KR20180018542A

KR20180018542A - 고주파 코일 방법 및 장치

Info

Publication number: KR20180018542A
Application number: KR1020177035490A
Authority: KR
Inventors: 마이클 스티븐 풀; 그레고리 엘. 샤르밧; 토드 리릭; 조나단 엠. 로스버그
Original assignee: 하이퍼파인 리서치, 인크.
Priority date: 2015-05-12
Filing date: 2016-05-12
Publication date: 2018-02-21
Also published as: US20230320668A1; EP3294129A4; AU2016261914B2; US20200337644A1; HK1252007A1; AU2016261914A1; EP3294129A1; US20160334479A1; JP2018519863A; BR112017022774A2; US10709387B2; WO2016183284A1; CA2983448A1; CN107530026B; US10912517B2; MX2017014426A; US11850075B2; CA2983448C; IL255285A0; TWI626461B

Abstract

양태는 자기 공명 신호에 응답하는 고주파 컴포넌트를 제공하는 것과 관한 것이다. 몇몇 양태에 따르면, 고주파 컴포넌트는, 대응하는 자기 공명 신호 성분에 응답하기 위해 주목하는 영역 주위에서 배향되는 복수의 턴으로 배열되는 도체를 갖는 적어도 하나의 코일을 포함한다. 몇몇 양태에 따르면, 고주파 컴포넌트는 대응하는 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되는 복수의 코일을 포함한다. 몇몇 양태에 따르면, 최적화는 적어도 하나의 고주파 코일에 대한 구성을 결정하기 위해 사용된다.

Description

고주파 코일 방법 및 장치

자기 공명 이미징(Magnetic resonance imaging; MRI)은 많은 응용 분야에 중요한 이미징 방식(imaging modality)을 제공하며, 인체 내부의 이미지를 생성하기 위한 임상 및 연구 환경에서 널리 활용되고 있다. 일반적으로, MRI는, 인가된 전자기장으로부터 유래하는 상태 변화에 응답하여 원자에 의해 방출되는 전자기파인 자기 공명(magnetic resonance; MR) 신호를 검출하는 것에 기반을 둔다. 예를 들면, 핵 자기 공명(nuclear magnetic resonance; NMR) 기법은, 촬상되고 있는 대상 내의 원자(예를 들면, 인체 조직 내의 원자)의 핵 스핀의 재정렬 또는 이완시 여기 원자의 핵으로부터 방출되는 MR 신호를 감지하는 것을 수반한다. 검출된 MR 신호는, 의학적 응용의 맥락에서, 진단, 치료 및/또는 연구 목적을 위해 체내의 내부 구조 및/또는 생물학적 과정의 조사를 허용하는 이미지를 생성하도록 프로세싱될 수도 있다.

MRI는, 다른 방식의 안전 염려 없이(예를 들면, 환자(subject)를 이온화 방사선, 예를 들면, x 선에 노출시킬 필요 없이, 또는 신체에 방사성 물질을 도입할 필요 없이) 상대적으로 높은 분해능 및 콘트라스트를 갖는 비침습성 이미지를 생성하는 능력으로 인해 생물학적 이미징을 위한 매력적인 이미징 방식을 제공한다. 추가적으로, MRI는 연조직 콘트라스트(soft tissue contrast)를 제공하는 데 특히 적합한데, 이것은 다른 이미징 방식이 만족스럽게 촬상할 수 없는 소재(subject matter)를 촬상하는 데 활용될 수 있다. 더욱이, MR 기법은, 다른 방식이 획득할 수 없는 구조체 및/또는 생물학적 프로세스에 대한 정보를 캡쳐할 수 있다. 그러나, 주어진 이미징 애플리케이션에 대해, 상대적으로 높은 비용의 기기, 제한된 가용성 및/또는 임상의 MRI 스캐너에 대한 접근성을 획득함에 있어서의 어려움 및/또는 이미지 획득 프로세스의 기간(length)을 수반할 수도 있는 다수의 단점이 MRI에 있다.

스캔 시간, 이미지 해상도 및 이미지 콘트라스트 중 하나 이상을 향상시키기 위해 MRI 스캐너의 자계 강도(field strength)를 증가시키는 것이 임상의 MRI의 추세였고, 이것은, 결국 비용 상승을 지속시킨다. 설치된 대부분의 MRI 스캐너는 1.5 또는 3 테슬라(T)에서 동작하는데, 이것은 주 자기장(Bo)의 자계 강도(field strength)를 가리킨다. 임상의 MRI 스캐너의 대략 적인 비용은 테슬라 당 약 백만 달러인데, 이것은 이러한 MRI 스캐너를 동작시키는 데 수반되는 실질적인 운영, 서비스 및 유지 보수 비용을 계산에 넣지 않은 것이다.

추가적으로, 종래의 고자계(high-field) MRI 시스템은, 통상적으로, 강하고 균일한 정적 자기장(static magnetic field)(B₀) - 그 안에서 대상(예를 들면, 환자)이 촬상됨 - 을 생성하기 위해, 대형의 초전도 자석 및 관련 전자장치를 필요로 한다. 이러한 시스템의 사이즈는, 자석, 전자장치, 열 관리 시스템 및 제어 콘솔 영역을 위한 다수 개의 방을 포함하는 통상적인 MRI 설치에서 상당하다. MRI 시스템의 사이즈와 비용은, 일반적으로, 그들을 구매하고 유지하기 위한 충분한 공간과 리소스를 갖는 병원이나 학술 연구 센터와 같은 시설로 그 사용을 제한한다. 고자계 MRI 시스템의 높은 비용과 상당한 공간 요건은, MRI 스캐너의 제한된 가용성으로 나타난다. 그러한 만큼, MRI 스캔이 유익하지만, 그러나 상기에서 논의되는 제한점 중 하나 이상으로 인해, 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 실용적이지 않거나 또는 불가능한 임상 상황이 빈번하게 존재한다.

본 발명가들은, 몇몇 실시형태에서, 예를 들면, 낮은 자계 강도에서 이미지 획득을 용이하게 하기 위해 자기 공명 신호 검출을 향상시키도록 구성되는 고주파 컴포넌트(radio frequency component)를 개발하였다. 몇몇 실시형태는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일(radio frequency coil) - 고주파 코일은, 주목하는 영역 내에서 방출되는 자기 공명 신호에 대한 감도를 증가시키도록 최적화되는 구성으로, 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 적어도 하나의 도체를 포함함 - 을 포함한다.

몇몇 실시형태는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트(radio frequency component) - 고주파 컴포넌트는, 제1 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되며 복수의 턴(turn)으로 배열되는 제1 도체를 포함하는 제1 코일, 및 제2 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되며 복수의 턴으로 배열되는 제2 도체를 포함하는 제2 코일을 포함함 - 를 포함한다.

몇몇 실시형태는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트 - 고주파 컴포넌트는 제1 주축을 따르는 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되는 복수의 턴으로 배열되는 제1 도체를 포함하는 제1 코일, 및 제1 주축과는 상이한 방향으로 배향되는 제2 주축을 따르는 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되는 복수의 턴으로 배열되는 제2 도체를 포함하는 제2 코일을 포함함 - 를 포함한다.

몇몇 실시형태는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트 - 고주파 컴포넌트는 주목하는 영역 주위에서 배열되는 복수의 턴을 갖는 제1 도체를 포함하는 제1 코일, 및 그 주목하는 영역 주위에 배열되며 그 주목하는 영역으로부터 멀어지게 제1 코일로부터 오프셋되는 복수의 턴을 갖는 제2 도체를 포함하는 제2 코일을 포함함 - 를 포함한다.

몇몇 실시형태는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일 - 고주파 코일은, 고주파 코일의 모델을 사용하여 적어도 하나의 최적화를 수행하는 것에 기초하여 삼차원의 기하학적 구조에서의 적어도 하나의 도체의 코일 구성이 결정되는 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 적어도 하나의 도체를 포함함 - 을 포함한다.

몇몇 실시형태는, 고주파 코일의 모델을 생성하는 것, 및 적어도 하나의 제약을 충족하고, 모델의 동작이 시뮬레이팅될 때 미리 결정된 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 모델 구성을 결정하기 위한 최적화를 수행하는 것을 포함하는 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법을 포함한다.

몇몇 실시형태는, 환자의 신체 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일 - 고주파 코일은, 주목하는 영역 주위에서 복수의 턴으로 배열되고 환자의 목표로 하는 해부학적 구조의 길이 방향 축(longitudinal axis)에 실질적으로 직교하도록 배향되는 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되는 적어도 하나의 도체를 포함함 - 포함한다.

몇몇 실시형태는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치 - 장치는 제1 코일, 및 고주파 자기장(radio frequency magnetic field) 및 그래디언트 자계(gradient field)를 생성하도록 코일을 동작시키는 적어도 하나의 컨트롤러를 포함함 - 를 포함한다.

몇몇 실시형태는, 인체 해부학적 구조의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일 - 고주파 코일은 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 적어도 하나의 도체를 포함하고, 적어도 하나의 도체는 복수의 턴을 형성하고, 복수의 턴 사이의 간격은 불균일함 - 을 포함한다.

몇몇 실시형태는, 저자계(low-field) 강도 B0 자기장을 생성하여 시야(field of view)를 제공하도록 구성되는 B0 자석, 시야로부터 방출되는 제1 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제1 코일, 및 시야로부터 방출되는 제2 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제2 코일을 포함하는 저자계 자기 공명 시스템을 포함한다.

개시된 기법의 다양한 양태 및 실시형태가 다음의 도면을 참조하여 설명될 것이다. 도면은 반드시 일정한 비율로 그려지는 것은 아니다는 것이 인식되어야 한다.
도 1은, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 자기 공명 이미징 시스템의 블록도를 예시한다;
도 2a 및 도 2b는, 몇몇 실시형태에 따른, 양 평면 자석 기하학적 구조(bi-planar magnet geometry)를 예시한다;
도 3a 및 도 3b는, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 머리 코일(head coil)을 예시한다;
도 4a 및 도 4b는, 몇몇 실시형태에 따른, 고주파 코일의 구성을 결정하는 각각의 방법을 예시한다;
도 5는, 몇몇 실시형태에 따른, 메쉬(mesh)를 포함하는 고주파 코일의 모델을 사용하여 고주파 코일의 구성을 결정하는 방법을 예시한다;
도 6a는, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 머리 코일의 모델에서 사용하기 위한 예시적인 삼각형 메쉬를 예시한다;
도 6b는, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 다리 코일(leg coil)의 모델에서 사용하기 위한 예시적인 삼각형 메쉬를 예시한다;
도 7a는, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 머리 코일에 대한 최적화된 모델 구성을 예시한다;
도 7b는, 몇몇 실시형태에 따른, 예시적인 다리 코일에 대한 최적화된 모델 구성을 예시한다;
도 8a 및 도 8b는, 몇몇 실시형태에 따른, 도 7a에서 예시되는 최적화된 모델 구성으로부터 결정되는 예시적인 코일 구성을 예시한다;
도 9a 및 도 9b는, 몇몇 실시형태에 따른, 도 7b에서 예시되는 최적화된 모델 구성으로부터 결정되는 예시적인 코일 구성을 예시한다;
도 10a 및 도 10b는, 도 8a 및 도 8b에서 예시되는 코일 구성에 따른 도체를 수용하기 위한 그루브(groove)를 갖는 지지면의 뷰를 예시한다;
도 11은, 도 9a 및 도 9b에서 예시되는 코일 구성에 따른 도체를 수용하기 위한 그루브를 갖는 지지면을 예시한다;
도 12는, 몇몇 실시형태에 따른, 코일 구성을 결정하고 지지 구조체에 코일 구성을 적용하는 방법을 예시한다;
도 13a는, 양 평면의 기하학적 구조(bi-planar geometry)로 배열되는 B0 자석을 예시한다;
도 13b는 원통형 기하학적 구조로 배열되는 B0 자석을 예시한다;
도 13c는, 직교 축의 세트를 사용하여 묘사되는 머리 코일에 대한 코일 구성을 예시한다;
도 13d는, 직교 축의 세트를 사용하여 묘사되는 다리 코일에 대한 코일 구성을 예시한다;
도 14a 및 도 14b는, 몇몇 실시형태에 따른, 머리 코일에 대한 모델 구성 및 그로부터 결정되는 코일 구성을 각각 예시한다;
도 15a 및 도 15b는, 몇몇 실시형태에 따른, 다리 코일에 대한 모델 구성 및 그로부터 결정되는 코일 구성을 각각 예시한다;
도 16a 및 도 16b는, 몇몇 실시형태에 따른, 머리 코일 및 다리 코일에 대한 기판에 각각 적용되는 코일 구성을 예시한다;
도 17은, 몇몇 실시형태에 따른, 코일 구성에 따라 기판에 적용되는 도체를 예시한다;
도 18a 및 도 18b는, 몇몇 실시형태에 따른, 서로 실질적으로 직교하는 주축을 갖는 머리 코일에 대한 코일 구성을 예시한다;
도 18c는, 몇몇 실시형태에 따른, 도 18a 및 도 18b에서 예시되는 결합된 코일 구성을 예시한다;
도 19a 및 도 19b는, 몇몇 실시형태에 따른, 서로 실질적으로 직교하는 주축을 갖는 다리 코일에 대한 코일 구성을 예시한다;
도 19c는, 몇몇 실시형태에 따른, 도 19a 및 도 19b에서 예시되는 결합된 코일 구성을 예시한다;
도 20은, 몇몇 실시형태에 따른, 서로 실질적으로 평행한 주축을 갖는 머리 코일에 대한 결합된 코일 구성을 예시한다;
도 21은, 몇몇 실시형태에 따른, 지지 구조체의 개별 기판 층에 적용되는 머리 코일에 대한 예시적인 코일 구성을 예시한다;
도 22a 및 도 22b는, 몇몇 실시형태에 따른, 머리 코일에 대한 예시적인 코일 구성이 적용되는 지지 구조체의 개별 기판 층의 뷰를 예시한다;
도 23a 및 도 23b는, 서로 실질적으로 직교하는 주축을 갖는 각각의 코일 구성에 따라 배열되는 도체를 갖는 머리 코일의 뷰를 예시한다;
도 24는, 몇몇 실시형태에 따른, 지지 구조체의 개별 기판 층에 적용되는 다리 코일에 대한 예시적인 코일 구성을 예시한다;
도 25는, 서로 실질적으로 직교하는 주축을 갖는 각각의 코일 구성에 따라 배열되는 도체를 갖는 다리 코일을 예시한다;
도 26a 및 도 26b는, 몇몇 실시형태에 따른 다기능 코일을 동작시키도록 구성되는 컨트롤러를 예시한다; 그리고
도 27은, 몇몇 실시형태에 따른, 그래디언트 코일(gradient coil)에 대해 특정한 기하학적 구조를 사용하여 다기능 코일을 동작시키도록 구성되는 컨트롤러를 예시한다.

MRI 스캐너 시장은 고자계 시스템(high-field system)에 의해 압도적으로 지배되는데, 특히 의학 또는 임상의 MRI 응용 분야의 경우에 고자계 시스템에 의해 압도적으로 지배된다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 점점 더 큰 자계 강도를 가진 MRI 스캐너를 생성하는 것이 의료용 이미징에서의 일반적인 추세였는데, 대부분의 임상의 MRI 스캐너는 1.5T 또는 3T에서 동작하고, 연구 환경에서는 7T 및 9T의 높은 자계 강도가 사용된다. 본원에서 사용되는 바와 같이, "고자계(high-field)"는 임상 환경에서 현재 사용 중인 MRI 시스템, 및 특히, 비록 0.5T와 1.5T 사이에서 동작하는 임상 시스템이 종종 "고자계"로서 또한 종종 특성 묘사되기는 하지만, 1.5T 이상의 주 자기장(즉, B0 자계)을 가지고 동작하는 MRI 시스템을 가리킨다. 대조적으로, "저자계"는, 고자계 체계에서 자계 강도가 증가됨에 따라, 비록 0.2T와 대략 0.3T 사이의 B0 자계를 갖는 시스템이 저자계로서 종종 특성 묘사되기는 하지만, 대략 약 0.2T 이하의 B0 자계를 가지고 동작하는 MRI 시스템을 일반적으로 가리킨다.

저자계 MRI는 비이미징 연구 목적 및 폭이 좁고 특정한 콘트라스트 향상 이미지 응용 분야를 위해 제한된 맥락에서 탐구되었지만, 그러나, 종래에는, 특히 실질적으로 0.2T 아래의 자계 강도(예를 들면, 100mT 이하)에서 임상적으로 유용한 이미지를 생성하기에는 부적합한 것으로 간주되었다. 예를 들면, 해상도, 콘트라스트, 및/또는 이미지 획득 시간은 일반적으로, 조직 차별화(tissue differentiation), 혈류 또는 관류(perfusion) 이미징, 확산 가중(diffusion weighted; DW) 또는 확산 텐서(diffusion tensor; DT) 이미징, 기능성 MRI(functional MRI; fMRI), 등등과 같은 그러나 이들로 제한되지는 않는 임상 목적에 적합한 것으로 일반적으로 간주되지 않는다. 본 발명가들은, 병원 및 연구 시설에서의 대형 MRI 설치를 넘어, 다양한 환경에서의 MRI 기법의 광범위한 배치 가능성을 향상시킬 수 있는, 향상된 품질, 휴대용 및/또는 저비용 저자계 MRI 시스템을 생성하기 위한 기법을 개발하였다.

저자계 MRI에서의 도전과제는, 상대적으로 낮은 신호 대 잡음 비이다. 특히, MR 신호의 신호 대 잡음 비는 주 자기장 B0의 강도에 관련되며, 고자계 체계에서 동작하는 임상 시스템을 구동하는 요인 중 하나이다. 따라서, MR 신호 강도는 저자계 강도로 인해 저자계 환경에서 상대적으로 약하며, 가능한 한 많은 신호를 검출할 수 있는 중요성을 증가시킨다. 본 발명가들의 기여의 몇몇 양태는, 저자계 MRI 시스템의 성능이 고주파(radio frequency; RF) 송신 및/또는 수신 코일(본 명세서에서는 RF 송신/수신 코일 또는 단순히 RF 코일)의 구성을 최적화하여 자기장을 송신하고 방출된 MR 신호를 검출하는 RF 송신/수신 코일의 능력을 향상시키는 것에 의해 향상될 수도 있다는 본 발명가들의 인식으로부터 시작한다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 MRI 시스템은 고자계 MRI 시스템보다 더 약한 MR 신호를 생성하므로, RF 송신/수신 코일이, 더 낮은 신호 대 잡음 비(signal-to-noise ratio; SNR)의 관점에서 (예를 들면, 최적의 자기 펄스를 송신하는 것 및 그 만큼의 방출된 MR 신호를 가능한 한 많은 충실도를 가지고 검출하는 것 둘 다에 의해) 최적으로 동작하는 것을 더욱 중요하게 만든다.

간략하게, MRI는, 환자의 원자 순 자화(atomic net magnetization)(종종 순 자화 벡터로 표현됨)를 B0 자계의 방향으로 정렬하기 위해, 촬상될 환자(예를 들면, 환자의 전부 또는 일부)를 정적이고 균질한 자기장 B0 내에 배치하는 것을 수반한다. 그 다음, 원자의 순 자화로 하여금 B0 자계의 방향을 가로지르는 방향으로 성분을 전개하게 하도록 자기장 B0에서 원자의 원자 스핀의 세차 운동의 속도에 관련되는 주파수를 갖는 펄스형 자기장 B1을 생성하기 위해, 하나 이상의 송신 코일이 사용된다. B1 자계가 턴오프된 이후, 순 자화 벡터의 횡 방향 성분이 세차 운동하는데, 그것의 크기는, 순 자화가 B0의 방향과 재정렬하도록 허용되는 경우, 재정렬할 때까지 시간에 걸쳐 감소한다. 이 프로세스는, 예를 들면, MR 신호의 주파수에서 공명하도록 동조되는 MRI 시스템의 하나 이상의 수신 코일에서 유도되는 전기 신호에 의해 검출될 수 있는 MR 신호를 생성한다.

MR 신호는, 직교 축을 따라 선형 편광 성분을 포함하는 것으로 보일 수 있는 원형 편광 자기장으로 종종 칭해지는 회전 자기장이다. 즉, MR 신호는, 제1 축을 따라 진동하는 제1 정현파 성분과 제1 축에 직교하는 제2 축을 따라 진동하는 제2 정현파 성분으로 구성된다. 제1 정현파 성분 및 제2 정현파 성분은 서로 90° 위상이 어긋나 진동한다. MR 신호의 공명 주파수에 동조되는 적절히 배열된 코일은, 직교 축 중 하나를 따라 선형 편광 성분을 검출할 수 있다. 특히, 본원에서 코일의 주축으로 지칭되는 코일의 전류 루프에 대략 직교하는 축을 따라 배향되는 MR 신호의 선형 편광 성분에 의해 동조된 수신 코일에서 전기적 응답이 유도될 수도 있다.

따라서, MRI는, 송신 및 수신을 위한 개별 코일, 송신 및/또는 수신을 위한 다수의 코일, 또는 송신 및 수신을 위한 동일한 코일을 포함할 수도 있는 송신/수신 코일(고주파(RF) 코일 또는 Tx/Rx 코일로 상호 교환적으로 또한 칭해짐)을 사용하여, 방출된 MR 신호를 여기 및 검출하는 것에 의해 수행된다. 여기 펄스 시퀀스를 송신하기 위해 그리고 방출된 MR 신호를 검출하기 위해, 송신/수신 코일은 B0 자계의 강도에 의존하는 주파수에서 공명해야만 한다. 따라서, 고자계 체계에서의 송신/수신 코일은, 그들의 저자계 체계에서보다 상당히 더 높은 주파수(더 짧은 파장)에서 공명해야만 한다. 공명 코일의 전도성 경로의 길이는, 공명 코일이 공명하도록 의도되는 주파수에 의해 제한된다. 특히, 주파수가 높을수록, 공명 코일이 만족스럽게 작동하기 위해서는 전도성 경로가 더 짧아야만 한다. 따라서, 고자계 송신/수신 코일의 전도성 경로는 매우 짧아야 한다. 이 요건을 충족하기 위해, 고자계 송신/수신 코일은 전도성 시트(예를 들면, 구리 시트)를 에칭, 절단 또는 밀링하는 것에 의해 형성된 단일 턴의 전도성 루프(single turn conductive loop)이다. 고자계 송신/수신 코일에 대한 통상적인 전도성 경로는 수십 센티미터까지의 길이로 제한된다.

저자계 MRI에서 수반되는 저주파수는, 송신/수신 코일의 전도성 경로가 상당히 길어지는 것을 허용하여, 고자계 MRI에서 수반되는 높은 주파수에 의해 부과되는 전도성 경로 길이에 대한 제한으로 인해 고자계 MRI에 대해서는 적합하지 않은(또는 사용 가능하지 않은) 코일 설계를 허용하게 된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 송신/수신 코일은 주목하는 영역에 대응하는 삼차원 표면 위에 제공되는 단일의 전도성 경로를 사용하여 형성될 수도 있다. 부분적으로, 도체 길이에 대한 제약의 완화로 인해, 송신/수신 코일의 전도성 경로는 삼차원 표면 위에서 복수의 턴 또는 루프로 배열될 수도 있다. 본원에서 사용되는 바와 같이, "턴"은 기준 축(예를 들면, 이하에서 더 상세히 설명되는 바와 같은 코일의 주축)에 대해 360° 또는 실질적으로 360°로 제공되는 전도성 경로를 가리킨다. 전도성 경로가 기준 축 주위에서 실질적으로 360°로 형성된다면, 턴은 폐루프를 형성할 필요는 없다는 것이 인식되어야 한다. 예를 들면, 나선형의 기하학적 구조로 배열되는 도체가 다수의 턴을 포함할 수도 있지만, 각각의 턴은 폐루프를 형성하지는 않는다. 복수의 턴으로 배열되는 도체를 갖는 예시적인 코일이 이하에서 더 상세히 논의된다. 다수의 턴(예를 들면, 5, 10, 15, 20, 30, 50회의 턴 또는 그 이상)을 갖는 코일을 제공하는 것에 의해, MR 신호에 응답하는 코일의 감도가 향상될 수 있다.

허용 가능한 도체 길이에서의 증가도 또한, 해부학적 구조의 소망하는 부분에 대해 구성되는 송신/수신 코일을 가능하게 하기 위해 임의적인 기하학적 구조를 커버하도록 배열되는 단일의 도체를 갖는 코일을 허용한다. 예를 들면, 머리를 촬상하기 위해, 사람에 의해 착용되도록 헬멧으로 제조되는 기판에 도체를 감는 것에 의해, 저자계 송신/수신 머리 코일이 생성될 수도 있다. 도체는, 예를 들면, 주목하는 영역(예를 들면, 뇌 또는 뇌의 일부)에 송신 펄스를 제공하기에 충분한 범위를 제공하도록 및/또는 주목하는 영역으로부터 방출되는 MR 신호를 검출하도록, 헬멧의 표면 주위에 나선형의 기하학적 구조로 도체를 배치하는(예를 들면, 감는) 것에 의해 배열될 수도 있다. 다른 예로서, 몸통 또는 부속지(appendage)(예를 들면, 다리 또는 다리의 일부, 예컨대 무릎)를 촬상하기 위해, 도체는, 소망하는 해부학적 구조를 수용하도록 구성되는 표면 주위에서 나선형의 기하학적 구조로 유사하게 배열될 수도 있다.

상기 설명된 송신/수신 코일 기하학적 구조는, 저자계 체계의 양태에 의해 가능하게 만들어진다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 강도는 상당히 더 긴 전도성 경로가 활용되는 것을 허용한다. 또한, 임상의 고자계 MRI 시스템은, 촬상되고 있는 환자가 들어가는 원통형 보어(cylindrical bore) 주위로 감겨진 솔레노이드 코일(solenoid coil)을 통해 B0 자계를 통상적으로 생성한다. 이와 같이, B0 자계는 보어의 길이 방향 축을 따라 배향되고 그 안에 신체가 들어간다. MRI를 수행하기 위해, 송/수신 코일은 B0 자계에 수직인 B1 자계를 생성하고 이 가로 방향으로 방출된 MR 신호를 검출한다. 이것은 고자계 MRI를 위해 설계되는 송신/수신 코일에 대한 기하학적 구조에 제한을 가한다. 저자계 MRI는, 예를 들면, 촬상되고 있는 환자가 사이에 배치되는 양 평면의 자석(bi-planar magnet)을 사용하여 B0 자계가 생성되고 그 결과 B0 자계가 신체의 길이 방향 축에 수직으로 실질적으로 배향되게 되는 "개방" 시스템의 설계를 가능하게 한다. 예를 들면, 저자계 시스템 중 임의의 것이, 2015년 9월 4일자로 출원된 발명의 명칭이 "Low-field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus"인 미국 출원 제14/845652호('652 출원) 또는 2015년 9월 4일자로 출원된 발명의 명칭이 "Ferromagnetic Augmentation for Magnetic Resonance Imaging"인 미국 출원 제14/846255호('255 출원)에서 설명되는데, 이들 각각은 참조에 의해 그 전체가 본원에 통합된다.

따라서, 송신/수신 코일은, 이 B0 자계를 가로지르는 자기장을 생성 및/또는 검출하도록 배열되어, 전통적인 고자계 MRI 시스템에서는 가능하지 않은 기하학적 구조를 허용하게 된다. 결과적으로, 신체의 축을 가로지르는 B0 자계를 생성하는 배열로 구성되는 B0 자석(예를 들면, 양 평면의 B0 자석(bi-planar B0 magnet))은, 신체의 축 방향으로 자기장을 생성/검출하는 송/수신 코일의 설계를 허용하는데, 그 몇몇 예는 이하에서 더 상세히 설명된다. 신체 또는 특정한 목표로 하는 해부학적 구조의 길이 방향 축을 따라 실질적으로 배향되는 MR 신호 성분에 응답하도록 구성되는 송신/수신 코일(즉, 신체의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는 주축을 가지고 구성되는 코일)은, 신체의 축과 정렬되는 자기장, 예컨대 고자계 MRI에서 일반적으로 사용되는 자기장을 생성하는 B0 코일과는 일반적으로 함께 사용될 수 없다. 그러나, 송신/수신 코일은 또한, 신체의 길이 방향 축과 정렬되는 방향으로 B0 자계를 생성하는 B0 자석(예를 들면, 솔레노이드 기하학적 구조를 갖는 B0 자석)을 구비하는 MRI 시스템과 연계하여 MR 신호 검출을 수행하도록 구성될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 특히, 몇몇 실시형태에 따르면, 신체의 길이 방향 축에 직교하게 배향되는 MR 신호 성분에 응답하도록 구성되는 복수의 턴을 갖는 도체를 구비하는 RF 코일이 제공되는데, 그 몇몇 예는 이하에서 더 상세히 설명된다.

본 발명가들은, 고자계 및 저자계 환경에서 송신/수신 코일에 관한 상이한 요인 중 하나 이상이 저자계 MRI에서의 사용을 위한 송신/수신 코일에 대한 설계의 최적화를 용이하게 한다는 것을 인식하였다. 이를 위해, 본 발명가들은 저자계 MRI 시스템과 함께 사용하기 위한 코일의 성능을 향상시키기 위해 RF 코일의 구성을 최적화하기 위한 기법을 개발하였다.

본 발명가들은, 저자계 환경으로부터 발생하는 요인(factor)이 자기장 합성 기법의 사용을 용이하게 하여 RF 코일에 대한 일반적으로 최적의 코일 설계를 생성한다는 것을 인식하였다. 자기장 합성은, 코일을 모델링하고 활성화시 모델링된 코일(들)에 의해 생성되는 자기장을 시뮬레이팅하기 위한 기법이다. 그 다음, 코일 모델의 파라미터는, 코일 모델 및/또는 코일 모델의 파라미터에 하나 이상의 제약이 주어지면, 몇몇 기준에 따라 소망하는 자기장을 생성하는 파라미터의 세트를 발견하도록 조정될 수도 있다. 여러 가지 요인으로 인해, 자기장 합성 기법은 지금까지는 고자계 MRI 시스템에 대한 RF 코일을 설계하는 데에는 일반적으로 적용 불가능하였다. 특히, 이러한 자기장 합성 기법은, 고자계 MRI 시스템과 함께 사용하기 위한 RF 코일을 설계함에 있어서, 고자계 체계에서 사용될 때 이러한 코일이 공명하도록 요구 받는 상대적으로 높은 주파수에 부분적으로 기인하여, 효과적이지 못했다. 특히, 동작 주파수가 높을수록, 송신/수신에 필요로 되는 전류 경로는 더 짧아진다. 결과적으로, 공지의 자기장 합성 기법은, 예를 들면, 고자계 상황에서 MR 신호를 검출하는 데 필요한 짧은 전류 경로를 갖는 수신 코일을 설계함에 있어서 유용하지 않았다. 예를 들면, 자기 합성 기법은 고자계 MRI에서 통상적으로 사용되는 짧은 전류 경로를 가지고 단일 턴 도체를 구성하는 데 유용하지 않을 수도 있고 및/또는 필요하지 않을 수도 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 MRI에서의 송신 및 수신을 위한 상당히 낮은 동작 주파수(즉, 송신 펄스의 그리고 방출된 MR 신호의 상당히 낮은 주파수)는, 고자계 MRI에 대한 것보다 상당히 더 긴 전류 경로를 허용하는데, 이것은 저자계 MRI 시스템에서 사용하기 위한 RF 코일에 대한 혁신적인 새로운 설계로 이어졌다. 예를 들면, 일반적인 경험 법칙은, 공명 코일에서의 도체의 길이는 공명 주파수에서 파장의 1/10을 초과해서는 안된다는 것이다. 따라서, 3T의 B0 자기장을 갖는 고자계 MRI 시스템은 대략 128MHz에서 동작하며, 대략 2.3 미터의 파장을 갖는다. 따라서, 이러한 고자계 시스템을 위한 송신/수신 코일에서의 도체 길이는 23 센티미터를 초과해서는 안된다. 대조적으로, 0.1T의 B0 자계를 갖는 저자계 MRI 시스템은 대략 4.3MHz에서 동작하며, 따라서 약 70 미터의 파장을 가지며, 따라서 송신/수신 코일은 최대 대략 7 미터 길이의 도체를 포함할 수 있다. 0.05T의 B0 자계를 갖는 저자계 MRI 시스템은 대략 2.15MHz(~ 140m 파장)에서 동작하며 대응하는 송신/수신 코일은 최대 14m까지의 길이를 갖는 도체를 활용할 수 있고, 기타 등등이다. 본 발명가들은, 저자계 체계에서 허용되는 상당히 긴 도체 길이가 고자계 체계에서는 불가능한 송/수신 코일 구성을 허용한다는 것을 인식하였다. 또한, 증가된 도체 길이는, 최적의 송/수신 코일 구성을 결정하기 위한 자기장 합성의 사용을 용이하게 한다.

본 발명가들은, 자기장 합성 기법이 저자계 MRI를 위한 RF 코일을 설계하도록 사용될 수도 있다는 것을 인식하였고, 송신 효율성을 향상시키기 위해 및/또는 저자계 MRI 환경에서 방출되는 MR 신호를 검출함에 있어서의 효율을 향상시키기 위해, RF 코일(들)의 구성을 최적화하는 기법을 개발하였다. 본 발명가들은, MR 신호 검출의 감도를 증가시켜서 시스템의 SNR을 향상시키는 RF 코일 구성을 개발하였다.

상기에서 논의되는 바와 같이, MR 신호는 회전하는 또는 원형으로 편광된 자기장이다. 본 발명가들은, MR 신호 검출의 SNR을 향상시키기 위해 MR 신호의 상이하게 배향된 자기장 성분(본원에서는 MR 신호 성분으로 칭해짐)에 응답하기 위한 각각의 상이한 주축을 갖는 복수의 코일을 포함하는 저자계 체계를 위해 구성되는 RF 코일 설계를 개발하였다. 예를 들면, 제1 코일 및 제2 코일은, 방출된 MR 신호의 직교 성분에 응답하도록(예를 들면, 원형 편광 MR 신호의 직교하는 선형 편광 성분을 검출하도록) 서로 직교하는 또는 실질적으로 직교하는 각각의 주축을 가지도록 배열될 수도 있다(즉, 직각 코일(quadrature coil). 이 방식에서, 한 쌍의 코일은 위상이 90°만큼 시프트되는 MR 신호의 이중 측정치를 획득하는데, 이 측정치는, 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 예를 들면, 이중 측정치를 결합하는 것에 의해 MR 신호 검출의 SNR을 향상시키도록 사용될 수도 있다.

복수의 코일의 각각의 주축은 다른 관계(예를 들면, 비직교 관계)에서 서로에 대해 배향될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 예를 들면, 주어진 표면에 대한 한 쌍의 코일의 주축의 직교성은 달성하기 어려울 수도 있다. 일반적으로, SNR의 향상은, 한 쌍의 코일의 주축이 직각에 가까워질수록, 최대 2의 제곱근의 향상까지 증가한다. 추가적으로, 주축이 직교하지 않는 코일은 상호 인덕턴스를 나타낼 수도 있고, 상호 인덕턴스를 완화시키는 방식으로 각각의 코일을 구성하는 것을 필요로 할 수도 있는데, 그 중 몇몇 기법은 이하에서 더 상세히 설명된다.

몇몇 실시형태에 따르면, MR 신호에 응답하도록 구성되는 RF 송신/수신 컴포넌트는, 제1 주축을 갖는 제1 코일 구성에 따라 복수의 턴 또는 루프로 배열되는 적어도 하나의 도체에 의해 형성되는 제1 코일 및 제1 주축과는 상이한 제2 주축을 갖는 제2 코일 구성에 따라 복수의 턴 또는 루프로 배열되는 적어도 하나의 도체에 의해 형성되는 제2 코일을 포함한다. 예를 들면, 제1 코일 구성 및 제2 코일 구성은, 비록 각각의 주축 사이의 다른 관계가 또한 사용될 수도 있지만, 제1 주축과 제2 주축이 서로 실질적으로 직교하도록 하는 구성일 수도 있다. 이 방식에서, 제1 및 제2 코일은 MR 신호 검출의 SNR을 향상시키기 위해 MR 신호의 상이한 성분(예를 들면, 원형 편광 MR 신호의 직교하는 선형 편광 성분)을 검출할 수 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 제1 및 제2 코일 각각에 대한 제1 및 제2 코일 구성은, 자기 합성 기법을 사용하여 각각 결정되지만, 코일 구성은 다른 기법(예를 들면, 인간의 직관, 실험적으로, 등등)을 사용하여 결정될 수도 있는데, 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 몇몇 실시형태에 따르면, 제1 코일 및 제2 코일은, 향상된 SNR을 갖는 RF 송신/수신 컴포넌트를 제공하기 위해 지지 구조체의 개별 층 상에 배치되는데, 그 몇몇 예가 하기에 더 상세히 설명된다.

본 발명가들은 또한, 수신 코일에 대한 최적의 구성이 개인마다 다를 수도 있다는 것을 인식하였다. 예를 들면, 개인의 머리의 사이즈와 형상은, 그 개인을 위한 RF 코일의 최적의 구성에 영향을 줄 수도 있다. 이 가변성을 해결하기 위해, 본 발명가들은 특정 개인에 대해 하나 이상의 수신 코일을 최적화하기 위한 기법을 개발하였다. 몇몇 실시형태에 따르면, 특정 개인의 목표로 하는 해부학적 구조의 측정치(예를 들면, 머리 측정치, 몸통 측정치, 부속지 측정치, 등등)가 획득되고 획득된 측정치를 사용하여 본원에서 설명되는 최적화 기법이 수행된다. 결과적으로, 특정 개인에 대해 수신 코일(들)에 대한 최적의 구성이 획득될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 목표로 하는 해부학적 구조(예를 들면, 헬멧)에 대한 수신 코일에 대한 지지체는 결정되는 최적의 구성에 따라 (예를 들면, 삼차원(3D) 프린팅을 통해) 제조된다. 결과적으로, 최적의 RF 코일이 신속하고 비용 효율적으로 생성될 수 있으며 특정 개인 및/또는 해부학적 구조의 일부에 맞게 커스터마이징될 수도 있다.

본원에서 설명되는 기법은, MR 신호에 대한 향상된 감도를 갖는 고주파 컴포넌트를 가능하게 하고, 따라서 MR 신호 검출의 신호 대 잡음 비를 증가시킨다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 상대적으로 약한 MR 신호는 저자계 MRI의 도전 과제이다. 따라서, 본원에서 설명되는 하나 이상의 기법을 사용하여 생성되는 송신/수신 컴포넌트는, 임상적으로 유용한 이미지(임상 목적, 예를 들면, 진단 목적, 치료 목적 및/또는 연구 목적에 적합한 해상도를 갖는 이미지)를 획득할 수 있는 저자계 MRI 시스템을 가능하게 한다. 이와 관련하여, 몇몇 실시형태는 주목하는 영역 내에서 방출되는 MR 신호에 대한 감도를 증가시키도록 최적화되는 구성에서 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 적어도 하나의 도체를 갖는 고주파 코일을 포함하는 저자계 MRI 시스템을 포함한다. 예를 들면, 저자계 MRI 시스템은, 시야를 갖는 저자계 강도(예를 들면, 0.2T와 0.1T 사이, 0.1T와 50mT 사이, 50mT와 20mT 사이, 20mT와 10mT 사이, 등등) B0 자기장을 생성하도록 구성되는 B0 자석을 포함할 수도 있는데, 여기서 고주파 코일은, MR 응답을 야기하기 위해 및/또는 MR 응답으로부터 방출되는 MR 신호를 향상된 효율을 가지고 검출하기 위해 그 시야로 고주파 펄스를 제공하도록 최적화된다.

몇몇 실시형태는, 저자계 체계를 위해 구성되고 MR 신호 검출의 신호 대 잡음 비를 향상시키기 위해 상이한 MR 신호 성분에 응답하도록 배향되는 한 쌍의 코일을 갖는 이중 코일 고주파 컴포넌트를 포함한다. 예를 들면, 몇몇 실시형태는, 이미징에 적합한 시야를 갖는 저자계 강도(예를 들면, 0.2T와 0.1T 사이, 0.1T와 50mT 사이, 50mT와 20mT 사이, 20mT와 10mT 사이, 등등) B0 자기장을 생성하도록 구성되는 B0 자석, 시야로부터 방출되는 제1 MR 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제1 코일, 및 시야로부터 방출되는 MR 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제2 코일을 포함하는 저자계 자기 공명 시스템을 포함한다. 이와 관련하여, 저자계 강도 B0 자기장의 시야로부터 방출되는 MR 신호에 응답하기 위해, 제1 코일 및 제2 코일은 B0 자기장에 대응하는 주파수(즉, 저자계 체계)에서 MR 신호를 검출하도록 구성된다.

몇몇 실시형태에 따르면, 제1 코일 및 제2 코일은, 비록 다른 배열이 또한 사용될 수 있지만, 직교하는 MR 신호 성분(예를 들면, 제1 코일 및 제2 코일의 주축은 실질적으로 서로 직교한다)에 응답하여 SNR의 향상을 최대화하도록 배열된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 제1 코일 및 제2 코일은 시야에 대해 서로 오프셋된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 제1 코일 및 제2 코일의 각각의 구성은, 예를 들면, 자기 합성 기법을 이용하여 최적화되지만, 각각의 구성은 다른 기법(예를 들면, 직관, 실험적으로, 등등)을 사용하여 결정될 수도 있다.

몇몇 실시형태에 따르면, 저자계 MRI 시스템의 B0 자석은 평면의 기하학적 구조(예를 들면, 단면 또는 양 평면의 기하학적 구조)로 배열되고, 다른 실시형태에서, B0 자석은 원통형 기하학적 구조(예를 들면, 솔레노이드 기하학적 구조)로 배열되고, 하나 이상의 고주파 코일은 B0 자석의 기하학적 구조에 따라 고주파 펄스를 송신하도록 및/또는 MR 신호를 검출하도록 구성된다.

이하, 예를 들면, 저자계 MRI에서의 사용을 위한 RF 코일을 생성하기 위한 방법 및 장치에 관련되는 다양한 개념, 및 그 방법 및 장치의 실시형태의 더욱 상세한 설명을 나타낸다. 본원에서 설명되는 실시형태는 다양한 방식으로 구현될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 특정 구현의 예가 단지 예시적인 목적으로 아래에서 제공된다. 제공되는 실시형태 및 피쳐/성능은, 개별적으로, 모두 함께, 또는 둘 이상의 임의의 조합으로 사용될 수도 있다는 것이 인식되어야 하는데, 본원에서 설명되는 기법의 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다.

도 1은 MRI 시스템(100)(예를 들면, 저자계 MRI 시스템)의 예시적인 컴포넌트의 블록도이다. 도 1의 예시적인 예에서, MRI 시스템(100)은, 컴퓨팅 디바이스(104), 컨트롤러(106), 펄스 시퀀스 저장소(108), 전력 관리 시스템(110), 및 자기 컴포넌트(120)를 포함한다. 시스템(100)은 예시적인 것이고, MRI 시스템은 도 1에서 예시되는 컴포넌트에 추가하여 또는 그 컴포넌트를 대신하여 임의의 적절한 타입의 하나 이상의 다른 컴포넌트를 구비할 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

도 1에서 예시되는 바와 같이, 자기 컴포넌트(120)는 B0 자석(122), 심 코일(shim coil; 124), RF 송신/수신 코일(126), 및 그래디언트 코일(128)을 포함한다. 자석(122)은 주 자기장 B0를 생성하기 위해 사용될 수도 있다. 자석(122)은, 소망하는 주 자기장 B₀를 생성할 수 있는 임의의 적절한 타입의 또는 조합의 자기 컴포넌트(예를 들면, 전자석, 인쇄 자석, 영구 자석(들) 등등 중 임의의 하나 또는 그 조합)일 수도 있다. 따라서, B0 자석은 본원에서, B0 자계를 생성하도록 구성되는 임의의 타입의 자기 컴포넌트 중 임의의 하나 또는 조합을 가리킨다. 몇몇 실시형태에 따르면, B0 자석(122)은, 대략 20mT 이상 대략 50mT 이하, 대략 50mT 이상 대략 0.1T 이하, 대략 0.1T 이상 대략 0.2T 이하, 대략 0.2T 이상 대략 0.3T 이하, 0.3T보다 더 크고 대략 0.5T 이하, 등등의 B0 자계를 생성할 수도 있거나 또는 그 B0 자계에 기여할 수도 있다. 심 코일(124)은, 자석(122)에 의해 생성되는 B₀ 자계의 균질성(homogeneity)을 향상시키도록 자기장(들)에 기여하기 위해 사용될 수도 있다.

그래디언트 코일(128)은 그래디언트 자계(gradient field)를 제공하도록 배열될 수도 있고, 예를 들면, 세 개의 실질적으로 직교하는 방향(X, Y, Z)으로 B0 자계 내에 그래디언트를 생성하도록 배열될 수도 있다. 그래디언트 코일(128)은, 수신된 MR 신호의 공간적 위치를 주파수 또는 위상의 함수로서 인코딩하기 위해 B0 자계(자석(122) 및/또는 심 코일(124)에 의해 생성된 B0 자계)를 체계적으로(systematically) 변화시키는 것에 의해, 방출된 MR 신호를 인코딩하도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, 비선형 그래디언트 코일을 사용하는 것에 의해 더욱 복잡한 공간적 인코딩 프로파일이 제공될 수도 있지만, 그래디언트 코일(128)은 특정 방향을 따라 공간적 위치의 선형 함수로서 주파수 또는 위상을 변경시키도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, 제1 그래디언트 코일은 제1(X) 방향으로 B0 자계를 선택적으로 변경시켜 그 방향으로 주파수 인코딩을 수행하도록 구성될 수도 있고, 제2 그래디언트 코일은, 제1 방향에 실질적으로 직교하는 제2(Y) 방향으로 B0 자계를 선택적으로 변경시켜 위상 인코딩을 수행하도록 구성될 수도 있고, 제3 그래디언트 코일은, 제1 및 제2 방향에 실질적으로 직교하는 제3(Z) 방향으로 B0 자계를 선택적으로 변경시켜 입체적 이미징 애플리케이션에 대한 슬라이스 선택을 가능하게 하도록 구성될 수도 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, MRI는, 송신 및 수신 코일(종종 고주파(RF) 코일로 지칭됨)을 각각 사용하여, 방출된 MR 신호를 여기 및 검출하는 것에 의해 수행된다. 송신/수신 코일은, 송신 및 수신을 위한 개별 코일, 송신 및/또는 수신을 위한 다수의 코일, 또는 송신 및 수신을 위한 동일한 코일을 포함할 수도 있다. 따라서, 송신/수신 컴포넌트는, 송신을 위한 하나 이상의 코일, 수신을 위한 하나 이상의 코일 및/또는 송신 및 수신을 위한 하나 이상의 코일을 포함할 수도 있다. 송/수신 코일은 또한, MRI 시스템의 송신 및 수신 자기 컴포넌트에 대한 다양한 구성을 일반적으로 나타내기 위해 Tx/Rx 또는 Tx/Rx 코일로 종종 칭해진다. 이들 용어는 본원에서 상호 교환적으로 사용된다. 도 1에서, RF 송신 및 수신 코일(126)은, RF 펄스를 생성하여 발진 자기장(B1)을 유도하기 위해 사용될 수도 있는 하나 이상의 송신 코일을 포함한다. 송신 코일(들)은 임의의 적절한 타입의 RF 펄스를 생성하도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, 송신 코일(들)은 2015년 11월 11일자로 출원된 발명의 명칭이 "Pulse Sequences for Low Field Magnetic Resonance"인 미국 특허 출원 제14/938,430('430 출원)에서 설명되는 펄스 시퀀스 중 임의의 것을 생성하도록 구성될 수도 있는데, 상기 특허 출원은 참조에 의해 그 전체가 본원에 통합된다.

자기 컴포넌트(120)의 각각은 임의의 적절한 방식으로 구성될 수도 있다. 예를 들면, 몇몇 실시형태에서, 자기 컴포넌트(120) 중 하나 이상(예를 들면, 모두)은, 2015년 9월 4일자로 출원된 발명의 명칭이 "Low-field Magnetic Resonance Imaging Methods and Apparatus"인 미국 특허 출원 제14/845,652호('652 출원)에서 설명되는 기법을 사용하여 제조, 구성 또는 생성될 수도 있는데, 상기 특허 출원은 참조에 의해 그 전체가 본원에 통합된다. 그러나, 본원에서 설명되는 기법은, 자기 컴포넌트(120)를 제공하기 위해 임의의 적절한 기법이 사용될 수도 있기 때문에, 이 점에서 제한되지는 않는다.

전력 관리 시스템(110)은 저자계 MRI 시스템(100)의 하나 이상의 컴포넌트에 동작 전력을 제공하기 위한 전자장치를 포함한다. 예를 들면, 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 전력 관리 시스템(110)은 하나 이상의 전원(power supply), 그래디언트 전력 컴포넌트(gradient power component), 송신 코일 컴포넌트, 및/또는 저자계 MRI 시스템(100)의 컴포넌트에 에너지를 공급하기 위해 그리고 저자계 MRI 시스템(100)의 컴포넌트를 동작시키기 위해 적절한 동작 전력을 제공하는 데 필요로 되는 임의의 다른 적절한 전력 전자장치를 포함할 수도 있다.

도 1에서 예시되는 바와 같이, 전력 관리 시스템(110)은 전원(112), 전력 컴포넌트(들)(114), 송신/수신 스위치(116), 및 열 관리 컴포넌트(118)를 포함한다. 전원(112)은 MRI 시스템(100)의 자기 컴포넌트(120)에 동작 전력을 제공하기 위한 전자장치를 포함한다. 예를 들면, 전원(112)은 저자계 MRI 시스템에 대한 주 자기장을 생성하기 위해 하나 이상의 B0 코일(예를 들면, B0 자석(122))에 동작 전력을 제공하는 전자장치를 포함할 수도 있다. 몇몇 실시형태에서, 전원(112)은 단극의 연속파(continuous wave; CW) 전원이지만, 그러나 임의의 적절한 전원이 사용될 수도 있다. 송신/수신 스위치(116)는 RF 송신 코일 또는 RF 수신 코일이 동작 중인지의 여부를 선택하기 위해 사용될 수도 있다.

전력 컴포넌트(들)(114)는, 하나 이상의 RF 수신 코일(예를 들면, 코일(126))에 의해 검출되는 MR 신호를 증폭하는 하나 이상의 RF 수신(Rx) 전치 증폭기(preamplifier), 하나 이상의 RF 송신 코일(예를 들면, 코일(126))에 전력을 제공하도록 구성되는 하나 이상의 RF 송신(Tx) 전력 컴포넌트, 하나 이상의 그래디언트 코일(예를 들면, 그래디언트 코일(128))에 전력을 제공하도록 구성되는 하나 이상의 그래디언트 전력 컴포넌트, 및 하나 이상의 심 코일(예를 들면, 심 코일(124))에 전력을 제공하도록 구성되는 하나 이상의 심 전력 컴포넌트(shim power component)를 포함할 수도 있다.

열 관리 컴포넌트(118)는 저자계 MRI 시스템(100)의 컴포넌트에 대해 냉각을 제공하고, 저자계 MRI 시스템(100)의 하나 이상의 컴포넌트에 의해 생성되는 열 에너지를 이들 컴포넌트로부터 멀어지게 전달하는 것을 가능하게 하는 것에 의해 그렇게 하도록 구성될 수도 있다. 열 관리 컴포넌트(118)는, B₀ 코일, 그래디언트 코일, 심 코일, 및/또는 송신/수신 코일을 포함하는 그러나 이들로 제한되지는 않는 열을 발생시키는 MRI 컴포넌트와 통합될 수도 있는 또는 그 MRI 컴포넌트에 근접하여 배열될 수도 있는, 물 기반의(water-based) 또는 공기 기반의 냉각을 수행하기 위한 컴포넌트를, 제한 없이, 포함할 수도 있다. 열 관리 컴포넌트(118)는 저자계 MRI 시스템(100)의 컴포넌트로부터 멀어지게 열을 전달하기 위해, 공기 및 액체 냉각제(예를 들면, 물)를 포함하는 그러나 이들로 제한되지는 않는 임의의 적절한 열 전달 매체를 포함할 수도 있다.

도 1에서 예시되는 바와 같이, MRI 시스템(100)은, 전력 관리 시스템(110)으로 명령어를 전송하고 전력 관리 시스템(110)으로부터 정보를 수신하는 제어 전자장치를 갖는 컨트롤러(106)(또한 콘솔이라고도 함)를 포함한다. 컨트롤러(106)는, 자기 컴포넌트(120)를 소망하는 순서로 동작시키기 위해 전력 관리 시스템(110)으로 전송되는 명령어를 결정하기 위해 사용되는 하나 이상의 펄스 시퀀스를 구현하도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, MRI 시스템(100)이 저자계에서 동작하는 실시형태의 경우, 컨트롤러(106)는 전력 관리 시스템(110)을 제어하여, 제로 에코 시간(zero echo time; ZTE) 펄스 시퀀스, 평형 정상 상태 자유 세차 운동 펄스 시퀀스(balanced steady-state free precession pulse sequence; bSSFP), 그래디언트 에코 펄스 시퀀스(gradient echo pulse sequence), 스핀 에코 펄스 시퀀스(spin echo pulse sequence), 반전 복구 펄스 시퀀스(inversion recovery pulse sequence), 동맥 스핀 라벨링(arterial spin labeling), 확산 가중 이미징(diffusion weighted imaging; DWI), 및/또는 저자계 환경에서의 동작을 위해 지정되는 임의의 다른 펄스 시퀀스에 따라 자기 컴포넌트(120)를 동작시키도록 구성될 수도 있다. 저자계 MRI에 대한 펄스 시퀀스는, T1 가중 및 T2 가중 이미징, 확산 가중 이미징, 동맥 스핀 라벨링(관류 이미징), 오버하우저(Overhauser) 이미징, 등등과 같은 다양한 콘트라스트 타입에 대해 적용될 수도 있다. 그러나, 임의의 펄스 시퀀스가 사용될 수도 있는데, 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 컨트롤러(106)는, 하드웨어, 소프트웨어, 또는 하드웨어 및 소프트웨어의 임의의 적절한 조합으로서 구현될 수도 있는데, 본원에서 제공되는 본 개시의 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다.

몇몇 실시형태에서, 컨트롤러(106)는, 하나 이상의 펄스 시퀀스 각각에 대한 정보를 저장하는 펄스 시퀀스 저장소(108)로부터 펄스 시퀀스에 관한 정보를 획득하는 것에 의해 펄스 시퀀스를 구현하도록 구성될 수도 있다. 특정한 펄스 시퀀스에 대한 펄스 시퀀스 저장소(108)에 의해 저장되는 정보는, 컨트롤러(106)가 특정한 펄스 시퀀스를 구현하는 것을 허용하는 임의의 적절한 정보일 수도 있다. 예를 들면, 펄스 시퀀스에 대한 펄스 시퀀스 저장소(108)에 저장되는 정보는, 펄스 시퀀스에 따라 자기 컴포넌트(120)를 동작시키기 위한 하나 이상의 파라미터(예를 들면, RF 송신 및 수신 코일(126)을 동작시키기 위한 파라미터, 그래디언트 코일(128)을 동작시키기 위한 파라미터, 등등), 펄스 시퀀스에 따라 전력 관리 시스템(110)을 동작시키기 위한 하나 이상의 파라미터, 컨트롤러(106)에 의한 실행시, 컨트롤러(106)로 하여금 펄스 시퀀스에 따라 동작하도록 시스템(100)을 제어하게 하는 명령어를 포함하는 하나 이상의 프로그램, 및/또는 임의의 다른 적절한 정보 포함할 수도 있다. 펄스 시퀀스 저장소(108)에 저장되는 정보는 하나 이상의 비일시적 저장 매체 상에 저장될 수도 있다.

도 1에서 예시되는 바와 같이, 컨트롤러(106)는 또한, 수신된 MR 데이터를 프로세싱하도록 프로그래밍되는 컴퓨팅 디바이스(104)와 상호 작용한다. 예를 들면, 컴퓨팅 디바이스(104)는, 수신된 MR 데이터를 임의의 적절한 이미지 재구성 프로세스(들)를 사용하여 프로세싱하여 하나 이상의 MR 이미지를 생성할 수도 있다. 컨트롤러(106)는, 컴퓨팅 디바이스에 의한 데이터의 프로세싱을 위해 컴퓨팅 디바이스(104)에 하나 이상의 펄스 시퀀스에 관한 정보를 제공할 수도 있다. 예를 들면, 컨트롤러(106)는 하나 이상의 펄스 시퀀스에 관한 정보를 컴퓨팅 디바이스(104)에 제공할 수도 있고 컴퓨팅 디바이스는 제공된 정보에 적어도 부분적으로 기초하여 이미지 재구성 프로세스를 수행할 수도 있다.

컴퓨팅 디바이스(104)는, 획득된 MR 데이터를 프로세싱하여 촬상되고 있는 환자의 하나 이상의 이미지를 생성할 수도 있는 임의의 전자장치 디바이스일 수도 있다. 몇몇 실시형태에서, 컴퓨팅 디바이스(104)는 데스크탑 컴퓨터, 서버, 랙 장착형 컴퓨터, 워크스테이션, 또는 MR 데이터를 프로세싱하도록 그리고 촬상되고 있는 환자의 하나 이상의 이미지를 생성하도록 구성될 수도 있는 임의의 다른 적절한 고정식 전자 디바이스와 같은 고정식 전자 디바이스일 수도 있다. 대안적으로, 컴퓨팅 디바이스(104)는, 스마트 폰, 개인 휴대형 정보 단말, 랩탑 컴퓨터, 태블릿 컴퓨터, 또는 MR 데이터를 프로세싱하도록 그리고 촬상되고 있는 환자의 하나 이상의 이미지를 생성하도록 구성될 수도 있는 임의의 다른 휴대용 디바이스와 같은 휴대용 디바이스일 수도 있다. 몇몇 실시형태에서, 컴퓨팅 디바이스(104)는 임의의 적절한 타입의 다수의 컴퓨팅 디바이스를 포함할 수도 있는데, 본원에서 제공되는 본 개시의 양태는 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 유저(102)는, 저자계 MR 시스템(100)의 양태를 제어하기 위해(예를 들면, 특정한 펄스 시퀀스에 따라 동작하도록 시스템(100)을 프로그래밍하기 위해, 시스템(100)의 하나 이상의 파라미터를 조정하기 위해, 및 등등을 위해) 및/또는 저자계 MRI 시스템(100)에 의해 획득되는 이미지를 보기 위해, 컴퓨팅 디바이스(104)와 상호작용할 수도 있다.

도 2a 및 도 2b는 B0 자석에 대한 예시적인 양 평면의 기하학적 구조를 예시한다. B0 자석(222)은 일반적으로 축(245)을 따라 B0 자계를 발생시키도록 서로 실질적으로 평행하게 배열되는 자석(222a 및 222b)에 의해 개략적으로 예시되는데, 축(245)은 어느 방향에 있든 자석(222a 및 222b) 사이(즉, B0 자계의 균질성이 MRI에 적절한 자석 사이의 영역)에 시야를 제공하는 것이 소망된다. 이 양 평면 배열은, 일반적으로 "개방된" 자기 공명 이미징 시스템의 생성을 허용한다. RF 코일(또는 다수의 RF 코일)은, MR 응답을 자극하기 위해 그리고 MR 신호를 검출하기 위해, 일반적으로 축(225)(즉, RF 코일(226)의 주축)을 따라 펄스화된 발진 자기장을 생성하도록 배치되는 RF 코일(226)로서 예시된다. 예시적인 RF 코일(226)은, 실질적으로 주축(225)을 따라 배향되는 MR 신호 성분(즉, 코일의 주축과 정렬되는 MR 신호의 선형 편광 성분)을 검출하도록 배치된다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 MRI의 상대적으로 낮은 동작 주파수는, 고자계 환경에서의 사용에 적합하지 않은 코일 설계를 허용한다. 본 발명가들은, RF 펄스 시퀀스를 송신하는 및/또는 방출된 MR 신호를 검출하는 코일의 능력을 향상시키는 RF 코일 설계를 개발하였는데, 그 중 일부는 아래에서 더 상세히 논의된다. 본 발명가들은, 자기 합성을 사용하여 소망하는 기준에 따라 RF 코일용 도체(들)의 배열을 최적화하기 위한 기법을 추가로 개발하였는데, 그 일부 예도 또한 아래에서 더 상세히 설명된다.

도 3a 및 도 3b는, 저자계 MRI 시스템에서 적절한 RF 펄스 시퀀스를 송신하도록 그리고 RF 펄스 시퀀스에 응답하여 방출된 MR 신호를 검출하도록 구성되는 고주파(RF) 머리 코일의 여러가지 뷰를 예시한다. 송신/수신 코일(300)은, 예를 들면, 도 2에서 예시되는 RF 코일(226)에 대응할 수도 있으며, 특히 머리의 MR 이미지를 획득하도록 구성될 수도 있다. 도시되는 바와 같이, 송신/수신 코일(300)은 촬상될 환자의 머리를 수용하도록 형성되는 기판(350)을 포함한다. 기판은, 도체(330)가 소망하는 기하학적 구조에 따라 제공되는(예를 들면, 권취되는)되는 그루브를 가지고 형성될 수도 있다. 기판은, 머리를 수용하기 위한 헬멧 부분 및 지지 베이스를 포함하고, 그 결과 환자는 누운 위치에서 헬멧 내에 머리를 편안하게 둘 수 있게 된다.

예시되는 바와 같이, 도체(330)는 나선형 기하학적 구조로 기판(350) 주위에 감기고, 따라서, 동작시, 코일은 축(305)을 따르는 방향으로 자기장을 생성하고, 동일한 축을 따라 배향되는 자기장을 검출할 수 있다. 이와 같이, 축(305)은 도체(330)에 의해 형성되는 코일의 주축에 대응한다. 도체(330)는 단일의 채널 송신 및 수신 코일을 형성하는 단일의 연속 와이어를 포함한다. 도 3a 및 도 3b의 예시적인 송신/수신 코일(300)은 대략 14 미터의 전도성 경로를 갖는다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 고자계 MRI의 고주파수(예를 들면, 64MHz보다 더 큼)는 RF 코일의 전도성 경로가 올바르게 동작하기 위해서는 매우 짧아야 한다(예를 들면, 센티미터 단위). 따라서, 이 예시적인 송신/수신 코일에서의 도체의 길이는 고자계 MRI 체계의 고주파수에 의해 부과되는 한계를 훨씬(10의 1승배 이상만큼) 초과한다. 그러나, 예시된 구성은 최적화된 것이 아니고, 결과적으로 머리 코일의 성능은 차선적일 수도 있고 더 낮은 품질 이미지로 나타나게 된다.

본 발명가들은 코일 유효성을 향상시키기 위한(예를 들면, 환자에게 전달되는 RF 펄스를 향상시키기 위한 및/또는 RF 펄스 시퀀스에 응답하여 방출되는 MR 신호를 검출함에 있어서의 감도를 향상시키기 위한) RF 코일 구성을 개발하였다. 결과적으로, 증가된 신호가 검출될 수 있으며, 더 높은 SNR로 나타나게 되는데, 이것은, 고자계 MRI에 비해 MR 신호가 상대적으로 약한 저자계 MRI에서 특히 중요한 요인이다. 본 발명가들은 또한, 저자계 환경에서 방출된 MR 신호를 검출하는 및/또는 RF 에너지를 송신하는 결과적으로 나타나는 코일(들)의 능력을 향상시키기 위한 RF 코일 상에서의 도체의 일반적으로 최적의 배열(예를 들면, 구성)을 결정하는 기법을 개발하였다. 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 본원에서 설명되는 기법은 주목하는 임의의 표면에 적용되어, 해부학적 구조의 임의의 부분 또는 부분들(예를 들면, 머리, 몸통, 팔, 다리, 무릎, 등등)에, 임의의 소망하는 기하학적 구조를 갖는 RF 코일을 제공할 수 있다.

도 4a는, 몇몇 실시형태에 따른 RF 코일 구성을 결정하는 방법을 예시한다. 동작(410)에서, RF 코일의 모델이 제공된다. 용어 "모델"은, 본원에서, RF 코일의 임의의 수학적 표현 또는 RF 코일의 표현이 도출될 수 있는 표현을 가리킨다. 예를 들면, RF 코일의 모델은, 삼각형화된 메쉬(triangulated mesh) 또는 기하학적 프리미티브(geometric primitives)로 구축되는 다른 표현과 같은 기하학적 표현을 포함할 수도 있다. 추가적으로, 모델은 암시적 표면에 의해 기술될 수도 있고 및/또는 다른 타입의 적절한 수학적 표현 또는 그 조합을 포함할 수도 있다. 적절한 모델은, 예를 들면, 시뮬레이팅될 모델링된 RF 코일의 동작이, 시뮬레이팅된 동작시 주목하는 영역 내에서 생성되는 자기장을 합성하는 것을 허용하는 것에 의해, 자기장 합성이 모델을 사용하여 수행되는 것을 일반적으로 허용한다. 모델은, 주어진 값의 세트로 설정되는 경우 모델의 특정 구성을 특성 묘사하는 하나 이상의 파라미터를 통상적으로 구비한다. 파라미터 중 하나 이상의 값을 변경하는 것은, 모델의 구성을 변경시킨다. 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 예를 들면, 주어진 기준에 따라 최적화되는 모델(예를 들면, 그 모델을 설명하는 하나 이상의 파라미터의 세트)을 찾는 것에 의해, 최적화된 RF 코일 구성이 최적화된 모델 구성으로부터 도출될 수 있다.

동작(420A)에서, RF 코일의 구성은 RF 코일의 모델을 사용하여 결정된다. 예를 들면, 적어도 하나의 제약을 충족하고, 모델의 동작이 시뮬레이팅될 때 적어도 하나의 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 RF 코일에 대한 구성을 결정하기 위해, 모델을 사용하여 최적화가 수행될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 자기장에 대한 적어도 하나의 기준은 자기장 균질성을 포함한다. 예를 들면, RF 코일의 모델이 시뮬레이팅될 때 균질성 기준(예를 들면, 지정된 비율 미만의 비균질성)을 충족하는 자기장을 주목하는 영역 내에 생성하는 모델에 대한 구성을 식별하도록 하는 최적화가 공식화될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 적어도 하나의 기준은 자기장 강도 기준을 포함한다. 모델의 최적화된 구성으로부터 RF 코일에 대한 소망하는 구성을 결정하는 것을 가능하게 하는 임의의 적절한 기준 또는 기준의 조합이 사용될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 모델 구성 및 RF 코일 구성은 상이한 파라미터를 사용하여 설명된다. 예를 들면, 모델 구성은 전류 밀도에 대응하는 파라미터를 갖는 표면 전위를 나타낼 수도 있고, RF 코일 구성은 삼차원 공간에서의 도체(예를 들면, 와이어)의 배열을 나타낸다. 몇몇 실시형태에 따르면, 최적의 모델 구성이 (예를 들면, 주어진 기준에 따라 파라미터의 최적의 세트를 결정하는 것에 의해) 식별될 수도 있고, 최적화된 모델 구성으로부터 RF 코일 구성이 결정될 수도 있다. RF 코일 구성을 결정하는 것은 제2 최적화를 수반할 수도 있지만, 그러나 다른 실시형태에서는, RF 코일 구성은 다른 방식으로 결정된다(예를 들면, 최적의 코일 구성을 결정하는 것은 다수의 스테이지를 수반할 수도 있다). 몇몇 실시형태에 따르면, 최적의 RF 코일 구성은 모델 구성을 최적화하는 것과 연계하여 결정된다. 예를 들면, 모델 구성 및 RF 코일 구성은, RF 코일이 모델링되는 방식에 따라, 모델 구성을 최적화하는 것에 의해 최적의 RF 코일 구성이 일반적으로 결정되도록, 유사하게 파라미터화될 수도 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 최적화는, 적어도 하나의 제약의 관점에서 주어진 기준을 충족하는 최적의 파라미터 값을 찾는 것을 포함할 수도 있다. 적어도 하나의 제약은, RF 코일에 대한 하나 이상의 설계 사양(specification)을 충족하는 구성(모델 및/또는 코일 구성 중 어느 하나)을 가능하게 하는 임의의 제약 또는 제약의 조합일 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 적어도 하나의 제약은 RF 코일 구성의 저항을 포함한다. 예를 들면, 최적화는, 주어진 기준과 관련하여 최적의 구성을 결정함에 있어서 RF 코일 구성에 대한 최대 저항을 강제할 수도 있거나 또는 다르게는 코일 저항을 최소화할 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 적어도 하나의 제약은 RF 코일의 인덕턴스를 포함한다. 예를 들면, 최적화는, 주어진 기준과 관련하여 최적의 구성을 결정함에 있어서 RF 코일 구성에 대한 최대 인덕턴스를 강제할 수도 있거나 또는 다르게는 코일 인덕턴스를 최소화할 수도 있다. 코일 구성을 결정하기 위해, 임의의 다른 제약 또는 제약의 조합이 추가적으로 또는 대안적으로 사용될 수도 있는데, 그 몇몇 예가 이하에서 더 상세히 설명된다.

단계(420A)를 수행한 결과로서, RF 코일의 구성이 획득된다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 코일 구성은 RF 코일을 설명하는 파라미터 세트에 의해 정의될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, RF 코일의 구성은 하나 이상의 도체의 삼차원의 기하학적 구조를 기술한다(예를 들면, 하나 이상의 도체가 삼차원 공간에서 어떻게 배치되는지를 설명한다). 예를 들면, 구성은 턴 또는 루프의 수 및 RF 코일의 적어도 하나의 도체의 턴 사이의 간격 및/또는 적어도 하나의 도체가 배열되는 방식에 대한 임의의 다른 기술(description)을 기술할 수도 있다. 구성은, RF 코일의 하나 이상의 도체가 주목하는 표면 위에 배열되는 방식에 대한 임의의 기술 및/또는 하나 이상의 도체의 특성(characteristic) 및/또는 속성(property)의 임의의 기술일 수도 있는데, 이 점에서는 양태가 제한되지 않기 때문이다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일 구성은 RF 코일 모델의 하나 이상의 파라미터를 최적화하는 것에 의해 획득되는 모델 구성으로부터 결정된다. 예를 들면, RF 코일 구성은, RF 코일의 턴의 수, 턴 사이의 간격 및/또는 코일 내에서의 도체(예를 들면, 와이어(들))의 위치, 등등을 지배하는 파라미터를 포함할 수도 있다. 일반적으로, RF 코일 구성의 하나 이상의 파라미터는, 물리적 RF 코일의 주목하는 표면 위의 물리적 도체의 분포 및/또는 배열을 적어도 부분적으로 정의한다. 코일 최적화 기법의 몇몇 예와 연계한 추가적인 세부 사항은 하기에서 논의된다.

도 4b는, 몇몇 실시형태에 따른, RF 코일에 대한 구성을 최적화하는 방법을 예시한다. 동작(410)에서, RF 코일의 모델이 획득된다. 모델은, 도 2a와 연계하여 상기에서 논의되는 기법 중 임의의 것을 사용하여, 또는 RF 코일의 표현을 제공하기 위한 임의의 적절한 기법을 사용하여 획득될 수도 있거나 또는 제공될 수도 있다.

동작(420B)에서, 모델링된 RF 코일의 동작은 모델의 특정한 구성에 대해 시뮬레이팅된다. 예를 들면, 특정한 모델 구성이 주어지면, 모델의 동작을 시뮬레이팅하는 것에 의해 생성되는 자기장이 합성된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 시뮬레이션은, RF 코일의 모델의 표면 상의 전류를 시뮬레이팅하는 것에 의해, 주목하는 영역 내의 포인트의 세트에서 생성되는 자기장을 합성하는 것을 수반할 수도 있다. 동작(422)에서, 합성된 자기장은 주어진 기준과 비교되어, 구성이 최적화 관점에서 만족스러운지의 여부(예를 들면, 구성이 주어진 기준을 충족하는지의 여부)를 평가한다. 몇몇 실시형태에 따르면, 기준은, 최소화될 및/또는 최대화될 하나 이상의 변수 및/또는 하나 이상의 제약을 갖는 함수의 형태를 취할 수도 있다. 예를 들면, 함수의 최적화는, RF 코일의 인덕턴스 및/또는 저항을 최소화하면서(또는 인덕턴스 및/또는 저항을 각각의 규정된 값 아래에 있도록 제한하면서) 주목하는 영역 내에서 생성되는 자기장을 최대화하려고 시도할 수도 있다. 그러나, 임의의 세트의 제약의 관점에서의 임의의 세트의 변수가 사용될 수도 있는데, 본원에서 설명되는 기법이 임의의 특정한 최적화 또는 최적화 스킴과의 사용에 대해 제한되지 않기 때문이다.

특정 코일 설계 및 설계 제약은, RF 코일의 구성을 최적화함에 있어서 어떤 요인이 고려되는지를 적어도 부분적으로 좌우할 수도 있다. RF 코일 설계에 대한 최적화 공식에서 (예를 들면, 최소화될 또는 최대화될 변수의 형태로, 또는 제약으로서) 평가될 수도 있는 비제한적인 요인은, 자기장 강도, 자기장 균질성, 코일 효율성/감도, 코일 인덕턴스, 코일 저항, 와이어 길이, 와이어 두께, 와이어 간격, 등등 중 임의의 하나 또는 이들의 조합을 포함한다. 이들 요인 중 임의의 하나 또는 조합의 상대적인 중요도는, 주어진 설계 제약에 따른 최적의 구성이 획득될 수도 있도록 가중될 수도 있다.

동작(422)에서, 현재 구성을 갖는 모델의 동작을 시뮬레이팅하는 것으로부터 유래하는 솔루션(예를 들면, 주어진 함수의 구해진 값(evaluation))이 미리 결정된 척도에 따라 최적이라고 결정되면, 프로세스는 동작(460)으로 진행하는데, 여기서는, RF 코일 구성이 모델 구성에 기초하여 결정된다. 예를 들면, 최적화된 모델 구성은, 동작시, 모델 구성으로부터 시뮬레이팅되는 자기장과 거의 동일한 자기장을 생성할 코일 구성을 결정하기 위해 사용될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일 구성은, 모델 구성에 적어도 부분적으로 기초하여 RF 코일에 대한 와이어 윤곽(contour)을 결정하는 것에 의해 최적화된 모델 구성으로부터 결정된다. 예를 들면, 그 예가 하기에서 논의되는 윤곽 묘사 기법(contouring technique)은 최적화된 RF 코일에 대한 와이어 윤곽을 결정하기 위해 사용될 수도 있고, 와이어 윤곽은 후속하여 동작(470)에서 예시되는 바와 같은 실제의 물리적 RF 코일을 생성하기 위해 사용될 수 있는데, 그 양태는 이하에서 설명된다. 즉, 윤곽은 코일 구성을 설명하고 RF 코일의 물리적 도체를 배열하는 패턴으로서 사용될 수도 있다.

동작(422)에서, 솔루션이 미리 결정된 척도에 따른 최적이 아닌 것이(예를 들면, 주어진 기준을 충족하지 않는 것이) 결정되면, 프로세스는 동작(430)으로 진행하는데, 여기서는, 모델의 하나 이상의 파라미터가 업데이트된 모델 구성을 생성하도록 수정될 수도 있다. 모델 구성을 최적화함에 있어서, 프로세스는 동작(420)으로 돌아가서 업데이트된 모델 구성을 사용하여 RF 코일의 동작을 시뮬레이팅하고, 프로세스는, 최적의 구성이 결정될 때까지(예를 들면, 모델 구성을 지배하는 하나 이상의 파라미터의 세트가 주어진 기준에 따라 최적화될 때까지) 반복한다. 다음 반복을 위해 구성이 업데이트되는 방식은, 임의의 적절한 최적화 방식에 따라 선택될 수 있다. 동작(420, 422 및 430)을 반복하는 것에 의해, RF 코일의 모델의 구성은 기준에 의해(예를 들면, 적절한 함수의 최적화에 의해) 특성 묘사되는 몇몇 척도에 따라 최적화될 수도 있다. 최종 모델 구성으로부터, 일반적으로 최적의 RF 코일 구성이 획득될 수도 있다. 모델 구성 및/또는 RF 코일 구성을 최적화하는 것은 전역적인 또는 절대적인 최적의 솔루션으로 나타날 필요는 없지만, "최적"의 어떤 충분한 척도로 수렴될 필요가 있다는 것이 인식되어야 한다. 그러한 만큼, 주어진 모델과 공식에 대해, 수많은 "최적"의 솔루션이 있을 수도 있다.

도 5는, 몇몇 실시형태에 따른, 도 4에서 설명되는 일반적인 방법의 예시적인 구현예를 예시한다. 동작(510)에서, RF 에너지가 제공되어야 하는 그리고 MR 신호가 검출되어야 하는 주목하는 영역(예를 들면, 저자계 MRI 시스템의 시야)에 대응하는 표면의 삼차원 메쉬를 사용하여 RF 코일의 모델이 제공된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 메쉬는, 표면 요소의 정점(vertex)에서 노드에 의해 연결되는 복수의 표면 요소(surface element)를 포함한다. 몇몇 실시형태에 따른 RF 코일의 모델에 대한 기초로서 사용될 수도 있는 삼각형 표면 요소를 갖는 메쉬의 비제한적인 예가 도 6a 및 도 6b에서 도시된다. 특히, 도 6a는 머리 코일에 대응하는 예시적인 메쉬(600A)를 예시한다. 메쉬(600A)는 하나 이상의 인접한 삼각형과 변을 공유하는 것에 의해 연결되는 복수의 삼각형(예컨대, 삼각형(610))에 의해 형성된다. 비록 표면 요소의 임의의 적절한 구성이 메쉬를 형성하기 위해 사용될 수도 있지만, 각각의 삼각형 정점 또는 노드(예를 들면, 노드(620))는 하나 이상의 인접한 삼각형에 의해 공유된다. 몇몇 실시형태에서, 메쉬는 대략 1000 내지 4000 개의 삼각형을 포함하지만, 임의의 적절한 수의 삼각형이 사용될 수도 있고, 메쉬 내의 삼각형의 수 및/또는 형상은 모델링되고 있는 표면에 적어도 부분적으로 의존할 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

도 6b는, 다리, 예를 들면, 무릎 또는 다리의 다른 부분의 이미징을 위해 적응되는 RF 코일에 대응하는 예시적인 메쉬(600B)를 예시한다. 도 6a에서의 메쉬와 마찬가지로, 소망하는 표면은 공유된 정점 또는 노드(예를 들면, 노드(620))에서 상호 연결되는 복수의 삼각형(예를 들면, 삼각형(610))을 형성하도록 삼각형화된다(triangulated). 도 6a 및 도 6b에서 예시되는 예시적인 표면은 단지 예시적인 것이며 임의의 소망하는 프리미티브를 사용하여 어떤 임의적인 기하학적 구조에 대해 메쉬가 정의될 수 있다는 것이 인식되어야 한다. 즉, 임의의 표면 위에 메쉬를 정의하기 위해, 임의의 기하학적 구조의 형상(예를 들면, 삼각형, 사각형, 육각형, 팔각형 등등)을 갖는 표면 요소가 사용될 수도 있다. 메쉬를 사용하는 것은, RF 코일의 모델을 제공함에 있어서 사용하기에 적절할 수도 있는 기하학적 구조의 표현의 하나의 예에 불과하다는 것이 또한 인식되어야 한다.

어떤 임의적인 표면이 메쉬를 사용하여 표현될 수 있기 때문에, 도 6a 및 도 6b에서 예시되는 것과 같은 메쉬는 RF 코일을 모델링하기 위한 유연한 표현을 제공하고, 따라서, 머리, 목, 몸통, 하나 이상의 부속지 또는 그 일부(예를 들면, 팔, 다리, 손, 발 또는 그 일부), 및/또는 해부학적 구조의 일부의 임의의 조합을 포함하는 그러나 이들로 제한되지는 않는 인체의 해부학적 구조의 임의의 소망하는 부분에 대한 RF 코일의 모델링을 용이하게 하여, 인체의 임의의 원하는 부분과 함께 사용하기 위해 최적화되는 RF 코일을 생성한다.

도 5를 다시 참조하면, 동작(520)에서, RF 코일의 모델의 동작이 시뮬레이팅될 수도 있다. 예를 들면, 도 6a 및 도 6b에서 예시되는 예시적인 삼각형 메쉬(600A 또는 600B)를 사용하여, 적어도 부분적으로, 메쉬 내의 각각의 노드에 대한 전류 루프를 시뮬레이팅하는 것에 의해(예를 들면, 전류 루프를, 그들의 공유된 노드 주위의 인접한 삼각형을 통해 시뮬레이팅하는 것에 의해) 그리고 소망하는 영역 내에서 선택되는 지정된 목표 포인트에서 각각의 전류 루프에 의해 생성되는 자기장을 계산하는 것에 의해 모델의 동작이 시뮬레이팅될 수도 있다. 구체적으로는, 삼각형 메쉬의 노드에 대한 전류 루프를 시뮬레이팅하는 것으로부터 유래하는 자기장을 계산할 다수의 목표 포인트(예를 들면, 삼각형 메쉬의 내부 상의 100 내지 1000 개의 지정된 포인트)가 선택될 수도 있다. 일반적으로 말하면, 목표 포인트는 주목하는 영역 전체에 걸친 자기장을 적절하게 특성 묘사하기 위한 방식으로 선택되고 분배된다. 주목하는 영역은, 예를 들면, 이미징 시스템의 시야와 관련될 수도 있지만, 다른 주목하는 영역에도 또한 대응할 수도 있다.

몇몇 실시형태에 따르면, 전류 루프는 메쉬 내의 각각의 노드에서 시뮬레이팅되고, 각각의 목표 포인트에서 전류 루프의 각각에 의해 생성되는 결과적으로 나타나는 자기장은, 목표 포인트의 각각에 대한 각각의 전류 루프의 영향에 관한 정보를 획득하도록 결정된다. 예를 들면, 이러한 방식에서의 모델의 동작을 시뮬레이팅하는 것은, 시뮬레이팅되는 각각의 전류 루프에 응답하여 각각의 목표 포인트에서 생성되는 자기장에 대응하는 데이터의 행렬을 획득하기 위해 사용될 수 있다. 이 데이터는, 그 다음, 적절한 최적화 알고리즘에 의해 연산될 수 있는데, 그 예가 아래에서 더 자세히 설명된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 전류 루프의 각각의 강도는, 적어도 부분적으로, 최적화 동안 변경되는 파라미터의 세트를 형성한다. 즉, 적절한 최적화 알고리즘은, 예를 들면, 주목하는 영역 내의 목표 포인트의 각각에서 소망하는 자기장 특성을 달성하도록, 주어진 함수(예를 들면, 전류 루프에 의해 메쉬의 표면에 대해 정의되는 전위 함수) 또는 다른 적절하게 공식화된 최적화를 최대화 또는 최소화하기 위해, 현재의 루프 각각에 대한 강도를 선택한다.

표면 전류 루프를 사용한 RF 코일의 동작의 시뮬레이션에 후속하여, 도 5의 예시적인 프로세스는 도 4의 예시적인 프로세스와 연계하여 상기에서 논의되는 바와 유사한 방식으로 진행한다. 예를 들면, 몇몇 실시형태에 따라, 메쉬의 표면에 대해 정의되는 전위 함수를 최적화하기 위해 표면 요소(예를 들면, 삼각형 메쉬의 정점)의 노드 주위에서 전류 루프를 시뮬레이팅하는 것에 의해 모델의 동작이 수행될 수도 있다. 이러한 예시적인 최적화에서, 도 5에서 도시되는 동작(520, 522 및 530)을 통한 반복은, 적어도 부분적으로, 생성되는 자기장이 주어진 기준을 충족할 때까지 삼각형화된 메쉬에 걸쳐 시뮬레이팅되는 전류 루프의 강도를 변경시키는 것에 의해 달성되는 최적화된 표면 전위로 나타난다. 도 7a 및 도 7b는 모델 구성(705a 및 705b)을 각각 예시한다. 도 7a 및 도 7b에서 예시되는 예시적인 실시형태에서, 모델 구성은, 부분적으로는, 본원에서 설명되는 기법을 사용하여 최적화된 표면 전위에 의해 특성 묘사된다. 특히, 도 7a 및 도 7b의 음영은 자기 스칼라 표면 전위(예를 들면, 도 12에서 예시된 예시적인 최적화와 연계하여 이하에서 더 상세히 논의되는 바와 같은, 전류 밀도의 스트림 함수(stream function))를 묘사하는데, 그 값은 최적화 동안 결정된다. 이 표면 전위 함수로부터, 이하에서 더 상세히 설명되는 바와 같이 코일 구성이 결정될 수도 있다. 도 7a 및 도 7b에서 예시되는 예시적인 실시형태에서, 표면 전위 함수는, 적어도 부분적으로, 하나 이상의 제약의 관점에서 주어진 기준을 충족하도록 모델 구성의 시뮬레이션이 최적화될 때까지 메쉬 내의 노드에서의 전류 루프의 전류 강도 파라미터를 변경하는 것에 의해 획득되는, 표면에 걸친 통합된 전류 밀도에 대응한다.

동작(560)에서, RF 코일 구성은 모델 구성으로부터 결정될 수도 있다. 예를 들면, 도 7a 및 도 7b에서 예시되는 모델 구성(705a 및 705b)(예를 들면, 전위 함수)은, RF 머리 코일 및 다리 코일에 대한 도체의 배치를 나타내는 윤곽으로 각각 변환될 수도 있다. 도 8a 및 도 8b는, 도 7a에서 예시되는 모델 구성(705a)으로부터 결정되는 머리 코일의 도체(들)에 대한 등고선(contour line)(예를 들면, 등고선(880))을 특징으로 하는 코일 구성(815)을 예시한다. 예를 들면, 도 8a 및 도 8b에서 예시되는 예시적인 코일 구성의 경우, 등고선은, 최적화된 모델 구성의 전류 밀도(즉, 도 7a 및 도 7b에서 예시되는 표면 전위 함수의 미분)를 생성하도록 선택된다. 코일 구성의 등고선이, 단일 도체(예를 들면, 코일 구성의 윤곽에 따라 복수의 턴 또는 루프를 형성하도록 감긴 단일의 도체)에 의해 궁극적으로 실현될 수도 있는 코일의 전류 경로를 나타내기 때문에, 각각의 등고선은 동일한 전류를 갖는다. 따라서, 모델 구성에 의해 기술되는 다양한 전류 밀도를 달성하기 위해, 등고선의 간격은 대응하여 변경된다. 구체적으로는, 더 높은 전류 밀도의 영역은 더 가깝게 이격되는 윤곽을 생성할 것이고, 한편 더 낮은 전류 밀도의 영역은 더 멀리 이격되는 윤곽을 생성할 것이다. 따라서, 모델 구성의 표면 전위 함수에 걸쳐 등전위의 등고선(예를 들면, 도 7a 및 도 7b에서 예시되는 표면 전위 함수의 동일한 스칼라 값을 통과하는 등고선)을 발견하는 것에 의해 모델 구성으로부터 코일 구성이 결정될 수도 있다. 이 방식으로 모델 구성으로부터 코일 구성을 결정하는 것은, 적어도 부분적으로, 적절한 윤곽 묘사 또는 레벨 설정 알고리즘을 사용하여 달성될 수도 있다.

도 8a는 윤곽이 결정된 모델 구성 상에 중첩된 코일 구성(815)을 예시하고, 도 8b는 코일 구성(815)을 그 자체를 예시한다. RF 코일의 도체에 대한 등고선은, 최적화된 모델 구성을 사용하여 모델을 시뮬레이팅할 때 생성되는 자기장을 실질적으로 생성하도록 선택된다. 이 방식에서, 일반적으로 최적의 코일 구성(815)이 결정될 수도 있다. 즉, 공간에서의 윤곽의 배치에 의해 특성 묘사되는 예시적인 코일 구성(815)은, 소망하는 기준에 따라 최적화되는 도체 패턴을 정의한다. 예시되는 바와 같이, 코일 구성(815)의 윤곽은 신체의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는 주축(825)을 갖는다. 주축(825)은 또한, 코일 구성이 복수의 턴을 형성하는 예시적인 기준 축이다.

도 8a 및 도 8b에서 예시되는 바와 같이, 결과적으로 나타나는 RF 코일 구성에서, 윤곽 사이의 간격(예를 들면, RF 코일의 도체에서의 턴 사이의 간격)은 불균일한데, RF 코일 구성의 베이스를 향해 더 근접하게 이격되는 윤곽을 갖는다. 따라서, 헬멧 표면에 걸친 코일의 도체의 턴 사이에 실질적으로 균일한 간격을 갖는 인간의 직관에 기초한 구성을 갖는 도 3에서 예시되는 코일과 대조적으로, 도 8a 및 도 8b에서 예시되는 최적화된 코일 구성은 다수의 윤곽 사이에 불균일한 간격을 가지며, 그 결과, 결과적으로 나타나는 RF 코일은, 인간의 직관만을 사용하여 또는 경험적 시행착오에 의해 도달될 가능성이 없는 최적의 솔루션을 제공하는 구성인, RF 코일을 형성하는 도체의 다수의 턴 또는 루프 사이에 불균일한 간격을 가질 것이다. 추가적으로, 도 3의 코일 구성이 실질적으로 규칙적인 윤곽을 가지지만, 최적화된 코일 구성은 다수의 불규칙한 윤곽으로 나타난다. 따라서, 최적화는, 인간의 직관에만 의존할 때 도달될 가능성이 없는 구성 솔루션을 생성한다. 도 9a 및 도 9b는, 도 7b에서 예시되는 모델 구성(705b)으로부터 결정되는 최적화된 RF 다리 코일 구성(915)을 예시하는데, 코일 구성은 주축(925) 주위에서 복수의 턴을 형성하고, 주축(925)은 목표로 하는 해부학적 구조가 코일 내에 배치될 때 목표로 하는 해부학적 구조(예를 들면, 환자의 다리)의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬된다.

그 다음, RF 코일 구성(예를 들면, 도 8a, 도 8b, 도 9a, 및 도 9b에서 도시되는 예시적인 코일 구성)은, 결정된 구성에 따라 RF 코일을 생성하기 위해 사용될 수도 있다. 예를 들면, RF 코일을 생성하기 위해, RF 코일 구성은 통상적으로 지지 구조체, 예를 들면, 도 8a 및 도 8b에서 예시되는 머리 코일 구성(815)을 위해 환자에 의해 착용되는 헬멧으로 전달될 필요가 있을 것이다. 몇몇 실시형태에 따르면, RF 코일 구성의 윤곽을 기판에 적용하는 것에 의해, RF 코일 구성이 RF 코일을 생성하기 위해 사용되는데, 기판은, 그 다음, RF 코일의 표면에 걸친 도체의 배치를 고정하기 위해 사용된다. 도 10a 및 도 10b는, 상기에서 설명되는 예시적인 최적화 동안 도체에 대해 계산되는 위치에 대응하는 기판(1050) 내에 형성되는 그루브(예를 들면, 그루브(1080))를 갖는 헬멧(1000)의 기하학적 구조의 렌더링의 상이한 뷰를 예시한다. 예를 들면, 그루브(1080)는 모델 구성(705a)으로부터 결정되는 코일 구성(815)의 윤곽에 대응하여 제공될 수도 있다. 특히, 코일 구성의 윤곽은, 코일 도체를 적용할 위치(예를 들면, 코일 도체를 위한 그루브를 제공하기 위한 위치)를 제공하기 위해, 기판 또는 지지 구조체의 표면으로 매핑될 수도 있다. 그루브의 치수(예를 들면, 그루브의 폭 및 깊이)는 고주파 코일을 형성하기 위해 사용될 도체를 수용하도록 선택될 수도 있다. 이 표면은, 일단 렌더링되면, 그 다음, (예를 들면, 3D 프린터를 사용하여) 제조되어, 예를 들면, 저자계 MRI에서 사용하기 위한 RF 머리 코일용 헬멧을 신속하고 비용 효율적으로 생성할 수 있다. 도 10a에서 예시되는 바와 같이, 그루브(1085)는, 도체에 대한 윤곽에 대응하는(예를 들면, 최적화된 모델 구성으로부터 획득되는 코일 구성의 윤곽에 대응하는) 그루브(1080)를 연결하기 위해 제공된다. 그루브(1085)는, 하기에서 더 상세히 논의되는 바와 같이, 제공된 그루브 내에서 기판(1150) 주위에서 단일의 도체가 감겨 도체의 복수의 턴을 제공하는 것을 허용한다. 도체가 그루브 내에 배치될 때, 도 10a에서 예시되는 바와 같이, 도체는 주축(1025) 주위에서 복수의 턴을 형성할 것이다. 환자의 머리가 헬멧(1000) 내에 배위치될 때, 주축은 환자 신체의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되도록 지향될 수도 있다.

도 11은, 도 9a 및 도 9b의 RF 코일 구성(915)이 적용되어 다리 코일에 대한 지지체를 생성한 예시적인 기판 또는 지지체(1100)를 예시한다. 특히, 지지체(1100)는, 도 9a 및 도 9b에서 도시되는 예시적인 RF 코일 구성(915)의 윤곽에 대응하는, 기판(1150) 내에 형성되는 그루브(예를 들면, 그루브(1180))를 포함한다. 지지체(1100)는, 소망하는 코일 구성에 따라 복수의 턴의 그루브(1180) 내에 도체를 연속적으로 배치하는 것을 가능하게 하기 위해, 그루브(1180)를 연결하도록 제공되는 그루브(1185)를 포함한다. 도체가 그루브 내에 배치될 때, 도체는 주축(1125) 주위에서 복수의 턴을 형성할 것이다.

일단 지지 구조체가 생성되면(예를 들면, 헬멧(1000), 지지체(1100) 또는 특정한 해부학적 구조를 위해 구성되는 다른 기하학적 구조), 도체(예를 들면, 와이어)가 (예를 들면, 그루브 내에 도체를 배치하는 것에 의해) 구조체에 적용되어 최적화된 코일 구성을 갖는 RF 코일을 생성할 수 있다. 예를 들면, 각각의 RF 코일의 기하학적 구조에 따라 제조되는 지지 구조체에 형성되는 그루브 내에 단일의 도체가 배치되어(예를 들면, 와이어가 도 10 및 11에서 각각 예시되는 그루브(1080, 1180) 내에 배치될 수도 있다), 향상된 송신/수신 특성을 갖는 RF 코일을 적어도 부분적으로 생성할 수도 있다. 코일 구성이 적절한 기법을 사용하여 지지 구조체에 적용될 수 있고 기판 지지 구조체에 그루브를 제공하는 것으로 제한되지는 않는다고 인식되어야 한다. 즉, 도체는 임의의 적절한 방식으로 소망하는 코일 구성에 따라 지지 구조체에 커플링될 수도 있는데, 양태는 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 최적화된 코일 구성을 사용하여 생성되는 RF 코일은, 방출된 MR 신호에 대해 증가된 감도를 나타낼 수도 있고, 따라서 저자계 MRI 시스템의 SNR을 향상시킨다. 본원에 설명되는 기법을 사용하여 제조되는 RF 코일의 다른 예가 하기에서 상세히 논의된다.

이러한 지지 구조체가 용이하게 제조될 수 있다는 용이성은, 특정 개인 및/또는 신체의 특정 부분에 대한 주문형(custom) RF 코일을 생성하는 것을 가능하게 한다. 특정 개인에 대한 RF 코일의 커스터마이징과 관련하여, 특정 개인의 측정치는, 레이저 또는 다른 범위 측정 기기를 사용하여 및/또는 촬상되고 있는 해부학적 구조의 부분의 중요한 치수를 측정하기 위한 예를 들면, 캘리퍼스를 이용한 수동 측정을 통해 획득될 수도 있다. 측정 및/또는 범위 데이터는 RF 코일을 모델링함에 있어서 사용하기 위한 표면을 생성하기 위해 사용될 수도 있다(예를 들면, 측정 데이터는 특정 환자에 대한 주목하는 해부학적 구조의 기하학적 구조에 대응하는 메쉬를 렌더링하기 위해 사용될 수도 있다). 그 다음, 본원에서 설명되는 최적화 기법은 최적의 RF 코일 구성을 찾도록 수행될 수도 있는데, 최적의 RF 코일 구성은, 그 다음, 특정 환자에 대해 커스터마이징된 최적의 코일 구성에 대한 지지체를 (예를 들면, 3D 프린팅을 통해) 생성하기 위해 사용될 수 있다. 결과적으로, 최적화된 코일 구성이 결정될 수 있고 대응하는 코일이 주목하는 어떤 임의적인 기하학적 구조에 대해 상대적으로 신속하고 효율적으로 생성될 수 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, RF 코일의 설계는 소정의 설계 제약 및/또는 요건을 충족시키는 것을 수반할 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일 인덕턴스 및/또는 코일 저항은 RF 코일 구성의 최적화를 제한하도록 값이 구해진다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 정확하게 동작시키기 위해, RF 송신/수신 코일이 공명된다. 따라서, 인덕턴스에서의 증가는, 공명을 달성하기 위해, 코일에 커플링되는 동조 회로에서의 커패시턴스의 증가를 필요로 한다. 증가된 저항은, 코일의 공명의 대역폭을 증가시키는 것에 의해 코일의 품질(Q) 값(Q-factor)에 영향을 미치므로, 코일을, MR 효과를 자극함에 있어서 덜 효과적으로 그리고 방출된 MR 신호를 검출함에 있어서 덜 민감하게 만든다. 특정 시스템은 (예를 들면, 명시된 Q 값을 갖는 코일을 달성하기 위한 또는 명시된 동조 회로와 매칭하기 위한, 등등을 위한) 코일에 대한 인덕턴스 및/또는 저항을 명시하는 설계 요건을 가질 수도 있다. 따라서, 명시된 설계 제약이 주어지면, 코일 인덕턴스 및/또는 코일 저항의 값을 구하는 것에 의해(예를 들면, 그들 값에 대한 한계를 최소화하거나 또는 설정하는 것에 의해) RF 코일 구성이 최적화될 수 있다.

몇몇 실시형태에 따르면, 하나 이상의 설계 제약(예를 들면, 코일 저항, 코일 인덕턴스, 자계 균질성, 등등)에 대응하는 추가적인 항을 포함하는 정규화 스킴(regularization scheme)이 활용된다. 예를 들면, 코일 인덕턴스 및/또는 코일 저항이 최적화에서의 추가적인 항으로서 포함될 수도 있다. 도 6에서 도시되는 예시적인 RF 코일 모델과 관련하여, 시뮬레이팅된 전류 루프의 각각에 대해 코일 저항 및/또는 인덕턴스가 계산될 수도 있다. 결과적으로, 자기장 강도 및 하나 이상의 추가적인 제약 예컨대 코일 저항 또는 인덕턴스에 대응하는 데이터가 생성될 수도 있다. 예를 들면, 자기장 강도 행렬이 제1 항으로서 계산될 수도 있고 코일 저항 행렬이 제2 항으로서 계산될 수도 있는데, 여기서, 최적화는, 코일 저항을 최소화하면서, 소망하는 자기장 특성을 달성하도록 동작한다. 임의의 소망하는 제약에 대한 추가적인 항이 최적화에 포함될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 선택된 항은, 최적화가 소망하는 값(예를 들면, 명시된 제약의 관점에서 최적의 결과를 생성하는 메쉬의 표면에 대한 함수에 대한 값)을 생성하도록 소망에 따라 가중될 수 있다.

특정한 설계의 요건을 충족하기 위해, 임의의 수의 또는 타입의 제약이 최적화에 포함될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 예를 들면, 주어진 설계는 주어진 두께 또는 폭을 갖는 와이어의 사용을 요구할 수도 있다. 배선이 너무 가깝게 배치되는 구성을 최적화가 선택하는 것(예를 들면, 표면 상의 하나 이상의 위치에서 와이어(도체의 턴) 사이의 간격이 와이어의 폭보다 더 작은 솔루션)을 방지하기 위해, 코일의 전도성 경로(들)를 형성하는 와이어 사이에 최소 간격을 부과하는 항이 최적화에 포함될 수도 있다. 코일 저항 제약은, 아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, 고정된 두께를 갖는 와이어 도체를 사용하는 설계에 대한 와이어 길이에 대응하는 항을 최적화에 포함시키는 것에 의해 구현될 수도 있다.

RF 코일의 구성을 결정하기 위한 방법의 예시적인 구현이, 도 12에서 도시되는 예시적이고 비제한적인 프로세스와 연계하여 이하에서 더 상세히 설명된다. RF 코일의 모델을 사용하여 RF 코일에 대한 구성을 결정하는 것이 임의의 특정한 구현예로 제한되지 않기 때문에, 아래에서 설명되는 구현예는 RF 코일 구성을 최적화하는 방법의 하나의 예에 불과하다는 것 및 임의의 다른 적절한 기법이 사용될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 동작(1210)에서, 모델링될 표면 기하학적 구조가 수신된다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 본원에서 설명되는 기법에 따라 RF 코일을 생성하기 위해, 어떤 임의적인 표면 기하학적 구조가 사용될 수도 있다. 동작(1212)에서, 표면 기하학적 구조의 모델이 생성된다. 이 예시적인 모델에서, 표면 기하학적 구조는, 표면에 대한 단위 법선 벡터인

에 의해 포인트(

)에서 정의되는 얇은 전도성 표면(S)으로서 간주될 수도 있다. S 상에서 흐르는 전류는,

에서 전류 밀도 벡터

에 의해 표현된다. 전류 밀도가 표면(S)으로 제한되고 발산이 없는 경우, 전위 함수인 스트림 함수가 표면(S)에 걸쳐 정의될 수도 있다. 표면(S) 상의 전류 밀도는 표면(S)으로부터 분리되는 주목하는 영역(V) 위에 자기장(

)을 생성한다. 생성된 자기장(

)과 표면(S) 상의 전류 밀도 사이의 관계는 다음과 같이 표현될 수도 있다:

적어도 부분적으로, 역문제(inverse problem)를 풀어서 주목하는 영역(V) 위에 주어진 자기장(

)을 제공할 표면(S) 상의 전류 밀도(

)를 찾는 것에 의해, 최적화가 수행될 수도 있다. 이 역문제를 풀기 위해, 문제는 이산화될 수도 있다. 표면(S)의 경우, 전류 밀도(

)는, (예를 들면, 도 6에서 예시되는 바와 같이) 표면 요소의 코너에 노드가 있는 평평한 삼각형 표면 요소의 세트에 의해 정의되는 메쉬를 사용하여 이산화될 수도 있다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 표면(S)을 이산화하는 데 사용되는 메쉬를 형성하기 위해, 삼각형 이외의 표면 요소의 형상이 대안적으로 사용될 수도 있다. 전류 밀도의 스트림 함수

는 다음과 같이 메쉬의 각각의 노드(I_n)에 대한 기저 함수의 세트로서 이산화될 수도 있다:

(2)에서,

는 메쉬의 n번째 노드에 대한 스트림 함수 기저 함수이다. 노드에 대한 상기의 예시적인 스트림 함수는, 노드를 공유하는 메쉬의 모든 삼각형 요소를 통해 표면(S) 상에서 흐르는 전류 루프를 기술한다. 메쉬의 에지 상의 노드는, 전류가 에지 안팎으로 흐르는 것을 방지하기 위해, 동일한 스트림 함수 값을 가지도록 강제될 수도 있다. 역 솔루션(inverse solution)에서, 메쉬의 각각의 노드에서의 스트림 함수 값은, 본원에서 설명되는 기법을 사용하여 최적화될 수 있는 자유 파라미터로서 역할을 한다.

그 다음, 프로세스는 동작(1214)으로 진행하는데, 여기서는, 주목하는 영역(V)의 자기장(

)이 이산화된다. 자기장은 영역(V) 내에 상주하는 목표 포인트 세트를 정의하는 것에 의해 이산화될 수도 있다. 목표 포인트는, 표면(S) 상의 위치 이외의 공간 내의 임의의 위치를 가질 수도 있으며, 목표로 하는 주목 영역(V)을 함께 정의한다. 이하 보다 상세히 설명되는 몇몇 실시형태에서, 목표 포인트의 세트는, 최대 자기장이 소망되는 제1 영역에 대응하는 제1 목표 포인트 및 최소(예를 들면, 0) 자기장이 소망되는 제2 영역에 대응하는 제2 목표 포인트를 포함할 수도 있다. 예를 들면, 제1 목표 포인트는 표면(S) 내부의 체적 내에 위치할 수도 있고, 한편 제2 목표 포인트는 표면(S) 외부에 위치할 수도 있다. 제2 목표 포인트의 포함은, 코일 설계를 최적화하는 것 외에 차폐 이점을 제공하는 RF 코일의 설계가, 촬상될 영역, 예를 들면, 저자계 MRI 시스템의 시야에 소망하는 자기장을 제공하는 것을 가능하게 한다.

그 다음, 도 12의 프로세스는 동작(1216)로 진행하는데, 여기에서, 모델 구성은, 예를 들면, 목표 포인트의 세트에서의 소망하는 자기장을 위해 메쉬의 각각의 노드에서 스트림 함수에 의해 모델링되는 바와 같은 표면(S) 상의 전류 밀도에 대한 최적의 값을 결정하는 것에 의해 최적화된다. 소망하는 자기장 외에, 몇몇 실시형태는, 최적화 동안 최소화되도록 원하는 다른 파라미터, 예컨대 코일 내의 저장된 에너지(인덕턴스) 또는 코일 내에서의 저항성 전력 소산을 또한 포함한다. 최적화 동안의 제약으로서 경계 조건이 또한 부과될 수도 있다. 예를 들면, 표면(S) 위의 전류를 절약하기 위해, 표면의 가장자리를 따라 모든 포인트에 대해 전위가 동일해야 한다는 조건이 하나 이상의 제약을 통해 부가될 수도 있다. 예를 들면, 도 6a에서 예시되는 머리 코일의 표면의 전류를 절약하기 위해, 단일의 에지를 따른 포인트에 대해 전위가 동일해야 한다는 조건이 제약으로서 최적화에서 강제될 수도 있다. 마찬가지로, 도 6b에서 예시되는 다리 코일 표면의 양단 상의 에지를 따르는 포인트도 또한, 비록 두 에지를 따르는 전위가 상이한 것이 허용되지만, 동일한 에지를 따르는 다른 포인트와 동일한 전위를 갖도록 강제될 수도 있다. 표면은 임의의 수의 별개의 표면으로부터 형성될 수도 있고, 각각의 표면은 임의의 수의 에지를 가질 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 적절한 최적화 스킴을 사용하여 최소화될 예시적인 함수 U는 다음과 같이 표현될 수도 있다:

(3)에서, 제1 항은 측정된 자계와 목표 자계 사이의 차이를 기술하고, 제2 항은 인덕턴스(L_mn)를 모델링하고, 제3 항은 코일 저항(R_mn)을 모델링한다. 인덕턴스 및 저항 항은, 설계되고 있는 RF 코일의 원하는 피쳐에 기초하여 결정되는 정규화 항 α 및 β를 사용하여 가중될 수 있다. 몇몇 실시형태에서, 함수 U의 최소치는, I_n과 관련하여 함수를 미분하여, 행렬 식

로 통합될 수 있는 선형 시스템의 식을 생성하는 것에 의해 식별될 수도 있는데, 여기서 행렬

는 미분 최적화에 의해 계산되고 벡터

는 자기장 값을 포함한다. 그 다음, 이 행렬 식은, 메쉬의 노드(n)의 각각에서 스트림 함수 값(I_n)을 포함하는

에 대해 풀기 위해 반전될 수도 있다. 그 다음, 노드의 스트림 함수 값(I_n)은 선형적으로 결합되어 표면(S)에 걸친 전류 밀도의 스트림 함수를 재구성할 수 있다. 따라서, 표면 전위 함수의 상기에서 설명된 최적화는, 최적화된 모델 구성, 예를 들면, 도 7a 및 도 7b에 각각 예시되는 최적화된 모델 구성(705a 및 705b)을 결정하기 위해 사용될 수도 있다. 그러나, 상기 설명된 방법은 예시적인 것에 불과하며, 임의의 함수 및 제약이 최적화된 모델 구성을 획득하기 위해 최적화될 수도 있고, 모델의 성질과 특성 및 설계의 요건에 의존할 것이다는 것이 인식되어야 한다.

몇몇 실시형태에 따르면, (예를 들면, 도체(들)의 인접한 턴 사이에서) 와이어의 최소 간격을 요구하는 것 및/또는 코일 도체의 전체 길이(예를 들면, 와이어 길이)를 감소시키는 것을 포함하는, 그러나 이들로 제한되지는 않는 추가적인 제약이, 최적화 문제에 추가될 수도 있다. 다른 예로서, (예를 들면, 병렬 MRI를 수행하기 위한) 다중 채널 수신 코일의 상황에서, 주어진 코일과 다른 코일 사이의 상호 인덕턴스를 최소화하는 추가적인 제약(예를 들면, 코일의 쌍 사이의 상호 인덕턴스를 제로 또는 제로에 충분히 가깝게 감소시킬 것을 요구하는 또는 그렇게 감소시키도록 시도하는 제약)이 최적화 스킴에 포함될 수도 있다. 이러한 제약은, 수신 동작 동안 서로 실질적으로 분리되는 다수의 수신 코일 어레이의 설계를 가능하게 한다.

최적화에 추가적인 제약을 도입하는 것은, 간단한 역변환 기법을 사용하여 상기의 행렬 식을 푸는 능력을 복잡하게 하거나 또는 저하시킬 수도 있다. 따라서, 몇몇 실시형태는 행렬 반전 대신 볼록 최적화 기법(convex optimization technique)을 사용하여 함수 U를 최소화한다. 예를 들면, 코일 설계의 최적화는, 평균제곱근(root-mean-squared; RMS) 잔차의 Tikhonov(티호노프) 정규 최소화(Tikhonov regularized minimization)를 사용하여

를 최소화하는 것에 의해 달성될 수도 있는데, 여기서 b_t는 목표 자계이고 α는 정규화 파라미터이다. 볼록 최적화를 사용하는 실시형태에서, 임의의 적절한 볼록 최적화 솔버(solver)가 사용될 수도 있는데, 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 기울기 하강(gradient descent), 유전 알고리즘(genetic algorithm), 파티클 스웜(particle swarm), 시뮬레이팅된 어닐링(simulated annealing), 몬테 카를로 기법(Monte Carlo techniques), 등등을 포함하는 그러나 이들로 제한되지는 않는 다른 최적화 기법도 또한 적절할 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

도 12의 프로세스로 돌아가서, 모델 구성에 대한 최적의 솔루션이 결정된 이후, 프로세스는 동작(1218)으로 진행할 수도 있는데, 여기서는, 동작(1216)으로부터 출력되는 전류 밀도에 대한 스트림 함수는, 코일 구성을 생성하기 위해, 예를 들면, 전류를 공급 받는 경우, 최적화된 코일 설계에 대해 소망하는 자기장을 생성하는 도체 윤곽의 표현을 생성하기 위해, 사용된다. 몇몇 실시형태에서, 윤곽 묘사 기법은, 최적화된 코일 구성을 위한 표면(S) 상에서의 도체(들)(예를 들면, 와이어(들))의 위치를 결정하기 위해 사용된다. 윤곽 묘사는 적절한 방식으로 수행될 수도 있다. 예를 들면, 표면(S)을 근사화하기 위해 사용되는 메쉬의 각각의 요소(예를 들면, 삼각형)는, 선형 변환에 의해 파라미터 (u, v) 공간으로 변환될 수도 있다. (예를 들면, 삼각형 요소

에 대한) 요소의 코너에서의 스트림 함수의 값은, 요소의 스트림 함수의 평면을

공간에 정의하기 위해 사용될 수도 있다. 이 평면과 등고선 레벨

를 나타내는 상수

의 평면과의 교차선은, 그 요소에서의 도체 경로의 식을 제공한다. 단위 요소의 u 및 v 한계 내에 있는 이들 라인의 일부는 그 요소의 와이어 경로이다. 프로세스는 모든 요소에 대해 수행될 수도 있고 (x, y, z) 공간으로 다시 변환될 수 있는데, 결과는 코일 구성의 도전성 경로가 된다. 몇몇 실시형태에서, 상기에서 논의되는 바와 같이, 도체의 폭 치수(예를 들면, 와이어의 단면 직경)와 같은 하나 이상의 물리적 특성에 기초하여 솔루션을 제한하기 위해 윤곽 묘사 동안 제약이 추가된다.

일단 RF 코일에 대한 도체 경로가 알려지면, 도 12의 프로세스는 동작(1220)으로 진행하는데, 여기서는, RF 코일에 대한 지지 구조체가 생성되고 코일 구성이 지지 구조체에 적용된다. 몇몇 실시형태에서, 상기에서 논의되는 바와 같이, 최적화된 RF 코일 설계에 대한 지지 구조체를 생성하기 위해, 삼차원(3D) 프린터 또는 다른 적절한 디바이스가 사용될 수도 있다. 지지 구조체는, RF 코일의 구성을 결정하는 것으로부터 유래하는 도체 경로(예를 들면, 상기에서 논의되는 최적화된 스트림 함수 값을 윤곽 묘사하는 것으로부터 유래하는 도체 경로)의 위치에 대응하는 하나 이상의 채널, 그루브 또는 도관을 포함할 수도 있다. 즉, 코일 구성은, 코일 구성에 따라 코일 도체를 수용하도록 구성되는 그루브의 위치를 결정하기 위해 사용될 수도 있다. 지지 구조체는, 최적화를 통해 결정되는 RF 코일 구성에 따라 하나 이상의 도체를 적용하는 것을 가능하게 하는 다른 방식으로 제공될 수도 있다. 그 다음, 프로세스는 단계(1222)로 진행하는데, 여기서는, 최적화된 구성에 기초하여 RF 코일을 생성하도록, 지지 구조체 상의 경로를 따라 도체(들)(예를 들면, 와이어)가 제공된다. 그 다음, 적절한 공명 회로가 코일에 커플링되어, 예를 들면, 저자계 MRI 시스템의 일부로서 송신 및/또는 수신을 수행하도록 최적으로 구성되는 RF 코일을 생성할 수도 있다. 특히, 코일은 저자계 체계에서 목표로 하는 주파수에서 공명하도록 동조될 수도 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 맥락에서, 상대적으로 낮은 송신 주파수는, 고자계 체계에서의 도체 길이와 관련하여, 도체의 길이가 실질적으로 증가되는 것을 허용한다. 예를 들면, 도 10a 및 도 10b에서 예시되는 지지 구조체에 적용되는 예시적인 RF 코일 구성에서 예시되는 도체 경로는 길이가 대략 4 미터인데, 이것은 고자계 환경에서의 최대 길이 제약을 10의 1승배 이상 초과한다. 몇몇 실시형태에 따르면, 도체 길이는, 1 미터보다 더 길거나, 2 미터보다 더 길거나, 4 미터보다 더 길거나, 7 미터보다 더 길거나, 10 미터보다 더 길거나, 등등이다. 따라서, 소망하는 기준에 따라 최적으로 동작하는 송/수신 코일이, 상대적으로 간단히 그리고 비용 효율적으로 설계 및 생성될 수도 있고 상대적으로 높은 효율성을 가지고 동작할 수도 있다.

증가된 도체 길이에 의해 부여되는 설계의 유연성 외에도, 이러한 제약의 실질적인 완화는, 다수의 턴으로 감긴 단일의 도체를 사용하여, 적절한 게이지의 단일 가닥 와이어(single strand wire) 또는 Litz(리츠) 와이어와 같은 다중 가닥의 와이어(multi-stranded wire)를 사용한 다수의 턴으로 감긴 단일의 도체를 사용하여 RF 코일이 형성되는 것을 허용한다. 예를 들면, 도 10a 및 도 10b에서 예시되는 구성은 도체에 대해 20회의 턴 또는 루프를 포함한다. 그러나, 임의의 수의 턴이 최적화를 통해 선택 또는 결정될 수 있으며, 코일의 기하학적 구조 및 코일의 소망하는 동작 특성에 의존할 수도 있다. 일반적으로 말하면, 코일 도체의 턴 또는 루프 수를 증가시키는 것은 코일의 감도를 증가시킨다. 그러나, 본 발명가들은, 소정의 시점에서, 턴의 수를 증가시키는 것이 사실상 RF 코일의 성능을 저하시킬 수도 있다는 것을 인식하였다. 특히, 다수의 턴 또는 루프를 포함하는 코일은, 적어도 부분적으로, 코일 내에서의 다수의 턴 또는 루프 사이의 도체의 관계로부터 발생하는 기생 커패시턴스로 인해, 동조(자체 공명(self-resonate))되지 않고 공명할 것이다. 자체 공명의 효과는 코일의 Q 값을 감소시키고 그 성능을 저하시키는 것이다. 이 효과는, RF 코일이 공명하도록 동조되는 주파수(즉, MRI 시스템의 B0 자계의 강도에 대응하는 코일의 목표 공명 주파수)에 자체 공명이 근접할 때 특히 유해할 수도 있다. 턴의 수가 증가함에 따라 자체 공명의 주파수가 감소하기 때문에, 이 현상은, 코일 성능이 불만족스럽게 저하되기 이전에, 도체의 턴의 수에 대해 효과적인 한계를 부과할 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일의 도체의 턴의 수는, 자체 공명의 주파수가, RF 코일이 동조되는 목표 공명의 주파수의 것에 적어도 두 배인 것을 보장하도록 제한된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일의 도체의 턴의 수는, 자체 공명의 주파수가, RF 코일이 동조되는 목표 공명의 주파수의 것에 적어도 세 배인 것을 보장하도록 제한되며, 다른 실시형태에 따르면, 코일의 도체의 턴의 수는, 자체 공명의 주파수가, 목표 공명의 주파수의 것에 적어도 다섯 배인 것을 보장하도록 제한된다.

자체 공명의 주파수가 목표 공명의 주파수로부터 소망하는 간격만큼 멀어지는 것을 보장하기 위해 필요로 되는 턴의 수에 대한 한계는, 코일의 기하학적 구조 및 사이즈(예를 들면, 머리 코일의 기하학적 구조는, 자체 공명 및 목표 공명 주파수의 동일한 분리를 달성하기 위해 다리 코일의 기하학적 구조와는 상이한 한계로 나타날 수도 있다), 및 사용되고 있는 도체의 타입(예를 들면, 와이어의 게이지, 와이어가 단일 가닥의 와이어인지 또는 다중 가닥의 와이어인지의 여부, 등등)을 비롯한 다수의 요인에 의존한다. 턴의 수에 대한 제한은, 코일의 도체의 턴의 수에 제한을 두지 않는 것을 비롯하여, 코일의 요건에 따라 임의의 수로 선택될 수 있다는 것이 인식되어야 한다.

본 발명가들은, RF 펄스를 송신함에 있어서 및/또는 응답으로 방출되는 MR 신호를 검출함에 있어서 코일의 효능을 향상시키는 송신/수신 코일 구성을 개발하였다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 상기에서 설명되는 예시적인 코일은, 코일의 주축(예를 들면, 도 13a에서 예시되는 축(1325))을 따라 배향되는 MR 신호의 선형 편광 성분을 검출하도록 구성된다. 그러나, 예를 들면, 도 13a에서 예시되는 구성에서 방출되는 원형 편광 MR 신호는, 상기에서 논의되는 예시적인 코일에 의해 검출되지 않는, (도면의 평면 안팎으로의) 축(1335)에 의해 예시되는 직교 방향으로 배향되는 직선 편광 성분을 또한 포함한다. 예를 들면, 도 13c 및 도 13d에서 예시되는 바와 같이, 상기에서 설명되는 예시적인 머리 코일 및 예시적인 다리/무릎 코일 구성은 축(1325)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하지만, 그러나 축(1335)을 따라 배향되는 MR 신호 성분은 검출하지 않도록 구성된다. 도 13b는, 도 13a에서 예시되는 평면 B0 자석과 동일한 좌표 프레임에서 배향되는 원통형의 기하학적 구조를 갖는 B0 자석(1324)을 예시한다. 예를 들면, B0 자석은 축(1325)을 따라 B0 자계를 생성하는 솔레노이드 전자석일 수도 있다. 이와 같이, 도 13c 및 도 13d에서 도시되는 예시적인 코일 구성은, 코일 구성의 주축이 B0 자계와 정렬되기 때문에, 그러한 구성에서는 일반적으로 사용 불가능하다. 본 발명가들은, RF 코일이 축(1335) 및/또는 축(1345)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 구성될 수 있고 이러한 구성은 상기에서 설명되는 동일한 기법을 사용하여 최적화될 수는 있지만, 그러나 반드시 최적화될 필요는 없다는 것을 인식하였다. 이와 같이, RF 코일은, B0 자계의 방향에 대해 적절하게 배향되는 주축을 갖도록 RF 코일을 구성하는 것에 의해, 임의의 B0 자석 기하학적 구조(예를 들면, 평면형, 원통형, 솔레노이드, 등등)를 사용하여 MR 신호를 검출하도록 구성될 수 있다.

예시로서, 도 14a 및 도 14b는 예시적인 모델 구성(1405) 및 예시적인 모델 구성(1405)으로부터 결정되며 머리 코일의 주축(1435)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 적응되는(예를 들면, 최적화되는) RF 코일 구성(1415)을 예시하고, 도 15a 및 도 15b는, 예시적인 모델 구성(1505) 및 예시적인 모델 구성(1505)으로부터 결정되며 다리/무릎 코일의 주축(1535)을 따라 MR 신호 성분을 검출하도록 적응되는(예를 들면, 최적화되는) RF 코일 구성(1515)을 예시한다. 주축(1435 및 1535)은 또한 예시적인 기준 축에 대응하는데(다수의 기준 축이 있다는 것이 인식되어야 한다), 각각의 구성은 예시적인 기준 축 주위에서, 복수의 턴을 형성한다. 도시되는 바와 같이, 주축(1435, 1535)은, 목표로 하는 해부학적 구조가 각각의 코일 내에 배치되는 경우, 목표로 하는 해부학적 구조의 길이 방향 축에 실질적으로 직교한다.

도 14b 및 도 15b에서 예시되는 바와 같이, 주축(1435 및 1535)은, 각각 B0 자계가 배향될 수도 있는 축(1445 및 1545)에 각각 직교하는데, 예를 들면, B0 자계는 양 평면의 B0 자석에 의해 생성된다. 도 14b 및 도 15b에서 또한 예시되는 바와 같이, 주축(1435 및 1535)은, 각각 B0 자계가 배향될 수도 있는 축(1425 및 1525)에 각각 직교하는데, 예를 들면, B0 자계는 솔레노이드 B0 자석에 의해 생성된다. 따라서, 코일 구성(1415 및 1515)은 다수의 B0 자석 기하학적 구조에서 RF 펄스를 송신하고 및/또는 MR 신호를 검출하는 코일을 생성하기 위해 사용될 수도 있다. 상기에서 논의되는 바와 유사하거나 동일한 방식으로, 예시적인 RF 코일 구성(1415 및 1515)은, 그 다음, 각각의 코일 구성에 따라 코일의 도체를 수용하기 위한 그루브 또는 다른 구조체를 생성하는 것에 의해 그리고 도체(예를 들면, 와이어)를 그루브 내에 배치하거나 또는 다르게는 코일 구성에 의해 기술되는 배열(예를 들면, 각각, 예시적인 코일 구성(1415 및 1515)의 윤곽)로 도체를 기판에 고정하는 것에 의해, 따라서, 각각의 코일의 주축에 또한 대응하는 예시적인 기준 축(1635a 및 1635b) 주위에서 복수의 턴을 형성하는 것에 의해, 지지 기판(예를 들면, 도 16a 및 도 16b에서 각각 예시되는 예시적인 머리 코일 기판(1650a) 및 다리 코일 기판(1650b))에 적용될 수도 있다.

도 17은, 예를 들면, 환자의 뇌의 하나 이상의 이미지를 획득하기 위해 사람의 머리를 수용하도록 구성되는 헬멧의 형태로 지지 기판에 형성되는 그루브 내에 도체가 배치되는 예시적인 머리 코일을 예시한다. 특히, 머리 코일(1700)은, 소망하는 코일 구성에 따라 배열되는 그루브 또는 채널(1780)을 갖는 기판(1750)을 포함하는데, 그루브 또는 채널(1780) 내에는 코일의 복수의 턴 또는 루프(예를 들면, 예시적인 턴(1727))를 형성하도록 도체(1725)가 배치된다. 그루브(1785)가 제공되어 그루브(1780)를 연결하고, 그 결과, 도체(1725)는 소망하는 코일 구성에 따라 하나의 윤곽 또는 루프로부터 다음의 것으로 지지 기판 주위로 감길 수 있다. 예시적인 머리 코일(1700)은, 주(principal) 및 예시적인 기준 축(1735) 주위의 코일 구성의 도체 루프에 의해 형성되는 20회의 턴(각각의 반구체 상의 10회의 턴)을 포함한다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 저자계 환경에서 사용될 수 있는 상대적으로 긴 도체 길이는, 소망하는 코일 구성에 따라, 주목하는 표면 주위로 단일의 도체가 감기는 것을 허용한다. 몇몇 실시형태에 따르면, 코일 구성은, 서로 독립적일 수도 있는 또는 함께 연결될 수도 있는 복수의 도체를 사용하여 적용된다는 것이 인식되어야 한다. 몇몇 실시형태에 따르면, 도체(1725)는 적절한 게이지 와이어로부터 형성된다. 예를 들면, 도체(1725)는 단일 가닥의 와이어일 수도 있거나 또는 리츠 와이어와 같은 다중 가닥의 와이어일 수도 있다. 양태가 임의의 특정 타입의 도체와의 사용에 대해 제한되지 않기 때문에, 도체(1725)는 임의의 적절한 도체일 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 본 발명가들은, 다수의 코일 구성이 연계하여 사용되어 RF 코일의 SNR을 향상시킬 수 있다는 것을 인식하였다. 예를 들면, 상이한 주축을 갖도록 구성되는 한 쌍의 코일이 사용되어 MR 신호의 이중 측정치를 획득할 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, RF 성분의 SNR을 개선하기 위해 각각 직교하는 또는 실질적으로 직교하는 주축을 가지도록 구성되는 제1 코일 및 제2 코일을 포함하는 RF 송신/수신 컴포넌트가 제공된다. 예를 들면, 도 13b에서 도시되는 예시적인 코일 구성의 주축(1325)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 적응되는 예시적인 머리 코일 구성 및 도 14b에서 도시되는 예시적인 코일 구성의 주축(1435)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 적응되는 예시적인 머리 코일 구성은, 각각, 양 주축을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하기 위해 함께 사용될 수 있다. 이러한 이중 코일 배열을 활용하는 것에 의해, MR 신호 검출의 SNR은, 이하에 더 상세히 설명되는 바와 같이, 향상될 수도 있다.

예로서, 도 18a 및 도 18b는, 몇몇 실시형태에 따른, 다수의 축을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출할 수 있는 머리 코일을 제공하도록 결합될 수 있는 코일 구성을 도시한다. 특히, 도 18a는 실질적으로 주축(1825)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 예시적인 코일 구성(1815a)을 도시하고, 도 18b는 실질적으로 주축(1825)에 직교하는 주축(1835)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 예시적인 코일 구성(1815b)을 도시한다. 도 18c는 실질적으로 주축(1825 및 1835)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 코일 구성(1815a 및 1815b)을 결합하는 것에 의해 생성되는 다수의 코일 구성(1815c)을 도시한다.

또 다른 예로서, 도 19a 및 19b는 직교하는 주축(1925 및 1935)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 각각 구성되는 예시적인 코일 구성(1915a 및 1915b)을 도시하는데, 주축(1925 및 1935)은, 다수의 직교하는 축을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 다수의 코일 구성을 제공하기 위해, 결합되어 도 19c에서 도시되는 코일 구성(1915c)을 형성할 수도 있다. 실질적으로 직교하는 축을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 다수의 코일을 구성하는 것에 의해, 코일 사이의 유도 결합이 최적으로 방지될 수 있다. 상호 직교하는 주축을 가지고 구성되는 이중 코일을 사용하는 것은, 몇몇 실시형태에 따르면, MR 신호 검출의 SNR을 2의 제곱근만큼 향상시킬 수도 있다. 특히, 이중 코일의 각각은, 위상이 90°만큼 쉬프트된 동일한 MR 신호의 독립적인 측정치를 획득할 수도 있고, 결과적으로 2의 제곱근의 SNR 향상으로 나타나게 된다.

도 18c 및 도 19c에서 도시되는 예시적인 코일 구성에서, 이중 코일 구성은 실질적으로 서로 직교하도록 그리고 B0 자계에 직교하도록 배향된다. 즉, 이중 코일의 주축은 서로 직교하고 B0 자계가 정렬되는 축(1845, 1945)에 직교한다. 그러나, 본 발명가들은 다른 배열이 또한 사용될 수도 있다는 것을 인식하였다. 예를 들면, 도 20은, 일반적으로 축(2025)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 도체(들)를 구비하는 코일 구성(2015a) 및 일반적으로 축(2035)을 따라 배향되는 MR 신호 성분을 검출하도록 배열되는 도체(들)를 구비하는 코일 구성(2015b)을 포함하는 예시적인 머리 코일에 대한 결합된 코일 구성(2015c)을 예시한다. 도 20에서 도시되는 예시적인 구성에서, 축(2025 및 2035)은 서로에 대해 직교하고 축(2045a 및 2045b)에 대해 45°에 있는데, 가능한 B0 자계는, 그 45°방향으로, 예를 들면, 저자계 MRI 디바이스에 의해 생성될 수도 있다. 다른 구성도 또한 가능하다는 것이 인식되어야 하는데, 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다. 예를 들면, 복수의 코일은 직교하지 않는 방향으로 MR 신호를 검출하도록 구성될 수도 있다. 그러나, 이러한 경우, 적절하게 낮은 상호 인덕턴스를 갖는 코일 구성을 생성하기 위해서는, 주의를 기울여야 한다. 본 발명가들은, 이하에 더 상세히 설명되는 바와 같이, 코일 사이의 상호 인덕턴스가 최소화되는 코일 구성을 결정하기 위해 본원에서 설명되는 최적화 기법이 사용될 수도 있다는 것을 인식하였다. 이 방식으로, 서로 직교 관계를 갖지 않는 복수의 코일이 활용될 수도 있다.

복수의 코일 구성(예를 들면, 예시적인 코일 구성(1815c, 1915c, 2015c, 등등))을 적용하여 다수의 코일(예를 들면, 한 쌍의 직각 코일)을 포함하는 RF 송신/수신 컴포넌트를 제공하기 위해, 본 발명가들은, 각각의 구성에 대한 코일을 형성하는 도체(들)가 서로 오프셋될 수도 있다는 것을 인식하였다. 주목하는 영역 주위에 배열되는 한 쌍의 코일을 분리하기 위해, 코일의 도체는 주목하는 영역에 대해 서로 오프셋될 수도 있다. 예를 들면, 제1 코일의 도체는 주목하는 영역 주위에 배열될 수도 있고, 제2 코일의 도체는 주목하는 영역으로부터 더 멀리 떨어진 거리에서 주목하는 영역 주위에 배열될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 지지 구조체는, 제1 코일이 적용되는 주목하는 영역 주위에서 표면을 갖는 내부(inner) 기판 층 및 제2 코일이 적용되는 주목하는 영역 주위에서 표면을 갖는 외부(outer) 기판 층을 포함한다. 내부 기판 층 및 외부 기판 층은, 예를 들면, 코일이 적용되는 기판 표면에 수직인 방향으로 서로 오프셋될 수도 있다. 이와 관련하여, 외부 기판 층은 주목하는 영역과 관련하여 내부 기판 층 위에 제공된다. 지지 구조체의 제1 기판 층에 제공되는 제1 코일 및 제1 기판 층으로부터 오프셋되는 지지 구조체의 제2 기판 층에 제공되는 제2 코일을 갖는 이중 코일 고주파 컴포넌트의 몇몇 비제한적인 예가 하기에서 더 상세히 설명된다. 그러나, 양태가 이러한 점에서는 제한되지 않기 때문에, 다수의 코일은 다른 방식으로 적용될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

이중 코일 고주파 컴포넌트의 예로서, 도 21은, 한 쌍의 코일 구성이 헬멧의 각각의 기판 층에 적용되는 헬멧(2100)을 예시한다. 특히, 코일 구성(2115a)(예를 들면, 도 18a에서 예시되는 코일 구성(1815a)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)은, 대응하는 코일 구성에 따라 배열되는 코일 도체를 수용하도록 적응되는 그루브를 통해 헬멧(2100)의 지지 구조체의 외부 기판 층(2155a)에 적용된다. 기판 층(2155a)은, 도 21에서, 하부의 내부 기판 층을 예시하기 위해 반구체 중 하나가 제거되어 예시된다. 이와 관련하여, 코일 구성(2115b)(예를 들면, 도 18b에서 예시되는 코일 구성(1815b)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)은, 대응하는 코일 구성에 따라 배열되는 코일 도체를 수용하도록 적응되는 그루브를 통해 헬멧(2100)의 지지 구조체의 내부 기판 층(2155b)에 적용된다. 도 21에서 도시되는 바와 같이, 내부 기판 층(2155b)으로부터 외부 기판 층(2155a)의 오프셋의 방향은 기판 표면에 수직이며, 이 예시적인 실시형태에서, 외부 기판 층(2155a)은 내부 기판 층(2155b)과 중첩한다.

예시적인 헬멧(2100)에 의해 도시되는 바와 같이, 내부 및 외부 기판 층은 헬멧 내의 주목하는 영역 주위에서 각각의 표면을 형성한다. 헬멧이 환자에 의해 착용되고 MRI 시스템의 적절한 B0 자계 내에서 동작될 때, 주목하는 영역은 MRI 시스템의 시야(즉, MRI를 수행하기에 충분한 균질성을 갖는 B0 자계의 영역)를 포함할 것이다. 따라서, 도 21에서 도시되는 예시적인 기판 층(2155a 및 2155b)은, 외부 기판 층(2155a)이 내부 기판 층(2155b)보다 주목하는 영역으로부터 더 멀리 배열된 상태로, 주목하는 영역에 대해 서로 오프셋된다. 결과적으로, MRI 시스템의 적절한 B0 자계 내에서 동작될 때, 외부 기판 층(2155a)에 적용되는 코일은 내부 기판 층(2155b)에 적용되는 코일보다 시야로부터 더 멀리 있을 것이다. 도체가 기판 층(2155a)의 그루브 내에 배치될 때, 도체는 주축(2125)(예를 들면, 신체의 길이 방향 축과 정렬됨) 주위에서 복수의 턴을 형성하고, 도체가 기판 층(2155b)의 그루브 내에 배치될 때, 도체는 주축(2135)(예를 들면, 신체의 길이 방향 축에 실질적으로 직교함) 주위에서 복수의 턴을 형성한다.

근접하여 배열될 때, 개개의 층에 제공되는 코일은 용량성 커플링을 나타낼 수도 있다. 개개의 층에 제공되는 코일 사이의 이러한 용량성 커플링은, 지지 구조체의 표면에 수직인 방향으로 상이한 층 내의 코일 사이의 거리를 증가시키는 것에 의해 감소될 수도 있거나 또는 방지될 수도 있다. 예를 들면, 표면 법선의 방향으로 외부 층의 코일의 오프셋을 증가시키는 것에 의해, 용량성 커플링이 감소될 수 있거나 또는 제거될 수 있다. 그러나, 증가된 오프셋은 또한 일반적으로, 주목하는 영역으로부터의 증가된 거리로 인해, 외부 층의 코일의 감도를 감소시키며, 따라서, 오프셋은 적절하다면 및/또는 소망되면 용량성 커플링 및 코일 감도를 적절하게 균형을 맞추도록 선택될 수 있다. 대안적으로, 또는 부가적으로, 개개의 층에 제공되는 코일 사이의 용량성 커플링을 감소시키거나 또는 제거하기 위해, 디커플링(decoupling) 네트워크가 포함될 수도 있다.

도 21에서, 개구 또는 슬롯(2175)은, 외부 층(2155a)의 반구체의 연결을 가능하게 하도록 및/또는 코일 도체(들)의 말단 단부를 수용하여, 일단 그루브 내에 배치되면, RF 머리 코일을 동작시키는 송신 및/또는 수신 회로부에 대한 연결을 가능하게 하도록, 제공될 수도 있다. 이 방식으로, 다수의 코일 구성이 지지 구조체에 적용되어 향상된 SNR을 갖는 RF 머리 코일을 생성할 수도 있다.

도 22a 및 도 22b는, 헬멧(2200)에 대한 지지 구조체에 다수의 코일 구성을 적용하기 위한 대안적인 기법을 예시한다. 도 22a에서, 코일 구성(2215b)(예를 들면, 도 18a에서 예시되는 코일 구성(1815a)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)은, 대응하는 코일 구성에 따라 코일을 수용하도록 그리고 도체를 배치하도록 적응되는 그루브를 통해 헬멧(2200)의 지지 구조체의 내부 기판 층(2255a)에 적용된다. 도 22b는, 도 22a의 내부 기판 층(2255a)을 도시하기 위해 그리고 외부 기판 층(2255b)의 내부 표면에 적용되는 코일 구성(2215b)를 예시하기 위해 제거되는 외부 기판 층(2255b)의 반구체를 예시한다. 특히, 대응하는 코일 구성에 따라 코일 도체를 수용하여 배치하도록 적응되는 그루브를 통해 코일 구성(2215b)(예를 들면, 도 18b에서 예시되는 코일 구성(1815b)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)이 외부 층(2255b)의 내측에(예를 들면, 외부 층의 오목한 면 상에) 적용된다. 개구(2275)가 송신 및/또는 수신 회로부에 대한 연결을 위해 도체 단자를 수용하도록 구성되며 또한 외부 층(2255b)의 두 부분을 부착하도록 적응될 수도 있다. 코일 구성은 도 21 및 도 22의 내부 층에 적용될 수도 있거나 또는 외부 층에 적용될 수 있고, 도시되는 배열의 선택은 단지 예시를 위한 것에 불과하다는 것이 인식되어야 한다. 또한, 코일 구성은 내부 또는 외부 기판 층 중 어느 하나의 오목 면 또는 볼록 면 중 어느 하나에 적용될 수 있고, 도시하는 배열은, 코일 구성이 기판 표면의 어느 한 쪽 면에 적용될 수 있다는 것을 예시하기 위해 도시되는 것이 인식되어야 한다.

도 23a 및 도 23b는, (예를 들면, 도 22에서 예시되는 구성(2215a)에 따라 내부 층에 패턴화되는 그루브 내에 도체(2327a)를 배치하는 것에 의해) 제1 구성에 따라 배열되는 도체(2327a)에 의해 형성되는 제1 RF 코일(2310a), 및 도 23a에서 도시되는 바와 같이, (예를 들면, 도 22에서 예시되는 구성(2215b)에 따라 외부 층에 패턴화되는 그루브 내에 도체(2327a)를 배치하는 것에 의해) 제2 구성에 따라 배열되는 도체(2327b)에 의해 형성되는 제2 RF 코일(2310a)을 포함하는 RF 머리 코일(2300)을 예시한다. 도 23b는, RF 머리 코일이 동작되어, 예를 들면, 하나 이상의 MRI 이미지(예를 들면, 환자 뇌의 하나 이상의 이미지)를 획득할 수 있도록 송신 및/또는 수신 회로부에 연결하기 위한, 머리 코일(2300)의 지지 구조체의 개구부로부터 나오는 도체(2327a 및 2327b)의 말단 단부를 도시한다. 예를 들면, RF 머리 코일(2300)은 저자계 MRI 시스템에 연결되어 향상된 SNR을 갖는 MR 신호를 획득할 수도 있고, 따라서, 획득된 이미지의 품질을 향상시킨다.

소망하는 구성에 따라 그루브, 채널 또는 도관을 제공하는 것에 의해 RF 코일에 대한 도체를 제공하는 것은, 예를 들면, 3D 프린팅 또는 유사한 기법을 사용하여 지지 구조체를 생성할 때 적합할 수도 있는 RF 코일을 생성하는 하나의 예에 불과하다는 것이 인식되어야 한다. 그러나, 소망하는 구성에 따른 도체를 제공하여 RF 코일을 생성하기 위해 임의의 방법 또는 기법이 사용될 수도 있다. 예를 들면, 하나 이상의 도체가 몰딩 프로세스 또는 다른 제조 프로세스에서 지지 구조체 재료 내에 캡슐화될 수도 있거나, 또는 하나 이상의 도체가 고정구(fastner), 접착제, 등등에 의한 것과 같은 다른 방식으로 지지 구조체에 부착될 수도 있다. 소망하는 구성에 따라 도체를 제공하기 위한 임의의 적절한 기법이 사용될 수도 있는데, 양태가 이 점에는 제한되지 않기 때문이다.

도 24는 한 쌍의 코일 구성이 적용되는 다리 코일에 대한 지지 구조체(2400)를 예시한다. 특히, 코일 구성(2415a)(예를 들면, 도 19a에서 예시되는 코일 구성(1915a)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)은, 대응하는 코일 구성에 따라 코일 도체 위치를 수용 및 고정하도록 적응되는 그루브를 통해 지지 구조체(2400)의 외부 기판 층(2455a)에 적용된다. 코일 구성(2415b)(예를 들면, 도 19b에서 예시되는 코일 구성(1915b)과 유사한 또는 동일한 코일 구성)은, 대응하는 코일 구성에 따라 코일 도체 위치를 수용 및 고정하도록 적응되는 그루브를 통해 지지 구조체(2400)의 외부 기판 층(2455b)에 적용된다. 구조체(2475)는, RF 코일을 동작시키도록 송신 및/또는 수신 회로부에 연결하기 위해, 일단 코일 구성의 그루브 내에 배치되면, 도체의 말단 단부를 라우팅하는 메커니즘을 제공한다. 이 방식에서, 다수의 코일 구성이 지지 구조체에 적용되어 향상된 SNR을 갖는 RF 머리 코일을 생성할 수도 있다.

도 25는, 예시적인 기준 축(2525)(예를 들면, 코일 내에 배치되는 다리의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는 주축) 주위에서 복수의 턴을 형성하기 위해 (예를 들면, 도 19a에서 예시되는 구성(1915a)에 따라 외부 층에 도체(2527a)를 배치하는 것에 의해) 제1 구성에 따라 배열되는 도체(2527a)에 의해 형성되는 제1 RF 코일(2510a), 및 예시적인 기준 축(2535)(예를 들면, 코일 내에 배치되는 다리의 길이 방향 축과 실질적으로 직교하는 주축) 주위에서 복수의 턴을 형성하기 위해 (예를 들면, 도 19b에서 예시되는 구성(1915b)에 따라 내부 층에 도체(2527b)를 배치하는 것에 의해) 제2 구성에 따라 배열되는 도체(2527b)에 의해 형성되는 제2 RF 코일(2510b)을 포함하는 다리에 대해 적응된 예시적인 RF 코일(2500)을 예시한다. 다리의 일부의 하나 이상의 이미지, 예를 들면, 무릎의 하나 이상의 이미지를 획득하기 위해, RF 코일(2500)이 저자계 MRI 시스템의 일부로서 사용될 수도 있다. 커넥터(2575)는 도체(2527a 및 2527b)의 말단 단부를 라우팅하고, 예를 들면, 저자계 MRI 시스템의 송신 및/또는 수신 회로부에 도체를 전기적으로 연결하기 위한 연결을 제공한다. 상기 설명된 기법은 해부학적 구조의 임의의 부분에 대한 RF 코일을 생성하기 위해 사용될 수도 있으며, 묘사되는 예시적인 머리 및 다리 코일은, 본 발명가들에 의해 개발된 그리고 본원에서 논의되는 방법 및 장치를 예시하기 위한 예에 불과하다는 것이 인식되어야 한다.

다수의 코일을 포함하는 고주파 컴포넌트를 갖는 실시형태에서, 코일 중 하나 또는 둘 모두는 주목하는 영역으로 RF 펄스를 송신하여 MR 응답을 유발하기 위해 사용될 수도 있다. 예를 들면, 몇몇 실시형태에서, 복수의 코일 중 하나만이 송신 코일로서 사용되고, 복수의 코일의 각각은 수신 코일로서 사용된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 복수의 코일의 각각은 송신 코일로서 그리고 수신 코일로서 사용된다. 이와 같이, 자기 공명 이미징 시스템, 예를 들면, 저자계 MRI 시스템의 송신/수신 컴포넌트를 제공하기 위해, 복수의 코일이 임의의 배열로 사용될 수도 있다.

복수의 코일(예를 들면, 도 23 및 도 25에서 도시되는 예시적인 RF 코일(2300 및 2500)에 의해 예시되는 바와 같이, 직각 관계(quadrature relationship)의 한 쌍의 코일을 활용하는 RF 송신/수신 컴포넌트)을 포함하는 실시형태에서, MR 신호는 복수의 코일의 각각에서 전기 신호를 생성할 것이다. 이들 신호는 SNR을 향상시키기 위해 임의의 수의 방식으로 결합될 수도 있다. 예를 들면, 전기 신호는 아날로그 또는 디지털 도메인에서 결합될 수도 있다. 아날로그 영역에서, 복수의 코일의 각각에서 생성되는 전기 신호는, 적절하게 위상 시프트되어 결합될 수도 있다. 예를 들면, 상기에서 설명되는 예시적인 코일을 사용하면, 대응하는 MR 신호로부터 한 쌍의 코일의 각각에서 생성되는 전기 신호는, 각각의 구성의 직교성의 결과로서 위상이 90° 벗어날 것이다. 이와 같이, 코일 중 하나의 전기 신호는, 증가된 SNR을 갖는 결합된 신호를 획득하기 위해, 90°만큼 위상 시프트되어 다른 코일에 의해 생성되는 전기 신호와 결합될 수도 있다. 디지털 도메인에서, MR 신호는 개개의 채널을 통해 획득될 수도 있고(예를 들면, 개개의 신호가 코일의 각각으로부터 획득될 수도 있음) 디지털화될 수도 있다. 디지털화된 신호는 디지털 방식으로 프로세싱될 수 있고, 디지털화된 신호를 위상 시프트하는 것에 의해 디지털 도메인에서 결합될 수도 있다. 개개의 신호를 획득하고 디지털 영역에서 그들을 프로세싱하는 것에 대한 하나의 이점은, 신호를 결합하기 이전에 개개의 신호에 대해 잡음 보정을 수행하는 능력이다. 그러나, 다수의 코일에 의해 검출되는 MR 신호 성분은 임의의 적절한 방식으로 결합 및 프로세싱될 수도 있는데, 양태가 이 점에서는 제한되지 않기 때문이다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 다수의 코일을 포함하는 고주파 컴포넌트의 코일 구성은, 하나 이상의 파라미터와 관련하여 일반적으로 최적인 코일 구성을 결정하기 위해, 상기에서 설명되는 기법을 사용하여, 예를 들면, 자기 합성을 사용하여 최적화될 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 다수의 코일 사이의 상호 인덕턴스는, 코일 사이의 상호 인덕턴스를 최소화하기 위해 최적화 스킴 내에 한 항으로서 포함될 수도 있다. 상호 인덕턴스 항은, 설계에 의해 또는 직교성이 소망되는 정도까지 달성될 수 없기 때문에, 코일 구성이 서로에 대해 직교하도록 배향되지 않는(예를 들면, 서로 직교하지 않은 주축을 갖는 코일 구성) 실시형태에서 특히 유익할 수도 있다. 코일 사이의 상호 인덕턴스를 최소화(또는 제거)하는 것은, 향상된 SNR 및/또는 감도를 갖는 고주파 컴포넌트를 가능하게 하고, 따라서 MR 신호 검출 품질을 향상시킨다.

저자계 MRI 시스템은, 저자계에서 임상적으로 유용한 이미지의 획득을 용이하게 하기 위해 상기에서 설명되는 기법 중 임의의 하나 또는 그 조합에 따라 제공되는 고주파 컴포넌트를 포함할 수도 있다. 예를 들면, 저자계 MRI 시스템은 저자계 B0 자기장을 생성하도록 구성되는 B0 자석(122)을 포함할 수 있고, 송신/수신 컴포넌트(125)는, 해부학적 구조의 소망하는 부분(들)의 임상적으로 유용한 이미지를 획득하는 것을 가능하게 하기 위해 본원에서 설명되는 기법 중 임의의 하나 또는 그 조합을 사용하여 감도를 증가시키도록 최적화될 수도 있고 및/또는 MR 신호 검출의 SNR을 향상시키도록 구성될 수도 있다.

본 발명가들은, MRI 시스템에서 복수의 타입의 자기장을 생성하도록 코일이 동작될 수도 있다는 것을 더 인식하였다. 예를 들면, 본 발명가들은, 하나 이상의 그래디언트 자기장을 생성하기 위해 그리고 하나 이상의 RF 자기장을 생성 및/또는 수신하기 위해, 하나 이상의 코일을 다기능 능력에서 구동시키는 시스템을 개발하였다. 몇몇 실시형태에 따르면, 다기능 코일은 적어도 하나의 송신/수신 코일로서 그리고 적어도 하나의 그래디언트 코일로서 동작하도록 구성된다. 본 발명가들은 또한, 본원에서 설명되는 최적화 기법이 이러한 다기능 코일의 구성을 최적화하기 위해 활용될 수도 있다는 것을 인식 하였다. 다기능 코일의 설계 및 최적화에 대한 추가적인 세부 사항은 하기에서 제공된다.

도 26a는, 몇몇 실시형태에 따른, 다수 타입의 자기장을 생성하도록 동작되는 다기능 코일을 생성하도록 구성되는 시스템을 예시한다. 도 26a에서 개략적으로 묘사되는 예시적인 시스템은, 코일(2600)에 커플링되어 코일로 하여금 적어도 그래디언트 자기장 및 RF 자기장을 발생시키게 하는 컨트롤러(2675)를 포함한다. 몇몇 실시형태에 따르면, 컨트롤러(2675)는 저역 통과 필터(2630)를 통해 코일(2600)에 커플링되는 그래디언트 증폭기(2620)를 포함한다. 동작에서, 콘솔(2685)은 그래디언트 커맨드 입력(2610)을 발행하여, 소망하는 펄스 시퀀스(예를 들면, 하나 이상의 이미지를 생성함에 있어서 사용하기 위한 MR 데이터를 획득하도록 설계되는 펄스 시퀀스)에 따라 하나 이상의 그래디언트 자계를 생성하도록 그래디언트 증폭기(2620)로 하여금 코일(2600)을 구동하게 할 수도 있다. 이 방식에서, 코일(2600)은, 예를 들면, 저자계 MRI 시스템에서 그래디언트 코일(예를 들면, Gx, Gy, 등등)로서 동작될 수 있다.

컨트롤러(2675)는 고역 통과 필터(2640)를 통해 코일(2600)에 커플링되는 RF 증폭기(2650)를 더 포함한다. 콘솔(2685)은 또한, RF 커맨드 입력(2660)을 발행하여 소망하는 펄스 시퀀스에 따라 RF 자기장을 생성하도록 RF 증폭기(2650)로 하여금 코일(2600)을 구동시키게 할 수도 있다. 그렇게 하는 것에 의해, 코일(2600)은 또한 RF 코일로서 동작될 수 있다. 컨트롤러(2675)는, 몇몇 실시형태에 따라, 코일(2600)에 의해 생성되는 RF 자기장에 응답하여 방출되는 MR 신호를 검출하기 위해 코일(2600)을 또한 활용할 수도 있고, 따라서 코일(2600)은 RF 송신 코일로서 그리고 RF 수신 코일로서 동작될 수 있다. 예를 들면, 도 26b는, 송신 및 수신 둘 다의 코일로서의 다기능 코일(2600)의 사용을 가능하게 하기 위해, 송신 경로(2680) 및 수신 경로(2690) 둘 다를 사용하여 컨트롤러(2675)에 의해 구동되는 다기능 코일(2600)을 예시한다. T/R 스위치(2687)는, RF 자기장을 생성하도록 그리고 RF 송신 사이클에 응답하여 방출되는 MR 신호를 검출하도록 다기능 코일이 선택적으로 동작되는 것을 허용하기 위해, 송신 경로(2680)와 수신 경로(2690) 사이를 전환한다.

코일(2600)은, 코일(2600)을 또한 RF 송신 코일로서 동작시키면서 또는 그렇게 하지 않으면서, RF 수신 코일로서 사용될 수도 있고 그 반대로도 될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 따라서, 컨트롤러(2675)는 코일(2600)을 그래디언트 코일 및 RF 코일 둘 다로서 동작시키도록 구성되고, 그 결과 코일(2600)은 MRI 시스템, 예컨대 저자계 MRI 시스템에서 다수의 기능을 제공할 수 있다. 다기능 코일을 구현하기 위한 적절한 컨트롤러가, 코일로 하여금 다수의 타입의 자기장을 생성하게 하도록 구성되는 컴포넌트 중 임의의 조합을 포함할 수도 있기 때문에, 도 26a 및 도 26b에서 예시되는 컨트롤러는 단지 예시적인 것에 불과하며 추가적인 컴포넌트를 포함할 수도 있고 및/또는 예시되는 컴포넌트 중 하나 이상을 배제할 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

몇몇 실시형태에 따르면, 다기능 코일(예를 들면, 코일(2600))은 Gx 그래디언트 코일로서 그리고 RF 송신/수신 코일로서 동작된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 다기능 코일은 Gy 그래디언트 코일로서 그리고 RF 송신/수신 코일로서 동작된다. 복수의 다기능 코일이 MRI 시스템에서 활용될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 예를 들면, 몇몇 실시형태에 따르면, 제1 다기능 코일은 Gx 그래디언트 코일로서 동작하도록 구성되고, 제2 다기능 코일은 Gy 그래디언트 코일로서 동작하도록 구성되는데, 동시에 제1 및 제2 다기능 코일 둘 다는 또한 RF 송신/수신 코일로서 동작한다. 이러한 방식으로 동작되는 다수의 다기능 코일은, SNR을 향상시키기 위해, 획득 시간을 단축시키기 위해, 또는 둘 다를 위해 사용될 수 있는 다수의 송신/수신 채널을 구현하기 위해 사용될 수 있다. 예를 들면, 다수의 수신 코일로부터 획득되는 MR 데이터는 결합되어 SNR을 증가시킬 수도 있다. Gx 및 Gy 그래디언트 코일 둘 다가 수신 코일로서 또한 사용되는 경우, 각각의 수신 채널 사이에 90° 위상차가 존재할 것이다(즉, Gx 및 Gy 그래디언트 코일이 서로에 대해서 실질적으로 직교할 뿐만 아니라 B0 자기장에 대해 실질적으로 직교하기 때문임). 이 직교 관계는 SNR을 2의 제곱근만큼 향상시키도록 활용될 수 있다. SNR을 증가시키는 것에 대안적으로, 또는 추가적으로, 하나 이상의 이미지를 생성하기 위한 MR 데이터를 획득하는 데 필요로 되는 획득 시간을 감소시키기 위해, 병렬 MR을 수행하도록 다수의 송신/수신 코일이 사용될 수도 있다.

도 27은 그래디언트 코일 세트에 대한 특정 구성과 연계하여 다기능 코일을 제공하기 위한 시스템을 예시한다. 도 27에서 예시되는 그래디언트 코일 세트는 Gx 그래디언트 코일 세트로서 라벨링되지만, 동일한 기법이 Gy 그래디언트 코일 세트에도 동일하게 적용될 수 있기 때문에 이것은 제한 사항은 아니다는 것이 인식되어야 한다. 도 27에서, 그래디언트 코일 세트는 코일 쌍으로서 구성되는데, 각각의 쌍은 반대 극성으로 연결된 코일을 가지거나, 또는 180도의 인라인 위상 시프터 회로를 사용하여 그들은 180도 위상차로 구동된다. 도 27에서, 예시적인 컨트롤러(2775)는, RF 자기장을 송신 및/또는 수신하기 위한 RF 코일로서 또한 동작하기 위해, 그래디언트 코일 세트를 활용하도록 구성된다. 몇몇 실시형태에 따르면, 그래디언트 코일 세트는 단일의 RF 코일로서 동작된다. 이것을 달성하기 위한 하나의 기법은, 각각의 고역 통과 필터 외에, 각각의 발룬(balun)을 1:4 RF 스플리터/결합기에 커플링하는 것에 의해, 그래디언트 코일 세트를 단일의 연속하는 코일로서 취급하는 것이다. 이 방식에서, 도 27에서 예시되는 구성의 그래디언트 코일 세트는 또한 송신 및/또는 수신 코일로서 구동될 수 있다. 대안적으로, 그래디언트 코일 세트가 네 개의 별개의 송신 및/또는 수신 코일로서 동작될 수 있도록 각각의 코일을 각각의 RF 증폭기 및 고역 통과 필터로 구동하는 것에 의해, 그래디언트 코일 세트 내의 각각의 코일은 RF 견지와는 별개로 취급될 수 있다.

본 발명가들은 다기능 코일 기법이 감소된 비용 및/또는 감소된 사이즈의 저자계 MRI 시스템을 가능하게 할 수도 있다는 것을 인식하였다. 예를 들면, 본원에서 설명되는 기법은 '652 출원의 도 22a 내지 도 22c에서 예시되는 머리를 이미징하기 위한 저자계 MRI 시스템에 적용될 수 있다. 이들 시스템은, 촬상되고 있는 사람의 머리를 수용하도록 구성되는 머리 컴포넌트(예를 들면, 헬멧)를 포함한다. 머리 컴포넌트는, 저자계 MRI 시스템(예를 들면, B0 자석, 하나 이상의 그래디언트 코일, 하나 이상의 송신/수신 코일, 등등)의 하나 이상의 코일을 내부에 통합할 수도 있다. 본 발명가들은, 예시된 머리 이미징 시스템이, 적어도 두 타입의 자기장을 생성하도록 구성되는 머리 컴포넌트에 통합되거나 수용되는 적어도 하나의 코일을 가지고 생성될 수 있다는 것을(즉, 머리 컴포넌트는 하나 이상의 다기능 코일을 수용할 수 있다는 것을) 인식하였다. 몇몇 실시형태에 따르면, 머리 컴포넌트는 RF 자기장을 송신 및/또는 수신하도록 그리고 적어도 하나의 그래디언트 자기장을 생성하도록 구성되는 코일을 포함한다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 이러한 다기능 코일은, 컨트롤러를 다기능 코일에 연결하여 코일을 RF 코일 및 그래디언트 코일 둘 다로서 동작시키는 것에 의해(예를 들면, 제1 증폭기 및 고역 통과 필터를 코일에 커플링하여 RF 자기장을 생성 및/또는 수신하도록 코일을 구동하는 것에 의해 그리고 제2 증폭기 및 저역 통과 필터를 코일에 연결하여 적어도 하나의 그래디언트 자기장을 발생시키도록 코일을 구동하는 것에 의해) 달성될 수도 있다. 이 방식에서, 하나 이상의 다기능 코일은, 소망하는 펄스 시퀀스에 따라 송신 RF 펄스 및 그래디언트 펄스를 생성하기 위해, 그리고 응답으로 방출되는 MR 신호를 검출하기 위해, 활용될 수도 있다.

상기에서 설명된 기법을 활용하여 다기능 코일을 구현하는 것에 의해, 단일의 코일이 사용되어 MRI 시스템에 대한 복수의 타입의 자기장을 생성할 수 있기 때문에, 결과적으로 나타나는 시스템의 비용은 감소될 수도 있다. 추가적으로, 다기능 코일은 시스템의 풋프린트(footprint)를 감소시킬 수 있고 및/또는 (예를 들면, 상기에서 논의되는 머리 이미징 시스템에서) 시스템의 자석을 통합하는 데 이용 가능한 공간이 제한되는 설계를 가능하게 할 수 있다. 상기에서 설명되는 몇몇 실시형태의 다른 이점은, MRI 시스템의 그래디언트 코일을 사용하여 다수의 송신 및/또는 수신 채널을 구현하는 능력에 관한 것이다.

본 발명가들은, 본원에서 설명되는 최적화 기법이 다기능 코일의 구성을 일반적으로 최적화하기 위해 적용될 수도 있다는 것을 인식하였다. 상기에서 논의되는 바와 같이, 하나 이상의 제약을 충족하는 코일 구성을 결정하는 그리고, 시뮬레이팅시, 하나 이상의 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 최적화가 공식화될 수 있다. 그래디언트 코일 및 RF 코일 둘 다에 대한 정규화 항을 포함하는 최적화를 공식화하는 것에 의해, 특정 기준을 충족하는 그래디언트 자기장 및 RF 자기장을 생성할 수 있는 코일 구성이 결정될 수 있다. 따라서, 본원에서 설명되는 최적화 기법은 단일 기능 코일 및 다기능 코일을 유사하게 생성하도록 적용될 수 있다.

2015년 9월 4일자로 출원된 발명의 명칭이 "Noise Suppression Methods and Apparatus"인 미국 특허 출원 제14/845949호('949 출원)는, 다른 주제 중에서도, 저자계 MRI 시스템의 잡음 환경의 특성 묘사를 용이하게 하여 하나 이상의 RF 수신 코일에 의해 수신되는 잡음을 억제하기 위해 보조 센서를 사용하기 위한 기법을 설명한다. '949 출원에서 설명되는 기법은, 자기 공명 이미징 시스템(예를 들면, 저자계 MRI 시스템)이 차폐실(shielded room) 외부에서 동작되는 것을 허용하여, 임의적인 환경에서 동작될 수 있는 MRI 시스템의 생성을 가능하게 하고, 따라서 MRI는, 종래의 MRI가 사용될 수 없는 수많은 상황에서 사용될 수 있다. '949 출원에서 설명되는 잡음 상쇄 기법 중 임의의 것은 본원에서 설명되는 코일 구성과 연계하여 사용될 수 있다. 또한, 본 발명가들은, 잡음 억제에서 사용하기 위한 하나 이상의 보조 센서(예를 들면, 보조 코일)의 최적의 구성을 결정하기 위해 본원에서 설명되는 최적화 기법이 또한 적용될 수 있다는 것을 인식하였다. 특히, 보조 코일의 소망하는 동작에 대응하는 하나 이상의 기준 및/또는 하나 이상의 제약은, 보조 코일에 대한 코일 구성을 결정하도록, 상기에서 설명되는 최적화 스킴에 통합될 수도 있다. '949 출원에서 더 논의되는 바와 같이, 몇몇 실시형태는 보조 코일(auxiliary coil) 및 주 코일(primary coil) 둘 다로서 RF 코일을 사용하는 것을 포함하며, 이 점에서, 다기능 코일의 다른 예를 나타낸다. 본원에서 설명되는 최적화 기법은 또한, 주 코일 및 보조 코일 또는 추가적으로 그래디언트 코일 둘 다로서 동작하도록 구성되는 다기능 코일에 대한 구성을 결정하기 위해 사용될 수도 있다.

상기에서 논의되는 바와 같이, 본원에서 설명되는 최적화 기법은, 환자의 머리를 수용하도록 적응되는 헬멧의 표면 상에 배치되는 머리 코일에 대한 구성을 최적화하기 위해 사용될 수도 있다. 본 발명가들은, 잡음 억제를 용이하게 하기 위해 하나 이상의 보조 코일이 헬멧 위에 또는 헬멧에 근접하여 배치될 수도 있다는 것을 인식하였다. 예를 들면, 머리 코일은 헬멧 내에 위치하는 시야 내에서 환자로부터 방출되는 MR 신호를 최적으로 검출하도록 구성될 수도 있다. 하나 이상의 보조 코일은, 그것이 잡음 환경에는 응답하지만 시야로부터 방출되는 MR 신호에는 응답하지 않도록, 헬멧에 근접하여(또는 그 위에) 배치될 수도 있다. 하나 이상의 보조 코일로부터의 잡음 신호는, 예를 들면, '949 출원에서 설명되는 기법 중 임의의 것을 사용하여, 머리 코일에 의해 검출되는 MR 신호에서 잡음을 억제하기 위해 사용될 수도 있다.

상기에서, 그리고 '949 출원'에서 상세히 논의되는 바와 같이, 하나 이상의 보조 코일은, MRI 시스템의 시야로부터 방출되는 MR 신호가 아닌, 잡음 환경을 검출하기 위해 사용될 수도 있다. 이것은, 통상적으로, 보조 코일이 가능한 한 주 코일과 유사한 잡음 환경에 응답하도록, 하지만 방출된 MR 신호의 검출 범위 밖에 위치하여 방출된 MR 신호에 보조 코일이 응답하지 않도록, 주 코일(예를 들면, MRI 시스템의 메인 수신 코일) 근처에 하나 이상의 보조 코일을 배치하는 것에 의해 달성된다. 이 방식에서, 하나 이상의 보조 코일은, 주 코일과 실질적으로 동일한 잡음 환경을 특성 묘사하지만, MR 신호에는 응답하지 않으며, 따라서, 하나 이상의 보조 코일에 의해 특성 묘사되는 잡음 환경은 주 코일에 의해 검출되는 잡음을 억제하기 위해 사용될 수 있다. 그러나, 이 방식으로 서로 근접하여 배치될 때, 주 코일 및 보조 코일은 유도 결합할 수도 있고, 그 결과, 하나 이상의 보조 코일이, 비록 그것이 MR 신호의 범위 밖에 있더라도 주 코일과의 유도 결합 때문에, 시야로부터 방출되는 MR 신호에 대한 응답을 갖는다. 보조 코일 응답이 MR 신호 성분을 또한 포함하기 때문에, 설명된 잡음 억제 기법은 주 코일에 의해 검출되는 MR 신호 성분을 억제하도록 동작할 것이고, 그에 의해, SNR을 의도된 대로 증가시키는 대신 SNR을 감소시키게 된다.

본 발명가들은, 주 코일과의 유도 결합을 감소시키는 또는 제거하는 보조 코일에 대한 구성을 생성하기 위해, 본원에서 설명되는 최적화 기법이 활용될 수도 있다는 것을 인식하였다. 이 기법을 사용하면, 보조 코일은, 유해한 유도 결합을 방지하면서, 주 코일 근처에 배치될 수 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 하나 이상의 보조 코일의 구성은, 주 코일과의 유도 결합을 감소시키도록 또는 제거하도록 최적화된다. 예를 들면, 최적화 스킴은, 보조 코일이 잡음에 민감한 영역 - 이 영역은 MR 신호가 직접적으로 검출될 수 있는 영역을 제외함 - 을 정의하는 하나 이상의 항, 및 하나 이상의 보조 코일과 주 코일 사이의 유도 결합을 최소화하도록 동작하는 하나 이상의 항(예를 들면, 결과적으로 나타나는 구성으로 하여금, 주 코일과 연계하여 동작될 때, 코일 사이의 상호 인덕턴스를 억제 또는 상쇄하게 하는 하나 이상의 항)을 통합할 수도 있다. 몇몇 실시형태에 따르면, 주 코일 및 하나 이상의 보조 코일에 대한 구성이 함께 최적화될 수 있고, 그 결과, 결과적으로 나타나는 주 코일은 수신 코일 동작에 대한 지정된 기준에 대해 일반적으로 최적의 성능을 가지며 결과적으로 나타나는 하나 이상의 보조 코일은 주 코일과의 최소의 유도 결합을 가지고 또는 주 코일과의 유도 결합 없이 동작한다.

본원에서 설명되는 기법은, 인체 해부학적 구조의 임의의 부분에 대해 최적화되는 코일 구성을 결정하기 위해 적용될 수 있고 도시하는 머리 코일은 단지 예시에 불과하다는 것이 인식되어야 한다. 특히, 본원에서 설명되는 최적화 기법은, 코일 구성이 최적화되는 특정한 표면에 무관하다. 그러한 만큼, 본원에서 설명되는 기법은 모델링될 수 있는 임의의 표면에 적용될 수 있다. 예를 들면, 삼각형 메쉬를 사용하여 표면을 모델링하면, 사실상 임의의 표면이 삼각형화될 수 있고, 그러한 만큼, 이들 기법이 적용될 수 있는 RF 코일의 기하학적 구조에 의미 있는 제한은 존재하지 않는다. 따라서, 머리 코일, 몸통, 팔, 다리, 손, 발, 등등에 대한 코일, 또는 이들의 임의의 조합을 포함하는, 그러나 이들로 제한되지는 않는, 해부학적 구조의 임의의 부분에 대한 RF 코일의 구성은, 본원에서 설명되는 기법을 사용하여 결정될 수 있다. 또한, 최적화 기법은, 해부학적 구조의 소망하는 부분에 대한 다기능 코일의 임의의 조합에 적용될 수 있다.

따라서, 본 개시에서 나타내는 기법의 여러가지 양태 및 실시형태를 설명하였지만, 기법 분야의 숙련된 자라면 다양한 변경, 수정 및 개선을 쉽게 떠올릴 수 있다는 것이 인식되어야 한다. 이러한 변경, 수정 및 개선은, 본원에서 설명되는 기법의 취지 및 범위 내에 있는 것으로 의도된다. 예를 들면, 기법 분야에서 통상의 지식을 가진 자는, 본원에서 설명되는 하나 이상의 이점 및/또는 결과를 획득하기 위한 및/또는 기능을 수행하기 위한 다양한 다른 수단 및/또는 구조를 쉽게 구상할 것이고, 이러한 변형예 및/또는 수정예는 본원에서 설명되는 실시형태의 범위 내에 있는 것으로 간주된다. 기법 분야의 숙련된 자는, 일상적인 실험만을 사용하여, 본원에서 설명되는 특정한 실시형태에 대한 많은 등가예를 인식할 것이고, 또는 확인할 수 있을 것이다. 따라서, 상기의 실시형태는 단지 예로서 제시된다는 것, 및, 첨부된 청구범위 및 그 균등물의 범위 내에서, 본 발명의 실시형태는 구체적으로 설명된 것과는 다르게 실시될 수도 있다는 것이 이해되어야 한다. 또한, 본원에서 설명되는 둘 이상의 피쳐, 시스템, 물품, 재료, 키트, 및/또는 방법의 임의의 조합은, 이러한 피쳐, 시스템, 물품, 재료, 키트, 및/또는 방법이 상호 불일치하지 않는 경우, 본 개시의 범위 내에 포함된다.

상기에서 설명된 실시형태는 임의의 다양한 방식으로 구현될 수 있다. 프로세스 또는 방법의 수행을 수반하는 본 개시의 하나 이상의 양태 및 실시형태는, 그 프로세스 또는 방법을 수행하기 위해, 또는 그 프로세스 또는 방법의 수행을 제어하기 위해, 디바이스(예를 들면, 컴퓨터, 프로세서, 또는 다른 디바이스)에 의해 실행 가능한 프로그램 명령어를 활용할 수도 있다. 이와 관련하여, 다양한 독창적인 개념이, 하나 이상의 컴퓨터 또는 다른 프로세서 상에서의 실행시, 상기에서 설명되는 다양한 실시형태 중 하나 이상을 구현하는 방법을 수행하는 하나 이상의 프로그램으로 인코딩되는 컴퓨터 판독 가능 저장 매체(또는 다수의 컴퓨터 판독 가능 저장 매체)(예를 들면, 컴퓨터 메모리, 하나 이상의 플로피 디스크, 콤팩트 디스크, 광학 디스크, 자기 테이프, 플래시 메모리, 필드 프로그래머블 게이트 어레이 또는 다른 반도체 디바이스에서의 회로 구성, 또는 다른 유형적(tangible) 컴퓨터 저장 매체)로서 구체화될 수도 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체 또는 매체들은, 그 상에 저장되는 프로그램 또는 프로그램들이 하나 이상의 상이한 컴퓨터 또는 다른 프로세서 상에 로딩되어 상기에서 설명되는 양태 중 다양한 양태를 구현할 수 있도록, 운반 가능할 수 있다. 몇몇 실시형태에서, 컴퓨터 판독 가능 매체는 비일시적 매체일 수도 있다.

용어 "프로그램" 또는 "소프트웨어"는, 상기에서 설명되는 바와 같은 다양한 양태를 구현하기 위해 컴퓨터 또는 다른 프로세서를 프로그래밍하도록 활용될 수 있는 임의의 타입의 컴퓨터 코드 또는 컴퓨터 실행가능 명령어의 세트를 가리키기 위한 일반적인 의미로 본원에서 사용된다. 추가적으로, 하나의 양태에 따르면, 실행시 본 개시의 방법을 수행하는 하나 이상의 컴퓨터 프로그램은, 단일의 컴퓨터 또는 프로세서 상에 상주할 필요는 없고, 다수의 상이한 컴퓨터 또는 프로세서 사이에서 모듈 방식으로 분산되어 본 개시의 다양한 양태를 구현할 수도 있다는 것이 인식되어야 한다.

컴퓨터 실행 가능 명령어는, 하나 이상의 컴퓨터 또는 다른 디바이스에 의해 실행되는, 프로그램 모듈과 같은 많은 형태로 존재할 수도 있다. 일반적으로, 프로그램 모듈은, 특정 작업을 수행하거나 특정 추상 데이터 타입을 구현하는, 루틴, 프로그램, 오브젝트, 컴포넌트, 데이터 구조, 등등을 포함한다. 통상적으로, 프로그램 모듈의 기능성은 다양한 실시형태에서 원하는 대로 결합 또는 분산될 수도 있다.

또한, 데이터 구조는, 임의의 적절한 형태로 컴퓨터 판독 가능 매체에 저장될 수도 있다. 예시의 간략화를 위해, 데이터 구조는, 데이터 구조에서의 위치를 통해 관련되는 필드를 갖는 것으로 보일 수도 있다. 이러한 관계는, 필드 사이의 관계를 전달하는 컴퓨터 판독 가능 매체 내에서의 위치를 가지고 필드에 대한 저장을 할당하는 것에 의해 마찬가지로 달성될 수도 있다. 그러나, 포인터, 태그 또는 데이터 요소 사이의 관계를 확립하는 다른 메커니즘의 사용을 통하는 것을 비롯하여, 데이터 구조의 필드에 있는 정보 사이의 관계를 확립하기 위해 임의의 적절한 메커니즘이 사용될 수도 있다.

본 발명의 상기에서 설명된 실시형태는 임의의 다양한 방식으로 구현될 수 있다. 예를 들면, 실시형태는 하드웨어, 소프트웨어 또는 이들의 조합을 사용하여 구현될 수도 있다. 소프트웨어로 구현되는 경우, 소프트웨어 코드는, 단일 컴퓨터에서 제공되든 또는 다수의 컴퓨터 사이에서 분산되든 간에, 임의의 적절한 프로세서 또는 프로세서의 집합(collection) 상에서 실행될 수 있다. 상기에서 설명되는 기능을 수행하는 임의의 컴포넌트 또는 컴포넌트의 집합은, 상기 논의된 기능을 제어하는 컨트롤러로서 일반적으로 간주될 수 있다는 것이 인식되어야 한다. 컨트롤러는 다양한 방식으로, 예컨대 전용 하드웨어를 사용하여, 또는 상기에서 열거되는 기능을 수행하도록 마이크로코드 또는 소프트웨어를 사용하여 프로그래밍되는 범용 하드웨어(예를 들면, 하나 이상의 프로세서)를 사용하여 구현될 수 있고, 컨트롤러가 시스템의 다수의 컴포넌트에 대응하는 경우, 조합의 방식으로 구현될 수도 있다.

또한, 컴퓨터는, 비제한적인 예로서, 랙 탑재형 컴퓨터, 데스크탑 컴퓨터, 랩탑 컴퓨터, 또는 태블릿 컴퓨터와 같은 다수의 형태 중 임의의 형태로 구현될 수도 있다는 것이 인식되어야 한다. 추가적으로, 컴퓨터는, 개인 휴대형 정보 단말(Personal Digital Assistant; PDA), 스마트 폰 또는 임의의 다른 적절한 휴대형 또는 고정식 전자 디바이스를 비롯한, 일반적으로 컴퓨터로 간주되지 않는 그러나 적절한 프로세싱 성능을 갖는 디바이스에 임베딩될 수도 있다.

또한, 컴퓨터는 하나 이상의 입력 및 출력 디바이스를 구비할 수도 있다. 이들 디바이스는, 다른 것들 중에서도, 유저 인터페이스를 제시하기 위해 사용될 수 있다. 유저 인터페이스를 제공하기 위해 사용될 수 있는 출력 디바이스의 예는, 출력의 시각적 표현을 위한 프린터 또는 디스플레이 스크린 및 출력의 가청적 표현을 위한 스피커 또는 다른 소리 발생 디바이스를 포함한다. 유저 인터페이스를 위해 사용될 수 있는 입력 디바이스의 예는, 키보드, 및 포인팅 디바이스, 예컨대 마우스, 터치 패드, 및 디지타이징 태블릿을 포함한다. 다른 예로서, 컴퓨터는 음성 인식을 통해 또는 다른 가청 포맷으로 입력 정보를 수신할 수도 있다.

이러한 컴퓨터는, 근거리 통신망 또는 광역 네트워크, 예컨대 기업 네트워크, 및 지능형 네트워크(intelligent network; IN) 또는 인터넷을 비롯한, 임의의 형태의 하나 이상의 네트워크에 의해 상호 접속될 수도 있다. 이러한 네트워크는 임의의 적절한 기법에 기초할 수도 있으며, 임의의 적절한 프로토콜에 따라 동작할 수도 있고, 무선 네트워크, 유선 네트워크 또는 광섬유 네트워크를 포함할 수도 있다.

또한, 상기에서 논의되는 바와 같이, 몇몇 양태는 하나 이상의 방법으로서 구현될 수도 있다. 방법의 일부로서 수행되는 동작(act)은 임의의 적절한 방식으로 순서가 정해질 수도 있다. 따라서, 예시된 것과는 상이한 순서로 동작이 수행되는 실시형태가 구성될 수도 있는데, 그 상이한 순서는, 비록 예시적인 실시형태에서는 순차적인 동작으로서 나타내어지지만, 몇몇 동작을 동시에 수행하는 것을 포함할 수도 있다.

본원에서 정의되고 사용되는 바와 같은 모든 정의는, 사전적 정의, 참조에 의해 통합되는 문헌에서의 정의, 및/또는 정의된 용어의 일반적인 의미를 제어하는 것으로 이해되어야 한다.

본원의 본 명세서 및 청구범위에서 사용되는 바와 같은 부정 관사 "a(한)" 및 "an(한)"은, 그렇지 않다고 명확하게 나타내어지지 않는 한, "적어도 하나"를 의미하는 것으로 이해되어야 한다.

본원의 본 명세서 및 청구범위에서 사용되는 바와 같은 어구 "및/또는"은, 그렇게 결합되는 요소, 즉 몇몇 경우에 접속적으로(conjunctively) 존재하는 그리고 다른 경우에 이접적으로(disjunctively) 존재하는 요소의 "어느 하나 또는 둘 다"를 의미하는 것으로 이해되어야 한다. "및/또는"과 함께 열거되는 다수의 요소는, 동일한 방식으로 해석되어야 한다, 즉, 그렇게 결합되는 요소 중 "하나 이상"을 의미하는 것으로 해석해야 한다. 명시적으로 식별되는 요소에 관련되든 또는 관련되지 않든 간에, "및/또는" 절에 의해 명시적으로 식별되는 요소 이외의 다른 요소가 옵션적으로(optionally) 존재할 수도 있다. 따라서, 비제한적인 예로서, "A 및/또는 B"에 대한 언급은, "포함하는(comprising)"과 같은 확장 가능한 언어(open-ended language)와 연계하여 사용되는 경우, 하나의 실시형태에서는, A만을(옵션적으로 B 이외의 요소를 포함함); 다른 실시형태에서는, B만을(옵션적으로 A 이외의 요소를 포함함); 또 다른 실시형태에서는, A 및 B 둘 다를(옵션적으로 다른 요소를 포함함) 가리킬 수 있다.

본원의 본 명세서 및 청구범위에서 사용되는 바와 같이, 하나 이상의 요소의 목록에 대한 참조에서 어구 "적어도 하나"는, 요소의 목록 내의 요소 중 임의의 하나 이상으로부터 선택되는 적어도 하나의 요소를 의미하는 것으로 이해되어야 하지만, 그러나 요소의 목록 내에서 명시적으로 열거되는 각각의 그리고 모든 요소 중 적어도 하나를 반드시 포함하는 것은 아니며 요소의 목록 내의 요소의 임의의 조합을 배제하는 것은 아니다. 이 정의는 또한, 명시적으로 식별되는 요소에 관련되든 또는 관련되지 않든 간에, 어구 "적어도 하나"가 참조하는 요소의 목록 내에서 명시적으로 식별되는 요소 이외의 요소가 옵션적으로 존재할 수도 있다는 것을 허용한다. 따라서, 비제한적인 예로서, "A 및 B 중 적어도 하나"(또는, 등가적으로, "A 또는 B 중 적어도 하나", 또는, 등가적으로 "A 및/또는 B 중 적어도 하나")는, 하나의 실시형태에서는, B는 없이(그리고 옵션적으로 B 이외의 요소를 포함함), 옵션적으로 복수의 A를 포함하는 적어도 하나의 A; 다른 실시형태에서는, A는 없이(그리고 옵션적으로 A 이외의 요소를 포함함), 옵션적으로 복수의 B를 포함하는 적어도 하나의 B; 또 다른 실시형태에서는, 옵션적으로 복수의 A를 포함하는 적어도 하나의 A, 및 옵션적으로 복수의 B를 포함하는 적어도 하나의 B(및 옵션적으로 다른 요소를 포함함); 등등을 가리킬 수 있다.

또한, 본원에서 사용되는 문체 및 전문용어는 설명의 목적을 위한 것이며 제한하는 것으로 간주되어서는 안된다. 본원에서의 "포함하는(including)", "포함하는(comprising)" 또는 "구비하는(having)", "함유하는(containing)", "수반하는(involving)", 및 이들의 변형은, 그 이후에 열거되는 항목 및 그 등가물뿐만 아니라 추가적인 항목을 포함하도록 의도된다.

청구범위에서 뿐만 아니라, 상기의 명세서에서, "포함하는(comprising)", "포함하는(including)", "지니는(carrying)", "구비하는(having)", "함유하는(containing)", "수반하는(involving)", "보유하는(holding)", "로 구성되는(composed of)", 및 등등과 같은 모든 이행 어구(transitional phrase)는 개방형인 것으로, 즉 포함하지만 제한되지는 않는 것으로 이해되어야 한다. 오직 이행 어구 "로 구성되는(consisting of)" 및 "본질적으로 ~로 구성되는(consisting essentially of)"만이, 각각, 폐쇄형 또는 반폐쇄형 이행 어구일 수 있을 것이다.

Claims

자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트(radio frequency component)에 있어서,
제1 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되며 복수의 턴(turn)으로 배열되는 제1 도체를 포함하는 제1 코일; 및
제2 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 배향되며 복수의 턴으로 배열되는 제2 도체를 포함하는 제2 코일을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 자기 공명 신호 성분은 제1 주축을 따라 배향되고, 상기 제2 자기 공명 신호 성분은 상기 제1 주축과는 상이하게 배향되는 제2 주축을 따라 배향되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제2항에 있어서,
상기 제1 주축은, 상기 제1 코일 및 상기 제2 코일이 실질적으로 직교하는 자기 공명 신호 성분에 응답하도록, 상기 제2 주축과 실질적으로 직교하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제3항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 제3 축을 따라 배향되는 B0 자계의 시야(field of view) 내에서 방출되는 자기 공명 신호를 검출하도록 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제4항에 있어서,
상기 제1 축 및 상기 제2 축은 상기 제3 축에 실질적으로 직교하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제4항에 있어서,
상기 제1 축 및 상기 제2 축은 상기 제3 축에 대해 대략 45°로 배향되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 고주파 컴포넌트는, 상기 제1 코일 및 상기 제2 코일에 대한 지지 구조체를 포함하고, 상기 지지 구조체는:
상기 제1 코일이 적용되는 제1 기판 층; 및
상기 제2 코일이 적용되는 제2 기판 층을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제7항에 있어서,
상기 지지 구조체는 삼차원 표면을 정의하고, 상기 제2 기판 층은, 실질적으로 상기 삼차원 표면에 대한 표면 법선 방향을 따라 상기 제1 기판 층으로부터 오프셋되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제7항에 있어서,
상기 지지 구조체는 주목하는 영역 주위에서 삼차원 표면을 정의하고, 상기 제2 기판 층은 상기 주목하는 영역에 대해 상기 제1 기판 층으로부터 오프셋되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제7항에 있어서,
상기 제1 도체 층은 상기 제1 도체가 배치되는 적어도 하나의 그루브를 포함하고, 상기 제2 기판 층은 상기 제2 도체가 배치되는 적어도 하나의 그루브를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제2항에 있어서,
환자의 머리를 수용하도록 구성되는 지지 구조체를 포함하고, 상기 제1 주축은 상기 환자의 신체의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제2항에 있어서,
환자의 부속지(appendage)를 수용하도록 구성되는 지지 구조체를 포함하고, 상기 제1 주축은 상기 부속지의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제12항에 있어서,
상기 부속지는 다리인, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제12항에 있어서,
상기 부속지는 팔인, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제2항에 있어서,
환자의 몸통을 수용하도록 구성되는 지지 구조체를 포함하고, 상기 제1 주축은 상기 환자의 신체의 길이 방향 축과 실질적으로 정렬되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 1 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 2 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 3 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 5회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 10회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 15회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 20회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 및 상기 제2 코일은 목표 주파수에서 공명하도록 동조되고, 상기 제1 도체 및 상기 제2 도체의 턴의 수는, 상기 제1 도체의 자체 공명(self-resonance) 및 상기 제2 도체의 자체 공명이 각각 상기 목표 주파수의 적어도 두 배의 주파수에 있도록, 제한되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 및 상기 제2 코일은 목표 주파수에서 공명하도록 동조되고, 상기 제1 도체 및 상기 제2 도체의 턴의 수는, 상기 제1 도체의 자체 공명 및 상기 제2 도체의 자체 공명이 각각 상기 목표 주파수의 적어도 세 배의 주파수에 있도록, 제한되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 및 상기 제2 코일은 목표 주파수에서 공명하도록 동조되고, 상기 제1 도체 및 상기 제2 도체의 턴의 수는, 상기 제1 도체의 자체 공명 및 상기 제2 도체의 자체 공명이 각각 상기 목표 주파수의 적어도 다섯 배의 주파수에 있도록, 제한되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체는, 상기 제1 코일의 모델을 사용하여 최적화를 수행하는 것에 적어도 부분적으로 기초하여 결정되는 제1 코일 구성에 따라 배열되고 및/또는 상기 제2 도체는, 상기 제2 코일의 모델을 사용하여 최적화를 수행하는 것에 적어도 부분적으로 기초하여 결정되는 제2 코일 구성에 따라 배열되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 0.2T 이하 대략 0.1T 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 0.1T 이하 대략 50mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 50mT 이하 대략 20mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 20mT 이하 대략 10mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은 대략 10mT 이하의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제1항에 있어서,
상기 제1 도체는 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 상기 복수의 턴으로 배열되는 제1 연속 와이어를 포함하고, 상기 제2 도체는 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 상기 복수의 턴으로 배열되는 제2 연속 와이어를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제32항에 있어서,
상기 제1 연속 와이어 및 상기 제2 연속 와이어는 단일 가닥의 와이어(single-stranded wire)인, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제32항에 있어서,
상기 제1 연속 와이어 및 상기 제2 연속 와이어는 다중 가닥의 와이어(multi-stranded wire)인, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트에 있어서,
주목하는 영역 주위에 배열되며, 복수의 턴을 구비하는 제1 도체를 포함하는 제1 코일; 및
주목하는 상기 영역 주위에 배열되고 상기 주목하는 영역에 대해 상기 제1 코일로부터 오프셋되며, 복수의 턴을 구비하는 제2 도체를 포함하는 제2 코일을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일이 적용되는 제1 기판 층 및 상기 제2 코일이 적용되는 제2 기판 층을 포함하는 지지 구조체를 더 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제36항에 있어서,
상기 제2 기판 층은 상기 제1 기판 층 위에 배치되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제36항에 있어서,
상기 제1 기판 층은, 상기 제1 도체를 수용하기 위한 제1 코일 구성에 따라 배열되는 적어도 하나의 제1 그루브를 포함하고, 상기 제2 기판 층은, 상기 제2 도체를 수용하기 위한 제2 코일 구성에 따라 배열되는 적어도 하나의 제2 그루브를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제38항에 있어서,
상기 제1 코일 구성은 제1 주축을 구비하고, 상기 제2 코일 구성은 상기 제1 주축에 실질적으로 직교하는 제2 주축을 구비하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제38항에 있어서,
상기 제1 기판 층 및/또는 상기 제2 기판 층은 삼차원 프린팅을 통해 생성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제38항에 있어서,
상기 제1 기판 층은 볼록면 및 오목면을 포함하고, 상기 제2 기판 층은 볼록면 및 오목면을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제41항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제1 그루브는 상기 제1 기판 층의 상기 볼록면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제42항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제2 그루브는 상기 제2 기판 층의 상기 볼록면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제42항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제2 그루브는 상기 제2 기판 층의 상기 오목면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제41항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제1 그루브는 상기 제1 기판 층의 상기 오목면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제45항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제2 그루브는 상기 제2 기판 층의 상기 볼록면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제45항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제2 그루브는 상기 제2 기판 층의 상기 오목면 상에 제공되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 1 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 2 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 3 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 5회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 10회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 15회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 도체 및/또는 상기 제2 도체는 적어도 20회의 턴을 가지고 구성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 0.2T 이하 대략 0.1T 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 0.1T 이하 대략 50mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 50mT 이하 대략 20mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 대략 20mT 이하 대략 10mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
제35항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은 대략 10mT 이하의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 컴포넌트.
자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일(radio frequency coil)에 있어서,
주목하는 영역 내에서 방출되는 자기 공명 신호에 대한 감도를 증가시키도록 최적화되는 구성으로, 상기 주목하는 영역 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 적어도 하나의 도체를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 구성은 적어도 부분적으로 자기 합성(magnetic synthesis)을 사용하여 최적화되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제61항에 있어서,
상기 삼차원의 기하학적 구조에서의 상기 적어도 하나의 도체의 구성은, 상기 고주파 코일의 모델을 사용하여 적어도 하나의 최적화를 수행하는 것에 적어도 부분적으로 기초하여 결정되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 상기 주목하는 영역 주위에서 복수의 턴으로 배열되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제63항에 있어서,
적어도 하나의 쌍의 인접한 턴 사이의 간격 및/또는 턴의 수는, 상기 고주파 코일의 모델을 사용하여 상기 적어도 하나의 최적화를 수행하는 것에 적어도 부분적으로 기초하여 결정되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 최적화는 적어도 하나의 제약을 충족하는 상기 고주파 코일의 모델의 구성을 결정하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제65항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 고주파 코일의 저항을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제65항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 적어도 하나의 도체의 길이를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제65항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 고주파 코일의 인덕턴스를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 최적화는, 적어도 하나의 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 상기 고주파 코일의 모델의 구성을 결정하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제69항에 있어서,
상기 적어도 하나의 기준은 상기 주목하는 영역 내의 자기장 균질성(homogeneity)을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제69항에 있어서,
상기 적어도 하나의 기준은 상기 주목하는 영역 내에서의 자기장 강도를 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 적어도 1 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 적어도 2 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 적어도 3 미터의 길이를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 복수의 턴을 갖는 나선형 기하학적 구조를 갖는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 복수의 턴 사이의 간격은 불균일한, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 복수의 턴은 적어도 5회의 턴을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 복수의 턴은 적어도 10회의 턴을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 복수의 턴은 적어도 15회의 턴을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 복수의 턴은 적어도 20회의 턴을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제62항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체가 배열되는 지지체를 더 포함하고, 상기 지지체는 인간의 해부학적 구조의 일부를 수용하도록 형성되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제81항에 있어서,
상기 고주파 코일은 머리 코일(head coil)이고, 상기 지지체는 인간의 머리를 수용하도록 형성되는 헬멧을 포함하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제82항에 있어서,
상기 헬멧 상에 또는 상기 헬멧에 근접하게 배치되는 적어도 하나의 보조 코일과 조합하여 잡음 억제를 용이하게 하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제83항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 상기 헬멧 내에 위치하는 시야로부터 방출되는 자기 공명 신호를 검출하도록 구성되고, 상기 적어도 하나의 보조 코일은 환경 잡음에 응답하도록 그러나 상기 시야로부터 방출되는 상기 자기 공명 신호에는 응답하지 않도록 배치되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제84항에 있어서,
상기 적어도 하나의 보조 코일의 구성은 최적화를 사용하여 결정되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제85항에 있어서,
상기 적어도 하나의 보조 코일의 구성은, 상기 고주파 코일과의 유도 결합을 감소시키도록 또는 제거하도록 최적화되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
적어도 하나의 보조 코일과 조합하여, 잡음 억제를 용이하게 하는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 대략 0.2T 이하 대략 0.1T 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 대략 0.1T 이하 대략 50mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 대략 50mT 이하 대략 20mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 대략 20mT 이하 대략 10mT 이상의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
제60항에 있어서,
상기 제1 코일은 대략 10mT 이하의 B0 자계에 대응하는 주파수에서 공명하도록 동조되는, 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는 고주파 코일.
고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법에 있어서,
상기 고주파 코일의 모델을 생성하는 단계; 및
적어도 하나의 제약을 충족하고, 상기 모델의 동작이 시뮬레이팅되는 경우, 미리 결정된 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 모델 구성을 결정하기 위한 최적화를 수행하는 단계를 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제93항에 있어서,
상기 모델 구성으로부터 코일 구성을 결정하는 단계를 더 포함하고, 상기 코일 구성은 상기 고주파 코일의 적어도 하나의 도체에 대한 배열을 나타내는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 복수의 턴을 형성하고, 상기 코일 구성은, 적어도 하나의 쌍의 인접한 턴 사이의 간격 및/또는 턴의 수를 나타내는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 고주파 코일의 저항을 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제96항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 적어도 하나의 도체의 길이를 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 제약은 상기 고주파 코일의 인덕턴스를 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 기준은 상기 주목하는 영역 내에서의 자기장 균질성을 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 기준은 상기 주목하는 영역 내에서의 자기장 강도를 포함하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 적어도 1 미터의 길이를 갖는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 적어도 하나의 도체는 적어도 2 미터의 길이를 갖는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제94항에 있어서,
상기 코일 구성은 상기 적어도 하나의 도체에 대한 나선형 기하학적 구조를 기술하는, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
제103항에 있어서,
상기 복수의 턴 사이의 간격은 불균일한, 고주파 코일에 대한 구성을 결정하는 방법.
환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일에 있어서,
주목하는 영역 주위에서 복수의 턴으로 배열되며 상기 환자의 신체의 일부분의 길이 방향 축에 실질적으로 직각으로 배향되는 자기 공명 신호에 응답하도록 배향되는 적어도 하나의 도체를 포함하는, 환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일.
제105항에 있어서,
상기 고주파 코일은 상기 신체의 길이 방향 축에 실질적으로 평행하게 배향되는 B0 자계로부터 방출되는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는, 환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일.
제106항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 양 평면의 기하학적 구조(bi-planar geometry)의 B0 자석에 의해 생성되는 B0 자계로부터 방출되는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는, 환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일.
제106항에 있어서,
상기 고주파 코일은 상기 신체의 길이 방향 축에 실질적으로 평행하게 배향되는 B0 자계로부터 방출되는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는, 환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일.
제108항에 있어서,
상기 고주파 코일은, 솔레노이드 기하학적 구조(solenoid geometry)의 B0 자석에 의해 생성되는 B0 자계로부터 방출되는 자기 공명 신호에 응답하도록 구성되는, 환자의 신체의 일부분에 대해 구성되는 고주파 코일.
저자계 자기 공명 시스템(low-field magnetic resonance system)에 있어서,
시야 내에 0.2 테슬라(T) 이하의 B0 자기장을 생성하도록 구성되는 B0 자석;
상기 시야로부터 방출되는 제1 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제1 코일; 및
상기 시야로부터 방출되는 제2 자기 공명 신호 성분에 응답하도록 구성되는 제2 코일을 포함하는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 제2 코일은 상기 B0 자기장 내에 배치될 때 상기 시야에 대해 상기 제1 코일로부터 오프셋되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 제1 코일은, 상기 B0 자기장 내에 배치될 때, 상기 시야 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 복수의 턴을 갖는 제1 도체를 포함하는, 저자계 자기 공명 시스템.
제112항에 있어서,
상기 제2 코일은, 상기 B0 자기장 내에 배치될 때, 상기 시야 주위에서 삼차원의 기하학적 구조로 배열되는 복수의 턴을 갖는 제2 도체를 포함하는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은, 대략 0.1T 이하 대략 50mT 이상의 B0 자기장을 생성하도록 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은, 대략 50mT 이하 대략 20mT 이상의 B0 자기장을 생성하도록 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은, 대략 20mT 이하 대략 10mT 이상의 B0 자기장을 생성하도록 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은 대략 10mT 이하의 B0 자기장을 생성하도록 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은 양 평면의 기하학적 구조로 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
제110항에 있어서,
상기 B0 자석은 솔레노이드 기하학적 구조로 구성되는, 저자계 자기 공명 시스템.
자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치에 있어서,
제1 코일; 및
고주파 자기장(radio frequency magnetic field) 및 그래디언트 자계(gradient field)를 생성하게 상기 코일을 동작시키도록 구성되는 적어도 하나의 컨트롤러를 포함하는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제120항에 있어서,
상기 적어도 하나의 컨트롤러는 자기 공명 펄스 시퀀스에 따라 상기 제1 코일을 동작시키도록 구성되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제120항에 있어서,
상기 적어도 하나의 컨트롤러는 상기 제1 코일을 사용하여 자기 공명 신호를 검출하도록 구성되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제120항에 있어서,
상기 제1 코일은 저자계 자기 공명 이미징 시스템에서 동작하도록 구성되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제120항에 있어서,
제2 코일을 더 포함하고, 상기 적어도 하나의 컨트롤러는 고주파 자기장 및 그래디언트 자계를 생성하게 상기 제2 코일을 동작시키도록 구성되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제124항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은, 상기 시스템의 B0 자기장에 실질적으로 직교하는 방향으로 그래디언트 자기장의 적어도 일부를 생성하는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제124항에 있어서,
상기 제1 코일은 상기 시스템의 B0 자기장과 실질적으로 직교하는 제1 방향으로 그래디언트 자기장의 적어도 일부를 생성하고, 상기 제2 코일은 상기 B0 자기장과 실질적으로 직교하는 제2 방향으로 그래디언트 자기장의 적어도 일부를 생성하는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제126항에 있어서,
상기 적어도 하나의 컨트롤러는 상기 제1 코일 및 상기 제2 코일을 사용하여 자기 공명 신호를 검출하도록 구성되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제127항에 있어서,
상기 제1 코일과 상기 제2 코일에 의해 검출되는 자기 공명 신호는 신호 대 잡음 비를 증가시키도록 결합되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제127항에 있어서,
상기 제1 코일 및 상기 제2 코일은 획득 시간을 감소시키도록 동작되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제124항에 있어서,
상기 적어도 하나의 컨트롤러는:
상기 고주파 자기장을 생성하도록 상기 제1 코일을 동작시키기 위한 전력을 제공하는 제1 증폭기;
상기 제1 증폭기와 상기 제1 코일 사이에 연결되는 고역 통과 필터;
상기 그래디언트 자기장을 생성하도록 상기 제1 코일을 동작시키기 위한 전력을 제공하는 제2 증폭기; 및
상기 제2 증폭기와 상기 제1 코일 사이에 연결되는 저역 통과 필터를 포함하는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제124항에 있어서,
상기 제1 코일의 구성은 최적화를 사용하여 결정되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제131항에 있어서,
상기 최적화는, 적어도 하나의 제약을 충족하고, 상기 제1 코일의 모델의 동작이 시뮬레이팅되는 경우, 미리 결정된 기준을 충족하는 자기장을 생성하는 상기 제1 코일의 적어도 하나의 도체의 구성을 결정하는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제124항에 있어서,
인간의 머리를 수용하도록 형성되는 헬멧을 더 포함하고, 상기 제1 코일은 RF 머리 코일로서 동작하도록 구성되어 상기 헬멧 상에 배열되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제133항에 있어서,
잡음 억제를 용이하게 하는 적어도 하나의 보조 코일을 더 포함하고, 상기 적어도 하나의 보조 코일은 상기 헬멧 상에 또는 상기 헬멧에 근접하게 배치되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제134항에 있어서,
상기 제1 코일은, 상기 헬멧 내에 위치하는 시야로부터 방출되는 자기 공명 신호를 검출하도록 구성되고, 상기 적어도 하나의 보조 코일은 환경 잡음에 응답하도록 그러나 상기 시야로부터 방출되는 자기 공명 신호에는 응답하지 않도록 배치되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제134항에 있어서,
상기 적어도 하나의 보조 코일의 구성은 최적화를 사용하여 결정되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.
제134항에 있어서,
상기 적어도 하나의 보조 코일의 구성은, 상기 제1 코일과의 유도 결합을 감소시키도록 또는 제거하도록 최적화되는, 자기 공명 이미징 시스템에서 사용하기 위한 장치.