므로, 제어부는 스위치를 제어하여 무선 고주파 코일이 턴오프 상태가 되도록 한다.
t1 내지 t2 의 시간, t3 내지 t4 의 시간에서는 센서부가 감지하는 자기장의 세기가 임계값 이상이므로, 제어부의 제어에 따라 무선 고주파 코일부에 전원 전압이 공급되고 무선 고주파 코일이 턴온 상태가 된다.
그 이외의 시간, 즉 t2 내지 t3 의 시간, t3 의 시간 후에는 마찬가지로 센서부가 감지하는 자기장의 세기가 임계값보다 작아 무선 고주파 코일은 턴오프 상태가 된다.
여기서, 무선 고주파 코일이 턴온 또는 턴오프 상태가 된다는 것은 무선 고주파 코일부에 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하기 위한 전원 전압이 공급되는 상태를 나타내는 것으로, 상술한 바와 같이 무선 고주파 코일의 센서부, 제어부의 동작을 위한 전원 전압은 공급되고 있는 상태이다.
한편, 도 5의 그패프 상에서 도시된 곡선(m)은 센서부가 감지하는 자기장의 세기를 나타내지만, 상술한 바와 같이 그라디언트 코일에 의해 생성되는 경사 자기장의 세기는 미리 정한 일정 시간에 대한 평균값에 따라 스위치를 제어할 수 있으므로, 도 5에 도시된 바와 같이 감지되는 자기장의 세기가 임계값 이상 또는 임계값보다 작은 시점과 무선 고주파 코일이 턴온 또는 턴오프 되는 시점이 일치하지 않을 수 있다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법을 개략적으로 도시한 흐름도이다.
도 6을 참조하면, 먼저 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지한다(S610). 예를 들어, 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에 생성되는 자기장을 감지하는데, 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에 생성되는 자기장은 MRI 장치의 갠트리 내부의 주자석이 생성하는 주 자기장, 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장, 또는 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스일 수 있다.
무선 고주파 코일부의 주변에 생성된 자기장을 감지하는 데에는 홀 센서, 플럭스 게이트 센서, 자기 저항 센서 등을 이용할 수 있다. 또한, 홀 센서, 플럭스 게이트 센서, 자기 저항 센서 등이 측정하는 자기장의 범위와 분해능은 각각 차이가 있으므로, 목적하는 자기장에 따라 다양한 자기 센서를 이용할 수 있다.
그리고, 신호 감지 결과에 따라 무선 고주파 코일부에 연결된 스위치를 제어한다(S620). 스위치를 제어함에 따라 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단할 수 있다. 예를 들어, 감지한 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인 경우에만 스위치를 닫아 무선 고주파 코일부에 전원 전압을 공급할 수 있다. 또한, 시공간에 따라 변화하는 자기장의 경우에는 미리 정한 일정 시간 동안 자기장의 세기를 감지하고, 이에 대한 평균값을 산출하여 평균값과 임계값을 비교하는 방법으로 스위치를 제어할 수 있다. 또한, 자기장의 세기에 따라 각각의 자기장을 구별하여, 복수의 자기장이 감지되는 경우 또는 세 가지 자기장이 모두 감지되는 경우에 따라 스위치를 제어함으로써 무선 고주파 코일부에 전원 전압을 공급할 수 있다.
무선 고주파 코일부에 대한 전원 전압이 공급 되는 경우 또는 차단 되는 경우, 이에 대한 전원 전압의 공급 상태를 표시한다(S630). 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 방법은 상술한 바와 같이 시각적인 방법 또는 청각적인 방법 등으로 할 수 있다.
한편, 상술한 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법은 갠트리의 내부 공간에 생성되는 자기장을 감지하는 경우 외에, 갠트리의 내부 공간에 조사되는 레이저를 감지하는 경우에도 동일한 방식으로 적용될 수 있다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 의한 MRI용 무선 고주파 코일을 이용한 MRI 장치의 구조를 개략적으로 도시한 블록도이다.
도 7을 참조하면, MRI 장치는 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신 하는 무선 고주파 코일(720), 주자석, 그라디언트 코일, 고주파 코일을 포함하는 갠트리(710), 무선 고주파 코일에 구동 신호를 송신하는 송신부(740), 고주파 신호를 수신하는 수신부(750), 고주파 신호를 디지털 신호로 변환하는 A/D변환부(760), 자기 공명 영상을 형성하는 컴퓨터 시스템(770), 명령 또는 정보를 입력하는 조작부(780), 자기 공명 영상을 출력하는 출력부(790)를 포함하여 구성된다.
무선 고주파 코일(720)은 무선 고주파 코일부, 전원 공급부, 스위치, 센서부, 및 제어부를 포함하여 구성된다. 무선 고주파 코일부는 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하고, 전원 공급부는 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급한다. 전원 공급부와 무선 고주파 코일부의 사이에는 스위치가 연결되며, 센서부는 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지한다. 제어부는 센서부의 신호 감지 결과에 따라 스위치를 제어하여 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단한다.
한편, 도 7은 무선 고주파 코일(720)과 송신부(740), 수신부(750)를 연결하는 선이 도시되어 있으나, 도 7에 도시된 선은 무선 고주파 코일(720)과 송신부(740), 수신부(750)의 연결 관계를 나타내기 위한 것으로서, 무선 고주파 코일(720)은 송신부(740), 수신부(750)와 무선으로 연결되며 물리적으로 연결된 선은 존재하지 않는다.
갠트리(720)의 내부에는 주자석, 그라디언트 코일, 고주파 코일이 존재하며, 주자석은 갠트리(720)의 내부 공간에 주 자기장을 생성하고, 그라디언트 코일은 갠트리(720)의 내부 공간에 경사 자기장을 생성하며, 고주파 코일은 갠트리(720)의 내부 공간에 고주파 펄스를 송신한다.
송신부(740)는 컴퓨터 시스템(770)에 의해서 그 동작이 제어되며, 무선 고주파 코일(720)이 측정 대상에 고주파 신호를 송신하도록 구동 신호를 송신한다. 여기서, 측정 대상은 지지대(730)에 누워 갠트리 내부 공간에 위치하는 환자의 국소 부위, 예를 들어 머리, 척추, 복부, 수족 등일 수 있다.
수신부(750)는 무선 고주파 코일(720)이 측정 대상으로부터 수신한 고주파 신호, 즉 원자핵으로부터 방출되는 자기 공명 신호를 수신하고, 수신한 자기 공명 신호를 A/D변환부(760)에 송신한다.
A/D변환부(760)는 수신부(750)로부터 고주파 신호를 수신하고, 고주파 신호를 디지털 신호로 변환하여 컴퓨터 시스템(770)에 송신한다.
컴퓨터 시스템(770)은 송신부(740), 수신부(750), A/D변환부(760)의 전반적인 동작을 제어하고, A/D변환부(760)로부터 디지털 신호를 수신하여, 디지털 신호를 기초로 자기 공명 영상을 형성한다. 컴퓨터 시스템(770)은 디지털 신호에 대해 푸리에 변환을 수행함으로써 자기 공명 영상을 형성할 수 있다. 컴퓨터 시스템(770)은 전원 전압이 공급된 무선 고주파 코일(720)의 동작을 제어하고, 고주파 신호의 송신을 제어함으로써 측정 대상의 원자핵으로부터 자기 공명 신호가 방출되도록 한다.
MRI 장치의 사용자는 송신부(740), 수신부(750), A/D변환부(760)의 동작을 제어하는 명령 또는 정보를 조작부(780)를 통해 입력할 수 있으며, 출력부(790)에는 컴퓨터 시스템(770)이 형성한 자기 공명 영상 또는 MRI 장치의 동작 정보가 출력된다.
여기서, 무선 고주파 코일(720)은 표시부를 더 구비하여, 무선 고주파 코일부에 대한 전원 전압의 공급 상태를 표시할 수 있으나, 출력부(790)가 출력하는 MRI 장치의 동작 정보에도 무선 고주파 코일부에 대한 전원 전압의 공급 상태가 포함될 수 있다. 즉, 무선 고주파 코일(720)은 MRI 장치와 무선으로 통신할 수 있으므로, 무선 고주파 코일부에 전원 전압이 공급되는 경우 이와 관련된 정보를 MRI 장치의 수신부(750)에 송신할 수 있으며, 수신부(750)는 고주파 신호의 수신 전에 무선 고주파 코일부의 전원 전압의 공급 상태를 수신하여 이에 대한 정보를 출력부(790)에 출력할 수 있다. 한편, 수신부(750)가 고주파 신호를 수신하고, 컴퓨터 시스템(770)이 자기 공명 영상을 형성한 후에 무선 고주파 코일부에 대한 전원 전압의 공급이 차단되는 경우 출력부(790)는 이와 같은 상태 정보를 출력할 수 있다.
310: 센서부 320: 제어부
330: 표시부 340: 전원 공급부
350: 스위치 360: 무선 고주파 코일부

Claims (29)

  1. 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부;
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부;
    상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치;
    상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 센서부; 및
    상기 센서부의 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 제어부; 를 포함하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 광 신호를 감지하는 광학 센서를 구비하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에 레이저 조사부가 조사하는 레이저를 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 레이저의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 자기장을 감지하는 자기 센서를 구비하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 주자석이 생성하는 주 자기장을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 제어부는 미리 정한 시간 동안 상기 센서부가 감지하는 경사 자기장의 세기의 평균값에 따라 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 제어부는 상기 경사 자기장 세기의 평균값이 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 센서부는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 제어부는 상기 센서부가 감지하는 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  13. 제1항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 표시부를 더 포함하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  14. 제1항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부와 상기 전원 공급부 사이에 연결되어 상기 전원 공급부에서 공급하는 전원 전압을 일정하게 조정하여 상기 무선 고주파 코일부에 공급하는 전원 조정부를 더 포함하는 MRI용 무선 고주파 코일.
  15. 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치를 포함하는 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 단계; 및
    상기 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계; 를 포함하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 광 신호를 감지하는 광학 센서를 통해 레이저를 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  17. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리의 내부 공간에 레이저 조사부가 조사하는 레이저를 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  18. 제17항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 레이저의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  19. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 자기장을 감지하는 자기 센서를 통해 자기장을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  20. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 주자석이 생성하는 주 자기장을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  21. 제20항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 주 자기장의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  22. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 그라디언트 코일이 생성하는 경사 자기장을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  23. 제22항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 미리 정한 시간 동안 상기 감지한 경사 자기장의 세기의 평균값에 따라 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  24. 제23항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 경사 자기장 세기의 평균값이 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  25. 제15항에 있어서,
    상기 신호를 감지하는 단계는 MRI 장치의 갠트리 내부 공간에 고주파 코일이 송신하는 고주파 펄스의 자기장 성분을 감지하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  26. 제25항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 단계는 상기 감지한 고주파 펄스의 자기장 성분의 세기가 미리 정한 임계값 이상인지를 판단하여 상기 스위치를 제어하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  27. 제15항에 있어서,
    상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태를 표시하는 단계를 더 포함하는 MRI용 무선 고주파 코일의 전원 제어 방법.
  28. 고주파 신호를 송신, 수신 또는 송수신하는 무선 고주파 코일부, 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하는 전원 공급부, 상기 전원 공급부와 상기 무선 고주파 코일부에 연결되는 스위치, 상기 무선 고주파 코일부가 위치하는 공간에서 방출되는 신호를 감지하는 센서부, 및 상기 센서부의 신호 감지 결과에 따라 상기 스위치를 제어하여 상기 무선 고주파 코일부의 작동에 필요한 전원 전압을 공급하거나 차단하는 제어부를 포함하는 무선 고주파 코일;
    상기 무선 고주파 코일이 측정 대상으로부터 수신한 고주파 신호를 기초로 자기 공명 영상을 형성하는 컴퓨터 시스템; 및
    상기 컴퓨터 시스템이 형성한 자기 공명 영상 또는 MRI 장치의 동작 정보를 출력하는 출력부; 를 포함하는 MRI 장치.
  29. 제28항에 있어서,
    상기 출력부가 출력하는 MRI 장치의 동작 정보에는 상기 무선 고주파 코일부에 대한 상기 전원 전압의 공급 상태가 포함되는 MRI 장치.
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