WO2015102433A1 - 알에프 코일 구조물 - Google Patents

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WO2015102433A1
WO2015102433A1 PCT/KR2015/000026 KR2015000026W WO2015102433A1 WO 2015102433 A1 WO2015102433 A1 WO 2015102433A1 KR 2015000026 W KR2015000026 W KR 2015000026W WO 2015102433 A1 WO2015102433 A1 WO 2015102433A1
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WO
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coil
shield
dielectric material
coil structure
high dielectric
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PCT/KR2015/000026
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English (en)
French (fr)
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최연현
김경남
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Samsung Life Public Welfare Foundation
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Samsung Electronics Co Ltd
Samsung Life Public Welfare Foundation
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    • G01R33/34084—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR implantable coils or coils being geometrically adaptable to the sample, e.g. flexible coils or coils comprising mutually movable parts
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    • G01R33/42—Screening
    • G01R33/422—Screening of the radio frequency field

Definitions

  • the present disclosure relates to an RF coil structure for use in a Magnetic Resonance Imaging (MRI) system as a whole, and more particularly, to an RF coil structure for improving uniformity of a B 1 magnetic field.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • the MRI system includes a magnet 1 for generating a main magnetic field, a transmitting RF coil 2 for generating a magnetic field for exciting the hydrogen nucleus of the inspection object 4, an excited hydrogen nucleus for the inspection object 4, and the like. It consists of the receiving RF coil 3 which receives the RF signal which comes out when it returns to a stable state, and the table 5 for mounting the test object 4.
  • the main magnetic field is called the B 0 magnetic field
  • the magnetic field produced by the transmitting RF coil 2 is called the B 1 magnetic field.
  • the direction of the B 0 magnetic field is formed in the Z axis direction, and the direction of the B 1 magnetic field is formed in the X axis direction perpendicular to the B 0 magnetic field.
  • the transmitting RF coil 2 not only generates a magnetic field but also serves to receive an RF signal. It is also possible for the receiving RF coil 3 to not only receive an RF signal but also to generate a B 1 magnetic field if necessary. Therefore, unless otherwise specified, the term RF coil is used as a term including both a transmitting RF coil and a receiving RF coil.
  • the intensity and uniformity of the B 0 magnetic field is important. Furthermore, the uniformity of the B 1 magnetic field is also important.
  • Inspection objects 7 and 8 are placed between the RF coils 6.
  • the shape of the inspection object is a rectangle (7)
  • the distance between the RF coil 6 and the inspection object 7 is constant at L.
  • the distance between the RF coil 6 and the inspection object 8 changes to L 1 and L 2 depending on the position.
  • the intensity of the B 1 magnetic field generated by the RF coil 6 is the same in all the test subjects 7 in the test subject 7 having a constant distance L, but in the test subject 8 having different distances L 1 and L 2 . It depends on the distance between the object 8 and the RF coil 6.
  • the strength of the B 1 magnetic field is different, so the excited state of the hydrogen nucleus is different, which is also the RF signal of the hydrogen nucleus used when producing the MRI image of the test object. Being different will reduce the quality of the MRI image.
  • the B 1 magnetic field may be uneven due to the problem of the RF coil itself, and even in this case, the quality of the MRI image is degraded.
  • the RF coil structure 9 is made of an RF coil 10, an RF shield 11, and a high dielectric material 12.
  • the inspection object 13 is placed inside the RF coil structure 9, the B 1 magnetic field becomes nonuniform.
  • the present invention solves this non-uniformity problem by filling the high dielectric material 12 between the RF coil 10 and the RF shield 11.
  • the RF coil structure 14 consists of a main RF coil 15 and an auxiliary RF coil 16. Although the present invention is not described in the drawings, when the RF coil structure 14 is used, the distance between the inspection object and the RF coil structure 14 is not constant and the B 1 magnetic field is not uniform. Solved by batch.
  • the high dielectric material is uniformly disposed between the RF shield and the RF coil to solve the effect of the distance difference between the test object and the RF coil. It was difficult (described in FIG. 5), and in the case of the means disclosed in FIG. 4, it was inconvenient to use an auxiliary RF coil in addition to the main RF coil.
  • an RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system, comprising: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; In addition, an RF coil structure including a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil is provided, wherein an interval between the RF shield and the RF coil is changed.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • an RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system, comprising: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; And, a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil; including, the RF coil structure is provided, characterized in that the thickness of the high dielectric material is changed.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the RF coil structure By using the RF coil structure according to the present disclosure, it is possible to improve the uniformity of the B 1 magnetic field in the RF coil structure. In particular, it is possible to effectively reduce the nonuniformity of the B 1 magnetic field in the inspection object generated due to the difference in distance between the RF coil and the inspection object.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an example of a general MRI apparatus.
  • FIG. 2 is a view showing that the B 1 magnetic field made by the RF coil becomes non-uniform in the inspection object due to the difference in distance from the inspection object.
  • FIG 3 is a view showing an example for uniformizing the B 1 magnetic field described in US Patent No. 5017872.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of the prior art disclosed in FIG. 3 based on AA ′.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG. 7 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG 8 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG 9 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG. 10 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG 11 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • RF coil structures used in magnetic resonance imaging (MRI) systems include: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; And a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil, wherein a gap between the RF shield and the RF coil is changed.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • RF coil structures used in magnetic resonance imaging (MRI) systems include: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; And, a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil; includes, the thickness of the high dielectric material is changed.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along the line AA ′ of the prior art disclosed in FIG. 3.
  • the prior art RF structure 9 consists of an RF coil 10, an RF shield 11, and a high dielectric material 12.
  • the spacing 19 between the RF coil 10 and the RF shield 11 is kept constant.
  • the RF shield 11 serves to prevent the B 1 magnetic field generated in the RF coil 10 from exiting the RF coil structure and at the same time reflect it back toward the inspection object 13.
  • the B 1 magnetic field 17 generated by the RF coil 10 and directed toward the RF shield 11 becomes the B 1 magnetic field 18 reflected by the RF shield 11 and directed toward the test object 13.
  • the B 1 magnetic fields 17 and 18 pass through the high dielectric material 12. As the high dielectric material 12 passes, the strength of the B 1 magnetic fields 17 and 18 is enhanced.
  • the B 1 magnetic field 18 passing through the high dielectric material has the same intensity everywhere. This is preferable for obtaining a strong and uniform B 1 magnetic field when the distance between the RF coil and the inspection object is the same anywhere in the inspection object as in the rectangle 7 as described in FIG. 2. However, it is not preferable when the inspection object is not the same anywhere between the inspection object and the RF coil and the inspection object, such as the circle (8).
  • FIG. 6 is an example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structure 100 includes an RF coil 110, an RF shield 120, and a high dielectric material 130.
  • the spacing 140 between the RF shield 120 and the RF coil 110 is not constant unlike the prior art. That is, the gap 140 has a large portion 141 and a small portion 142.
  • the high dielectric material 130 is preferably filled between the RF coil 110 and the RF shield 120. Since the gap 140 between the RF shield 120 and the RF coil 110 is different and the high dielectric material 130 is filled, the B 1 magnetic field generated by the RF coil 110 and reflected from the RF shield 120 is Different locations will have different strengths.
  • the intensity of the B 1 magnetic field 111 passing through the large gap 141 is greater than that of the B 1 magnetic field 112 passing through the small gap 142.
  • the high dielectric material 130 is preferably BaTio3, CaTio3, MgTio3, or the like.
  • FIG. 7 is another example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structure 200 includes an RF coil 210, an RF shield 220, a high dielectric material 230, and a housing 240 and 241 in a sealed structure containing the high dielectric material 230.
  • the high dielectric material 230 and the housings 240 and 241 may be changed in shape by external forces.
  • the shape may be changed according to external forces 250 and 251.
  • the upper portion 240 of the housing further enters the portion where the large force 250 is applied when the external force 250 is greater than the external force 251.
  • the bottom portion 241 of the housing does not change shape since the same force 250 is applied.
  • the housings 240 and 241 containing the high dielectric material 230 filling the RF coil 210 and the RF shield 220 are spaced apart.
  • the shape changes with the change.
  • the upper portion 240 of the housing may change into a wave shape in the same manner as the shape of the RF shield 220.
  • FIG. 8 is another example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structure 300 includes an RF coil 310, an RF shield 320, and a high dielectric material 330.
  • the high dielectric material 330 is in contact with the RF coil 310 and the RF shield 320 to fill the gap between the RF coil 310 and the RF shield 320.
  • the tangent line between the high dielectric material 330 and the RF shield 320 is called a boundary line 340, and an outer line of the RF shield 320 corresponding to the boundary line 340 is called an outer line 350.
  • the spacing 390 between the RF coil 310 and the RF shield 320 changes as the shape of the boundary line 340 changes. At this time, the outer line 350 does not change.
  • the cylindrical RF coil disclosed in FIGS.
  • the strength of the B 1 magnetic field is generally weaker than that of the center 370 of the outer portion 360. Regardless of the distance to the inspection object, the strength of the B 1 magnetic field inside the cylindrical RF coil may need to be uniform.
  • the interval 380 between the boundary line 340 and the outer line 350 becomes smaller as it goes from the center 370 to the outer portion 360.
  • the B 1 magnetic field reflected from the RF shield 320 of the outer 360 passes the longer dielectric material, thereby increasing the strength of the magnetic field, thereby making the overall strength of the B 1 magnetic field uniform in the cylindrical RF coil. have.
  • FIG. 9 is another example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structure 400 includes an RF coil 410, an RF shield 420, and a high dielectric material 430.
  • the high dielectric material 430 is in contact with the RF coil 410 and the RF shield 420 to fill the RF coil 410 and the RF shield 420.
  • a tangent line between the high dielectric material 430 and the RF shield 420 is called a boundary line 440, and an outer surface line of the RF shield 420 corresponding to the boundary line 440 is called an outer line 450.
  • the spacing between the RF coil 410 and the RF shield 420 changes as the shape of the boundary line 440 changes. At this time, the outer line 450 does not change.
  • FIG. 10 is another example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structure 500 includes an RF coil 510, an RF shield 520, and a high dielectric material 530.
  • the high dielectric material 530 is in contact with the RF coil 510 and the RF shield 520 to fill the gap between the RF coil 510 and the RF shield 520.
  • a tangent line between the high dielectric material 530 and the RF shield 420 is called a boundary line 540, and an outer surface line of the RF shield 520 corresponding to the boundary line 540 is called an outer line 550.
  • the distance between the RF coil 510 and the RF shield 520 changes according to the change of the shape of the boundary line 540. At this time, the outer line 550 does not change.
  • the shape of the boundary line 540 is changed to the shape opposite to the shape of the surface line 570 of the inspection object 560 so that the distance between the RF coil 510 and the inspection object 560 is far (511) and the inspection object 560 where a weakened intensity of the B 1 field is enhanced by the B 1 magnetic field 513 passes through more of the high-dielectric material 530, which is reflected in the RF shield 520 and RF coil 510 and the inspection object 550, Because the distance between the 512 and the B 1 magnetic field is increased, the B 1 magnetic field reflected from the RF shield 520 may pass through the high dielectric material 530 to be smaller, thereby weakening the test object 560. ), The intensity of the B 1 magnetic field can be made uniform.
  • FIG. 11 is another example of an RF coil structure in accordance with the present disclosure.
  • the RF coil structures 600 and 700 include the RF coils 610 and 710, the RF shields 620 and 720, and the high dielectric materials 630 and 730.
  • the portion not filled with the high dielectric materials 630 and 730 between the RF coils 610 and 710 and the RF shields 620 and 720 is filled with materials 640 and 740 other than the high dielectric material.
  • Materials other than the high dielectric material (640, 740) can be any material as long as it can fill the empty space as long as it does not affect the magnetic field.
  • the present disclosure includes a case where the distance of the B 1 magnetic field reflected from the RF shield passes through the high dielectric material is different. For example, even when the distances 650 and 750 between the RF coils 610 and 710 and the RF shields 620 and 720 are constant as shown in FIG.
  • the thicknesses of the high dielectric materials 630 and 730 are 660 and 661. , 760, 761 may be included in the present disclosure. Therefore, the embodiment described with reference to FIGS. 6 to 10 may be applied to the embodiment of FIG. 11 as it is. For example, in order to obtain the same effect as in the embodiment described with reference to FIG. 8, the thickness of the high-k dielectric material may increase gradually from the center to the outside.
  • an RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system, comprising: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; And a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil, wherein an interval between the RF shield and the RF coil is changed.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the high dielectric material is one of BaTio3, CaTio3, MgTio3.
  • an RF coil structure comprising a housing filled with a high dielectric material, wherein the shape of the housing changes to fill the space between the RF shield and the RF coil as the distance between the RF shield and the RF coil changes.
  • RF coil structure characterized in that the high dielectric material is in contact with the RF shield and the RF coil.
  • RF coil structure characterized in that the shape of the boundary line in contact with the high dielectric material in the cross section of the RF shield.
  • the RF coil structure characterized in that the outer line of the RF shield corresponding to the boundary line of the RF shield is a straight line.
  • the RF coil structure characterized in that the distance between the boundary line and the outer line of the RF shield becomes smaller from the center to the outside.
  • An RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system comprising: an RF shield; An RF coil provided inside the RF shield; And a high dielectric material disposed between the RF shield and the RF coil, wherein the thickness of the high dielectric material is varied.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • (13) RF coil structure characterized in that the thickness of the high dielectric material increases from the center to the outside.
  • RF coil structure characterized in that the thickness of the high dielectric material is smaller from the center to the outside.
  • RF coil structure characterized in that the thickness of the high dielectric material is changed depending on the surface shape of the inspection object.
  • An RF coil structure comprising a housing filled with a high dielectric material, wherein the shape of the housing changes with a change in thickness of the high dielectric material.
  • the RF coil structure By using the RF coil structure according to the present disclosure, it is possible to improve the uniformity of the B 1 magnetic field in the RF coil structure. In particular, it is possible to effectively reduce the nonuniformity of the B 1 magnetic field in the inspection object generated due to the difference in distance between the RF coil and the inspection object.

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Abstract

본 개시는 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질을 포함하며, 상기 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물 및 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 고유전체물질의 두께가 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물에 대한 것이다.

Description

알에프 코일 구조물
본 개시(Disclosure)는 전체적으로 MRI(Magnetic Resonance Imaging) 시스템에 사용하는 RF 코일 구조물에 관한 것으로, 보다 상세하게는 B1 자기장의 균일성을 향상시키는 RF 코일 구조물에 관한 것이다.
도 1은 일반적인 MRI 시스템을 보여주는 일 예로 미국 등록특허공보 제7002347호에 기재된 도면이다. 다만 설명의 편의를 위해 용어와 부호를 변경하였다. MRI 시스템은 주자기장을 발생시키는 자석(1), 검사 대상(4)의 수소핵 등을 여기 상태로 만드는 자기장을 발생시키는 송신 RF 코일(2), 검사 대상(4)의 여기된 수소핵 등이 안정된 상태로 돌아갈 때 나오는 RF 신호를 수신하는 수신 RF 코일(3), 검사 대상(4)을 올려놓기 위한 테이블(5)로 구성되어 있다. 일반적으로 주자기장을 B0 자기장이라고 하고 송신 RF 코일(2)에 의해 만들어지는 자기장을 B1 자기장이라고 한다. B0 자기장의 방향은 Z축 방향으로 형성되며 B1 자기장의 방향은 B0 자기장과 수직인 X축 방향으로 형성된다. 송신 RF 코일(2)은 자기장을 발생시키는 것뿐 아니라 RF 신호를 수신하는 역할도 수행한다. 또한 수신 RF 코일(3)도 RF 신호를 수신하는 것뿐 아니라 필요한 경우 B1 자기장을 발생시키는 것도 가능하다. 따라서 이하에서 별도로 구분하지 않는 경우에는 RF 코일의 용어는 송신 RF 코일과 수신 RF 코일을 모두 포함하는 용어로 사용한다. MRI 영상의 질과 관련된 것은 B0 자기장의 세기와 균일성이 중요하다. 더 나아가 B1 자기장의 균일성도 중요하다. 이중 송신 RF 코일(2)에 의해 만들어지는 B1 자기장의 경우 송신 RF 코일(2)이 B1 자기장을 균일하게 만들어도 검사 대상(4)과의 거리가 일정하지 않아 측정이 필요한 검사 대상에서는 B1 자기장이 불균일하게 된다.
도 2는 RF 코일이 만든 B1 자기장이 검사 대상과의 거리 차이로 인하여 검사 대상에서 불균일하게 되는 것을 보여준다.
RF 코일(6) 사이에 검사 대상(7, 8)이 놓여져 있다. 검사 대상의 형상이 사각형인 경우(7)에는 RF 코일(6)과 검사 대상(7)과의 거리는 L로 일정하다.
그러나 검사 대상의 형상이 원형인 경우(8)에는 RF 코일(6)과 검사 대상(8)과의 거리는 위치에 따라 L1, L2로 변화한다. 당업자에게 잘 알려진 것처럼 RF 코일(6)로부터 거리가 멀어질수록 B1 자기장의 세기는 약해진다. 따라서 RF 코일(6)에 의해 발생한 B1 자기장의 세기는 거리가 L로 일정한 검사 대상(7)에서는 검사 대상(7) 어디에서나 같지만 거리가 L1, L2로 다른 검사 대상(8)에서는 검사 대상(8)과 RF 코일(6) 사이의 거리에 따라 다르게 된다. RF 코일(6)과 검사 대상(8)의 거리가 다른 곳에서는 B1 자기장의 세기가 다르기 때문에 수소핵의 여기 상태가 다르게 되고 이것은 검사 대상의 MRI 영상을 만들 때 사용되는 수소핵의 RF 신호도 다르게 되어 MRI 영상의 질을 떨어뜨린다. 물론 검사 대상(7)과의 거리가 일정한 경우에도 RF 코일 자체의 문제로 인하여 B1 자기장이 불균일할 수 있으며, 이 경우에도 MRI 영상의 질은 떨어지게 된다.
이러한 문제점을 해결하기 위해 다양한 수단이 개발되고 있다.
B1 자기장의 균일성을 향상시키기 위한 선행기술에는 미국 등록특허공보 제5017872호, 미국 등록특허공보 제7002347호, 미국 등록특허공보 제7242192호, 미국 등록특허공보 제8188737호 등 다수의 특허가 있다.
도 3은 미국 등록특허공보 제5017872호에 기재된 B1 자기장을 균일하게 만들기 위한 일 예를 보여주는 도면이다. 다만 설명의 편의를 위해 용어와 부호를 변경하였다.
RF 코일 구조물(9)은 RF 코일(10), RF 쉴드(11), 고유전체물질(12)로 되어 있다. RF 코일 구조물(9)의 안쪽에 검사 대상(13)이 놓여졌을 때 B1 자기장이 불균일하게 된다. 본 발명은 이러한 불균일 문제를 RF 코일(10)과 RF 쉴드(11) 사이에 고유전체물질(12)을 채워넣어 해결하였다.
도 4는 미국 등록특허공보 제7242192호에 기재된 B1 자기장을 균일하게 만들기 위한 일 예를 보여주는 도면이다. 다만 설명의 편의를 위해 용어와 부호를 변경하였다.
RF 코일 구조물(14)은 메인 RF 코일(15)과 보조 RF 코일(16)로 되어 있다. 본 발명은 도면에 기재하지 않았지만 RF 코일 구조물(14)을 사용할 때, 검사 대상과 RF 코일 구조물(14)과의 거리가 일정하지 않아 B1 자기장이 균일하지 못한 문제를 보조 RF 코일(16)을 배치하여 해결하였다.
그러나 상기와 같은 B1 자기장을 균일하게 만드는 수단 중 도 3에 개시된 수단의 경우 RF 쉴드와 RF 코일 사이에 고유전체 물질이 균일하게 배치되어 검사 대상과 RF 코일 사이의 거리 차이로 인한 영향을 해결하기 힘들며(도 5에서 설명함), 도 4에 개시된 수단의 경우 메인 RF 코일 이외에 보조 RF 코일을 사용하여야 하는 불편함이 있었다.
MRI(Magnetic Resonance Imaging) 시스템에 사용하는 RF 코일 구조물을 제공하는데 있다. 본 실시예가 이루고자 하는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제들로 한정되지 않으며, 이하의 실시예들로부터 또 다른 기술적 과제들이 유추될 수 있다.
여기서는, 본 개시의 전체적인 요약(Summary)이 제공되며, 이것이 본 개시의 외연을 제한하는 것으로 이해되어서는 아니된다(This section provides a general summary of the disclosure and is not a comprehensive disclosure of its full scope or all of its features).
본 개시에 따른 일 태양에 의하면(According to one aspect of the present disclosure), 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질을 포함하며, 상기 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물이 제공된다.
본 개시에 따른 다른 태양에 의하면(According to another aspect of the present disclosure), 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 고유전체물질의 두께가 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물이 제공된다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물을 사용함으로서, RF 코일 구조물 내의 B1 자기장의 균일성을 향상시킬 수 있다. 특히 RF 코일과 검사 대상 사이의 거리 차이로 인하여 발생한 검사 대상에서 B1 자기장의 불균일성을 효과적으로 감소시킬 수 있다.
도 1은 일반적인 MRI 장치의 일 예를 보여주는 도면이다.
도 2는 RF 코일이 만든 B1 자기장이 검사 대상과의 거리 차이로 인하여 검사 대상에서 불균일하게 되는 것을 보여주는 도면이다.
도 3은 미국 등록특허공보 제5017872호에 기재된 B1 자기장을 균일하게 만들기 위한 일 예를 보여주는 도면이다.
도 4는 미국 등록특허공보 제7242192호에 기재된 B1 자기장을 균일하게 만들기 위한 일 예를 보여주는 도면이다.
도 5는 도 3에 개시된 종래 기술을 AA'를 기준으로 한 단면을 보여주는 도면이다.
도 6은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 일 예를 보여주는 도면이다.
도 7은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 다른 예를 보여주는 도면이다.
도 8은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예를 보여주는 도면이다.
도 9는 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예를 보여주는 도면이다.
도 10은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예를 보여주는 도면이다.
도 11은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예를 보여주는 도면이다.
자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물은, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 상기 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변한다.
자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물은, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 고유전체물질의 두께가 변한다.
이하, 본 개시를 첨부된 도면을 참고로 하여 자세하게 설명한다(The present disclosure will now be described in detail with reference to the accompanying drawing(s)).
도 5는 도 3에 개시된 종래 기술을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여주는 도면이다.
종래 기술의 RF 구조물(9)은 RF 코일(10), RF 쉴드(11), 고유전체물질(12)로 구성되어 있다. 종래 기술의 경우 RF 코일(10)과 RF 쉴드(11) 사이의 간격(19)이 일정하게 유지되고 있다. 당업자에게 잘 알려진 것처럼 RF 쉴드(11)는 RF 코일(10)에서 발생한 B1 자기장이 RF 코일 구조물 밖으로 나가는 것을 방지하고 동시에 이를 다시 검사 대상(13) 방향으로 반사시키는 역할을 한다. RF 코일(10)에서 발생하여 RF 쉴드(11) 방향으로 향하는 B1 자기장(17)은 RF 쉴드(11)에서 반사되어 검사 대상(13)으로 향하는 B1 자기장(18)이 된다. 이때 B1 자기장(17, 18)은 고유전체물질(12)을 지나가게 된다. 고유전체물질(12)을 지나가면서 B1 자기장(17, 18)의 세기는 강화된다. 따라서 B1 자기장(17, 18)이 고유전체물질(12)을 지나는 거리가 길어질수록 더 강한 B1 자기장이 된다. 그러나 종래 기술의 경우 동일한 간격(19)을 지나기 때문에 고유전체물질을 통과한 B1 자기장(18)은 어디에서나 동일한 세기를 같게 된다. 이것은 검사 대상의 형상이 도 2에서 설명한 것처럼 사각형(7)과 같이 RF 코일과 검사 대상의 거리가 검사 대상 어디에서나 동일한 경우에는 B1 자기장이 세고 균일한 것을 얻는데에는 바람직하다. 그러나 검사 대상이 원형(8)과 같이 RF 코일과 검사 대상의 거리가 검사 대상 어디에서나 동일하지 않은 경우에는 바람직하지 않다.
도 6은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 일 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상 및 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(100)은 RF 코일(110), RF 쉴드(120), 고유전체물질(130)을 포함하고 있다. RF 쉴드(120)와 RF 코일(110) 사이의 간격(140)이 종래 기술과 다르게 일정하지 않다. 즉 간격(140)이 큰 부분(141)과 작은 부분(142)이 있다. 또한 고유전체물질(130)은 RF 코일(110)과 RF 쉴드(120) 사이를 가득 채우고 있는 것이 바람직하다. RF 쉴드(120)와 RF 코일(110) 사이의 간격(140)이 다르고 고유전체물질(130)이 채워져 있기 때문에 RF 코일(110)에서 발생하여 RF 쉴드(120)에서 반사되어 나온 B1 자기장은 위치에 따라 다른 세기를 갖게 된다. 예를 들어 간격이 큰 부분(141)을 통과한 B1 자기장(111)의 세기가 간격이 작은 부분(142)을 통과한 B1 자기장(112)의 세기보다 크다. 고유전체물질로는(130) BaTio3, CaTio3, MgTio3 등이 바람직하다.
도 7은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 다른 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상 및 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(200)은 RF 코일(210), RF 쉴드(220), 고유전체물질(230), 고유전체물질(230)이 들어 있는 밀폐구조의 하우징(240, 241)을 포함하고 있다. 고유전체물질(230)과 하우징(240, 241)은 외부의 힘에 의해 형상이 변할 수 있다. 예를 들어 고유전체물질(230)이 액상이고 하우징(240, 241)이 플렉시블한 재료로 되어 있는 경우 외부의 힘(250, 251)에 따라 형상이 변할 수 있다. 하우징의 윗부분(240)은 외부의 힘(250)이 외부의 힘(251)보다 큰 경우에 큰 힘(250)이 가해진 부분이 더 들어간다. 하우징의 밑부분(241)은 동일한 힘(250)이 가해지고 있기 때문에 형상이 변하지 않는다. 따라서 RF 코일(210)과 RF 쉴드(220) 사이의 간격이 변할 때 RF 코일(210)과 RF 쉴드(220)를 가득 채우고 있는 고유전체물질(230)이 들어 있는 하우징(240, 241)은 간격 변화에 따라 형상이 변화한다.
예를 들어 도 7에 개시된 것처럼 RF 쉴드(220)의 형상이 물결모양으로 변하여 간격(260)이 변할 때 하우징의 윗부분(240)은 RF 쉴드(220)의 형상과 동일하게 물결모양으로 변할 수 있다.
도 8은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상 및 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(300)은 RF 코일(310), RF 쉴드(320), 고유전체물질(330)을 포함하고 있다. 고유전체물질(330)은 RF 코일(310) 및 RF 쉴드(320)와 접하고 있어 RF 코일(310)과 RF 쉴드(320) 사이를 가득 채우고 있다. 고유전체물질(330)과 RF 쉴드(320)가 접하는 접선을 경계선(340)이라고 하며, 경계선(340)에 대응하는 RF 쉴드(320)의 바깥쪽 선을 바깥선(350)이라고 한다. RF 코일(310)과 RF 쉴드(320) 사이의 간격(390)이 경계선(340)의 형상의 변화에 따라 변화한다. 이때 바깥선(350)은 변화하지 않는다. 도 5부터 도 8에 개시된 원통형의 RF 코일의 경우 외곽(360) 부분이 가운데(370) 부분보다 B1 자기장의 세기가 약한 경우가 일반적이다. 검사 대상과의 거리와 관계없이 원통형 RF 코일 내부의 B1 자기장의 세기가 균일할 필요가 있는 경우가 있다. 경계선(340)과 바깥선(350)의 간격(380)이 가운데(370) 부분부터 외곽(360) 부분으로 갈수록 점점 작아지게 한다. 이를 통해 외곽(360)의 RF 쉴드(320)에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질을 더 길게 통과하게 하여 자기장의 세기를 강화시켜 전체적으로 원통형 RF 코일 내부의 B1 자기장의 세기를 균일하게 할 수 있다.
도 9는 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상 및 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(400)은 RF 코일(410), RF 쉴드(420), 고유전체물질(430)을 포함하고 있다. 고유전체물질(430)은 RF 코일(410) 및 RF 쉴드(420)와 접하고 있어 RF 코일(410)과 RF 쉴드(420)를 가득 채우고 있다. 고유전체물질(430)과 RF 쉴드(420)가 접하는 접선을 경계선(440)이라고 하며, 경계선(440)에 대응하는 RF 쉴드(420)의 바깥쪽 표면선을 바깥선(450)이라고 한다. RF 코일(410)과 RF 쉴드(420) 사이의 간격이 경계선(440)의 형상의 변화에 따라 변화한다. 이때 바깥선(450)은 변화하지 않는다. 검사 대상이 가운데(470) 부분에 있는 경우 가운데(470)를 제외한 다른 부분의 B1 자기장의 세기를 감소시킬 필요가 있는 경우가 있다. 경계선(440)과 바깥선(450)의 간격(480)이 가운데(470) 부분부터 외곽(460) 부분으로 갈수록 점점 커지게한다. 이를 통해 외곽(460) 부분의 RF 쉴드(420)에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질을 더 짧게 통과하게 하여 외곽(460) 부분의 B1 자기장의 세기를 약화시켜 가운데(470)의 B1 자기장의 세기만을 강하게 할 수 있다.
도 10은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(500)은 RF 코일(510), RF 쉴드(520), 고유전체물질(530)을 포함하고 있다. 고유전체물질(530)은 RF 코일(510) 및 RF 쉴드(520)와 접하고 있어 RF 코일(510)과 RF 쉴드(520) 사이를 가득 채우고 있다. 고유전체물질(530)과 RF 쉴드(420)가 접하는 접선을 경계선(540)이라고 하며, 경계선(540)에 대응하는 RF 쉴드(520)의 바깥쪽 표면선을 바깥선(550)이라고 한다. RF 코일(510)과 RF 쉴드(520) 사이의 간격이 경계선(540)의 형상의 변화에 따라 변화한다. 이때 바깥선(550)은 변화하지 않는다. 검사 대상(560)의 표면선(570)이 직선이 아닐 때 B1 자기장의 세기를 균일하게 분포시킬 필요가 있다. 경계선(540)의 형상을 검사 대상(560)의 표면선(570)의 형상에 반대 형상으로 변화시켜서 RF 코일(510)과 검사 대상(560)과의 거리가 멀어서(511) 검사 대상(560)에서 B1 자기장의 세기가 약해진 곳은 RF 쉴드(520)에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질(530)을 더 많이 통과(513)하게 하여 강화시키고 RF 코일(510)과 검사 대상(550)과의 거리가 가까워(512) B1 자기장의 세기가 강해진 곳은 RF 쉴드(520)에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질(530)을 더 작게 통과(514)하게 하여 약화시켜 검사 대상(560)에서 B1 자기장의 세기를 균일하게 할 수 있다.
도 11은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 예이다.
설명의 편의를 위해 도 5와 같이 단면도로 표시하였다. 다만 도 5와 달리 검사 대상 및 검사 대상의 아래쪽 단면도는 생략하고 위쪽 단면도만을 표시하였다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(600, 700)은 RF 코일(610, 710), RF 쉴드(620, 720), 고유전체물질(630, 730)을 포함하고 있다. 그리고 RF 코일(610, 710)과 RF 쉴드(620, 720) 사이에 고유전체물질(630, 730)로 채워지지 않은 부분은 고유전체물질 이외의 물질(640, 740)로 채워져 있다. 고유전체물질 이외의 물질은(640, 740) 빈 공간을 채울 수 있는 물질이면 자기장에 영향을 주는 것이 아닌 한 어느 것이나 가능하다.
지금까지는 고유전체물질이 RF 코일과 RF 쉴드 사이에 가득 채워져 있는 경우를 설명하였다. 그러나 본 개시는 RF 쉴드에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질을 통과하는 거리에 따라 B1 자기장의 세기가 변하는 것을 바탕으로 하고 있다. 따라서 고유전체물질이 RF 코일과 RF 쉴드 사이에 가득 채워져 있지 않은 경우에도 RF 쉴드에서 반사되는 B1 자기장이 고유전체물질을 통과하는 거리가 다른 경우도 본 개시에 포함된다. 예를 들어 도 11에 도시된 것처럼 RF 코일(610, 710)과 RF 쉴드(620, 720) 사이의 간격(650, 750)이 일정한 경우에도 고유전체물질(630, 730)의 두께(660, 661, 760, 761)가 변하는 경우는 본 개시에 포함될 수 있다. 따라서 도 6 내지 도 10에 설명된 실시예는 도 11의 실시예에 그대로 적용될 수 있다. 예를 들어 도 8에서 설명한 실시예와 동일한 효과를 얻기 위해서 고유전체물질의 두께가 가운데에서 외곽으로 갈수록 점점 커지면 된다.
이하 본 개시에 따른 다양한 실시 형태에 대하여 설명한다.
(1) 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 상기 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(2) 고유전체물질은 BaTio3, CaTio3, MgTio3 중 하나인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(3) 고유전체물질이 채워져 있는 하우징을 포함하며, 하우징의 형상이 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변함에 따라 RF 쉴드와 RF 코일 사이를 채우기 위해 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(4) 고유전체물질이 액상인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(5) 고유전체물질이 RF 쉴드와 RF 코일에 접하고 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(6) RF 쉴드의 단면에서 고유전체물질과 접하는 경계선의 형상이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(7) RF 쉴드의 경계선에 대응하는 RF 쉴드의 바깥선은 직선인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(8) RF 쉴드의 경계선과 바깥선의 거리가 가운데에서 외곽으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(9) RF 쉴드의 경계선과 바깥선의 거리가 외곽에서 가운데로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(10) RF 쉴드의 경계선의 형상이 검사 대상의 표면 형상에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(11) RF 쉴드의 경계선의 형상이 검사 대상의 표면 형상의 반대 형상으로 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(12) 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, RF 쉴드; RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고, RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며, 고유전체물질의 두께가 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(13) 고유전체물질의 두께가 가운데에서 외곽으로 갈수록 커지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(14) 고유전체물질의 두께가 가운데에서 외곽으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(15) 고유전체물질의 두께가 검사 대상의 표면 형상에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(16) 고유전체물질의 두께가 검사 대상의 표면 형상의 반대 형상으로 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(17) 고유전체물질이 채워져 있는 하우징을 포함하며, 하우징의 형상이 고유전체물질의 두께 변화에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(18) (17)에서 하우징에 채워져 있는 고유전체물질이 액상인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물을 사용함으로서, RF 코일 구조물 내의 B1 자기장의 균일성을 향상시킬 수 있다. 특히 RF 코일과 검사 대상 사이의 거리 차이로 인하여 발생한 검사 대상에서 B1 자기장의 불균일성을 효과적으로 감소시킬 수 있다.

Claims (18)

  1. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서,
    RF 쉴드;
    RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고,
    RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며,
    상기 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  2. 청구항 1에 있어서,
    고유전체물질은 BaTio3, CaTio3, MgTio3 중 적어도 하나인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  3. 청구항 1에 있어서,
    고유전체물질이 채워져 있는 하우징을 포함하며, 하우징의 형상이 RF 쉴드와 RF 코일 사이의 간격이 변함에 따라 RF 쉴드와 RF 코일 사이를 채우기 위해 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  4. 청구항 3에 있어서,
    고유전체물질이 액상인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  5. 청구항 1에 있어서,
    고유전체물질이 RF 쉴드와 RF 코일에 접하고 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  6. 청구항 5에 있어서,
    RF 쉴드의 단면에서 고유전체물질과 접하는 경계선의 형상이 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  7. 청구항 6에 있어서,
    RF 쉴드의 경계선에 대응하는 RF 쉴드의 바깥선은 직선인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  8. 청구항 7에 있어서,
    RF 쉴드의 경계선과 바깥선의 거리가 가운데에서 외곽으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  9. 청구항 7에 있어서,
    RF 쉴드의 경계선과 바깥선의 거리가 외곽에서 가운데로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  10. 청구항 6에 있어서,
    RF 쉴드의 경계선의 형상이 검사 대상의 표면 형상에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  11. 청구항 10에 있어서,
    RF 쉴드의 경계선의 형상이 검사 대상의 표면 형상의 반대 형상으로 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  12. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서,
    RF 쉴드;
    RF 쉴드 안쪽에 구비된 RF 코일; 그리고,
    RF 쉴드와 RF 코일 사이에 배치된 고유전체물질;을 포함하며,
    고유전체물질의 두께가 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  13. 청구항 12에 있어서,
    고유전체물질의 두께가 가운데에서 외곽으로 갈수록 커지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  14. 청구항 12에 있어서,
    고유전체물질의 두께가 가운데에서 외곽으로 갈수록 작아지는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  15. 청구항 12에 있어서.
    고유전체물질의 두께가 검사 대상의 표면 형상에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  16. 청구항 15에 있어서.
    고유전체물질의 두께가 검사 대상의 표면 형상의 반대 형상으로 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  17. 청구항 12에 있어서,
    고유전체물질이 채워져 있는 하우징을 포함하며, 하우징의 형상이 고유전체물질의 두께 변화에 따라 변하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  18. 청구항 17에 있어서,
    고유전체물질이 액상인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
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