KR20150045530A - 다-채널 직장내 코일 및 연관된 인터페이스 장치 - Google Patents

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KR20150045530A
KR20150045530A KR20157008978A KR20157008978A KR20150045530A KR 20150045530 A KR20150045530 A KR 20150045530A KR 20157008978 A KR20157008978 A KR 20157008978A KR 20157008978 A KR20157008978 A KR 20157008978A KR 20150045530 A KR20150045530 A KR 20150045530A
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loops
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KR20157008978A
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스리람 삼반다무르시
로버트 제이. 맥케니
마제드 알. 카멜
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바이엘 메디컬 케어 인크.
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Abstract

자기 공명 시스템과 함께 사용하기 위한 공동내 프로브가 위상 어레이 구성으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들; 한 쌍의 출력 케이블들; 및 상기 코일 루프들의 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함하고 있다. 코일 루프의 각각은 구동 커패시터 및 튜닝 커패시터를 구비하고 있다. 디커플링 회로의 각각이 상기 코일 루프들 중 하나의 튜닝 커패시터에 걸쳐 연결되어 있다. 출력 케이블의 각각이 상기 구동 커패시터들의 각각에 개별적인 접지가 제공되도록 코일 루프들 중 하나의 구동 커패시터에 걸쳐 출력 케이블의 제1 단에 연결되어 있다. 상기 스페이서 재료는 상기 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 소정의 거리를 확보하고, 이에 따라 상기 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고, 관심 영역 내의 깊이에서 SNR를 유지하고, 아티팩트를 저감한다.

Description

다-채널 직장내 코일 및 연관된 인터페이스 장치{MULTI-CHANNEL ENDORECTAL COILS AND INTERFACE DEVICES THEREFOR}
관련 출원에 대한 상호 참조
본 출원은 2010년 7월 1일에 발명의 명칭 "Multi-Channel endorectal coils and Interface Devices Therefor"으로 출원된 미국 가출원번호 제61/360,646로의 이익을 주장하여, 그 내용이 여기에 병합 참조되어 있다.
발명의 배경
기술분야
본 발명은 일반적으로 자기 공명 (MR) 시스템을 이용해서 해부학적 구조의 화상 및 스펙트럼을 얻는 시스템과 방법에 관한 것이다. 더욱 구체적으로, 본 발명은 MR 절차 동안 여기된 핵으로부터 얻은 MR 신호들로부터 화상 및 분광 결과를 제공할 수 있는 다채널 표면 코일 어레이 및 연관된 인터페이스 장치에 대한 복수의 실시예에 관한 것이다.
관련기술의 설명
다음 배경 정보는 읽는 이로 하여금 아래에 설명된 발명과 그 발명을 일반적으로 사용할 환경을 이해하는 것을 돕기 위해 제공된다. 여기에 사용된 용어들은 본 문서에서 직접적으로든 함축적으로든 달리 명시하지 않는 한 특별히 협의의 해석으로 제한하기 위한 것이 아니다.
자기 공명 영상 (MRI)은 인체 내부에 대한 고품질 화상을 생산하는 비침습적 방법의 일종이다. 그것은 의료인으로 하여금 외과수술이나 X-선 같은 이온화 방사선을 사용하지 않고 인체 내부를 볼 수 있게 한다. 상기 화상은 매우 고 해상도여서 암과 기타 병리 형태가 종종 건강한 조직과 가시적으로 구분 가능해진다. 또한 자기 공명 기술 및 시스템은 체 조직의 화학적 내용물이나 기타 물질을 확인할 수 있는 분광 분석을 수행하기 위해 개발되었다.
MRI는 신체의 연 조직, 근육, 신경, 및 뼈에 대한 세부 화상을 생성하기 위해서 강력한 자석, 라디오파, 및 컴퓨터 기술을 이용한다. 그것은 생물체 내 모든 세포에서 다량 발견되는 원자인, 수소 원자의 기본 특성을 이용해서 한다. 자기장이 없을 때, 수소 원자의 핵은 전 방향으로 무작위로 팽이처럼 회전, 또는 세차운동한다. 하지만, 강한 자기장에 놓이면, 상기 수소 핵의 회전 축은 상기 자기장 방향과 일치하게 된다. 이것은 자기장의 방향과 일렬로 배열하려는 강한 내적 경향인, 큰 자기 모멘트라고 불리는 것을 상기 수소 원자의 핵이 가졌기 때문이다. 종합하면, 화상처리 대상 구역의 수소 핵이 상기 자기장에 평행하게 지정하는 자화의 평균 벡터를 생성한다.
일반적인 MRI 시스템, 또는 스캐너는 주 자석(main magnet), 세 개의 경사자계 코일(gradient coil), 무선 주파수(RF) 안테나 (종종 전신 코일이라고 부름), 및 작업자가 시스템을 제어할 수 있는 컴퓨터 기지국을 포함하고 있다. 하지만 상기 MRI 시스템의 주요 성분은 상기 주 자석이다. 그것은 일반적으로 초전도성을 띠고 원통형상이다. 그것의 보어(bore)(MRI 절차 동안 환자들이 놓이는 개구부) 내에서, 상기 주 자석은 종종 B0 자장이라고 부르는 강한 자기장을 생성하는데, 이는 균일하고 정 자기장(static) (변형되지 않음)이다. 이 B0 자기장은 z 방향이라고 부르는, 상기 보어의 장축을 따라서 향하는데, 이것이 신체 내 수소 핵의 자화 벡터들을 강제로 그 축에 평행하게 정렬하게 만든다. 이 배열에서, 상기 핵은 상기 전신 코일로부터 적정 주파수의 RF 에너지를 받도록 준비된다. 이 주파수는 라모어 주파수라고 알려져 있으며, 식 ω = γ B0에 의해 관리되는데, 여기서 ω는 (상기 수소 원자가 세차운동하는) 라모어 주파수이고, γ는 자기회전 상수(gyromagnetic constant)이고, B0는 정 자기장의 세기이다.
상기 RF 안테나, 즉 전신 코일은 일반적으로 RF 에너지 펄스를 송신하고, 이에 따라 상기 수소 핵에 유도된 결과인 MR 신호를 수신하기 위해 사용된다. 구체적으로, 그것의 송신 사이클 동안, 전신 코일은 RF 에너지를 상기 원통형 보어로 퍼뜨린다. 이 RF 에너지는 RF B1 자장이라고도 알려진 무선 주파수 자기장을 형성하는데, 그 자기장 선들이 상기 수소 핵의 자화 벡터에 수직한 선에 향한다. RF 펄스는 상기 수소 핵의 스핀-축이 상기 주 (B0) 자기장에 대하여 기울어지게 함으로써, 순 자화 벡터가 공지된 각도만큼 상기 z 방향으로부터 편향하게 한다. 하지만, 상기 RF 펄스는 상기 RF 펄스의 주파수에서 그들의 축 주위로 세차운동하는 수소 핵들에만 영향을 줄 것이다. 다시 말해서, 그 주파수에서 "공명하는" 핵 만 영향을 받게 될 것이고, 이와 같이 공명은 상기 세 개의 경사자계 코일의 작동과 연결되어서 달성된다.
상기 경사자계 코일은 전자기 코일이다. 각각의 경사자계 코일은 경사 B1 자장이라고 알려진 상기 원통형 보어 내에서 상기 세 가지 공간적 방향 (x, y, z) 중 하나를 따라서 선형으로 다변하지만 정 자기장을 생성하기 위해서 사용된다. 상기 주 자석 내부에 위치해서, 상기 경사자계 코일은 특정한 방식으로 빠르게 켜지고 꺼질 때 상기 주 자기장을 매우 국소적인 수준으로 변경시킬 수 있다. 따라서, 상기 주 자석과 연합해서, 상기 경사자계 코일은 다양한 영상 기술에 따라서 작동 가능하므로, 상기 수소 핵은 어떠한 주어진 지점에서든지 또는 어떠한 주어진 스트립, 슬라이스, 또는 단위 체적에서든지, 상기 적정 주파수의 RF 펄스가 인가될 때 공명을 달성할 수 있을 것이다. 상기 RF 펄스에 반응해서, 선택한 영역에서 세차운동 중인 수소 원자들은 상기 전신 코일에서 전송되고 있는 상기 RF 에너지를 흡수함으로써, 그것의 자화 벡터로 하여금 상기 주 (B0) 자기장 방향으로부터 멀리 기울어지게끔 한다. 상기 전신 코일이 꺼질때, 후술하는 것처럼, 상기 수소 핵은 상기 MR 신호의 형태로 상기 RF 에너지를 방출하기 시작한다.
화상을 얻기 위해 사용 가능한 주지된 기술을 스핀 에코 영상 기술로 부른다. 이 기술에 따라 작동함으로써, 상기 MRI 시스템은 먼저 하나의 경사자계 코일을 활성화시켜서 상기 z-축을 따라서 자기장 경사자계를 셋업한다. 이를 "슬라이스 선택 경사자계"라고 부르며, 상기 RF 펄스가 인가될 때 셋업되고, 상기 RF 펄스가 꺼질 때 닫힌다. 그것은 화상처리되고 있는 구역의 슬라이스 내에 위치한 수소 핵 내에서만 공명이 생길 수 있게 한다. 관심 평면 중 어느 쪽에든지 위치한 어떤 조직에서도 공명이 생기지 않을 것이다. 상기 RF 펄스가 멈추자마자, 활성화된 슬라이스 내 모든 핵이 "동위상 (in phase)", 즉 그들의 자화 벡터들이 전부 같은 방향을 향한다. 그들 자체 장치 왼쪽에서는, 상기 슬라이스 내 수소 핵 전부의 순 자화 벡터가 이완되면서, 상기 z 방향과 재일치하면서 배열할 것이다. 그 대신, 하지만, 두 번째 경사자계 코일은 약간 활성화되어서 y-축을 따라서 자기장을 형성한다. 이를 "위상 부호화 경사자계(phase encoding gradient)"라고 부른다. 그것은 상기 슬라이스 내 핵의 자화 벡터들이, 상기 경사의 최약 및 최강 말단부 사이에서 이동함에 따라서, 늘어나면서 다른 방향들을 향하게 한다. 이어서, 상기 RF 펄스, 슬라이스 선택 경사, 및 위상 부호화 경사자계가 꺼진 후에, 세 번째 경사자계 코일이 약간 활성화되어서 x-축을 따라서 경사를 형성한다. 이를 "주파수 부호화 경사자계(frequency encoding gradient)" 또는 "판독 경사자계(read out gradient)"라고 부르는데, 상기 MR 신호가 최종 측정될 때에만 적용되기 때문이다. 그것은 상기 이완되고 있는 자화 벡터들이 차등적으로 재-여기되게 해서, 상기 경사자계의 낮은 단부 근처 핵이 더 빠른 속도로 세차운동하기 시작하고, 높은 단부의 핵은 훨씬 더 빠른 속도를 갖게 된다. 이 핵들이 다시 이완할 때, 가장 빠른 것들 (상기 경사의 높은 말단부에 있던 것들)은 가장 높은 주파수의 라디오파를 방출할 것이다.
종합하면, 상기 경사자계 코일들은 상기 MR 신호가 공간적으로 부호화되어서, 화상처리 중인 구역의 각 부위가 독특하게 공명 신호의 주파수와 위상에 의해 한정될 수 있게 한다. 특히, 상기 수소 핵이 이완하면서, 각각은 그것이 있는 지역 미세환경에 따라서 시간에 따라 변하는 특징적 펄스를 방출하는 소형 무선 송신기가 된다. 예를 들면, 지방 속의 수소 핵은 물 속의 그것에서보다 다른 미세환경을 가지며, 이에 따라 다른 펄스를 송신한다. 이러한 차이점 때문에, 상이한 물-대-지방 비율의 상이한 조직들과 함께, 상이한 조직은 상이한 주파수의 무선 신호를 송신한다. 그것의 수신 사이클 때문에, 상기 전신 코일은 이러한 소형 무선 송신기를 감지하는데, 종종 이를 종합해서 MR 신호라고 부른다. 상기 전신 코일로부터, 이러한 독특한 공명 신호들이 상기 MR 시스템의 수신기들에 전달되고, 여기서 그들은 대응하는 수학 데이터로 변환된다. 전체 절차는 복수 회 반복되어서, 양호한 신호 대 잡음 비(SNR)를 가진 화상을 형성해야 한다. 다차원 푸리에 변환을 이용해서, MR 시스템은 상기 수학 데이터를 2 또는 3 차원 까지도 화상으로 변환시킬 수 있다.
특정 신체 부위에 대해 더욱 상세한 화상이 필요할 때에는, 종종 국소 코일(local coil)이 상기 전신 코일 대신 사용된다. 국소 코일은 체적 코일(volume coil)이나 표면 코일 형태를 가질 수 있다. 체적 코일은 화상처리 대상 체적(예, 머리, 팔, 팔목, 다리, 또는 무릎)을 에워싸거나 덮기 위해 사용된다. 하지만, 표면 코일은 단지 환자의 표면 위에 놓여서 밑에 있는 관심 영역(예, 복부, 흉부, 및/또는 골반 영역)이 화상처리될 수 있다. 추가로, 국소 코일은 수신 한정 코일 또는 송신/수신(T/R) 코일으로 작동하도록 고안될 수 있다. 전자는 상기에서 언급한 것처럼 MRI 절차에 반응해서 신체에 의해 생산된 MR 신호를 감지할 수 있기만 하다. 하지만, T/R 코일은 상기 MR 신호를 수신할 수 있을 뿐만 아니라 신체 조직에 공명을 유도하기 위한 전제요건인 상기 RF B1 자기장을 만들어내는 RF 펄스를 송신할 수 있다.
표면이든지 체적이든지 간에, 단일 국소 코일을 사용해서 상기 MR 신호를 감지하는 것이 MRI 분야에서 주지되어 있다. 상기 단일 코일 접근법에 따르면, 상대적으로 큰 국소 코일이 관심 영역 전체를 덮거나 감싸기 위해서 사용된다. 초기 수신 코일들은 관심 영역에 의해 만들어진 MR 신호의 두 가지 구적(구적) 성분(즉, 수직 MX' 및 수평 MY') 중 단지 하나만 감지할 수 있음을 의미하는, 선형 코일이었다. 선형 코일의 하나의 예는 도 1A에 보여진 단일 루프 코일이다. 도 1B에서 보이는 것처럼, 이 루프는 오직 루프의 평면에 직교/수직 방향인 자기장(즉, MR 신호) 만 감지할 수 있다. 선형 코일의 또 다른 예는 도 2A에 보여진 버터플라이 또는 새들 코일이다. 상기 단일 루프와 달리, 상기 버터플라이 코일은 도 2B에서 보이는 것처럼, 오직 상기 코일의 평면에 평행 방향인 자기장에만 민감하다. 이는 버터플라이 코일이 중앙에서 루프를 꼬는 것에 의해 만들어져서, 두 개의 동일한 서브루프를 중심점 주위로 형성시키기 때문이다. 상기 서브루프들에 흐르는 전류는 같지만 역회전 방향으로 흐르기 때문에, 대칭 구조 중 하나의 서브루프를 통해 흐르는 전류에 의해 생성된 자기 선속은 다른 서브루프 내 전류로 인해서 동일하지만 상기 선속에 대향하게 된다. 따라서, 상기 구조의 중심점 주위로, 상기 역회전 전류로 인해서 수직 자장들이 서로 대향하고 서로를 상쇄시킨다. 하지만, 이 전류들에 의해 생성된 수평 자장들은 합쳐져서, 상기 코일의 평면에 평행 방향인 자기장을 만들어낸다.
이에 따라, 상기 수직 및 수평 성분들을 모두 방해할 수 있음을 의미하는, 구적 모드 감지를 채용하는 수신 코일들이 개발되었다. 선형 수신 코일에 비해, 구적 수신 코일은 MRI 시스템이 SNR을 41% 이상만큼이나 더욱 개선시킨 화상을 제공할 수 있게 하였다. 구적 모드 감지로 개선이 얻어졌음에도, 상기 단일 코일 접근법은 여전히 개선이 필요한 품질의 화상을 제공하였다. 상기 단일 코일 접근법에 내재하는 불이익은 관심 영역 전체에 걸쳐 상기 MR 신호를 얻는데 사용 중인 오직 하나의 코일 구조 때문이다.
상기 단일 코일 접근법이 가진 단점들을 극복하기 위해서 위상 어레이 코일도 개발되었다. 하나의 큰 국소 코일 대신, 상기 위상 어레이 접근법은 복수의 더 작은 국소 코일을 사용하는데, 이러한 코일 각각이 관심 영역 부위만 덮거나 감싸고 있다. 예를 들어, 두 개의 이러한 코일을 갖는 시스템에서, 각각의 코일은 관심 영역 중 대략 반을 덮거나 감싸는데, 상기 두 개의 코일은 일반적으로 자성 분리를 위해서 부분적으로 중첩되고 있다. 상기 두 개의 코일은 그들 각자의 부위로부터 동시에 MR 신호를 획득하고, 상기 중첩 때문에 역으로 상호작용하지 않을 것이다. 각 코일은 오직 관심 영역 중 반만 덮기 때문에, 각 코일은 그것이 덮은 구역 내 상기 관심 영역 부위에 대해 더 높은 SNR 비율로 MR 신호를 수신할 수 있다. 상기 위상 어레이의 더 작은 국소 코일은 종합적으로 단일의 큰 국소 코일에서 얻을 수 있는 것보다 높은 해상도의 관심 영역 전체의 화상을 생성하는데 필요한 신호 데이터를 MRI 시스템에 제공한다.
위상 어레이 코일의 하나의 예는 W.L. Gore and Associates, Inc.에서 생산하는 Gore® 흉상 어레이다. 상기 흉상 어레이는 4 개의 표면 코일을 포함하는데, 이들 중 2 개는 앞쪽 패들에 놓여지고, 다른 2 개는 뒤쪽 패들에 놓여져 있다. 상기 2 개의 패들은 각각 환자의 복부, 흉부, 및 골반 영역의 앞쪽 및 뒤쪽 면에 대향하여 놓여지도록 설계된다. 상기 흉상 어레이는 데이터 획득 시스템이 복수의 수신기를 구비한 MR 시스템을 가지고 사용하도록 설계되어 있다. 상기 흉상 어레이의 4 개의 납, 즉 상기 2 개의 앞쪽 면 코일과 상기 2 개의 뒤쪽 면 코일로부터 각각 하나씩은, 각각의 수신기가 그것이 수신하는 신호를 증폭시키고 디지털화하면서 수신기들을 분리하도록 연결될 수 있다. 그런 다음 상기 MR 시스템은 상기 분리된 수신기들로부터 디지털화된 데이터를 모아서, 관심 영역 전체만 덮으면서, 단일 국소 코일, 또는 훨씬 더 큰 두 개의 앞쪽 및 뒤쪽 국소 코일들로부터 얻을 수 있는 것보다 전체 SNR이 더욱 우수한 화상을 형성시킨다.
공동내 프로브(intracavity probe) 사용을 통해서 내부 신체 구조들에 대한 화상을 얻는 것 또한 주지되어 있다. 주로 1.0T 및 1.5T MR 시스템에 사용하도록 설계된 공동내 프로브 종래기술의 일 례가 미국특허번호 제5,476,095 ('095)호 및 제5,355,087 ('087)호에서 발견 가능하며, 이들 둘 다 본 발명의 양수인에게 양도되어 있으며, 여기에서 병합 참조된다. 개시된 상기 종래기술 프로브는 몸의 구멍들, 예컨대 직장, 질, 및 입 속으로 삽입되도록 설계되어 있다. 또한 이 특허들은 상기 종래기술 공동내 프로브를 MR 영상 및 분광 시스템에 접속하도록 설계된 인터페이스 장치를 개시하고 있다. 상기 공동내 프로브를 사용하는 방법이 미국특허번호 제5,348,010호에 개시되어 있으며, 이 또한 본 발명의 양수인에게 양도되어 있으며, 여기에서 병합 참조된다.
연결된 인터페이스 유닛과 함께 작동되는 상기 종래기술 프로브는 MR 시스템이 다양한 신체 구조들, 예컨대 전립선, 결장, 또는 자궁경부에 대한 화상, 및 분광 결과를 생성할 수 있게 한다. 상기 종래기술 프로브에 대한 예시들에는 BPX-15 전립선/직장내 코일 (E-코일), PCC-15 결장 코일, 및 BCR-15 자궁경부 코일이 포함되는데, 이들 모두는 펜실베니아 인디아놀라의 MEDRAD, Inc.에서 생산하는 일회용 코일 eCoilTM 라인의 일부이다. 상기 인터페이스 유닛에 대한 예시들에는 역시 MEDRAD, Inc.에서 생산하는 ATD-II 및 ATD-Torso 유닛이 포함된다.
상기 ATD-II 유닛은 상기 종래기술 프로브를 MR 시스템의 하나의 수신기와 접속해서 관심 영역, 즉 상기 전립선, 결장, 또는 자궁경부의 화상이나 스펙트럼을 제공하는 데에 사용된다. 상기 ATD-Torso 유닛은 상기 종래기술 프로브 뿐만 아니라 상기 Gore® 흉상 어레이를 상기 MR 시스템의 복수의 수신기와 접속하는 데에 사용된다. 상기 프로브와 상기 흉상 어레이에 연결될 때, 상기 ATD-Torso 유닛은 상기 MR 시스템이 상기 전립선, 결장, 또는 자궁경부 뿐만 아니라 주변의 해부학적 구조, 즉 복부, 흉부, 및 골반 영역의 화상이나 스펙트럼을 제공할 수 있게 한다.
본 발명의 양수인에게 양도되어 있으며, 여기에서 병합 참조되는, 미국특허번호 제7,747,310호 및 제7,885,704호는, 상기 '087 및 '095 특허의 종래기술 프로브보다 높은 자장 세기에서 작동하도록 설계된 MR 시스템과 사용하기 위한, 여러가지 공동내 프로브, 및 연관된 인터페이스 장치를 개시하고 있다. 예를 들면, 상기 후자 참조문헌은 전부 직렬 연결되어 있는 구동 커패시터 두 개와 튜닝 커패시터 한 개를 포함하는 코일 루프를 가지는 프로브에 대해 교시하고 있다. SL + n(λ/4)의 전기적 길이를 갖는 출력 케이블이 각 구동 커패시터에 걸쳐서 연결되어 있다. 각 출력 케이블이 상기 인터페이스 장치에 대한 그것의 다른 말단에 연결될 때, 따라서 상기 코일 루프가 상기 인터페이스 장치를 통해서 상기 MR 시스템에 상호연결된다.
도 3을 참조하면, 구적 공동내 프로브가 개발되었다. 예를 들어, 본 발명의 양수인에게 양도되어 있으며, 여기에서 병합 참조되는, 국제특허출원 공개번호 제 WO 2010/056911호는, 중심 컨덕터를 공유하는 단순 루프-타입 코일 요소와 버터플라이-타입 코일 요소에 의해서 MR 신호의 수직 및 수평 성분들 전부에 민감한 단일 코일 구조를 개시하고 있다. 더욱 구체적으로, 일반적으로 참조번호 (10)으로 지정된 구적 코일은 외측 루프(12), 상기 외측 루프(12)를 양분하는 중심 컨덕터(14), 및 일반적으로 참조번호 (16)으로 지정된 출력선을 포함한다. 상기 외측 루프(12)는, 제1 및 제2 구동 커패시터(18, 20)와 제1 및 제2 튜닝 커패시터(22, 24)를 포함하는 복수의 커패시터를 포함한다. 대략 동일한 값들을 갖는 상기 구동 커패시터들(18, 20)은, 상기 외측 루프(12) 내에 직렬 배치되고, 이들의 접합 노드(26)에서 루프를 전기적으로 밸런싱하고 임피던스 매칭하도록 가상 접지를 형성한다. 튜닝 커패시터들(22, 24)도 외측 루프(12) 내에 직렬 배치되며, 이들의 공통 노드(28)는 상기 접합 노드(26)에 대하여 반대 방향에 위치한다. 대략 동일한 값들을 갖는 튜닝 커패시터들(22, 24)은 MR 시스템의 작동 주파수에서 외측 루프(12)를 공명시키도록 선택된다. 그와 관련하여, 외측 루프(12)는 네 개의 인덕터를 가지는 것으로 도 3에 보여지고 있다. 그들의 인덕터 값들은 단지 루프의 전도체(예, 구리) 부분에 내재한 인덕턴스를 표시할 뿐이다. 상기 출력선(16)은 각각 코일(10)의 접합 노드(26)에 연결된 실드 컨덕터를 가진 두 개의 동축 케이블(30, 32)을 포함하고 있다. 상기 중심 컨덕터(14)는 외측 루프(12)의 접합 및 공통 노드들(26, 28) 사이에 뻗어 있으며 이러한 접합 및 공통 노드들을 균등하게 양분하며, 이에 따라 구적 코일(10)의 물리적 및 전기적 대칭성을 유지한다. 도 3은 중심 컨덕터(14)를 두 개의 인덕터와 그 길이를 따라 튜닝 커패시터(34)를 갖는 것으로서 도시한다. 외측 루프(12)에서처럼, 상기 인덕터들의 값은 단지 컨덕터에 내재한 인덕턴스를 표시할 뿐이다. 상기 튜닝 커패시터(34)의 값은, 작동 주파수에서의 그 튜닝 커패시터의 리액턴스가 중심 컨덕터(14)의 유도성 리액턴스와 같도록 선택되었다. 이 구성으로 인해 상기 코일의 단순 루프 및 버터플라이 요소들은 코일의 평면에 각각 직교하고 평행한 MR 신호를 감지할 수 있다.
도 4를 참조하고, 미국특허번호 제7,885,704호에 개시한 바와 같이, 직장내 프로브에서 사용하기 위한 위상 어레이 구성을 갖는 코일이 개발되었다. 상기 코일은 각 코일 루프(40, 41, 42, 43)가 이웃하는 것에 의해 임계 중첩된 위상 어레이 구성으로 배치된 네 개의 코일 루프(40, 41, 42, 43)를 포함한다. 각 코일 루프(40, 41, 42, 43)는 구동 커패시터(44, 45, 46, 47) 및 상기 구동 커패시터(44, 45, 46, 47)에 대하여 반대쪽에 배치된 튜닝 커패시터(48, 49, 50, 51)를 포함하고 있다. 추가로, 각 코일 루프(40, 41, 42, 43)는 상기 구동 커패시터(44, 45, 46, 47)에 걸쳐서 연결된 출력선(52, 53, 54, 55)을 포함한다. 따라서, 네 개의 요소, 네 개의 채널 구성이 제공된다. 이러한 배치는 도 3을 참조하면서 상술한 구적 코일(10)에 비해 명백히 높은 신호 대 잡음(SNR) 비를 제공한다; 하지만, 여기에서 다루는 범위는 덜 불균일한데, 상기 임계-커플링된(즉, 중첩된 컨덕터들) 영역에서의 낮은 신호 영역 때문이다. 이러한 비-불균일도는 직장내 프로브에 사용하기에 바람직하지 않은데, 코일 컨덕터들에 가까운 곳에서 비-불균일도의 양이 더욱 크기 때문이다.
시장에서의 널리 수용되고 있고 평판에도 불구하고, 이들 종래기술 공동내 프로브와 인터페이스 장치는 그럼에도 불구하고 몇 가지 단점을 가지고 있다. 예를 들면, 그들이 다룰 수 있는 범위가 제한적이고, 좀더 낮은 신호 대 잡음 성능을 보여주고, 일반적으로 후술하는 직장내 코일 기술에 비해 적은 전체적 가요성을 제공한다. 따라서 MR 절차 동안 핵으로부터 얻은 MR 신호로부터 더욱 뛰어난 전체적 가요성과 더욱 고품질의 화상 및 분광 결과를 제공할 수 있는 직장내 코일 어레이 및 연관된 인터페이스 장치를 제공하는 것이 바람직하다.
따라서, 본 발명의 목적은, 종래 기술에서 명백한 단점들과 결함들 중 일부 또는 전부를 극복하는 방법 및 시스템을 제공하는 것이다. 더욱 구체적으로, 본 발명의 직장내 코일 어레이 및 연관된 인터페이스 장치는, MR 절차 동안 핵으로부터 얻은 MR 신호들로부터의 분광 결과, 더욱 고품질의 화상, 및 더욱 뛰어난 전체적 가요성을 제공할 수 있다.
이에 따라, 관심 영역의 화상을 얻기 위한 자기 공명 시스템과 함께 사용하기 위한 코일을 제공한다. 상기 코일은, (a) 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 각각 수신하도록 위상 어레이 구성(phased array configuration)으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들, 및 (b) 상기 한 쌍의 코일 루프들의 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함한다. 상기 코일 루프들의 각각은 구동 커패시터 및 튜닝 커패시터를 구비하며, 상기 튜닝 커패시터는 자기 공명 시스템의 작동 주파수에서 튜닝 커패시터에 대응하는 코일 루프를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다. 상기 스페이서 재료는, 상기 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 약 0.03인치 내지 약 0.06 인치 사이인 소정의 거리가 존재할 수 있게 하며, 이에 따라 (i) 상기 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고, (ii) 관심 영역의 화상들을 재구성하는 데 적절한 관심 영역 내의 깊이에서 신호 대 잡음 비를 유지하고, (iii) 깁스 아티팩트(Gibbs artifact)를 비롯한 화상의 아티팩트를 저감할 수 있다.
상기 코일은 한 쌍의 디커플링 회로들을 더 포함할 수 있는데, 상기 디커플링 회로들의 각각은 상기 코일 루프들 중 하나의 튜닝 커패시터에 걸쳐 연결된다. 상기 디커플링 회로들의 각각은 능동 디커플링 회로, 수동 디커플링 회로, 또는 능동 및 수동 디커플링 회로일 수 있다. 상기 코일은 또한 한 쌍의 출력 케이블들을 더 포함할 수 있는데, 상기 출력 케이블들의 각각은 상기 코일 루프들 중 하나의 구동 커패시터에 걸쳐 출력 케이블의 제1 단에 연결되고, 상기 구동 커패시터들의 각각에는 개별적인 접지가 제공된다. (a) 입력 커넥터, (b) 출력 커넥터, (c) 일단에서 상기 입력 커넥터를 통해 상기 공동내 프로브의 출력 케이블들에 연결되고, 다른 일단에서 상기 출력 커넥터를 통해 상기 공동내 프로브를 위한 인터페이스 장치에 연결되는 한 쌍의 내부 케이블들, (d) 한 쌍의 발룬(balun)들-발룬들의 각각은 내부 케이블들 중 하나의 일단과 상기 입력 커넥터 및 상기 출력 커넥터 중 적어도 하나 사이에 상호 연결됨-, 및 (e) 그 부근에 연결된 적어도 하나의 케이블 트랩을 포함하는 중간 전선관을 제공할 수 있다.
상기 위상 어레이 구성은, 코일 루프들의 쌍이, 임계 중첩되거나, 공통 컨덕터를 공유하거나, 코일 루프들의 각각의 적어도 일부가 중첩되며 코일 루프들은 공통 컨덕터를 공유하는 하이브리드 중첩 구성으로 배치되는 것을 요구할 수 있다.
상기 출력 케이블들의 각각의 제2 단에 수동 디커플링 회로를 제공할 수 있다. 상기 수동 디커플링 회로들의 각각은 직렬 연결 백투백(back-to-back) 다이오드들 및 리액턴스 성분을 포함할 수 있다. 상기 리액턴스 성분은 인덕터 및 커패시터 중 적어도 하나일 수 있다.
상기 코일은, 공동내 프로브의 일부로서 제공될 수 있고 또는 표면 코일일 수 있다. 상기 표면 코일은 헤드 코일, 흉상(torso) 코일, 목 코일, 팔다리 코일, 또는 이들의 임의의 조합일 수 있다.
또한, 환자의 공동 내의 관심 영역의 화상을 얻도록 자기 공명 시스템과 함께 사용하기 위한 공동내 프로브를 제공한다. 공동내 프로브는, (a) 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 각각 수신하도록 위상 어레이 구성으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들, (b) 코일 루프들 중 하나의 튜닝 커패시터에 걸쳐 각각 연결된 한 쌍의 디커플링 회로들, (c) 구동 커패시터들의 각각에 개별적인 접지가 제공되도록 코일 루프들 중 하나의 구동 커패시터에 걸쳐 출력 케이블의 제1 단에서 연결된 한 쌍의 출력 케이블들, 및 (d) 상기 한 쌍의 코일 루프들 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함한다. 상기 코일 루프들의 각각은, 구동 커패시터와 튜닝 커패시터를 포함하고, 상기 튜닝 커패시터는 자기 공명 시스템의 작동 주파수에서 튜닝 커패시터에 대응하는 코일 루프를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다. 스페이서 재료는, 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 약 0.03인치 내지 약 0.06 인치 사이인 소정의 거리가 존재할 수 있게 하며, 이에 따라 화상의 취득 동안 공동내 프로브가 환자의 공동 내로 삽입되는 경우, (i) 상기 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고, (ii) 관심 영역의 화상들을 재구성하는 데 적절한 관심 영역 내의 깊이에서 신호 대 잡음 비를 유지하고, (iii) 깁스 아티팩트를 비롯한 화상의 아티팩트를 저감할 수 있다.
상기 디커플링 회로들의 각각은 능동 디커플링 회로, 수동 디커플링 회로, 또는 능동 및 수동 디커플링 회로일 수 있다. (a) 입력 커넥터, (b) 출력 커넥터, (c) 일단에서 상기 입력 커넥터를 통해 공동내 프로브의 출력 케이블들에 연결되고, 다른 일단에서 출력 커넥터를 통해 상기 공동내 프로브를 위한 인터페이스 장치에 연결되는 한 쌍의 내부 케이블들, (d) 상기 내부 케이블들 중 하나의 일단과 입력 커넥터 및 출력 커넥터 중 적어도 하나 사이에 상호 연결된 한 쌍의 발룬들, 및 (e) 그 근처에 연결된 적어도 하나의 케이블 트랩을 포함하는 중간 전선관을 제공할 수 있다.
상기 위상 어레이 구성은, 코일 루프들의 쌍이 임계 중첩되거나, 공통 컨덕터를 공유하거나, 하이브리드 중첩 구성으로 배치되는 것을 요구할 수 있으며, 코일 루프들의 각각의 적어도 일부는 중첩되며 코일 루프들은 공통 컨덕터를 공유한다.
상기 출력 케이블들의 각각의 제2 단에 수동 디커플링 회로를 제공할 수 있다. 상기 수동 디커플링 회로들의 각각은 직렬 연결 백투백 다이오드들 및 리액턴스 성분을 포함할 수 있다. 리액턴스 성분은 인턱더 및 커패시터 중 적어도 하나일 수 있다.
또한, 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 수신하도록 위상 어레이 구성으로 각각 배치된 한 쌍의 코일 루프들을 포함하는 코일을 자기 공명 시스템과 인터페이싱하기 위한 인터페이스 장치를 제공한다. 상기 인터페이스 장치는, (a) 한 쌍의 코일 루프들 중 제1 코일 루프로부터 신호를 수신하여 제1 증폭 신호를 생성하기 위한 제1 전치증폭기, (b) 한 쌍의 코일 루프들 중 제2 코일 루프로부터 신호를 수신하여 제2 증폭 신호를 생성하기 위한 제2 전치증폭기, (c) 상기 제1 증폭 신호를 제1 채널 출력에 제공되는 우측 루프 신호 및 제1 합성 신호로 나누도록 상기 제1 전치증폭기에 동작가능하게 연결된 제1 스플리터, (d) 상기 제1 증폭 신호를 제2 채널 출력에 제공되는 좌측 루프 신호 및 제2 합성 신호로 나누도록 상기 제2 전치증폭기에 동작가능하게 연결된 제2 스플리터, (e) 상기 제1 합성 신호를 나누도록 상기 제1 스플리터에 동작가능하게 연결된 제3 스플리터, (f) 상기 제2 합성 신호를 나누도록 상기 제2 스플리터에 동작가능하게 연결된 제4 스플리터, (g) 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터로부터 수신되는 신호들을 결합하여 제3 채널 출력에 제공되는 새들(saddle) 신호 또는 버터플라이(butterfly) 신호를 생성하도록 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터에 동작가능하게 연결된 0도 결합기(zero degree combiner), 및 (h) 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터로부터 수신되는 신호들을 결합하여 제4 채널 출력에 제공되는 전체 루프 신호(whole loop signal)를 생성하도록 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터에 동작가능하게 연결된 180도 결합기를 포함한다. 상기 인터페이스 장치는, 상기 제1 채널 출력, 상기 제2 채널 출력, 상기 제3 채널 출력, 및 상기 제4 채널 출력을 선택적으로 인식하여 상기 인터페이스 장치에 결합된 자기 공명 시스템이 복수의 서로 다른 모드에서 화상을 생성할 수 있도록 구성된다.
상기 제1 전치증폭기와 상기 제2 전치증폭기에는, 상기 제1 전치증폭기와 상기 제2 전치증폭기의 정격 공급 전압에 비해 저감된 소정의 공급 전압이 제공될 수 있다. 적어도 하나의 감쇠기가 3dB 내지 6dB의 공칭 범위에서 감쇠를 제공할 수 있다. 상기 적어도 하나의 감쇠기는, (a) 상기 제1 전치증폭기와 상기 제1 스플리터 사이, (b) 상기 제2 전치증폭기와 상기 제2 스플리터 사이, (c) 상기 제1 스플리터 뒤, (d) 상기 제2 스플리터 뒤 중 적어도 하나에 위치할 수 있다. 복수의 모드는, 좌측 루프, 우측 루프, 전체 루프, 전체 새들, 우측 루프와 좌측 루프(LL), 전체 루프와 전체 새들, 및 우측 루프, 좌측 루프, 전체 루프, 전체 새들(LLLS)을 포함하지만, 이러한 예들로 한정되지 않는다.
또한, 관심 영역의 화상을 얻기 위한 시스템을 제공한다. 시스템은, (a) 공동내 프로브, 및 (b) 공동내 프로브를 자기 공명 시스템과 인터페이싱하기 위한 인터페이스 장치를 포함한다. 상기 공동내 프로브는, (i) 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 각각 수신하도록 위상 어레이 구성으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들, (ii) 구동 커패시터에 개별적인 접지가 제공되도록 코일 루프들 중 하나의 구동 커패시터에 걸쳐 출력 케이블의 제1 단에서 연결된 한 쌍의 출력 케이블들, 및 (iii) 한 쌍의 코일 루프들의 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함한다. 상기 코일 루프들의 각각은 구동 커패시터와 튜닝 커패시터를 구비하고, 상기 튜닝 커패시터는 자기 공명 시스템의 작동 주파수에서 상기 튜닝 커패시터에 대응하는 코일 루프를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다. 상기 스페이서 재료는, 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 약 0.03인치 내지 약 0.06 인치 사이인 소정의 거리가 존재할 수 있게 하며, 이에 따라 화상의 취득 동안 상기 공동내 프로브가 환자의 공동 내로 삽입되는 경우, 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고, 관심 영역의 화상들을 재구성하는 데 적절한 관심 영역 내의 깊이에서 신호 대 잡음 비를 유지하고, 깁스 아티팩트를 비롯하여 화상이나 스펙트럼에서의 아티팩트를 저감할 수 있다. 상기 인터페이스 장치는, (i) 한 쌍의 코일 루프들 중 제1 코일 루프로부터 신호를 수신하여 제1 증폭 신호를 생성하기 위한 제1 전치증폭기, (ii) 한 쌍의 코일 루프들 중 제2 코일 루프로부터 신호를 수신하여 제2 증폭 신호를 생성하기 위한 제2 전치증폭기, (iii) 상기 제1 증폭 신호를 제1 채널 출력에 제공되는 우측 루프 신호 및 제1 합성 신호로 나누도록 상기 제1 전치증폭기에 동작가능하게 연결된 제1 스플리터, (iv) 상기 제1 증폭 신호를 제2 채널 출력에 제공되는 좌측 루프 신호 및 제2 합성 신호로 나누도록 상기 제2 전치증폭기에 동작가능하게 연결된 제2 스플리터, (v) 상기 제1 합성 신호를 나누도록 상기 제1 스플리터에 동작가능하게 연결된 제3 스플리터, (vi) 상기 제2 합성 신호를 나누도록 상기 제2 스플리터에 동작가능하게 연결된 제4 스플리터, (vii) 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터로부터 수신되는 신호들을 결합하여 새들 신호를 생성하도록 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터에 동작가능하게 연결된 0도 결합기, 및 (viii) 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터로부터 수신되는 신호들을 결합하여 제4 채널 출력에 제공되는 전체 루프 신호를 생성하도록 상기 제3 스플리터와 상기 제4 스플리터에 동작가능하게 연결된 180도 결합기를 포함한다.
상기 제1 전치증폭기와 상기 제2 전치증폭기에는, 상기 제1 전치증폭기와 상기 제2 전치증폭기의 정격 공급 전압에 비해 저감된 소정의 공급 전압이 제공된다. 인터페이스 장치는, 3dB 내지 6dB의 공칭 범위에서 감쇠를 제공하는 적어도 하나의 감쇠기를 더 포함할 수 있다. 상기 적어도 하나의 감쇠기는, (a) 상기 제1 전치증폭기와 상기 제1 스플리터 사이, (b) 상기 제2 전치증폭기와 상기 제2 스플리터 사이, (c) 상기 제1 스플리터 뒤, (d) 상기 제2 스플리터 뒤 중 적어도 하나에 위치할 수 있다.
상기 코일은 한 쌍의 디커플링 회로들을 더 포함할 수 있고, 상기 디커플링 회로들의 각각은 코일 루프들 중 하나의 튜닝 커패시터에 걸쳐 연결될 수 있다. 상기 디커플링 회로들의 각각은 능동 디커플링 회로, 수동 디커플링 회로, 또는 능동 및 수동 디커플링 회로일 수 있다. (a) 입력 커넥터, (b) 출력 커넥터, (c) 일단에서 상기 입력 커넥터를 통해 공동내 프로브의 출력 케이블들에 연결되고 유사한 다른 일단에서 상기 출력 커넥터를 통해 공동내 프로브를 위한 인터페이스 장치에 연결되는 한 쌍의 내부 케이블들, (d) 한 쌍의 발룬들-발룬들의 각각은 내부 케이블들 중 하나의 일단과 입력 커넥터 및 출력 커넥터 중 적어도 하나 사이에 상호 연결됨-, 및 (e) 그 부근에 연결된 적어도 하나의 케이블 트랩을 포함하는 중간 전선관을 제공할 수 있다.
상기 위상 어레이 구성은, 코일 루프들의 쌍이, 임계 중첩되거나, 공통 컨덕터를 공유하거나, 코일 루프들의 각각의 적어도 일부가 중첩되며 코일 루프들이 공통 컨덕터를 공유하는 하이브리드 중첩 구성으로 배치되는 것을 요구할 수 있다. 상기 출력 케이블들의 각각의 제2 단에 수동 디커플링 회로를 제공할 수 있다. 상기 수동 디커플링 회로들의 각각은 직렬 연결 백투백 다이오드들 및 리액턴스 성분을 포함할 수 있다. 리액턴스 성분은 인덕터와 커패시터 중 적어도 하나일 수 있다.
또한, 관심 영역의 화상을 얻도록 자기 공명 시스템과 함께 사용하기 위한 코일을 제공한다. 코일은, (a) 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 각각 수신하도록 위상 어레이 구성으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들, (b) 출력 케이블의 제1 단에서 상기 코일 루프들 중 하나의 구동 커패시터에 걸쳐 각각 연결된 복수의 출력 케이블, 및 (c) 상기 출력 케이블들의 각각의 제2단에서 적어도 하나의 수동 디커플링 회로를 포함한다. 상기 코일 루프들의 각각은 구동 커패시터 및 튜닝 커패시터를 구비하며, 상기 튜닝 커패시터는 자기 공명 시스템의 작동 주파수에서 상기 튜닝 커패시터에 대응하는 코일 루프를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다.
상기 스페이서 재료는 한 쌍의 코일 루프들의 앞면에 인접하여 위치할 수 있다. 상기 스페이서 재료는, 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 약 0.03인치 내지 약 0.06 인치 사이인 소정의 거리가 존재할 수 있게 하며, 이에 따라 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고, 관심 영역의 화상들을 재구성하는 데 적절한 관심 영역 내의 깊이에서 신호 대 잡음 비를 유지하고, 깁스 아티팩트를 비롯하여 화상이나 스펙트럼의 아티팩트를 저감할 수 있다.
상기 수동 디커플링 회로들의 각각은 직렬 연결 백투백 다이오드들 및 리액턴스 성분을 포함할 수 있다. 상기 리액턴스 성분은 인덕터와 커패시터 중 적어도 하나일 수 있다.
본 발명의 이러한 특성과 특징 및 다른 특성과 특징은, 제조 비용 절약과 성분들의 조합 및 구조의 관련 요소들의 기능과 동작의 방법과 함께, 유사한 참조 번호들이 다양한 도면들의 대응 부분들을 가리키며 또한 본 명세서의 일부인 첨부 도면을 참조하여 다음에 따르는 상세한 설명 및 청구범위를 고려하는 경우 더욱 명백해질 것이다. 그러나, 도면은 예시를 위한 것일 뿐이며 본 발명의 범위를 한정하려는 것이 아니라는 점을 명확하게 이해하기 바란다. 본 명세서의 청구범위에서 사용되는 바와 같이, "하나"(a, an) 및 "그"(the) 등의 단수 형태는, 특별히 달리 언급하지 않는 한, 복수의 지시 대상을 포함한다.
도 1A는 종래의 단일 루프의 개략도이며, 도 1B는 감지가 가능한 수직 지향 자계의 도면.;
도 2A는 종래의 버터플라이 코일의 개략도이며, 도 2B는 감지가 가능한 수평 지향 자계의 도면;
도 3은 종래의 구적 직장내 코일(quadrature endorectal coil)의 개략도;
도 4는 루프들이 부분적으로 중첩된 종래의 4채널 위상 어레이 직장내 코일의 개략도;
도 5는 본 발명에 따른 공동내 프로브의 사시도;
도 6은 본 발명의 제1 실시예에 따른 코일의 개략도;
도 7은 본 발명의 제2 실시예에 따른 코일의 개략도;
도 8은 화상에서 생성되는 고스팅 아티팩트(ghosting artifact)를 예시하는 도 6의 코일을 사용하여 MR 시스템에 의해 생성된 예시적인 화상;
도 9는 본 발명에 따라 스페이서 재료를 코일과 함께 사용하는 것을 예시하는 코일의 분해 사시도;
도 10은 도 9의 코일의 단면 조립도;
도 11은 본 발명의 제3 실시예에 따른 코일의 개략도;
도 12는 본 발명의 제4 실시예에 따른 코일의 개략도;
도 13A와 도 13B는 본 발명에 따라 인터페이스 장치에 연결된 도 12의 코일을 도시하는 블록도;
도 14는 본 발명에 따른 인터페이스 장치의 블록도;
도 15는 좌측 루프 모드에서 전류가 내부에 유도되는 방식을 도시하는 도 12의 코일의 개략도;
도 16A 내지 도 16C는 좌측 루프 모드에서 인터페이스 장치가 동작하는 방식을 도시하는 도 14의 인터페이스 장치의 개략도;
도 17은 우측 루프 모드에서 전류가 내부에 유도되는 방식을 도시하는 도 12의 코일의 개략도;
도 18A 내지 도 18C는 우측 루프 모드에서 인터페이스 장치가 동작하는 방식을 도시하는 도 14의 인터페이스 장치의 개략도;
도 19는 전체 루프 모드에서 전류가 내부에 유도되는 방식을 도시하는 도 12의 코일의 개략도;
도 20A 내지 도 20C는 전체 루프 모드에서 인터페이스 장치가 동작하는 방식을 도시하는 도 14의 인터페이스 장치의 개략도;
도 21은 새들 루프 모드에서 전류가 내부에 유도되는 방식을 도시하는 도 12의 코일의 개략도;
도 22A 내지 도 22C는 새들 루프 모드에서 인터페이스 장치가 동작하는 방식을 도시하는 도 14의 인터페이스 장치의 개략도; 및
도 23은 다양한 코일 구성의 신호 대 잡음 비(SNR)를 비교하는 그래프이다.
이하에서는, 설명을 위해, "상측", "상부", "하측", "하부", "우측", "좌측", "수직", "직교", "수평", "최상위", "최하위", "측면", "길이 방향"인 용어들 및 이들의 파생어는, 도면에 지향되고 및/또는 절차 동안 환자의 관점에서 보는 한 본 발명에 관련된다. 그러나, 본 발명은 명백하게 달리 언급된 경우를 제외하고는 다른 변형 및 스텝 순서를 취할 수 있다는 점을 이해하기 바란다. 또한, 도면에 도시하고 이하에서 설명하는 특정 장치와 프로세스는 단지 본 발명의 예시적인 실시예들이라는 점을 이해하기 바란다. 따라서, 본 명세서에서 개시하는 실시예들에 관한 특정 치수 및 기타 물성을 한정적으로 여겨서는 안 된다.
실시예들 및 관련된 양태들 모두에 있어서, 이상적으로는, 후술하는 본 발명은, 1.0, 1.5, 또는 3.0 테슬라 또는 이러한 값들의 범위 내의 임의의 자계 강도에서 동작하도록 설계된 자기 공명(MR) 시스템과 함께 이용되지만, 더욱 낮거나 높은 자계 강도에서 동작가능한 자기 공명 시스템에 적용될 수도 있다. 또한, 기술은 수평 또는 수직 보어(bore) 자석이나 다른 배향을 갖는 스캐너 구성 및 개방되거나 폐쇄된 보어 스캐너에 적용가능하다.
이하에서 설명하는 코일들은 도 5에 도시한 직장내 프로브(60) 등의 공동내 프로브에 통합될 수 있다. 공동내 프로브(60)는 가요성 샤프트(62) 및 벌룬(balloon) 구조(64)를 포함한다. 더욱 구체적으로, 이하에서 설명하는 코일들은 벌룬 구조(64)의 앞면에 부착된다. 벌룬 구조(64)는, 벌룬 구조(64)가 팽창되는 경우 코일을 환자의 직장 전립선 팽창부(rectal prostatic bulge)에 동작가능한 상태로 근접시키도록 구성되며, 이는 코일과 타겟 해부학적 구조 간의 결합을 최적화한다. 벌룬 구조(64)는 바람직하게 의료용 라텍스 또는 기타 적절한 탄성체 물질로 제조된다. 이러한 물질은, 물론, 비상자성이어야 하며 저 유전 손실을 나타내야 한다. 가요성 샤프트(62)는 내부에 두 개의 내강(lumen; 도시하지 않음)을 형성한다. 가요성 샤프트의 원단 근처의 원통형 벽 내에, 가요성 샤프트(62)는 내강들 중 하나와 연통되는 홀(도시하지 않음)도 형성한다. 이러한 내강과 홀은, 벌룬 구조가 팽창되면 벌룬 구조(64) 내로 펌핑되고 벌룬 구조가 수축되면 벌룬 구조 외부로 배출되는 유체(예를 들어, 기체 또는 액체)를 위한 통로로서 함께 기능한다. 가요성 샤프트의 원단으로부터 더 떨어진 곳에서, 가요성 샤프트(62)는 자신의 원통형 벽 내에 다른 홀을 형성한다. 다른 내강과 이 홀은, 출력 케이블들이 코일로부터 관통하는 전선관으로서 기능한다. 출력 케이블들은, 더욱 상세히 후술하는 바와 같이 공동내 프로브(60)를 적절한 인터페이스 장치와 연결하도록 출력 케이블의 근단에서 플러그(68)를 갖는 단일 덮개(66) 내에 수용될 수 있다.
공동내 프로브(60)는 이동 방지 디스크(anti-migration disc; 70) 및 핸들(74)을 더 포함한다. 핸들(74)은, 샤프트(62)의 근단에 고정됨으로써, 프로브(60)가 샤프트의 원단에서 쉽게 조작될 수 있게 하며, 그 위에 고정된 벌룬 구조(64)를 포함하여, 후술하는 바와 같이 직장 내에 삽입되고 공동 내에 적절히 정렬된다. 반강성(semi-rigid) 플라스틱이나 다른 적절한 폴리머로 형성된 이동 방지 디스크(70)의 형상은 반구형인 것이 바람직하다. 도 5에 도시한 바와 같이, 디스크(70)는 슬롯(76)을 형성한다. 이 슬롯(76)은 디스크(70)가 샤프트(62) 상으로 스냅핑(snap)될 수 있게 한다. 이동 방지 디스크(70)는, 프로브(60)가 직장 내에 삽입된 후 항문 괄약근에 인접하는 샤프트(62)에 부착되면, 프로브(60)가 결장의 정상적인 연동 활동으로 인해 과도하게 이동하는 것을 방지한다.
공동내 프로브(60)는 벌룬 구조(64)의 팽창을 제어하기 위한 수단도 포함한다. 팽창 제어 수단은 시린지(78), 튜브(80), 및 정지 콕(stop cock; 82)의 형태를 취하는 것이 바람직하다. 튜브(80)는 샤프트(62)의 근단에서 시린지(78)를 샤프트(62)의 유체용 내강에 연결한다. 정지 콕(82)은 튜브(80)에 직렬 연결되며 공기가 벌룬 구조(64)에 주입되는지 또는 벌룬 구조로부터 배출되는지를 제어하도록 기능한다.
동작시, 공동내 프로브(60)의 원단은 벌룬 구조(64)가 미팽창(uninflated) 상태에 있는 동안 직장을 통해 공동 내에 삽입된다. 프로브(60)는, 원단에서 삽입되면, 관심 영역에 인접하는 공동 내에서 회전 가능하게 또한 길이 방향으로 위치한다. 일단 공동내 프로브(60)가 정확하게 위치 결정되면, 이동 방지 디스크(70)를 괄약근에 인접하는 샤프트(62) 상으로 스냅핑하여 MR 스캐닝 절차 동안 공동내 프로브(60)가 제 위치에서 유지되는 것을 보장할 수 있다.
벌룬 구조(64)가 팽창하기 전에, 정지 콕(82)를 개방 상태로 전환해야 한다. 시린지(78)를 이용함으로써, 벌룬 구조(64)가 샤프트(62)에서 튜브(80), 정지 콕(82), 및 유체용 내강에서 팽창할 것이다. 벌룬 구조(64)가 팽창하면, 그 벌룬 구조의 외면이 관심 영역에 대향되는 공동의 벽에 강제로 인접되어, MR 스캐닝 절차 동안 MR 신호의 최적의 수신을 위해 코일을 전립선에 인접하게 위치시킨다. 이어서, 정지 콕(82)을 폐쇄 상태로 전환할 수 있다. 이어서, 공동내 프로브(60)를 덮개(66)의 플러그(68)를 통해 적절한 인터페이스 장치에 연결할 수 있다.
스캐닝 절차가 완료되면, 임상의는 정지 콕(82)을 개방 위치로 전환하여 벌룬 구조(64)를 수축시키면 된다. 이동 방지 디스크(70)가 샤프트(62)로부터 제거되는지 여부에 상관없이, 단지 공동내 프로브(60)의 핸들(74)을 조심스럽게 당김으로써 원단을 직장으로부터 제거할 수 있다.
이상에서 그리고 이하에서 특정한 구현예로, 즉, 적절한 하우징 내에 통합되어 직장 내에 삽입 가능한 공동내 프로브를 형성하여 남성 전립선의 화상 및/또는 스펙트럼을 얻을 수 있는 직장내 코일 어레이로서 본 발명을 설명하지만, 본 발명은, 입, 질을 통해 접속가능한 영역 또는 공동내 프로브에 의해 관통가능한 다른 오리피스 등의 다른 관심 영역들로부터 화상 및/또는 스펙트럼을 얻도록 동일하게 적응될 수 있다는 점을 이해하기 바란다. 또한, 본 명세서에서 제시하는 원리는 신체의 머리, 목, 흉상, 팔, 및 기타 구조의 영상을 위한 어레이 등의 다양한 표면 코일 어레이에 적용될 수도 있다는 점은 명백하다.
일반적으로, 본 명세서에서 설명하는 직장내 코일은, 전체 형상으로부터 무선 주파수(RF) 전류를 수신하도록 구성되고, 전술한 인터페이스 장치의 적절한 스플리터와 결합기를 사용하여 4채널 출력 장치로 튜닝된 2 요소 레이아웃(two element layout)을 포함한다.
도 6을 참조하면, 직장내 코일 어레이의 제1 실시예의 다양한 양태들이 도시되어 있다. 더욱 구체적으로, 도 6은 1.5T MRI 스캐너와 함께 동작하도록 구축된 직장내 코일 어레이의 제1 실시예의 원형의 개략도이다.
일반적으로 참조번호 (100)으로 지정된 직장내 코일은 외측 루프(102), 상기 외측 루프(102)를 양분하는 중심 컨덕터(104), 및 참조번호 (106)으로 지정된 출력선을 포함한다. 상기 외측 루프(102)는, 제1 및 제2 구동 커패시터(108, 110)와 제1 및 제2 튜닝 커패시터(112, 114)를 포함하는 복수의 커패시터를 포함한다. 대략 동일한 값들을 갖는 구동 커패시터들(108, 110)은, 외측 루프(102) 내에 직렬 배치되고, 이들의 접합 노드(116)에서 루프를 전기적으로 밸런싱하고 임피던스 매칭하도록 가상 접지를 형성한다. 튜닝 커패시터들(112, 114)도 외측 루프(102) 내에 직렬로 배치되며, 이들의 공통 노드(118)는 접합 노드(116)에 대하여 반대 방향에 위치한다. 대략 동일한 값들을 갖는 튜닝 커패시터들(112, 114)은 MR 시스템의 작동 주파수에서 외측 루프(102)를 공명시키도록 선택된다.
이러한 방식으로, 도 6의 외측 루프(102)는 1.5T MR 시스템의 작동 주파수에서 환자로부터 방출되는 MR 신호를 검출하도록 튜닝되었다. 외측 루프(102)의 형상은, 자계선들이 루프의 평면에 수직으로 지향되는 MR 신호만을 그 루프가 검출할 수 있음을 나타낸다. 그러나, 전술한 튜닝 기법은, 또한, 검출되는 수직 지향 MR 신호를 나타내며 외측 루프(102)에 의해 출력되는 전압 신호에 180도 위상 시프트를 가한다. 구체적으로, 접합 노드(116)에서의 가상 접지에 대하여, 제1 구동 커패시터(108)에 걸쳐, 즉, 제1 포트에서 검출가능한 전압 신호의 위상은, 제2 구동 커패시터(110)에 걸쳐, 즉, 제2 포트에서 검출가능한 전압 신호의 위상으로부터 180도이다.
중심 컨덕터(104)는 외측 루프(102)의 접합 및 공통 노드들(116, 118) 사이에 뻗어 있으며 이러한 접합 및 공통 노드들을 균등하게 양분하며, 이에 따라 코일(100)의 물리적 및 전기적 대칭성을 유지한다. 도 6은 중심 컨덕터(104)를 그 길이를 따라 튜닝 커패시터(120)를 배치한 것으로서 도시한다. 튜닝 커패시터(120)의 값은, 작동 주파수에서의 그 튜닝 커패시터의 리액턴스가 중심 컨덕터(104)의 리액턴스와 같도록 선택되었다. 이는 동작의 두 가지 모드가 동시에 발생할 수 있게 한다. 먼저, 동일한 유도성 리액턴스와 용량성 리액턴스는 중심 컨덕터(104)가 외측 루프(102)에 대하여 개방 회로로서 기능할 수 있게 한다. 이러한 경우에는, (화살표 WL로 표시된) 전체 루프를 나타내는 제1 채널 출력을 제공한다.
MR 신호의 수직 성분을 검출할 수 있도록 외측 루프(102)에 대한 개방 회로로서 기능하는 것 외에도, 중심 컨덕터(104)는 또한 외측 루프(102)와 함께 동작하여 코일(100)의 평면에 평행하게 지향되는 MR 신호를 검출하기 위한 버터플라이형 또는 새들형 코일을 에뮬레이션한다. 본 발명의 튜닝 기법은, 외측 루프(102)를 위한 간단한 루프 전류 경로를 생성할 뿐만 아니라, 결합된 외측 루프(102)와 중심 컨덕터(104)를 위한 (역회전 전류를 수반하는) 대체 전류 경로도 생성한다. 구체적으로, 수신 사이클 동안 그리고 접합 노드(116) 근처에서 시작되어, 수평 지향 MR 신호에 의해 유도되는 전류는 제2 구동 커패시터(110)를 걸쳐 외측 루프(102)의 원단까지 흘러 중심 컨덕터(104) 내로 흐른다. 이어서, 전류는 버터플라이 또는 새들 구조의 중간점을 가로 질러 제1 구동 커패시터(108)를 걸쳐 외측 루프(102)의 원단까지 흐르며 중심 컨덕터(104) 내로 흘러, 동작의 수신 사이클 동안 MR 신호를 검출하도록 코일(100)이 제 위치에 있는 한 다시 사이클을 시작한다. 이러한 경우에는, (화살표 SL로 표시된) 새들/버터플라이 모드를 나타내는 제2 채널 출력을 제공한다.
코일(100)용 출력선(106)은, 동축 케이블, 스트립라인, 마이크로스트립 등의 다양한 메커니즘 또는 다른 송신선 기술을 이용하여 구현될 수 있다. 도 6은 각 동축 케이블의 실드 컨덕터가 코일의 접합 노드(116)에 연결된 두 개의 동축 케이블(122, 124)을 도시한다. 케이블(122)의 중심 컨덕터는 제1 구동 커패시터(108)의 타측에 연결되는 한편, 케이블(124)의 중심 컨덕터는 제2 구동 커패시터(110)의 타측에 연결된다. 출력선(106)의 전기적 길이는, 미국 특허 출원 공개번호 제2009/0076378호에 개시된 이유로 인해 SL + n(λ/4)이어야 한다. λ는 MR 시스템의 작동 주파수의 파장이고, n은 홀수이며, 이 값은, 코일(100)이 실제로는 항상 코일이 연결되는 인터페이스 장치에 상당히 가깝기 때문에 통상적으로 1과 같을 것이다(이하에서는 1과 같은 것으로서 취급한다). SL은, 유도성 리액턴스가 출력선(106)의 단자들이 연결되는 제1 및 제2 구동 커패시터(108, 110)의 각각의 리액턴스와 동일한 크기를 갖는 추가 길이를 나타낸다. 예를 들어, 표준 플러그가 양측 케이블들의 컨덕터들을 수용함으로써, 각 케이블(122, 124)의 중심 및 실드 컨덕터들이 인터페이스 장치를 위한 적절한 소켓에 또는 다른 유형의 커넥터에 연결된다.
또한, 이하에서 설명하는 인터페이스 장치의 RF 스플리터 구성에 기초하여, 좌측 루프와 우측 루프에 대한 공통 컨덕터로서 기능하는 중심 컨덕터(104)를 이용하여 (도 6에서 화살표(LL)로 도시된) 좌측 루프 신호 및 (도 6에서 화살표(RL)로 도시된) 우측 루프 신호를 얻도록 두 개의 채널을 제공할 수도 있다.
코일(100)의 시험 테스트 동안, 신호 대 잡음 비(SNR)가 현재의 직장내 코일에 비해서는 뛰어나지만 원하는 만큼 높지는 않다고 결정되었다. 또한, 코일(100)을 이용하여 얻은 화상에서는, 이하에서 더욱 상세히 설명하듯이 불만족스러운 고스팅 아티팩트가 발생하였다.
이에 따라, 더욱 높은 SNR을 얻고자 코일의 제2 실시예를 개발하였다. 도 7을 참조해 보면, 일반적으로 참조번호 200으로 지정된 이 코일은 제1 코일 루프(202) 및 제2 코일 루프(204)를 포함한다. 한 쌍의 코일 루프들(202, 204)은 위상 어레이 구성으로 배치되고, 이러한 코일 루프들의 각각은 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 MR 신호를 수신한다. 제1 코일 루프(202)는 구동 커패시터(206) 및 튜닝 커패시터(208)를 포함한다. 튜닝 커패시터(208)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제1 코일 루프(202)를 공명시키는 값을 갖는다. 제2 코일 루프(204)는 구동 커패시터(210) 및 튜닝 커패시터(212)를 포함한다. 튜닝 커패시터(212)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제2 코일 루프(204)를 공명시키는 값을 갖는다.
또한, 코일(200)은 두 개의 동축 케이블(216, 218)을 포함하는 출력선(214)을 포함한다. 제1 동축 케이블(216)은 제1 구동 커패시터(206)에 걸쳐 제1 동축 케이블의 제1 단에서 연결되고, 제2 동축 케이블(218)은 제2 구동 커패시터(210)에 걸쳐 제2 동축 케이블의 제1 단에서 연결되고, 구동 커패시터들(206, 210)의 각각은 공통 접지를 공유한다. 이러한 구성을 하이브리드 중첩 구성이라 할 수 있다. 표준 플러그는 제2 단에서 양측 케이블들의 컨덕터들, 예를 들어, 각 케이블(216, 218)의 중심 컨덕터와 실드 컨덕터를 수용하고, 출력선(214)은 인터페이스 장치를 위한 적절한 소켓에 또는 다른 유형의 커넥터에 연결될 수 있다. 또한, 출력선(214)의 전기적 길이는 전술한 이유로 인해 SL + n(λ/4)이어야 한다.
이에 따라, 코일(200)의 제2 실시예는, 또한, 두 개의 요소(즉, 제1 코일 루프(202)와 제2 코일 루프(204)를 포함하고, 4채널 출력을 제공하도록 구성된다. 더욱 구체적으로, 코일(200)은, 전체 루프를 나타내는 제1 채널 출력 및 새들/버터플라이 모드를 나타내는 제2 채널 출력을 제공하도록 구성된다. 또한, 이하에서 설명하는 인터페이스 장치의 RF 스플리터 구성에 기초하여, 좌측 루프 신호를 얻도록 제3 채널 출력을 제공할 수 있고, 우측 루프 신호를 얻도록 제4 채널 출력을 제공할 수 있다.
그러나, 코일(200)의 시험 테스트 동안, 이 코일 구성의 SNR은 코일(100)의 제1 실시예에 비해 개선되었지만, 이 코일(200)을 이용하여 얻어진 화상에서는, 불만족스러운 고스팅 아티팩트가 계속 생성되었다.
도 6과 도 7에 도시한 직장내 코일의 통상적인 사용시 불필요한 부작용은, 코일 컨덕터가 직장 벽의 조직에 매우 가깝게 있음으로 인해 코일 컨덕터 근처에서 신호 강도가 과다하다는 점이다. 이러한 신호 강도는 아날로그 신호 경로에서의 통상적인 신호 레벨을 훨씬 초과하며, 피험자의 움직임이 없더라도 화상의 "고스팅"으로서 표현될 수 있는 깁스 아티팩트를 비롯한 불필요한 효과를 야기할 수 있다. 이러한 아티팩트는, 채용되는 다양한 후처리로 인해 스캐너 제조사들 간에 다르며, 스캐너 및 신호 처리 시스템이 구형일수록 더욱 명확해지는 경향이 있다. 다른 효과로는, 코일 컨덕터 근처의 콘트라스트가 최소인 신호 포화가 있으며, 이에 따라 임상적으로 유용한 화상 상세를 이용할 수 없다.
도 8을 참조해 보면, 도 6 또는 도 7의 코일을 이용하여 MR 시스템에 의해 생성되는 예시적인 화상에서 발생한 고스팅 아티팩트를 제공하고 있다. 이러한 고스팅 아티팩트(250)는 코일이 제공되어 있는 위치로부터 방출되는 작고 밝은 링으로 보인다. 고스팅 아티팩트는 문헌에서 "모션 아티팩트"라고도 한다. 그러나, 이러한 아티팩트는, 움직임이 없더라도 도 6과 도 7의 코일을 이용하여 제공되는 화상에서 생성된다. 이러한 아티팩트들은, 화상 처리의 입력 단계에서 신호 레벨의 시프트/점프가 급격하거나 갑작스러운 깁스 현상으로 인해 관찰되므로, "깁스 아티팩트" 또는 에지/천이/링잉 아티팩트로 분류할 수 있다.
미국 물리학자 J. Willard Gibbs의 이름을 딴 깁스 현상은, 구분적 미분가능 주기 함수의 푸리에 급수가 점프 불연속적으로 기동하는 특이한 방식이다. 깁스 현상은, (주기성이 필요하지 않은 경우) 헤비사이드 계단 함수 또는 (주기성이 필요한 경우) 구형파를 싱크 함수로 컨볼브한 결과로서 알 수 있다. 싱크 함수의 진동으로 인해 출력에 리플이 발생한다.
MR 영상에 있어서, 깁스 현상은 신호 강도가 현저하게 다른 인접하는 영역들이 존재하는 경우 아티팩트를 야기한다. 깁스 아티팩트는, 강도가 갑작스럽게 변하는 경계에 평행하고 인접하는 밝은 선 또는 어두운 선이다(도 8의 요소(250)를 참조). 이러한 아티팩트는 화상을 재구성하도록 푸리에 변환에 의해 사용되는 인코딩 단계들의 유한 개수에 관련된다.
깁스 아티팩트는 신호 레벨 천이가 증가함에 따라 증가한다고 검증되었다. 코일들(100, 200)의 각각은 공통 컨덕터를 포함한다. 공통 컨덕터 설계는 이전의 코일 설계보다 상당히 높은 SNR을 갖는다. 그러나, 이러한 코일들은 또한 현재의 코일 설계에 비해 신호 레벨의 천이가 훨씬 향상된다. 이렇게 존재하는 아티팩트들은, MR 시스템의 MR 스캐너의 소프트웨어 및/또는 하드웨어를 변경함으로써 저감될 수 있다. 예를 들어, 로우 패스 필터 등의 향상된 필터링 메커니즘을 스캐너에 제공하여, 저 신호 강도의 영역으로부터 고 신호 강도의 영역으로의 천이 후의 리플을 저감할 수 있다. 또한, MR 시스템의 MR 스캐너의 소프트웨어는 깁스 아티팩트 또는 링잉 아티팩트를 상쇄하도록 맞춰진 보상 알고리즘을 사용하도록 재구성될 수도 있다. 이러한 해결책 모두는, 고가의 MR 스캐너의 재설계를 필요로 하므로, 바람직하지 못하다. 바람직한 해결책은, 코일이 저가의 일회용 유닛이기 때문에 코일 설계를 변경함으로써 깁스 아티팩트를 저감하는 것이다.
따라서, 다양한 테스트에 의해, 코일 및 인터페이스 장치를 변경하여 존재하는 깁스 아티팩트들을 급격히 저감할 수 있음을 알게 되었다. 우선, 코일을 표면으로부터 멀리 이격함으로써 전치 레벨을 저감한다는 것을 알게 되었다. 이에 따라, 도 9와 도 10을 참조해 보면, 본 명세서에서 설명하는 코일 설계들의 각각은 코일의 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함한다. 예를 들어, 스페이서 재료는 3개의 스트립(220, 222, 224)을 포함할 수 있다. 스페이서 재료 스트립들(220, 222, 224)은, 코일을 포함하는 공동내 프로브가 환자의 직장 등의 공동 내로 삽입되는 경우, 코일과 전립선 등의 관심 영역 사이에 h1과 h2인 소정의 거리를 보장하는 두께를 갖는다. 중첩된 코일 루프들 위에 제공된 스페이서 재료 스트립(222)은 코일 루프들의 외측에서 스페이서 재료 스트립들(220, 224)보다 큰 두께를 갖고, 그 이유는 이 영역에서 생성되는 아티팩트들이 에지에서 생성되는 아티팩트들보다 많기 때문이다. 스페이서 재료 스트립들에 의해 제공되는 소정의 거리의 범위는 통상적으로 약 0.03인치 내지 약 0.06인치이다. 스페이서 재료는 MR 시스템에 의해 검출되지 않는 발포 재료(foam material) 등의 임의의 재료일 수 있다. 스페이서 재료의 스트립들을 사용하는 것을 설명하였지만, 스페이서 재료의 연속 시트를 사용할 수도 있다.
코일을 표면으로부터 멀어지게 이격함으로써, 저 신호 강도의 영역으로부터 고 신호 강도의 영역으로의 천이가 저감되며, 이에 따라 깁스 아티팩트를 저감한다. 더욱 구체적으로, 현재 형태의 직장내 코일은, 생체 적합성 벌룬에 의해 지지되고 이러한 생체 적합성 벌룬 내에 둘러싸인, 기판 상의 한 쌍의 코일 루프들로 이루어진다. 이 벌룬은, 팽창되어 직장 벽에 대하여 코일 루프들을 가압하여 일관된 코일 위치 결정 및 밀착을 보장하여 (이러한 예의 경우) 전립선의 최상의 영상이 가능하도록 설계된다. 코일 요소를 덮는 벌룬의 벽 두께(0.010인치 이하)가 매우 작다는 사실 때문에, 코일 컨덕터가 직장 벽에 밀착하게 된다.
전자기장(및 이에 따라 인터페이스 및 스캐너 신호 경로에 의해 알 수 있는 바와 같이 발생하는 신호 강도)가 "역 제곱 법칙"을 따르는 것은 알려져 있는 현상이며, 이는, 이러한 경우에 적용되는 경우, 신호 강도가 코일 컨덕터로부터의 거리의 제곱에 반비례한다는 것을 의미한다. 실질적으로, 이는, 환자의 해부학적 구조의 코일 컨덕터에 가장 가까운 부분으로부터의 코일 컨덕터의 거리를 두 배로 함에 따라 신호 강도가 그 해부학적 구조에서의 이전 레벨의 1/4로 되는 한편 코일 컨덕터의 평면에 직각으로 관심 영역에서 신호 저감이 덜 분명해진다는 것을 의미한다.
따라서, 0.010인치인 임의의 코일 컨덕터 간격을 사용하고 (직장내 코일 컨덕터에 가장 가까운 환자의 해부학적 구조를 나타내는 영상 팬텀의 작은 영역의 화소 값으로서 측정된) 36,000 유닛의 신호 레벨을 사용하는 경우, 그 간격을 예를 들어 0.020인치로 두 배로 함으로써, 그 작은 영역에서의 신호 강도가 9,000 유닛으로 저감된다. 따라서, 코일 컨덕터 상에 제공된 미리 결정된 간격은, 영상 볼륨의 근위 영역에서의 신호 강도 점프를 저감하고, 이에 따라 적절히 기능하여 깁스 아티팩트를 비롯한 아티팩트들을 저감한다.
또한, 신호가 저감될 수 있으며 이에 따라 잡음이 저감되어 SNR을 증가시키는 한편 인터페이스 장치를 약간 변경하여 아티팩트들을 저감할 수 있다는 것을 알게 되었다. 우선, 인터페이스 장치는, 이하에서 더욱 상세히 설명하는 바와 같이 한 쌍의 전치증폭기들을 포함한다. 전치증폭기들의 정격 공급 전압에 비해 소정의 저감된 공급 전압을 전치증폭기들에 제공함으로써 코일에 의해 생성되는 신호를 저감하는 효과가 있으나, 이러한 신호 저감에 따라 더 큰 잡음 저감이 수반된다는 것을 알게 되었다. 이에 따라, SNR이 증가된다. 예를 들어, 이러한 전치증폭기들에는 통상적으로 10V의 공급 전압이 제공된다. 전치증폭기의 공급 전압을 5V로 감소시키고 3dB 내지 9B 범위의 감쇠를 갖는 감쇠기를 그 전치증폭기 뒤에 위치시킴으로써 코일에 의해 생성되는 신호를 저감하는 효과가 있음을 알게 되었다. 그러나, 이러한 신호 저감에 따라 더욱 큰 잡음 저감이 수반된다. 이에 따라, SNR이 증가된다.
마지막으로, 코일을 표면으로부터 멀어지게 이격시키면서 전치증폭기에 저감된 공급 전압인 5V를 인가함으로써 화상에서 생성되는 깁스 아티팩트들을 상당히 저감하지만, 화상에서 생성되는 아티팩트들은 현재의 코일 설계보다는 여전히 많다. 이에 따라, 두 개의 루프가 공통 컨덕터나 공통 접지를 포함하지 않는 중첩된 두 개의 루프 설계를 갖는 코일을 이용함으로써, SNR과 타협하지 않고 저감된 아티팩트에 연관된 저감된 신호 강도를 달성할 수 있음을 알게 되었다.
더욱 구체적으로, 도 11을 참조해 보면, 일반적으로 참조번호 300으로 지정된 직장내 코일의 제3 실시예는 제1 코일 루프(302) 및 제2 코일 루프(304)를 포함한다. 한 쌍의 코일 루프들(302, 304)은 위상 어레이 구성으로 배치되며, 각 코일 루프는 해당 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 MR 신호들을 수신한다. 제1 코일 루프(302)는 구동 커패시터(306) 및 튜닝 커패시터(308)를 포함한다. 튜닝 커패시터(308)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제1 코일 루프(302)를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다. 제2 코일 루프(304)는 구동 커패시터(310) 및 튜닝 커패시터(312)를 포함한다. 튜닝 커패시터(312)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제2 코일 루프(304)를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다.
또한, 코일(300)은 두 개의 동축 케이블(316, 318)을 포함하는 출력선(314)을 포함한다. 제1 동축 케이블(316)은 자신의 제1 단에서 제1 구동 커패시터(306)에 걸쳐 연결되고, 제2 동축 케이블(318)은 자신의 제1 단에서 제2 구동 커패시터(310)에 걸쳐 연결되고, 구동 커패시터들(306, 310)의 각각에는 개별적인 접지가 제공된다.
이에 따라, 코일(300)의 제3 실시예도 두 개의 요소(즉, 제1 코일 루프(302)와 제2 코일 루프(304))를 포함하며, 4채널 출력을 제공하도록 구성된다. 더욱 구체적으로, 코일(300)은, 전체 루프를 나타내는 제1 채널 루프 및 새들/버터플라이 모드를 나타내는 제2채널 출력을 제공하도록 구성된다. 또한, 이하에서 설명하는 인터페이스 장치의 RF 스플리터 구성에 기초하여, 제3 채널 출력을 제공하여 좌측 루프 신호를 얻을 수 있고 제4 채널 출력을 제공하여 우측 루프 신호를 얻을 수 있다.
표준 플러그(320)는 제2 단에서 양측 케이블의 컨덕터들, 예를 들어, 각 케이블(316, 318)의 중심 컨덕터와 실드 컨덕터를 수용하며, 출력선(314)은 인터페이스 장치를 위한 적절한 소켓 또는 다른 유형의 커넥터에 연결될 수 있다.
또한, 코일의 전술한 실시예들은 안전 SAR 한계값 내에서 동작하도록 설계되지 않았음을 알게 되었다. 이에 따라, 이러한 안전 SAR 한계값을 얻는 데 추가 디커플링 회로가 필요하다. 더욱 구체적으로, 제1 능동 디커플링 회로(322)는 제1 코일 루프(302)의 튜닝 커패시터(308)에 걸쳐 연결되고, 제2 능동 디커플링 회로(324)는 제2 코일 루프(304)의 튜닝 커패시터(312)에 걸쳐 연결된다. 이러한 디커플링 회로들(322, 324)의 각각은 PIN 다이오드(326, 330) 및 직렬로 제공된 인덕터(328, 332)를 포함한다. 송신 사이클 동안, 인터페이스 장치는 PIN 다이오드들(326, 330)을 온(on)으로 바이어싱하여 병렬 공진으로 인해 코일을 개방하도록 구성된다. 또한, 제1 수동 디커플링 회로(334)는 제1 동축 케이블(316)의 제2 단에 제공되고, 제2 수동 디커플링 회로(336)는 제2 동축 케이블(318)의 제2 단에 제공된다. 이러한 수동 디커플링 회로들(334, 336)의 각각은 직렬 연결된 백투백 다이오드들(338, 342) 및 커패시터들(340, 344)을 포함한다. 수동 디커플링 회로들(334, 336)은 RF 여기장에 의해 유도되는 더욱 높은 전압에 응답하여 전도하도록 구성된다. 이러한 수동 디커플링 회로들(334, 336)을 사용함으로써, 출력선(314)이 전기적 길이인 SL + n(λ/4)을 가질 필요가 없다. 이에 따라, 출력선(314)은 임의의 실용적인 전기적 길이를 가질 수 있다.
본 발명의 제4 실시예에 따른 직장내 코일의 다른 구성이 도 12, 도 13A, 및 도 13B에 도시되어 있다. 일반적으로 참조번호 400으로 지정된 직장내 코일은 제1 코일 루프(402) 및 제2 코일 루프(404)를 포함한다. 한 쌍의 코일 루프들(402, 404)은 위상 어레이 구성으로 배치되고, 각 코일 루프는 해당 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 MR 신호들을 수신한다. 제1 코일 루프(402)는 구동 커패시터(406) 및 튜닝 커패시터(408)를 포함한다. 튜닝 커패시터(408)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제1 코일 루프(402)를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다. 제2 코일 루프(404)는 구동 커패시터(410) 및 튜닝 커패시터(412)를 포함한다. 튜닝 커패시터(412)는 MR 시스템의 작동 주파수에서 제2 코일 루프(404)를 공명시키도록 선택된 값을 갖는다.
또한, 코일(400)은 두 개의 동축 케이블(416, 418)을 포함하는 출력선(414)을 포함한다. 제1 동축 케이블(416)은 자신의 제1 단에서 제1 구동 커패시터(406)에 걸쳐 연결되고, 제2 동축 케이블(418)은 자신의 제1 단에서 제2 구동 커패시터(410)에 걸쳐 연결되고, 구동 커패시터들(406, 410)의 각각에는 개별적인 접지가 제공된다.
이에 따라, 코일(400)의 제4 실시예도 두 개의 요소(즉, 제1 코일 루프(402) 및 제2 코일 루프(404))를 포함하고, 4채널 출력을 제공하도록 구성된다. 더욱 구체적으로, 코일(400)은, 전체 루프를 나타내는 제1 채널 출력 및 새들/버터플라이 모드를 나타내는 제2 채널 출력을 제공하도록 구성된다. 또한, 이하에서 설명하는 인터페이스 장치의 RF 스플리터 구성에 기초하여, 제3 채널 출력을 제공하여 좌측 루프 신호를 얻을 수 있고, 제4 채널 출력을 제공하여 우측 루프 신호를 얻을 수 있다. 이러한 모드들의 각각은 도 15 내지 도 22를 참조하여 이하에서 더욱 상세히 설명한다.
또한, 코일(400)은, 제1 코일 루프(402)의 튜닝 커패시터(408)에 걸쳐 연결된 제1 수동 디커플링 회로(422) 및 제2 코일 루프(404)의 튜닝 커패시터(412)에 걸쳐 연결된 제2 수동 디커플링 회로(424)를 포함한다. 이러한 디커플링 회로들(422, 424)의 각각은 직렬 연결된 백투백 다이오드들(426, 430) 및 인덕터(428, 432)를 포함하다. 수동 디커플링 회로들(422, 424)은 RF 여기장에 의해 유도되는 더욱 높은 전압에 응답하여 전도전도하도록 구성된다. 이에 따라, 수동 디커플링 회로들(422, 424)에 의해, 코일이 RF 송신 사이클 동안 개방 회로로서 기능하게 된다. 수동 디커플링 회로들(422, 424)의 다이오드 결합도 능동 디커플링 다이오드의 기능을 제공할 수 있다는 점에 유의한다. 이에 따라, 도 12에서는 수동 디커플링 회로들(422, 424)의 한 쌍만을 도시하고 있지만, 당업자에게는, 이러한 수동 디커플링 회로들(422, 424)이 수동 및 능동 디커플링 회로들로서 구성될 수 있다는 점이 명백하다.
도 13A와 도 13B 및 도 12를 구체적으로 참조해 보면, 표준 플러그(434)는, 제2 단에서 출력선(414)의 양측 케이블들(416, 418)의 컨덕터들, 예를 들어, 각 케이블(416, 418)의 중심 컨덕터와 실드 컨덕터를 수용한다. 출력선(414)에는, 공동내 프로브를 더욱 쉽게 다룰 수 있도록 핸들(436)도 제공될 수 있다. 본 실시예에서는, 중간 전선관(438)을 추가함으로써, 출력선(414)이 SL + n(λ/4)의 전기적 길이를 가질 필요가 없다. 중간 전선관(438)은, 출력선(414)의 플러그(434)에 대응하며 이 플러그와의 연결을 위한 입력 커넥터(440), 및 인터페이스 장치(500)에 연결하기 위한 출력 커넥터(442)를 구비한다. 또한, 중간 전선관(438)은, 일단에서 입력 커넥터(440)를 통해 공동내 프로브의 동축 케이블들(416, 418)에 연결되고 유사한 타단에서 출력 커넥터(442)를 통해 인터페이스 장치(500)에 연결되기 위한 한 쌍의 내부 케이블들을 포함한다. 발룬들(444)의 한 쌍도 제공한다. 발룬들(444)의 각각은 내부 케이블들 중 하나의 일단과 입력 커넥터(440) 사이에 상호 연결된다. 또한, 발룬들(444)의 한 쌍이 중간 전선관(438)의 출력단과 입력단에서 내부 케이블들 중 하나의 일단과 출력 커넥터(442) 사이에 연결될 수도 있다는 점에 유의한다. 중간 전선관(438)은 적어도 하나의 케이블 트랩(446)을 더 포함하며, 바람직하게는 도 13B에 도시한 바와 같이 그 근처에 연결된 두 개의 케이블 트랩(446)을 포함한다. 케이블 트랩들(446)은 불필요한 전류가 중간 전선관의 한 쌍의 내부 케이블들의 실드 컨덕터 상에 흐르는 것을 방지한다. 인터페이스 장치(500)는 케이블(448)과 커넥터(450)를 통해 MR 시스템에 연결된다. 케이블(448)은 그 근처에 위치한 케이블 트랩(452)을 가질 수 있다.
작고 가요성 있으며 손상을 방지하며, 임의의 내부 성분을 수용하는 벌룬형 인클로저를 통해 그 내부 성분이 돌출될 가능성을 최소화하도록 설계되는 공동내 프로브를 필요로 하기 때문에, 전술한 코일들의 각각은, 얇고 가요성 있는 유전 재료로 형성되어, 양측에 부착된 구리 패턴들이 도전성 경로를 형성할 뿐만 아니라 튜닝과 디커플링에 필요한 커패시터 모두를 형성할 수도 있다. 또한, 코일들의 각각을 일회용 공동내 프로브의 일체형 성분으로서 제시하려 하므로, 이러한 제조 기술은 프로브의 제조 동안 상당한 절약을 실현하는 목표에 일조할 수 있다. 이는, "미리 인쇄된" 코일을 위한 제조 공정에서는, 개별적인 성분들로부터 제조되는 코일에 비해 완제품을 검사하는 데 드는 노동과 시간이 상당히 덜하기 때문이다.
본 명세서에서 개시하는 2-루프 직장내 코일을 위한 가장 효과적인 수동 디커플링 기법은, 도 12에 도시한 바와 같이 각 루프의 튜닝 커패시터에 걸쳐 차단 임피던스(blocking impedance)를 가하도록 적절한 인덕터와 직렬로 된 4개의 반평행(anti-parallel) 실리콘 PIN 다이오드들의 비자성의 미리 패키징된 세트를 사용하는 것이다. 그러나, 이는, 단일 스캔 절차 후에 폐기되는 "일회용"으로 의도되었기 때문에, 직장내 코일에 대한 매우 고가의 해결책이다.
안전하지만 비용 면에서 효과적인 수동 디커플링 방법을 제공하고자, 도 11에 도시한 바와 같이 직장내 코일을 위한 다른 방법을 채용하였다. 저가의 반평행 단일 다이오드(이 경우, 예를 들어, BAV-99였음)와 직렬로 된 칩 커패시터를 포함하는 수동 디커플링 회로들(334, 336)은, 코일의 RF 플러그(320)도 실장되는 작은 PCB 상에서 코일의 동축 케이블들의 각각의 실드와 중심 컨덕터 사이에 연결된다. 칩 커패시터의 값은, 동축 케이블 스터브 길이인 8.5인치(64MHz에서 24도)와 함께, 루프의 구동 커패시터의 용량성 리액턴스와 동일한 유도성 리액턴스에 따라 다이오드 전도시 코일 루프에서의 평행-공진 차단 회로가 발생하도록 선택되었다.
(코일형 검출 및 능동 디커플링 바이어스 회로를 제공하는) 전용 인터페이스 장치 없이 직장내 코일을 사용하는 환자가 스캐닝되는 가능성 적은 조건이 발생하면, 코일 루프는 스캐너의 신체 송신 코일에 연결되며, 코일 요소들로부터 동축 케이블과 칩 커패시터를 통해 신호 다이오드들로 전파될 작은 RF 전압을 생성한다. 이 전압이 다이오드 쌍의 전도 임계값을 초과하여 상승하면, 다이오드들이 전도하기 시작하며, 이에 따라 커패시터에 직렬로 연결된 저항처럼 기능한다. 그 결과, 루프의 구동 커패시터에 걸쳐 차단 임피던스가 증가하며, 이에 따라, 루프 전류가 감소된다. 더 많은 RF 전력이 증분되어 루프에 인가되면, 그 전력으로 인해 다이오드들이 완전 전도 상태에 도달할 때까지 더욱 전도하게 된다고 추론할 수 있다. 이 "평형"점에서, 루프는 전압원으로서 기능하며, 흡수된 전력의 대부분은, 루프의 구동 커패시터, (손실있는 인덕턴스로서 기능하는) 동축 케이블, 디커플링 칩 커패시터, 및 다이오드 쌍 간에 분산된다.
평형점으로 인해 코일 루프에 의해 형성되는 어떠한 과도한 성분 가열이나 과도한 SAR이 발생하지 않도록 코일 루프 자체와 다양한 성분들의 온도 테스트를 이용하여 이 방법을 신중하게 테스트하고 구현해야 한다. 어느 경우든, 이 방법은 "이차 고장" 안전 대책으로서 기능하며, 드물게 발생할 것으로 예상된다.
또한, 이 방법은, 다이오드 쌍과 디커플링 커패시터가 영상 관심 영역으로부터 충분히 멀리 위치하여 자기 특성이 약간 있는 시판 성분을 사용할 수 있다는 점에서 비용 장점을 제공한다. 이에 따라, 도 11에 도시한 코일 구성이 현재 바람직한 실시예이다.
도 14를 참조하고 도 12, 도 13A, 및 도 13B를 계속 참조해 보면, 코일(400)을 1.5T MR 시스템의 적절한 입력 포트(들)에 인터페이싱하도록 일반적으로 참조번호 (500)으로 지정된 인터페이스 장치의 일 실시예가 도시되어 있다.
인터페이스 장치(500)는, 전치증폭기 네트워크(502, 504), 전력 스플리터 네트워크(506, 508, 510, 512), 180도 결합 네트워크(514), 및 0도 결합 네트워크(516)를 포함한다. 감쇠기(도시하지 않음)을 제공하여 신호를 약 3dB로부터 약 9dB로 공칭 감쇠한다. 감쇠기는, (a) 제1 전치증폭기 네트워크(502)와 제1 전력 스플리터 네트워크(506) 사이, (b) 제2 전치증폭기 네트워크(504)와 제2 전력 스플리터 네트워크(508) 사이, (c) 제1 전력 스플리터 네트워크(506) 뒤, 및 (d) 제2 전력 스플리터 네트워크(508) 뒤 중 적어도 하나에 위치할 수 있다. 전력 스플리터 및 결합 네트워크들은 표준 Wilkinson형 설계로 구현될 수 있으며, 전치증폭기 네트워크들은 이상적으로 28dB 공칭 이득으로 실현될 수 있다. 전치증폭기 네트워크들(502, 504)은, 라모어 주파수에서 저 임피던스(Ω 실수)를 제공하도록 설계된 튜닝된 입력 회로와 함께 시판되고 있는 미니어처 저 잡음 28dB 이득 실드 유닛을 이용하여 구현될 수 있다. 전치증폭기 네트워크들(502, 504)을 각자의 PIN 다이오드들(518, 520)(도 16 참조)에 전자의 저 임피던스를 고려하여 가깝게 배치함으로써, 코일(400)과 함께 사용되는 표면 코일(또는 표면 코일의 어레이)로부터 수신 사이클 동안 소정의 분리 조치를 취할 수 있다. 수동 보호 다이오드 네트워크들은, 송신 사이클 동안 MR 시스템의 보어 내에서 인터페이스 장치(500)가 연결 해제되어야 한다면, RF 송신 펄스 동안 과도한 RF 전압이 전치증폭기 네트워크들(502, 504)을 손상시키는 것을 방지하도록 인터페이스 장치(500)에 포함된다. 이러한 다이오드 네트워크들도 동일한 경우에 코일에 대한 소정의 디커플링을 제공한다.
전력 스플리터 네트워크들(506, 508)은 전치증폭기 네트워크들(502, 504)의 출력에서 50오옴/0도 스플리터들로서 사용된다. 전력 스플리터 네트워크들(510, 512)도 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)의 각각의 출력에서 50오옴/0도 스플리터들로서 사용된다. 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)의 각각의 다른 출력은 케이블 트랩(522)에 직접 전달되며 이 케이블 트랩은 그 출력을 4개 채널(524, 526, 528, 530) 중 하나에 전달한다. 두 개의 결합 네트워크(514, 516)도 50오옴 장치로서 구성된다. 그 결과, 이러한 4개의 네트워크는, 동위상(equal-phase) 길이 50오옴 동축 케이블, PCB 스트립라인, 마이크로스트립, 또는 다른 송신선 매체에 의해 도시한 바와 같이 상호 연결될 수 있다. 또한, 두 개의 결합 네트워크(514, 516)의 출력은 스위칭 네트워크들(532, 534)의 한 쌍에 제공되며, 이 한 쌍은 그 신호를 적절한 채널에, 또는 선택 사항으로, 스캐너 또는 MR 시스템이 분광 모드에서 동작하도록 구성된 경우 90도 하이브리드 결합 네트워크(536)에 전달한다.
본 발명의 전술한 설명에 기초해 볼 때 명백하듯이, 본 명세서에서 개시하는 직장내 코일은, 전체 형상으로부터 무선 주파수(RF) 전류를 수신하도록 구성되고 인터페이스 장치에서 적절한 스플리터와 결합기를 사용하여 4채널 출력 장치로 튜닝된 2 요소 레이아웃을 포함한다. 더욱 구체적으로, 본 명세서에서 개시하는 2 요소 공통 컨덕터 레이아웃은, 동일한 급전점으로부터의 결합기 네트워크들에 기초하여 두 개의 루프 또는 하나의 루프 및 새들 조합을 생성할 수 있다. 또한, 이러한 고유한 전계 패턴들 모두는 개별적으로 얻어질 수 있어서, RF 전류 분포에 연관된 고유한 방사 패턴을 갖는 4개의 고유 채널을 얻을 수 있다. 당업자에게는, 다양한 다른 위상 조합 네트워크들을 생성하여 이를 연장할 수 있으며 전술한 바 외에도 유용한 신호를 얻을 수 있다는 점이 명백하다. 스플리터-결합기 네트워크에 기초하여 서로 다른 다양한 전계 패턴들을 얻고 2개의 채널 출력보다 많은(3, 4, 6, 8개 등) 개별적인 채널 출력을 얻을 가능성은 많다. 또한, 이 이론을 두 개의 요소보다 많은 요소들에 적용할 수 있고 단지 2 요소 기여보다 뛰어난 SNR을 생성하는 것으로 실증된 증가된 채널 출력의 동일한 이점을 얻을 수도 있다.
또한, 현재의 MR 스캐너에서 이용가능한 수신기의 개수가 증가할수록, 영상 요소들의 더욱 적은 개수를 갖는 코일 레이아웃을 개시된 기술로 설계하여 그러한 더욱 적은 개수의 영상 요소들을 이용하여 더욱 많은 채널의 영상 시스템을 생성할 수 있으며 이에 따라 비용을 더욱 저감한다는 점은 명백하다. 예를 들어, 현재의 16 요소 코일 레이아웃은, 8채널 멀티플렉싱된 또는 결합된 출력에 대해서도 인터페이스 장치에서 16개의 전치증폭기를 이용한다. 본 발명의 이론을 이용함으로써, 16 요소 코일을 갖는 코일에서는 8개의 전치증폭기만을 사용하여 16 채널 출력을 얻는다. 이는, 전치증폭기 및 연관된 회로의 개수가 절반만 필요하기 때문에 회로가 덜 복잡해지고, 관리해야 할 RF 케이블의 개수가 절반으로 되기 때문에 케이블 관리가 더욱 양호해지고, 제조 및 튜닝에 있어서 비용이 덜 들고, 제조 및 튜닝이 더욱 쉬워지고, 선택한 관심 영역에 대한 성능을 여전히 최대화하는 데 상당히 기여한다. 또한, 이러한 코일 레이아웃은, 루프가 많아질수록 통과 깊이가 더 커진다는 것이 당업계에 알려져 있기 때문에 현재의 코일에 대하여 증가된 통과 깊이를 제공한다.
본 발명의 성분들을 설명하였으므로, 이하에서는, 다양한 모드에서의 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 도 13 내지 도 19를 참조하여 설명한다. 다음에 따르는 설명은 도 12에 도시한 코일(400)에 기초하고 있지만, 이러한 설명은 도 6, 도 7, 및 도 11에 도시한 코일의 실시예들에도 동일하게 적용 가능하다.
좌측 루프 모드
도 15와 도 16A 내지 도 16C를 참조하여, 좌측 루프 모드에서의 코일(400)과 인터페이스(500)의 동작을 이제 설명한다. 송신 모드 동안, PIN 다이오드(518)는 PIN 다이오드 바이어스(538)로부터의 신호에 의해 켜진다(도 16C 참조). 이 PIN 다이오드(518)는 접지에 RF 단락 회로를 제공하며, 이는 동축 케이블(416)에서 개방 회로로서 반영되어 있다. 이에 따라, 제1 코일 루프(402)는 도 15에서 점선으로 분리 및 도시되어 있다.
도 15에 도시한 바와 같이, 수신 사이클 동안, 전류는 제1 코일 루프(402)의 분리를 돕도록 RF "개방"으로서 기능하는 PIN 다이오드(518)로 인해 제2 코일 루프(404)를 통해서만 흐르는 것으로 보일 것이다. 이에 따라, 전류는 도 15에 도시한 바와 같이 화살표 ILL로 도시한 바와 같이 제2 코일 루프(404)에 흐른다.
도 16A 내지 도 16C를 참조하여, 인터페이스 장치(500)가 동축 케이블(418)로부터 수신되는 전압 신호들을 처리하는 방식을 이제 설명한다. 구동 커패시터(410)로부터의 신호는 우선 전치증폭기 네트워크(504)를 통해 송신되며, 이 전치증폭기 네트워크는 그 전압 신호를 증폭하여 증폭된 버전을 전력 스플리터 네트워크(508)에 전달한다. 전력 스플리터(508)의 출력들 중 하나는 제2 전력 스플리터 네트워크(512)에 제공되고, 다른 하나의 출력은 케이블 트랩(522)에 제공된다. 케이블 트랩(522)은 이 신호를 좌측 루프 신호를 나타내는 제4 출력 채널(530)에 송신한다.
좌측 루프 모드시 인터페이스 장치(500)를 통해 흐르는 전류를 도 16A 내지 도 16C에서는 화살표 ILL로 표시한다.
우측 루프 모드
도 17과 도 18A 내지 도 18C를 참조하여, 우측 루프 모드에서의 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 송신 모드 동안, PIN 다이오드(520)는 PIN 다이오드 바이어스(538)로부터의 신호에 의해 켜진다(도 18C 참조). 이 PIN 다이오드(520)는 RF 단락 회로를 접지에 제공하며, 이는 동축 케이블(418)에서 개방 회로로서 반영되어 있다. 이에 따라, 제2 코일 루프(404)가 도 17에서 점선으로 분리 및 도시되어 있다.
도 17에 도시한 바와 같이, 수신 사이클 동안, 전류는 제2 코일 루프(404)의 분리를 돕도록 RF "개방"으로서 기능하는 PIN 다이오드(520)로 인해 제1 코일 루프(402)를 통해서만 흐르는 것으로 보일 것이다. 이에 따라, 전류는 도 17에 도시한 바와 같이 화살표 IRL로 도시한 바와 같이 제1 코일 루프(402)에 흐른다.
도 18A 내지 도 18C를 참조하여, 인터페이스 장치(500)가 동축 케이블(416)로부터 수신되는 전압 신호들을 처리하는 방식을 이제 설명한다. 구동 커패시터(406)로부터의 신호는 우선 전치증폭기 네트워크(502)를 통해 송신되며, 이 전치증폭기 네트워크는 그 전압 신호를 증폭하여 증폭된 버전을 전력 스플리터 네트워크(506)에 전달한다. 전력 스플리터(506)의 출력들 중 하나는 제2 전력 스플리터 네트워크(510)에 제공되고, 다른 하나의 출력은 케이블 트랩(522)에 제공된다. 케이블 트랩(522)은 이 신호를 우측 루프 신호를 나타내는 제3 출력 채널(528)에 송신한다.
우측 루프 모드시 인터페이스 장치(500)를 통해 흐르는 전류를 도 18A 내지 도 18C에서는 화살표 IRL로 표시한다.
우측 루프와 좌측 루프 즉 LL 모드
LL 모드시 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 수신 사이클 동안, LL 모드에서 동작시, 코일(400)은 우측 루프 모드와 좌측 루프 모드 모두에 대하여 전술한 바와 동일한 방식으로 동작한다. 그러나, 인터페이스 장치(500)는 약간 다른 방식으로 기능한다. PIN 다이오드 바이어스(538)로부터의 신호에 의해 PIN 다이오드들(518, 520) 중 하나를 켜지는 것 대신에, 이러한 PIN 다이오드들(518, 520) 모두는 오프 상태로 유지되어, 전술한 바와 같이 우측 루프 신호와 좌측 루프 신호 모두가 제3 출력 채널(528)과 제4 출력 채널(530)에 각각 제공된다. 이에 따라, 2채널 신호가 호스트 스캐너에 제공된다.
전체 루프 모드
도 19와 도 20A 내지 도 20C를 참조해 보면, 수신 사이클 동안, 코일(400)의 외측 루프 내에서 수직 지향된 MR 신호들에 의해 유도되는 전류는 IWL로 표시될 수 있으며, 이는 루프 내로 및 루프 밖으로 흐르는 신호 전류이다.
이러한 구성에서, 전류 IWL은 제1 코일 루프(402)와 제2 코일 루프(404)를 통해 흐를 때, 제2 코일 루프(404)의 우측 에지와 제1 코일 루프(402)의 좌측 에지를 통해 흐르는 전류는 없다. 이에 따라, 제2 코일 루프(404)의 우측 에지와 제1 코일 루프(402)의 좌측 에지는, 화살표 IWL로 표시된 외측 루프에서 흐르는 전류에 대하여 개방 회로로서 기능한다. 따라서, 제2 코일 루프(404)의 우측 에지와 제1 코일 루프(402)의 좌측 에지는 도 19에서 점선으로 도시되어 있다.
전체 루프 모드시 수신 사이클 동안 코일(400)을 통해 전류가 흐르는 방식을 설명하였으므로, 전체 루프 모드시 MR 시스템의 수신 사이클 동안 인터페이스 장치(500)의 동작을 도 20A 내지 도 20C를 참조하여 이제 설명한다. 코일(400)은 수평 지향과 수직 지향 모두의 MR 신호들을 나타내는 전압 신호들을 출력한다. 쉽게 설명하도록, 수평 지향의 MR 신호를 나타내는 전압 신호는, 각 포트에서 동일한 위상을 갖기 때문에, 여기서는 "0도 수평 전압 신호"라 칭한다. 수직 지향의 MR 신호를 나타내는 전압 신호는, 제1 코일 루프(402)의 구동 커패시터(406)에 걸친 그러한 출력에 대하여 "0도 수직 전압 신호"라 칭하고 제2 코일 루프(404)의 구동 커패시터(410)에 걸친 그러한 출력에 대하여 "180도 수직 전압 신호"라 칭한다.
도 20A 내지 도 20C를 계속 참조하여, 출력 케이블들(416, 418)로부터 수신되는 전압 신호들을 인터페이스 장치(500)가 처리하는 방식을 이제 설명한다. 전치증폭기 네트워크들(502, 504)은 수신하는 전압 신호들 증폭하여 증폭된 버전들을 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)에 각각 전달한다. 이어서, 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)로부터의 신호들은 제3 및 제4 전력 스플리터 네트워크들(510, 512)에 송신되며, 이에 따라 생성된 신호들은 후속하여 0도 결합 네트워크(516)에 송신된다. 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)로부터 수신되는 수평 전압 신호들은 동상이므로, 0도 결합 네트워크(516)는 이 신호들을 보강 결합할 수 있다. 동시에, 0도 결합 네트워크(516)도 전력 스플리터 네트워크(506)로부터 수신되는 90도 수직 전압 신호를 전력 스플리터 네트워크(508)로부터 수신되는 -90도 수직 전압 신호로 상쇄한다. 이는, 스위칭 네트워크(534)를 통해 케이블 트랩(522)에 공급되는 전체 루프 신호를 생성한다. 케이블 트랩(522)은 신호를 제2 출력 채널(526)에 전달한다. 전체 루프 모드시 인터페이스 장치(500)를 통해 흐르는 전류를 도 20A 내지 도 20C에서 화살표 IWL로 표시한다.
전체 새들 모드
도 21과 도 22A 내지 도 22C를 참조하여, 전체 새들 모드시 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 도 21에 도시한 바와 같이, 수신 사이클 동안, 코일(400)은 코일(400)의 평면에 평행하게 지향된 MR 신호를 검출하도록 버터플라이형 또는 새들형 코일을 에뮬레이션할 수 있다. 코일(400)의 튜닝 기법은, 전체 루프 모드를 참조하여 전술한 바와 같이 외측 루프를 위한 간단한 루프 전류 경로뿐만 아니라 외측 루프에 대하여 역회전 전류, 다양하게 조합되는 제2 코일 루프(404)의 우측 에지와 제1 코일 루프(402)의 좌측 에지를 수반하는 대체 전류 경로도 가능하게 한다. 이러한 조합들 중 하나가 도 21에 도시한 바와 같은 전체 새들 모드이다. 전체 새들 모드에서 코일을 통해 흐르는 전류가 도 21에 화살표 ISL로 도시되어 있다.
이에 따라, 도 2A에 도시한 코일 등의 종래 기술의 새들 코일에서와 같이 중앙의 도전성 루프를 꼬아서 중심점 주위에 두 개의 서브루프를 형성함으로써 물리적으로 형성되지는 않지만, 그럼에도 불구하고 본 발명의 코일 구조는 새들 코일의 동작을 전기적으로 에뮬레이션한다.
제1 동축 케이블(416)에서 제1 코일 루프(402)의 구동 커패시터(406)에 걸쳐 검출가능한 "수직" 전압 신호의 위상은, 제2 동축 케이블(418)에서 제2 코일 루프(404)의 구동 커패시터(410)에 걸쳐 검출 가능한 "수직" 전압 신호와는 이상인(out of phase) 180도이다. 이 180도 위상 차의 중요성은, 후술하는 인터페이스 장치(500)의 동작에 있어서 명확해진다.
전체 새들 모드시 수신 사이클 동안 코일(400)을 통해 전류가 흐르는 방식을 설명하였지만, 전체 새들 모드시 MR 시스템의 수신 사이클 동안 인터페이스 장치(500)의 동작을 도 22A 내지 도 22C를 참조하여 이제 설명한다. 코일(400)은 수평 및 수직 지향 모두의 MR 신호들을 나타내는 전압 신호들을 출력한다.
제1 및 제2 동축 케이블(416, 418)로부터 수신되는 전압 신호들을 인터페이스 장치(500)가 처리하는 방식을 이제 설명한다. 전치증폭기 네트워크들(502, 504)은 수신하는 전압 신호들을 증폭하여 증폭된 버전들을 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)에 각각 전달한다. 이어서, 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)로부터의 신호들은 제3 및 제4 전력 스플리터 네트워크들(510, 512)에 송신되고, 이에 따라 생성된 신호들이 후속하여 180도 결합 네트워크(514)에 송신된다. 전력 스플리터 네트워크들(510, 512)로부터 수신되는 수직 전압 신호들은 180도만큼 이상이기 때문에, 180도 결합 네트워크(514)는 이 신호들을 보강 결합할 수 있다. 180도 결합 네트워크(514)는, 전력 스플리터 네트워크(510)로부터 수신되는 수평 전압 신호를 전력 스플리터 네트워크(512)로부터의 수평 전압 신호로 상쇄하며, 그 이유는 이 신호들이 동상으로 수신되기 때문이다. 이에 따라, 스위칭 네트워크(532)를 통해 케이블 트랩(522)에 공급되는 새들 루프 신호가 생성된다. 케이블 트랩(522)은 그 신호를 제1 출력 채널(524)에 전달한다. 새들 모드시 인터페이스 장치(500)를 통해 흐르는 전류를 도 22A 내지 도 22C에서 화살표 ISL로 도시한다.
전체 루프 및 전체 새들 모드
전체 루프 및 전체 새들 모드시 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 수신 사이클 동안, 전체 루프 및 전체 새들 모드에서 동작하는 경우, 코일(400)은 전체 루프 모드와 전체 새들 모드 모두에 대하여 전술한 바와 동일한 방식으로 동작한다. 그러나, 인터페이스 장치(500)는 약간 다른 방식으로 기능한다. 전체 루프 모드에서와 같이 제1 채널(524)의 출력을 무시하거나 전체 새들 모드에서와 같이 제2 채널(526)의 출력을 무시하는 것 대신에, 전체 루프와 전체 새들 모두의 신호를 나타내는 2채널 신호가, 호스트 스캐너에 제공되며, 제3 출력 채널(528)과 제4 출력 채널(530)에 각각 제공된다. 이에 따라, 2채널 신호가 호스트 스캐너에 제공된다.
우측 루프, 좌측 루프, 전체 루프, 전체 새들 즉 LLLS 모드
우측 루프, 좌측 루프, 전체 루프, 전체 새들, 즉 LLLS 모드시 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 수신 사이클 동안, LLLS 모드에서 동작하는 경우, 코일(400)은, 우측 루프 모드, 좌측 루프 모드, 전체 루프 모드, 및 전체 새들 모드의 각각에 대하여 전술한 바와 동일한 방식으로 동작한다. 또한, 인터페이스 장치(500)는 이러한 신호들의 각각을 호스트 스캐너에 제공하도록 구성되어, 4채널 출력이 MR 시스템의 호스트 스캐너에 제공된다.
루프/새들 분광 모드
루프/새들 분광 모드시 코일(400)과 인터페이스 장치(500)의 동작을 이제 설명한다. 수신 사이클 동안, 전체 루프 모드 및 전체 새들 모드에서 동작시, 코일(400)은 전체 루프 모드 및 전체 새들 모드 모두에 대하여 전술한 바와 동일한 방식으로 동작한다. 그러나, 인터페이스 장치(500)는 약간 다른 방식으로 기능한다. 루프/새들 분광 모드시 출력 케이블들(416, 418)로부터 수신되는 전압 신호들을 인터페이스 장치(500)가 처리하는 방식을 이제 설명한다. 전치증폭기 네트워크들(502, 504)은, 수신하는 전압 신호들을 증폭하여 증폭된 버전들을 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)에 각각 전달한다. 이어서, 제1 및 제2 전력 스플리터 네트워크들(506, 508)로부터의 신호들은 제3 및 제4 전력 스플리터 네트워크들(510, 512)에 전달되어, 이에 따라 생성된 신호들은 후속하여 0도 결합 네트워크(516) 및 180도 결합 네트워크(514)에 전달된다. 이어서, 결합 네트워크들(514, 516)로부터의 신호들은 스위칭 네트워크들(532, 534)을 통해 공급된다. 스위칭 네트워크들(532, 534)은 신호들을 90도 결합 네트워크(536)로 전달하고, 이 결합 네트워크의 출력은 케이블 트랩(522)에 전달된다. 케이블 트랩(522)은 신호를 제1 출력 채널(524)에 전달한다.
인터페이스 장치(500)를 코일(400)과 함께 사용하는 것을 설명하였지만, 인터페이스 장치(500)를 코일들(100, 200, 300) 중 임의의 것과 함께 사용하여 전술한 모드들을 생성할 수 있다.
이에 따라, 본 발명은, 인터페이스 장치(500)에 제공되는 전력 스플리터 및 결합기 네트워크에 기초하여 두 개의 루프 또는 전체 루프 및 전체 새들 조합을 생성할 수 있는 코일(100, 200, 300, 400) 등의 2 요소 코일 레이아웃을 가능하게 한다. 또한, 이러한 고유한 전계 패턴들을 개별적으로 얻어 고유한 방사 패턴을 갖는 4개의 고유한 채널을 제공할 수 있다. 또한, 다양한 조치들을 취하여 고 신호 대 잡음 비를 계속 얻으면서 고스팅 아티팩트들을 저감하였다. 도 23을 참조해 보면, 전술한 다양한 코일들의 신호 대 잡음 비를 도시하는 그래프가 도시되어 있다. 도 1A에 도시한 코일 등의 종래 기술의 코일은 선(600)으로 표시한 바와 같이 최저 신호 대 잡음 비를 제공한다. 도 6의 코일(100)의 공통 컨덕터 설계는 선(610)으로 표시한 바와 같이 개선된 신호 대 잡음 비를 도시하고 있지만, 이러한 증가는 원하는 만큼 높지 않았다. 이에 따라, 도 12의 코일(400)을 설계하기에 이르렀으며 선(620)으로 표시한 바와 같이 훨씬 높은 신호 대 잡음 비를 제공하였다. 그러나, 이러한 코일에 의해 생성되는 화상에서도 고스팅 아티팩트들이 발생하였다. 이에 따라, 전치증폭기 전력 공급을 10V에서 5V로 저감함으로써 고스팅 아티팩트들이 저감된다는 것을 알게 되었다. 이는 코일에 의해 얻어지는 신호 대 잡음 비를 약간 저감하지만, 그 코일은 여전히 선(630)으로 표시한 바와 같이 종래의 코일과 공통 컨덕터 코일(100) 모두보다 높은 신호 대 잡음 비를 갖는다.
현재 가장 실현 가능성 있으며 바람직한 실시예들로 여겨지는 것에 기초하여 본 발명을 예시하기 위해 상세히 설명하였지만, 이러한 상세는 단지 예시를 위한 것이며, 본 발명은 개시된 실시예들로 한정되지 않으며, 오히려, 수정 및 균등 구성을 포함하려는 것임을 이해하기 바란다. 예를 들어, 본 발명은, 임의의 실시예의 하나 이상의 특징이 다른 임의의 실시예의 하나 이상의 특징과 결합될 수 있음을 최대한으로 가능한 정도로 고려하고 있음을 이해하기 바란다.
따라서, 과학과 유용한 기술의 발전을 도모하기 위해서, 본 발명자(들)은 여기에서 특허법에 의해 보호되는 시간 동안 하기 특허청구범위들에 의해 커버되는 모든 기술적 특징들에 대한 독점적 권리를 특허증으로 보장한다.

Claims (1)

  1. (a) 코일 루프에 대응하는 관심 영역으로부터 자기 공명 신호를 각각 수신하는 위상 어레이 구성으로 배치된 한 쌍의 코일 루프들; 및
    (b) 상기 한 쌍의 코일 루프들의 앞면에 인접하여 위치하는 스페이서 재료를 포함하되, 상기 코일 루프들의 각각은 구동 커패시터 및 튜닝 커패시터를 구비하며, 상기 튜닝 커패시터는 자기 공명 시스템의 작동 주파수에서 상기 튜닝 커패시터에 대응하는 코일 루프를 공명시키도록 선택된 값을 가지며, 상기 스페이서 재료는, 상기 한 쌍의 코일 루프들과 관심 영역 사이에 약 0.03인치 내지 약 0.06 인치 사이인 소정의 거리가 존재할 수 있게 하며, 이에 따라
    (i) 상기 코일 루프들의 근처의 자기 공명 신호의 강도를 저감하고;
    (ii) 관심 영역의 화상들을 재구성하는 데 적절한 관심 영역 내의 깊이에서 신호 대 잡음 비를 유지하고; 그리고
    (iii) 깁스 아티팩트를 비롯한 화상의 아티팩트를 저감하는,
    관심 영역의 화상을 얻기 위한 코일의 자기 공명 시스템용 용도.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113945876A (zh) * 2020-07-15 2022-01-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 混合正交信号发生器、线圈发射前端装置、射频线圈系统以及磁共振成像系统

Families Citing this family (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9817090B2 (en) * 2010-07-01 2017-11-14 Bayer Healthcare Llc Multi-channel endorectal coils and interface devices therefor
CN104380130B (zh) * 2012-06-07 2017-09-22 皇家飞利浦有限公司 针对具有竖直主场的mr系统的无创前列腺线圈
US20140005526A1 (en) * 2012-07-02 2014-01-02 Assaf Govari Catheter with synthetic aperture mri sensor
BR112015002558A2 (pt) * 2012-08-08 2018-05-22 Koninklijke Philips Nv bobina endorretal, aparelho cirúrgico endorretal, método de geração de imagem com uma bobina endorretal e bobina endorretal de próstata.
CA2902592C (en) 2013-03-15 2023-03-07 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Insert imaging device for surgical procedures
US20170160354A1 (en) * 2014-06-30 2017-06-08 Samsung Electronics Co., Ltd. Radio frequency coil for magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging system
KR102286940B1 (ko) 2014-11-25 2021-08-05 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 시스템용 표면 코일 및 이를 포함하는 자기 공명 영상 시스템
US11045108B2 (en) * 2014-11-26 2021-06-29 Viewray Technologies, Inc. Magnetic resonance imaging receive coil assembly
IL238034B (en) * 2015-03-30 2018-05-31 Shmri Haim Ltd System and manual tracker for real-time non-invasive tissue analysis
JP6590736B2 (ja) 2016-03-04 2019-10-16 株式会社日立製作所 高周波コイル及びそれを用いた磁気共鳴撮像装置
EP3252490B1 (de) 2016-06-03 2020-09-16 Siemens Healthcare GmbH Vorrichtung und verfahren zur übertragung von radiofrequenz-signalen über eine geschirmte, symmetrische leitung
CN106019187B (zh) * 2016-07-25 2018-09-14 江阴万康医疗科技有限公司 磁共振颈动脉斑块射频成像线圈
KR101909070B1 (ko) * 2016-09-29 2018-12-10 삼성전자주식회사 Rf 수신 코일 및 이를 포함하는 국부 코일 장치
WO2018098248A1 (en) 2016-11-23 2018-05-31 General Electric Company Systems for a radio frequency coil for mr imaging
WO2018175530A1 (en) * 2017-03-22 2018-09-27 Vanderbilt University Self-decoupled rf coil array for mri
EP3583894A1 (en) * 2018-06-18 2019-12-25 Koninklijke Philips N.V. Inductive sensing device and method
US11056267B2 (en) * 2018-06-28 2021-07-06 Medtronic, Inc. Receive coil configurations for implantable medical device
US11045658B2 (en) * 2018-06-28 2021-06-29 Medtronic, Inc. Receive coil configurations for implantable medical device
US10821292B2 (en) 2018-06-28 2020-11-03 Medtronic, Inc. Multi-axis coil for implantable medical device
EP3620808A1 (en) * 2018-09-06 2020-03-11 Koninklijke Philips N.V. Coil arrangement for magnetic resonance imaging system
US10877115B2 (en) * 2018-09-12 2020-12-29 General Electric Company Systems and methods for a radio frequency coil for MR imaging
US11402448B2 (en) * 2019-02-28 2022-08-02 Quality Electrodynamics, Llc Magnetic resonance imaging coil with significantly fewer number of baluns
KR102192215B1 (ko) * 2019-05-08 2020-12-17 가천대학교 산학협력단 진행파 코일 기반의 자기공명 영상용 rf코일 장치
CN112023271B (zh) * 2020-09-22 2023-11-28 天津工业大学 亚毫米尺寸活体植入式多通道微磁刺激器
WO2023082038A1 (zh) * 2021-11-09 2023-05-19 深圳先进技术研究院 一种磁共振线圈
CN114019436B (zh) * 2021-11-09 2024-06-18 深圳先进技术研究院 一种磁共振线圈
USD1031045S1 (en) * 2022-03-10 2024-06-11 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Endorectal cooling device holder
USD1031044S1 (en) * 2022-03-10 2024-06-11 The Board Of Regents Of The University Of Texas System Endorectal coil holder
CN115629346B (zh) * 2022-11-10 2023-12-26 中国科学院深圳先进技术研究院 一种多通道的经直肠前列腺线圈、系统和工作方法
CN117783974B (zh) * 2024-02-26 2024-05-28 哈尔滨医科大学 一种直肠用氢、氟双共振射频线圈

Family Cites Families (68)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4594566A (en) * 1984-08-30 1986-06-10 Advanced Nmr Systems, Inc. High frequency rf coil for NMR device
US4918388A (en) * 1985-08-14 1990-04-17 Picker International, Inc. Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
JPS639431A (ja) * 1986-06-30 1988-01-16 三菱電機株式会社 Ｎｍｒ用高周波プロ−ブ
NL8603005A (nl) 1986-11-27 1988-06-16 Philips Nv Magnetisch resonantie apparaat met flexibele quadratuur spoelenstelsel.
JPH0693677B2 (ja) * 1987-01-12 1994-11-16 富士通株式会社 識別タイミング制御回路
US5050607A (en) 1987-03-04 1991-09-24 Huntington Medical Research Institutes High resolution magnetic resonance imaging of body cavities
US4887038A (en) * 1987-11-25 1989-12-12 Fonar Corporation Solenoidal surface coils for magnetic resonance imaging
US5348010A (en) 1989-02-24 1994-09-20 Medrea, Inc., Pennsylvania Corp., Pa. Intracavity probe and interface device for MRI imaging and spectroscopy
EP0659385A1 (en) 1989-02-27 1995-06-28 Medrad Inc. Interface network for MRI imaging and spectroscopy
US5030915A (en) 1990-02-20 1991-07-09 U.S. Philips Corporation Quadrature surface coil construction for magnetic resonance imaging apparatus
US5057778A (en) 1990-03-29 1991-10-15 Spectroscopy Imaging Systems Corporation Double tuned nmr coils
US5585721A (en) * 1991-06-24 1996-12-17 Fonar Corporation Inductively coupled dedicated RF coils for MRI
JPH0515509A (ja) * 1991-07-10 1993-01-26 Toshiba Corp Ｍｒｉ用プローブ装置
US5307814A (en) 1991-09-17 1994-05-03 Medrad, Inc. Externally moveable intracavity probe for MRI imaging and spectroscopy
NL9201724A (nl) 1991-10-07 1993-05-03 Medrad Inc En The Trustees Of Sonde voor mri-beeldvorming en spectroscopie, in het bijzonder in het cervicale gebied.
US5621323A (en) * 1991-11-29 1997-04-15 Magnetic Research, Inc. Surface coil elements
US5432449A (en) * 1993-02-25 1995-07-11 General Electric Company Test apparatus for magnetic resonance imaging systems
US5461314A (en) * 1993-10-21 1995-10-24 The Regents Of The University Of California MRI front end apparatus and method of operation
US5635928A (en) 1994-12-23 1997-06-03 Brother Kogyo Kabushiki Kaisha Data processing device with a keyboard having pop-up keys
JP3490173B2 (ja) * 1995-03-08 2004-01-26 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 高周波信号処理方法および高周波信号処理装置並びに磁気共鳴撮影装置
US5666055A (en) * 1995-10-02 1997-09-09 Jones; Randall W. Surface coil system for a single channel NMR receiver
JPH09238924A (ja) * 1996-03-12 1997-09-16 Toshiba Corp 処置具及びこの処置具を備えた医用複合診断システム
JP3497953B2 (ja) * 1996-08-28 2004-02-16 株式会社日立メディコ Ｍｒｉ用ボディープローブ及びｍｒｉ装置
US6040697A (en) 1997-11-26 2000-03-21 Medrad, Inc. Magnetic resonance imaging receiver/transmitter coils
US6008649A (en) * 1997-12-23 1999-12-28 General Electric Company RF coil apparatus for MR system with lateral B0 field
US6798206B2 (en) 1998-11-25 2004-09-28 Medrad, Inc. Neurovascular coil system and interface and system therefor and method of operating same in a multitude of modes
US6344745B1 (en) 1998-11-25 2002-02-05 Medrad, Inc. Tapered birdcage resonator for improved homogeneity in MRI
JP2000225106A (ja) * 1998-11-30 2000-08-15 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd 受信コイル並びに磁気共鳴撮像方法および装置
US6249121B1 (en) * 1999-05-17 2001-06-19 General Electric Company RF body coil
DE19923294C1 (de) 1999-05-21 2001-02-15 Bruker Analytik Gmbh Probenkopf für Kernresonanzmessungen
US6297636B1 (en) * 2000-01-11 2001-10-02 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited RF coil, RF magnetic field generating apparatus and magnetic resonance imaging method and apparatus
US20030158475A1 (en) 2000-03-30 2003-08-21 Johnson Vicki Young Intravaginal radiofrequency imaging device
US6294972B1 (en) 2000-08-03 2001-09-25 The Mcw Research Foundation, Inc. Method for shimming a static magnetic field in a local MRI coil
US6704745B2 (en) 2000-12-11 2004-03-09 Microsoft Corporation Transforming data between first organization in a data store and hierarchical organization in a dataset
US6771070B2 (en) * 2001-03-30 2004-08-03 Johns Hopkins University Apparatus for magnetic resonance imaging having a planar strip array antenna including systems and methods related thereto
WO2003003037A2 (en) * 2001-06-18 2003-01-09 Mri Devices Corporation Method and apparatus for enhanced multiple coil mr imaging
WO2003008988A1 (en) * 2001-07-20 2003-01-30 Mri Devices Corporation Coil configuration for magnetic resonance imaging
US7701209B1 (en) * 2001-10-05 2010-04-20 Fonar Corporation Coils for horizontal field magnetic resonance imaging
GB0209756D0 (en) * 2002-04-29 2002-06-05 Imp College Innovations Ltd Magnetic resonance imaging receive circuit
WO2006107344A2 (en) 2004-11-15 2006-10-12 Medrad, Inc. Probes and interfaces for obtaining images an spectra of intracavity structures using high-field magnetic resonance systems
JP4437073B2 (ja) 2002-05-16 2010-03-24 メドラッド インコーポレーテッド ３．０テスラの磁気共鳴システムを使用して腔内構造の画像及びスペクトルを得るためのシステム及び方法
AU2002951096A0 (en) 2002-08-30 2002-09-12 The University Of Queensland A rotary phased array coil for magnetic resonance imaging
US6977502B1 (en) * 2002-11-04 2005-12-20 Fonar Corporation Configurable matrix receiver for MRI
US6747452B1 (en) * 2002-11-22 2004-06-08 Igc Medical Advanced, Inc. Decoupling circuit for magnetic resonance imaging local coils
US7084629B2 (en) * 2002-11-27 2006-08-01 Medrad, Inc. Parallel imaging compatible birdcage resonator
US6914432B2 (en) 2003-06-23 2005-07-05 General Electric Company Phased array coil assembly and method and system for employing the same
US20050043613A1 (en) * 2003-08-20 2005-02-24 Eduardo Figueiredo System and method to reduce artifacts and improve coverage in mr spectroscopy
RU2346708C2 (ru) * 2004-01-09 2009-02-20 Джи. Ай. Вью Лтд. Аппарат, перемещаемый давлением в полости тела
WO2005081973A2 (en) 2004-02-22 2005-09-09 Medrad, Inc. Head coil and neurovascular array for parallel imaging capable magnetic resonance systems
ES2363157T3 (es) 2004-07-12 2011-07-22 Archer-Daniels-Midland Company Composiciones alimentarias y procedimientos relacionados.
CN100577098C (zh) * 2004-12-08 2010-01-06 上海辰光医疗科技有限公司 用于磁共振成像的盆部射频线圈装置
JP4593255B2 (ja) * 2004-12-08 2010-12-08 株式会社日立製作所 Ｎｍｒ装置およびｎｍｒ計測用プローブ
US7382132B1 (en) * 2005-04-29 2008-06-03 General Electric Company 6-channel array coil for magnetic resonance imaging
CN1940587B (zh) 2005-09-30 2012-06-13 西门子公司 磁共振设备的线圈装置
WO2007130696A2 (en) * 2006-05-09 2007-11-15 Wisconsin Alumni Research Foundation Mri rf coil decoupling circuit for a transmit coil array
RU2491568C2 (ru) 2007-02-26 2013-08-27 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Двухрезонансные радиочастотные поверхностные катушки сильного поля для магнитного резонанса
US8193809B2 (en) * 2007-05-03 2012-06-05 Regents Of The University Of Minnesota Three dimensional RF coil structures for field profiling
KR100900862B1 (ko) * 2007-11-22 2009-06-04 가천의과학대학교 산학협력단 자기공명영상 시스템용 ｒｆ 코일 어셈블리
WO2010021222A1 (ja) 2008-08-18 2010-02-25 株式会社 日立メディコ 高周波コイル及び磁気共鳴撮像装置
CN102257405B (zh) * 2008-11-12 2015-11-25 拜耳医疗保健公司 正交直肠内线圈及用于该正交直肠内线圈的接口设备
US8610435B2 (en) 2009-11-24 2013-12-17 Medrad, Inc. Focus coil array and interface devices therefor
WO2011105143A1 (ja) * 2010-02-26 2011-09-01 株式会社 日立メディコ アンテナ装置
US9817090B2 (en) * 2010-07-01 2017-11-14 Bayer Healthcare Llc Multi-channel endorectal coils and interface devices therefor
JP5248557B2 (ja) * 2010-07-29 2013-07-31 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
DE102010041202B4 (de) * 2010-09-22 2014-03-06 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzgerät, Reflektor-Array und Hochfrequenzschirmsystem für ein Magnetresonanzgerät
US8908400B2 (en) * 2010-12-29 2014-12-09 National Semiconductor Corporation Voltage multiplication in a wireless receiver
US8866481B2 (en) * 2011-11-07 2014-10-21 Imris Inc. Stacked coil for magnetic resonance imaging
DE102013219516B3 (de) * 2013-09-27 2014-12-11 Siemens Aktiengesellschaft Skalierung von Lokalspulen eines Magnetresonanztomographiegerätes

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113945876A (zh) * 2020-07-15 2022-01-18 西门子(深圳)磁共振有限公司 混合正交信号发生器、线圈发射前端装置、射频线圈系统以及磁共振成像系统
EP3955017A1 (en) * 2020-07-15 2022-02-16 Siemens Healthcare GmbH Compact design for a hybrid signal generator
US11513176B2 (en) 2020-07-15 2022-11-29 Siemens Healthcare Gmbh Compact hybrid orthogonal signal generator for MRI front-end
CN113945876B (zh) * 2020-07-15 2024-02-20 西门子(深圳)磁共振有限公司 混合正交信号发生器、线圈发射前端装置、射频线圈系统以及磁共振成像系统

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