KR20180035323A - Rf 수신 코일 및 이를 포함하는 국부 코일 장치 - Google Patents

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Abstract

RF(Radio Frequency) 수신 코일은 RF 송신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 디커플링 회로, 및 유도 전류에 따라 저항값이 변하는 서미스터를 포함한다.

Description

RF 수신 코일 및 이를 포함하는 국부 코일 장치 {RADIO FREQUENCY RECEIVING COIL AND LOCAL COIL APPARATUS COMPRISING THE SAME}
RF 수신 코일 및 이를 포함하는 국부 코일 장치에 관한 것이다.
자기 공명 영상 장치는 영상 촬영 조건이 상대적으로 자유롭고, 연부 조직에서의 우수한 대조도와 다양한 진단 정보 영상을 제공해주기 때문에 의료용 영상을 이용한 진단 분야에서 중요한 위치를 차지하고 있다.
자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI)은 인체에 해가 없는 자장과 비전리 방사선인 RF를 이용하여 체내의 수소 원자핵에 핵자기공명 현상을 일으켜 원자핵의 밀도 및 물리화학적 특성을 영상화한 것이다.
이러한 자기 공명 영상장치는 RF(Radio Frequency) 펄스를 송신하는 RF 송신 코일 및 여기된 원자핵이 방출하는 전자파 즉, 자기공명(Magnetic Resonance; MR) 신호를 수신하는 RF 수신 코일을 포함한다.
그리고 자기 공명 영상장치는 자기 공명 영상장치의 보조 역할을 수행하고 자기 공명 영상장치와 독립적인 외부 장치로서 다수의 RF 수신 코일을 포함하는 국부 코일(Local Coil) 장치로부터 대상체에 여기된 MR신호를 전송 받을 수 있다.
개시된 일 실시예는 RF 송신 동작을 수행하는 동안 회로 내에서 흐르는 유도 전류에 의해 발생할 수 있는 잠열 또는 전자파를 감소시키는 RF 수신 코일 및 이를 포함하는 국부 코일 장치를 제공하고자 한다.
상술한 기술적 과제를 달성하기 위한 기술적 수단으로서, 일 측면에 따른 RF(Radio Frequency) 수신 코일은 RF 송신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 디커플링 회로; 및 유도 전류에 따라 저항값이 변하는 서미스터를 포함한다.
서미스터는 유도 전류가 증가하는 경우 저항값이 증가할 수 있다.
서미스터는 미리 설정된 온도에서 저항값이 증가할 수 있다.
디커플링 회로는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일의 임피던스를 증가시킴으로써 유도 전류를 감소시킬 수 있다.
디커플링 회로는 RF 수신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일의 임피던스를 감소시킬 수 있다.
RF 수신 코일은 서미스터의 전압값을 측정하는 전압계를 더 포함할 수 있다.
디커플링 회로는 병렬 연결된 다이오드 및 캐패시터를 포함할 수 있다.
다이오드는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 순방향으로 전압을 공급 받고, RF 수신 동작이 수행되는 경우, 역방향으로 전압을 공급 받을 수 있다.
다른 측면에 따른 국부 코일 장치는 하나 이상의 RF(Radio Frequency) 수신 코일; RF신호를 송수신하는 스캐너 및 국부 코일 장치를 제어하는 제어부와 연결되도록 구현된 신호 송수신부를 포함하되, RF 수신 코일은, RF 송신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 디커플링 회로; 및 유도 전류에 따라 저항값이 변하는 서미스터를 포함하고, 디커플링 회로는 신호 송수신부를 통해 제어부로부터 수신한 제어 신호에 기초하여 RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단한다.
서미스터는 유도 전류가 증가하는 경우 저항값이 증가할 수 있다
서미스터는 미리 설정된 온도에서 저항값이 증가할 수 있다.
디커플링 회로는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일의 임피던스를 증가시킴으로써 유도 전류를 감소시킬 수 있다.
디커플링 회로는 RF 수신 동작이 수행되는 경우, RF 수신 코일의 임피던스를 감소시킬 수 있다.
국부 코일 장치는 서미스터의 전압값을 측정하는 전압계를 더 포함할 수 있다.
서미스터의 전압값은 신호 송수신부를 통해 제어부에 전달될 수 있다.
제어부는 서미스터의 전압값이 미리 설정된 기준 전압값 이상인 경우 스캐너의 RF 송신 동작을 중지시킬 수 있다.
디커플링 회로는 병렬 연결된 다이오드 및 캐패시터를 포함할 수 있다.
다이오드는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 순방향으로 전압을 공급 받고, RF 수신 동작이 수행되는 경우, 역방향으로 전압을 공급 받을 수 있다.
전술한 과제 해결 수단에 의하면, 대상체가 RF 수신 코일 또는 이를 포함하는 국부 코일 장치에 인접한 상태에서 자기 공명 영상장치에 의한 RF 송신 동작이 수행되더라도 대상체가 RF 수신 코일 또는 이를 포함하는 국부 코일 장치에 의해 발생한 잠열 또는 전자파로 입게 되는 피해를 줄일 수 있게 된다.
도 1은 MRI시스템의 개략도이다.
도 2 내지 도 4는 다양한 실시예에 따른 국부 코일 장치의 외관도이다.
도 5는 일 실시예에 따른 국부 코일 장치가 포함하는 RF 수신 코일의 회로도이다.
도 6은 RF 수신 코일이 포함하는 디커플링 회로의 회로도 및 주파수 반응 임피던스 그래프이다.
도 7은 디커플링 회로의 주파수 반응 임피던스 그래프이다.
도 8은 다른 실시예에 따른 RF 수신 코일의 회로도이다.
도 9는 일 실시예에 따른 국부 코일 장치의 제어방법에 대한 순서도이다.
명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성요소를 지칭한다. 본 명세서가 실시예들의 모든 요소들을 설명하는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 일반적인 내용 또는 실시예들 간에 중복되는 내용은 생략한다. 명세서에서 사용되는 '부, 모듈, 부재, 블록'이라는 용어는 소프트웨어 또는 하드웨어로 구현될 수 있으며, 실시예들에 따라 복수의 '부, 모듈, 부재, 블록'이 하나의 요소로 구현되거나, 하나의 '부, 모듈, 부재, 블록'이 복수의 요소들을 포함하는 것도 가능하다.
명세서 전체에서, 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.
제 1, 제 2 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위해 사용되는 것으로, 구성요소가 전술된 용어들에 의해 제한되는 것은 아니다.
단수의 표현은 문맥상 명백하게 예외가 있지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다.
명세서 전체에서, "영상"은 이산적인 영상 요소들(예를 들어, 2차원 영상에 있어서의 픽셀들 및 3차원 영상에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 영상은 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 영상 등을 포함할 수 있다.
명세서 전체에서, 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 피부, 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.
또한, 명세서 전체에서, "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
자기 공명 영상(Magnetic Resonance Image; MRI) 시스템은 자기 공명(magnetic resonance, MR) 신호를 획득하고, 획득된 자기 공명 신호를 영상으로 재구성하는 시스템을 의미한다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF신호를 의미한다.
MRI시스템은 주자석이 정자장(static magnetic field)을 형성하여, 정자장 속에 위치한 대상체의 특정 원자핵의 자기 쌍극자 모멘트 방향을 정자장 방향으로 정렬시킨다. 경사자장 코일은 정자장에 경사 신호를 인가하여, 경사자장을 형성시켜, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 다르게 유도할 수 있다.
RF 코일은 영상 획득을 원하는 부위의 공명 주파수에 맞추어 RF신호를 조사할 수 있다. 또한, RF 코일은 경사자장이 형성됨에 따라, 대상체의 여러 부위로부터 방사되는 서로 다른 공명 주파수의 MR신호들을 수신할 수 있다. 이러한 단계를 통해 MRI시스템은 영상 복원 기법을 이용하여 MR신호로부터 영상을 획득한다.
이하 첨부된 도면들을 참고하여 본 발명의 작용 원리 및 실시예들에 대해 설명한다.
도 1은 MRI시스템의 개략도이다. 도 1을 참조하면, MRI시스템(1)은 오퍼레이팅부(10), 제어부(30) 및 스캐너(50)를 포함할 수 있다. 여기서, 제어부(30)는 도 1에 도시된 바와 같이 독립적으로 구현될 수 있다. 또는, 제어부(30)는 복수 개의 구성 요소로 분리되어, MRI시스템(1)의 각 구성 요소에 포함될 수도 있다. 이하에서는 각 구성 요소에 대해 구체적으로 살펴보도록 한다.
스캐너(50)는 내부 공간이 비어 있어, 대상체가 삽입될 수 있는 형상(예컨대, 보어(bore) 형상)으로 구현될 수 있다. 스캐너(50)의 내부 공간에는 정자장 및 경사자장이 형성되며, RF신호가 조사된다.
스캐너(50)는 정자장 형성부(51), 경사자장 형성부(52), RF 코일부(53), 테이블부(55) 및 디스플레이부(56)를 포함할 수 있다. 정자장 형성부(51)는 대상체에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트의 방향을 정자장 방향으로 정렬하기 위한 정자장을 형성한다. 정자장 형성부(51)는 영구 자석으로 구현되거나 또는 냉각 코일을 이용한 초전도 자석으로 구현될 수도 있다.
경사자장 형성부(52)는 제어부(30)와 연결된다. 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 정자장에 경사를 인가하여, 경사자장을 형성한다. 경사자장 형성부(52)는 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 형성하는 X, Y, Z 코일을 포함하며, 대상체의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도할 수 있도록 촬영 위치에 맞게 경사 신호를 발생 시킨다.
RF 코일부(53)는 제어부(30)와 연결되어, 제어부(30)로부터 전송 받은 제어신호에 따라 대상체에 RF신호를 조사하고, 대상체로부터 방출되는 MR신호를 수신할 수 있다. RF 코일부(53)는 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF신호를 대상체에게 전송한 후 RF신호의 전송을 중단하고, 대상체로부터 방출되는 MR신호를 수신할 수 있다.
RF 코일부(53)는 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 RF 송신 코일과, 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 RF 수신 코일로서 각각 구현되거나 또는 송/수신 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수도 있다.
RF 송신 코일은 대상체 전체에 RF 펄스를 송신하는 전신코일(whole-volume coil)로서 구현될 수 있고, RF 수신 코일 또한 대상체 전체에서 여기된 MR신호를 받아들이는 전신 코일로 구현될 수 있다. 전신 코일은 바디 코일(body coil)이라고도 한다.
또한, RF 수신 코일은 스캐너(50)와 독립적인 외부 장치(이하, "국부 코일 장치"라 함; 300) 상에 마련되어, 대상체에 장착될 수 있다. 국부 코일 장치(300)는 케이블 등의 신호 송수신부를 통해 스캐너(50)와 제어부(30)와 오퍼레이팅부(10)에 연결되고, 영상 처리부(11)에 원자핵으로부터 발생되는 MR신호에 관한 데이터를 전송한다. 국부 코일 장치(300)는 예를 들어, 촬영 부위 또는 장착 부위에 따라, 헤드 코일(Head coil), 척추 코일(spine coil), 몸통 코일(torso coil), 무릎 코일(knee coil) 등이 별도의 코일로 이용될 수 있다.
따라서, 전신 코일은 RF 송신 코일 및 RF 수신 코일로서의 기능을 모두 수행하나, 국부 코일 장치는 RF 수신 코일로서의 기능만을 수행할 수 있다.
스캐너(50)의 외측 및/또는 내측에는 디스플레이부(56)가 마련될 수 있다. 디스플레이부(56)는 제어부(30)에 의해 제어되어, 사용자 또는 대상체에게 의료 영상 촬영과 관련된 정보를 제공할 수 있다.
또한, 스캐너(50)에는 대상체의 상태에 관한 모니터링정보를 획득하여 전달하는 대상체 모니터링정보 획득부가 마련될 수 있다. 예를 들어, 대상체 모니터링정보 획득부(미도시)는 대상체의 움직임, 위치 등을 촬영하는 카메라(미도시), 대상체의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기(미도시), 대상체의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기(미도시), 또는 대상체의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기(미도시)로부터 대상체에 관한 모니터링정보를 획득하여 제어부(30)로 전달할 수 있다. 이에 따라, 제어부(30)는 대상체에 관한 모니터링정보를 이용하여 스캐너(50)의 동작을 제어할 수 있다. 이하에서는 제어부(30)에 대해 살펴보도록 한다.
제어부(30)는 스캐너(50)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 스캐너(50) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 제어부(30)는 오퍼레이팅부(10)로부터 수신 받은 펄스 시퀀스(pulse sequence) 또는 설계한 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 형성부(52) 및 RF 코일부(53)를 제어할 수 있다.
펄스 시퀀스란, 경사자장 형성부(52), 및 RF 코일부(53)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들어 경사자장 형성부(52)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 지속시간, 인가 타이밍 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.
제어부(30)는 펄스 시퀀스에 따라 경사 파형, 즉 전류 펄스를 발생시키는 파형 발생기(미도시), 및 발생된 전류 펄스를 증폭시켜 경사자장 형성부(52)로 전달하는 경사 증폭기(미도시)를 제어하여, 경사자장 형성부(52)의 경사자장 형성을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 RF 코일부(53)의 동작을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 공명 주파수의 RF 펄스를 RF 코일부(53)에 공급하여 RF신호를 조사할 수 있고, RF 코일부(53)가 수신한 MR신호를 수신할 수 있다. 이때, 제어부(30)는 제어신호를 통해 송수신 방향을 조절할 수 있는 스위치(예컨대, T/R 스위치)의 동작을 제어하여, 동작 모드에 따라 RF신호의 조사 및 MR신호의 수신을 조절할 수 있다.
제어부(30)는 대상체가 위치하는 테이블부(55)의 이동을 제어할 수 있다. 촬영이 수행되기 전에, 제어부(30)는 대상체의 촬영 부위에 맞추어, 테이블부(55)를 미리 이동시킬 수 있다.
제어부(30)는 디스플레이부(56)를 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 제어신호를 통해 디스플레이부(56)의 온/오프 또는 디스플레이부(56)를 통해 표시되는 화면 등을 제어할 수 있다.
제어부(30)는 국부 코일 장치(300)를 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(30)는 제어신호를 통해 MR신호의 수신 여부를 조절할 수 있는 스위치(예컨대, 온/오프 스위치)의 동작을 제어하여 동작 모드에 따라 국부 코일 장치(300)의 MR신호의 수신을 조절할 수 있다.
제어부(30)는 MRI시스템(1) 내 구성요소들의 동작을 제어하기 위한 알고리즘, 프로그램 형태의 데이터를 저장하는 메모리(미도시), 및 메모리에 저장된 데이터를 이용하여 전술한 동작을 수행하는 프로세서(미도시)로 구현될 수 있다. 이때, 메모리와 프로세서는 각각 별개의 칩으로 구현될 수 있다. 또는, 메모리와 프로세서는 단일 칩으로 구현될 수도 있다.
오퍼레이팅부(10)는 MRI시스템(1)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(10)는 영상 처리부(11), 입력부(12) 및 출력부(13)를 포함할 수 있다.
영상 처리부(11)는 메모리를 이용하여 제어부(30)로부터 수신 받은 MR신호를 저장하고, 프로세서를 이용하여 영상 복원 기법을 적용함으로써, 저장한 MR신호로부터 대상체에 대한 영상을 생성할 수 있다.
예를 들어, 영상 처리부(11)는 메모리의 k-공간(예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 채워 k-공간 데이터가 완성되면, 프로세서를 통해 다양한 영상 복원기법을 적용하여(예컨대, k-공간 데이터를 역 푸리에 변환하여) k-공간 데이터를 영상으로 복원할 수 있다.
또한, 영상 처리부(11)가 MR신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR신호를 병렬적으로 신호 처리하여 영상으로 복원할 수도 있다. 한편, 영상 처리부(11)는 복원한 영상을 메모리에 저장하거나 또는 후술할 바와 같이 제어부(30)가 통신부(60)를 통해 외부의 서버에 저장할 수 있다.
입력부(12)는 사용자로부터 MRI시스템(1)의 전반적인 동작에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있다. 예를 들어, 입력부(12)는 사용자로부터 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스에 관한 정보 등을 입력 받을 수 있다. 입력부(12)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등으로 구현될 수 있다. .
출력부(13)는 영상 처리부(11)에 의해 생성된 영상을 출력할 수 있다. 또한, 출력부(13)는 사용자가 MRI시스템(1)에 관한 제어 명령을 입력 받을 수 있도록 구성된 유저 인터페이스(User Interface, UI)를 출력할 수 있다. 출력부(13)는 스피커, 프린터, 디스플레이 등으로 구현될 수 있고, 디스플레이는 전술한 스캐너(50)의 외측 및/또는 내측에 마련된 디스플레이부(56)를 포함할 수 있다. 이하 기술되는 실시예는 출력부(13)가 디스플레이로서 구현되는 것으로서 기술하나, 실시예가 이에 한정되지는 아니한다.
디스플레이는 음극선관(Cathode Ray Tube: CRT), 디지털 광원 처리(Digital Light Processing: DLP) 패널, 플라즈마 디스플레이 패널(Plasma Display Penal), 액정 디스플레이(Liquid Crystal Display: LCD) 패널, 전기 발광(Electro Luminescence: EL) 패널, 전기영동 디스플레이(Electrophoretic Display: EPD) 패널, 전기변색 디스플레이(Electrochromic Display: ECD) 패널, 발광 다이오드(Light Emitting Diode: LED) 패널 또는 유기 발광 다이오드(Organic Light Emitting Diode: OLED) 패널 등으로 마련될 수 있으나, 이에 한정되지는 않는다.
한편, 도 1에서는 오퍼레이팅부(10), 제어부(30)를 서로 분리된 객체로 도시하였으나, 전술한 바와 같이, 하나의 기기에 함께 포함될 수도 있다. 또한, 오퍼레이팅부(10), 및 제어부(30) 각각에 의해 수행되는 프로세스들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다. 예를 들어, 영상 처리부(11)는, 제어부(30)에서 수신한 MR신호를 디지털 신호로 변환하거나 또는, 제어부(30)가 직접 변환할 수도 있다.
도 1에 도시된 MRI시스템(1)의 구성 요소들의 성능에 대응하여 적어도 하나의 구성요소가 추가되거나 삭제될 수 있다. 또한, 구성 요소들의 상호 위치는 장치의 성능 또는 구조에 대응하여 변경될 수 있다는 것은 당해 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 용이하게 이해될 것이다.
한편, 도 1에서 도시된 각각의 구성요소는 소프트웨어 및/또는 Field Programmable Gate Array(FPGA) 및 주문형 반도체(ASIC, Application Specific Integrated Circuit)와 같은 하드웨어 구성요소를 의미한다.
이하, 일 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)에 대해서 설명한다. 이하에서 기술되는 RF 수신 코일은 국부 코일 장치(300) 상에 마련되어 대상체 일부에서 여기된 MR신호를 받아들이는 것을 전제로 설명한다. 도 2 내지 도 4는 다양한 실시예에 따른 국부 코일 장치의 외관도이다.
도 2에 도시된 바와 같이, 국부 코일 장치(300)는 대상체의 두부(頭部)를 촬영하고, 두부에서 여기된 MR신호를 받아들이는 헤드 코일(Head Coil) 장치(300a)로 구현될 수 있다.
헤드 코일 장치(300a) 상에는 복수의 RF 수신 코일들이 마련될 수 있고, 복수의 RF 수신 코일들이 대상체의 두부에서 발생되는 에코 신호, 즉, MR신호를 수신하고, MR신호에 관한 데이터가 케이블과 같은 신호 송수신부(TR)를 통해 MRI시스템(1)의 영상 처리부(11)에 전송됨으로써, 대상체의 두부에 대한 MR 영상이 획득될 수 있다.
또한, 도 3에 도시된 바와 같이, 국부 코일 장치(300)는 대상체의 흉부(胸部) 또는 복부(腹部)를 촬영하고, 흉부 또는 복부에서 여기된 MR신호를 받아들이는 몸통 코일(torso coil) 장치(300b)로 구현될 수 있다.
몸통 코일 장치(300b) 상에도 마찬가지로 복수의 RF 수신 코일들이 마련될 수 있고, 복수의 RF 수신 코일들이 대상체의 흉부 또는 복부에서 발생되는 에코 신호, 즉, MR신호를 수신함으로써 대상체의 흉부 또는 복부에 대한 MR 영상이 획득될 수 있다.
또한, 도 4에 도시된 바와 같이, 국부 코일 장치(300)는 대상체의 국소 부위를 촬영하고, 국소 부위에서 여기된 MR신호를 받아들이는 국소 코일 장치(300c)로 구현될 수 있다. 여기서, 국소 부위는 팔, 다리 등 대상체의 다양한 부위가 될 수 있다.
국소 코일 장치(300c) 상에도 마찬가지로 복수의 RF 수신 코일들이 마련될 수 있고, 복수의 RF 수신 코일들이 대상체의 국소 부위에서 발생되는 에코 신호, 즉, MR신호를 수신함으로써 대상체의 국소 부위에 대한 MR 영상이 획득될 수 있다.
케이블과 같은 신호 송수신부(TR)를 통해 국부 코일 장치(300)가 MRI시스템(1)과 연결되는 경우, 국부 코일 장치(300) 내 마련된 RF 수신 코일과 MRI시스템(1)의 스캐너(50), 제어부(30) 및 영상 처리부(11)는 전기적으로 연결될 수 있다.
이하, 도 5 내지 도 8을 참조하여 일 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)가 포함하는 RF 수신 코일에 대해 설명한다.
도 5는 일 실시예에 따른 국부 코일 장치가 포함하는 RF 수신 코일의 회로도이고, 도 6은 RF 수신 코일이 포함하는 디커플링 회로의 회로도이고, 도 7은 디커플링 회로의 주파수 반응 임피던스 그래프이다.
전술한 바와 같이 일 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)는 복수개의 RF 수신 코일(310)들을 포함한다.
일 실시예에 따른 RF 수신 코일(310)은 직렬 연결된 하나 이상의 캐패시터(C1)와 하나 이상의 디커플링 회로(DT1, DT2)를 포함하고, 하나 이상의 캐패시터(C1)와 하나 이상의 디커플링 회로(DT1, DT2)는 인덕터(즉, 코일)의 기능을 수행하는 도선으로 연결된다. 도 5에서는 두 개의 디커플링 회로(DT1, DT2)와 하나의 캐패시터(C1)가 도시되었으나, 디커플링 회로와 캐패시터의 개수는 이에 한정되지 아니한다.
이러한 RF 수신 코일(310)은 RF 수신 동작을 수행하기 위해 대상체에 여기된 MR신호를 수신하는데, 회로의 구조적인 특징으로 인하여, 스캐너(50)에서 RF 수신 동작이 아닌 RF 송신 동작이 수행되는 동안에도 국부 코일 장치(300)의 RF 수신 코일(310)에는 전류가 유도될 수 있다.
유도 전류(I)는 RF 수신 코일(310)에서 잠열 또는 전자파를 발생시킬 수 있고, 다수의 RF 수신 코일(310)을 포함하는 국부 코일 장치(300)를 착용한 대상체는 이러한 잠열 또는 전자파로 인하여 화상을 입을 수 있다.
따라서, RF 송신 동작 중에는 유도 전류(I)의 차단이 요구되는 바, 일 실시예에 따른 RF 수신 코일(310)은 가변 저항의 기능을 수행하는 디커플링 회로(DT1, DT2)을 포함함으로써 RF 수신 코일(310)에 흐르는 유도 전류(I)가 제어되도록 한다.
디커플링 회로(DT1, DT2)는 디튜닝(De-tuning) 회로라고도 하며, MRI시스템(1)의 전신 코일에서 RF 송신 동작이 수행되는 동안(즉, RF 송신 모드에서) 국부 코일 장치(300)의 RF 수신 코일(310)에 흐르는 유도 전류(I)를 차단하고, 전신 코일 및 국부 코일 장치(300)에서 RF 수신 동작이 수행되는 동안(즉, RF 수신 모드에서) 국부 코일 장치(300)의 RF 수신 코일(310)에 전류(I)가 흐르도록 제어한다.
구체적으로, 디커플링 회로(DT1, DT2)는 스캐너(50)의 전신 코일에서 RF 송신 동작이 수행되는 동안 RF 수신 코일(310)의 임피던스를 증가 시킴으로써, 전신 코일의 RF신호 조사에 의해 RF 수신 코일(310)에 유도된 전류(I)를 차단하고, 스캐너(50)의 전신 코일 및 국부 코일 장치(300)에서 RF 수신 동작이 수행되는 동안 국부 코일 장치(300) RF 수신 코일(310)의 임피던스를 감소시킴으로써, RF 수신 코일(310)에 전류(I)가 흐르도록 제어할 수 있다. RF 수신 동작이 수행되는 경우, 캐패시터(C1) 양단의 전압 또는 어느 한 디커플링 회로(DT1, DT2) 양단의 전압이 출력 신호로서 MRI시스템(1)의 제어부(30)와 영상 처리부(11)에 전달될 수 있다.
도 6의 디커플링 회로(DT)는 도 5의 디커플링 회로(DT1, DT2) 중 적어도 어느 하나를 나타낸 것으로서, 도 6을 참조하면, 일 실시예에 따른 디커플링 회로(DT)는 직렬 연결된 다이오드(DDT)와 인덕터(LDT), 직렬 연결된 다이오드(DDT) 및 인덕터(LDT)와 병렬 연결된 캐패시터(CDT)를 포함한다. 이 경우, 디커플링 회로(DT)는 RF 수신 코일(310)을 구성하는 다른 소자들과 직렬 연결될 수 있다.
다이오드(DDT)는 핀(PIN) 다이오드를 포함한다.
다이오드(DDT)의 양극은 회로에 전압을 공급하는 전원의 양단자와 연결된다. 따라서, 다이오드(DDT)에는 양극으로부터 +V전압이 공급되고, 음극으로부터 -V전압이 공급됨으로써 순방향 전압이 공급될 수 있고, 양극으로부터 -V전압이 공급되고, 음극으로부터 +V전압이 공급됨으로써 역방향 전압이 공급될 수 있다.
다이오드(DDT)에 인가되는 전압은 제어 신호에 따라 달라질 수 있다. 여기서, 제어 신호는 MRI시스템(1)의 제어부(30)로부터 수신한 신호일 수 있고, 국부 코일 장치(300) 자체에 내장된 별도의 제어부(미도시)로부터 수신한 신호일 수 있다. 국부 코일 장치(300)에 내장된 제어부는 RF 송신 모드 또는 RF 수신 모드인지 여부에 따라 순방향으로 전압을 공급할지 또는 역방향으로 전압을 공급할지 여부를 결정하는 프로그램과 데이터를 저장하는 메모리, 메모리에 저장된 프로그램과 데이터에 따라 각각의 기능을 수행하는 프로세서를 포함할 수 있다.
전원으로부터 다이오드(DDT)에 순방향 전압이 인가되는 경우, 전류는 도 6을 기준으로 다이오드(DDT)의 아래에서 위로 흐를 수 있다.
RF 송신 모드(Tx)에서는 순방향 전압이 인가될 수 있고, 이에 따라 다이오드(DDT)에는 전류가 흐른다. 예를 들어, 다이오드(DDT)에 100mA가 흐르도록 전압이 인가될 수 있다. 다이오드(DDT)에는 전류가 흐르므로, 다이오드(DDT)는 단락된 것과 같아질 정도로 작은 저항값을 갖는 등가회로로 표현될 수 있다. 예를 들어, 작은 저항값은 0.5옴일 수 있다.
RF 송신 모드(Tx)에서는 다이오드(DDT)의 단락에 의해 인덕터(LDT)와 캐패시터(CDT)에 의한 병렬 공진 회로가 형성된다. 이에 따라, 캐패시터(CDT)의 양단은 고 임피던스 상태가 되고, RF 수신 코일(310)의 다른 소자들과의 자기 결합이 형성되지 않는 디커플링 상태가 된다.
따라서, RF 송신 모드(Tx)에서 자기 공명 영상장치(100)의 RF 송신 코일로부터 어느 한 주파수(예를 들어, 42.68MHz, 123.48MHz와 같이 높은 라모르 주파수)로 조율된 RF펄스가 대상체에 인가된 경우, 국부 코일 장치(300)에서는 RF 수신 코일(310)의 디커플링 상태에 의해 유도 전류가 거의 흐르지 아니하고, 유도 전류로 인한 잠열이 발생하지 않을 수 있다.
반면, RF 수신 모드(Rx)에서는 다이오드(DDT)에 역방향 전압이 인가되거나, 전압이 인가되지 아니한다. 이에 따라 다이오드(DDT)에는 전류가 거의 흐르지 않고, 다이오드(DDT)와 병렬 연결된 캐패시터(CDT)에 대부분의 전류가 흐른다. 다이오드(DDT)에는 전류가 흐르지 않으므로, 다이오드(DDT)는 개방된 것과 같아질 정도로 높은 저항값을 갖는 등가회로로 표현될 수 있다. 예를 들어, 높은 저항값은 50k옴일 수 있다.
RF 수신 모드(Rx)에서는 디커플링 회로(DT)의 캐패시터(CDT)의 양단에서 신호가 추출되거나, RF 수신 코일(310)의 어느 한 캐패시터(C1)의 양단에서 신호가 추출될 수 있고, 추출된 신호는 MRI시스템(1)의 제어부(30)와 영상 처리부(11)에 전송될 수 있다.
RF 수신 모드(Rx)에서는 RF 송신 모드(Tx)에서 대상체에 인가된 RF 펄스와 동일한 주파수에서 신호가 수집되어야 한다. 즉, 도 7과 같이 어느 한 중심 주파수(f1)를 갖는 RF 송신 주파수 대역(fT)과 동일한 주파수 대역(fR1)에서 신호가 수집된다. 이와 같이 RF 송신 주파수 대역(fT)과 동일한 주파수 대역(fR1)에서 신호가 수집되는 경우, 디커플링 회로(DT)는 고 임피던스(Z0) 상태가 되고, 유도 전류가 거의 흐르지 않는 디커플링 상태가 된다.
한편, 이와 같은 디커플링 회로(DT)가 포함되어 있다 하더라도, 디커플링 회로(DT)의 소자적 결함 또는 중심 주파수의 설정 오차로 인하여 여전히 국부 코일 장치(300)의 RF 수신 코일(310)에는 유도 전류가 발생할 수 있고, 이와 같은 유도 전류로 인해 국부 코일 장치(300)의 온도가 증가하여 잠열 또는 전자파가 여전히 검출될 수 있다. 따라서, 디커플링 회로(DT)를 보완하기 위한 구성요소가 국부 코일 장치(300)에서 요구된다.
이를 위하여 일 실시예에 따른 RF 수신 코일(310)은 유도 전류를 차단하는 서미스터(RPTC)를 더 포함한다.
서미스터(RPTC)는 전류가 증가하면 자체적인 발열에 의해 저항값이 증가하고 이에 따라 전류를 차단하는 PTC 서미스터(positive temperature coefficient thermistor) 또는 미리 설정된 온도에서 저항값이 급변하여 이에 따라 전류를 차단하는 CIR(critical temperature resistor) 서미스터 중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있다.
서미스터(RPTC)가 PTC서미스터로 구현된 경우, RF 수신 코일(310)에 흐르는 전류가 증가하여 PTC서미스터의 온도가 증가하면 RF 수신 코일(310)의 임피던스가 급격히 증가한다. 임피던스가 증가하면 RF 수신 코일(310)에 흐르는 전류가 거의 차단되고 이에 따라 RF 수신 코일(310)에서 발생하는 잠열 또는 전자파가 감소할 수 있다. 이 경우, 서미스터(RPTC)는 국제전기표준회의(IEC)의 규격(예를 들어, IEC60601-1)이 허용하는 기준값 이하로 전자파 흡수율(Specific Absorption Rate; SAR)을 감소시킬 수 있다.
또한, 서미스터(RPTC)가 CIR서미스터로 구현된 경우, CIR서미스터의 온도가 미리 설정된 기준값에 도달하면 RF 수신 코일(310)의 임피던스가 급격히 증가하고 RF 수신 코일(310)에 흐르는 전류가 거의 차단된다. 이에 따라 RF 수신 코일(310)에서 발생하는 잠열 또는 전자파가 감소할 수 있다. 이 경우에도, 서미스터(RPTC)는 국제전기표준회의(IEC)의 규격(예를 들어, IEC60601-1)이 허용하는 기준값 이하로 전자파 흡수율(Specific Absorption Rate; SAR)을 감소시킬 수 있다.
한편, 다른 실시예에 따른 RF 수신 코일(310)은 서미스터(RPTC)의 전압값을 측정하는 전압계를 더 포함할 수 있다. 도 8은 다른 실시예에 따른 RF 수신 코일의 회로도이다.
도 8을 참조하면, 서미스터(RPTC)와 병렬 연결된 전압계(Vm)는 서미스터(RPTC)의 전압값을 측정하고 이를 제어부에 전달한다. 제어부는 MRI시스템(1)의 제어부(30) 또는 국부 코일 장치(300) 자체에 내장된 제어부일 수 있고, 이하 설명의 편의를 위해 제어부는 MRI시스템(1)의 제어부(30)인 것으로 설명한다.
전압계(Vm)에 의해 측정되는 서미스터(RPTC)의 전압값은 서미스터(RPTC)의 임피던스 값에 비례하므로, 제어부(30)는 서미스터(RPTC)의 전압값을 측정함으로써 간접적으로 RF 수신 코일(310)의 유도 전류를 추정할 수 있게 되고, RF 수신 코일(310)에 발생하는 잠열 또는 전자파를 제어할 수 있게 된다.
이를 위하여, 제어부(30)는 전압계(Vm)가 측정한 서미스터(RPTC)의 전압값이 미리 설정된 기준 전압값 이상인지 여부를 판단하고, 서미스터(RPTC)의 전압값이 기준 전압값 이상인 경우 MRI시스템(1)의 스캐너(50)의 RF 송신 동작을 중지시킨다. 스캐너(50)의 RF 송신 동작 중지에 의해 더 이상 RF 수신 코일(310)에는 유도 전류가 발생하지 아니하고, 대상체의 국부 코일 장치(300) 착용으로 인한 잠열 또는 전자파 발생 문제가 극복될 수 있다.
이하, 도 9를 참조하여 일 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)의 제어방법에 대해 설명한다. 도 9는 일 실시예에 따른 국부 코일 장치의 제어방법에 대한 순서도로서, 도 8과 관련하여 전술한 다른 실시예에 따른 RF 수신 코일(310)을 참조하여 설명한다.
우선, MRI시스템(1)의 제어부(30)는 RF 송신 동작을 수행하기 위해(1111), RF신호를 조사하도록 RF 송신 코일, 즉, 스캐너(50)를 제어한다. 제어부(30)의 제어 신호는 MRI시스템(1)과 국부 코일 장치(300)를 연결하는 케이블 등의 신호 송수신부를 통해 국부 코일 장치(300)에 전달될 수 있다.
이어서, 국부 코일 장치(300)가 포함하는 RF 수신 코일(310)의 전압계(Vm)는 서미스터(RPTC)의 전압값을 측정하고(1112), 전압값이 미리 설정된 기준 전압값 이상인 경우(1113의 "예") RF 송신 동작을 중지시킨다(1114). 그러나, 전압값이 미리 설정된 기준 전압값 미만인 경우(1113의 "아니오") RF 송신 동작을 수행하며 다시 서미스터(RPTC)의 전압값을 모니터링 한다(1112). 서미스터(RPTC)의 전압값은 MRI시스템(1)과 국부 코일 장치(300)를 연결하는 케이블 등의 신호 송수신부를 통해 MRI시스템(1)의 제어부(30)에 전달될 수 있다.
한편 전술한 다른 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)의 제어방법은 MRI시스템(1)가 포함하는 제어부(30)에 의해 수행되는 것으로서 기술되었으나, 국부 코일 장치(300) 자체에 제어부가 내장되어 있을 수도 있고, 이 경우 전술한 다른 실시예에 따른 국부 코일 장치(300)의 제어방법은 국부 코일 장치(300)에 내장된 제어부에 의해 수행되는 것도 가능하다.
다른 실시예에 따른 MRI시스템(1) 및 국부 코일 장치(300)의 제어방법은 컴퓨터에 의해 실행 가능한 명령어를 저장하는 기록매체의 형태로 구현될 수 있다. 명령어는 프로그램 코드의 형태로 저장될 수 있으며, 프로세서에 의해 실행되었을 때, 프로그램 모듈을 생성하여 개시된 실시예들의 동작을 수행할 수 있다. 기록매체는 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체로 구현될 수 있다.
컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체로는 컴퓨터에 의하여 해독될 수 있는 명령어가 저장된 모든 종류의 기록 매체를 포함한다. 예를 들어, ROM(Read Only Memory), RAM(Random Access Memory), 자기 테이프, 자기 디스크, 플래쉬 메모리, 광 데이터 저장장치 등이 있을 수 있다.
이상에서와 같이 첨부된 도면을 참조하여 개시된 실시예들을 설명하였다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고도, 개시된 실시예들과 다른 형태로 본 발명이 실시될 수 있음을 이해할 것이다. 개시된 실시예들은 예시적인 것이며, 한정적으로 해석되어서는 안 된다.
1: MRI시스템
10: 오퍼레이팅부
11: 영상 처리부, 12: 입력부, 13: 출력부
30: 제어부
50: 스캐너
51: 정자장 형성부, 52: 경사자장 형성부, 53: RF 코일부, 55: 테이블부, 56: 디스플레이부
300: 국부 코일 장치
310: RF 수신 코일

Claims (18)

  1. RF(Radio Frequency) 수신 코일에 있어서,
    RF 송신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 디커플링 회로; 및
    상기 유도 전류에 따라 저항값이 변하는 서미스터를 포함하는 RF 수신 코일.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 서미스터는 상기 유도 전류가 증가하는 경우 저항값이 증가하는 RF 수신 코일.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 서미스터는 미리 설정된 온도에서 저항값이 증가하는 RF 수신 코일.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일의 임피던스를 증가시킴으로써 상기 유도 전류를 감소시키는 RF 수신 코일.
  5. 제 4 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 RF 수신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일의 임피던스를 감소시키는 RF 수신 코일.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 서미스터의 전압값을 측정하는 전압계를 더 포함하는 RF 수신 코일.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 병렬 연결된 다이오드 및 캐패시터를 포함하는 RF 수신 코일.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 다이오드는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 순방향으로 전압을 공급 받고, RF 수신 동작이 수행되는 경우, 역방향으로 전압을 공급 받는 RF 수신 코일.
  9. 국부 코일 장치에 있어서,
    하나 이상의 RF(Radio Frequency) 수신 코일;
    RF신호를 송수신하는 스캐너 및 상기 국부 코일 장치를 제어하는 제어부와 연결되도록 구현된 신호 송수신부를 포함하되,
    상기 RF 수신 코일은,
    RF 송신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 디커플링 회로; 및
    상기 유도 전류에 따라 저항값이 변하는 서미스터를 포함하고,
    상기 디커플링 회로는 상기 신호 송수신부를 통해 상기 제어부로부터 수신한 제어 신호에 기초하여 RF 수신 코일에 흐르는 유도 전류를 차단하는 국부 코일 장치.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 서미스터는 상기 유도 전류가 증가하는 경우 저항값이 증가하는 국부 코일 장치.
  11. 제 9 항에 있어서,
    상기 서미스터는 미리 설정된 온도에서 저항값이 증가하는 국부 코일 장치.
  12. 제 9 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일의 임피던스를 증가시킴으로써 상기 유도 전류를 감소시키는 국부 코일 장치.
  13. 제 9 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 RF 수신 동작이 수행되는 경우, 상기 RF 수신 코일의 임피던스를 감소시키는 국부 코일 장치.
  14. 제 9 항에 있어서,
    상기 서미스터의 전압값을 측정하는 전압계를 더 포함하는 국부 코일 장치.
  15. 제 14 항에 있어서,
    상기 서미스터의 전압값은 상기 신호 송수신부를 통해 상기 제어부에 전달되는 국부 코일 장치.
  16. 제 14 항에 있어서,
    상기 제어부는 상기 서미스터의 전압값이 미리 설정된 기준 전압값 이상인 경우 상기 스캐너의 RF 송신 동작을 중지시키는 국부 코일 장치.
  17. 제 9 항에 있어서,
    상기 디커플링 회로는 병렬 연결된 다이오드 및 캐패시터를 포함하는 국부 코일 장치.
  18. 제 17 항에 있어서,
    상기 다이오드는 RF 송신 동작이 수행되는 경우, 순방향으로 전압을 공급 받고, RF 수신 동작이 수행되는 경우, 역방향으로 전압을 공급 받는 국부 코일 장치.
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