WO2015102434A1 - 알에프 코일 - Google Patents

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WO2015102434A1
WO2015102434A1 PCT/KR2015/000027 KR2015000027W WO2015102434A1 WO 2015102434 A1 WO2015102434 A1 WO 2015102434A1 KR 2015000027 W KR2015000027 W KR 2015000027W WO 2015102434 A1 WO2015102434 A1 WO 2015102434A1
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WO
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coil
electrical conductor
loop coil
magnetic field
main loop
Prior art date
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PCT/KR2015/000027
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English (en)
French (fr)
Inventor
최연현
김경남
Original Assignee
삼성전자 주식회사
사회복지법인 삼성생명공익재단
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Priority to US15/109,539 priority Critical patent/US10976389B2/en
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/34092—RF coils specially adapted for NMR spectrometers
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming

Definitions

  • the present disclosure relates generally to an RF coil or a radiofrequency coil structure used in a magnetic resonance imaging system (MRI), and more particularly to an RF coil or an RF coil that improves uniformity of a B 1 magnetic field. It is about a structure.
  • MRI magnetic resonance imaging system
  • 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 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 was intended to solve by filling the high dielectric material 12 between the RF coil 10 and the RF shield 11 to solve this non-uniform problem.
  • 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 test object and the RF coil structure 14 is not constant due to the surface curvature of the test object, so that the B 1 magnetic field is not uniform. In order to solve the problem by placing the auxiliary RF coil 16.
  • the high dielectric material is uniformly disposed between the RF shield and the RF coil, and the effect due to the surface curvature of the test object or between the test object and the RF coil. It is difficult to solve the effect due to the difference in distance, and in the case of the means disclosed in Figure 4 there was an inconvenience to use an auxiliary RF coil in addition to the main RF coil.
  • the RF coil structure is arranged in a horizontal state with respect to the test object, such as the RF coil structure disclosed in FIGS. 3 to 4, the uniformity of the B 1 magnetic field is inferior even by the presence of the test object regardless of the distance to the test object. there was.
  • An RF coil or an RF coil structure for use in an MRI device is provided.
  • the technical problem to be achieved by the present embodiment is not limited to the technical problems as described above, and further technical problems can be inferred from the following embodiments.
  • an RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system, comprising: a first electrical conductor and a first electrical conductor positioned opposite to the first electrical conductor Main loop coils having two electrical conductors; And an auxiliary loop coil having a fourth angle between the first electrical conductor and the second electrical conductor and having a fourth electrical conductor positioned between the first electrical conductor and the second electrical conductor to form an angle with the main loop coil.
  • An RF coil structure is provided.
  • a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to the B 0 magnetic field direction Main loop coils having conductors; And a first auxiliary loop coil having third and fourth electrical conductors parallel to the first electrical conductor with the first electrical conductor of the main loop coil interposed therebetween.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to the B 0 magnetic field direction Main loop coils having conductors; And an auxiliary loop coil having a third electrical conductor parallel to the first electrical conductor and a fourth electrical conductor between the first electrical conductor and the second electrical conductor of the main loop coil.
  • the RF coil structure according to the present disclosure it is possible to effectively improve the uniformity of the B 1 magnetic field than when only one horizontal RF coil or vertical RF coil is used for the inspection object.
  • the RF coil according to the present disclosure it is possible to effectively reduce the nonuniformity of the B 1 magnetic field in the inspection object generated due to the distance difference between the RF coil and the inspection object.
  • only one RF source that applies current or voltage to the main loop coil and the secondary loop coil can be used to simplify component configuration of the RF coil.
  • 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 illustrates an example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • FIG. 6 illustrates another 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. 10 is a diagram illustrating an example of an RF coil according to the present disclosure.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the RF coil of FIG. 10 taken along line AA ′.
  • FIG. 12 illustrates another example of an RF coil according to the present disclosure.
  • FIG. 13 is a cross-sectional view of the RF coil of FIG. 12 taken along line AA ′.
  • FIG. 14 illustrates another example of an RF coil according to the present disclosure.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view taken along line AA ′ of the RF coil of FIG. 14.
  • An RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system includes a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor positioned opposite the first electrical conductor; And an auxiliary loop coil having a fourth angle between the first electrical conductor and the second electrical conductor and having a fourth electrical conductor positioned between the first electrical conductor and the second electrical conductor.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An RF coil used in a magnetic resonance imaging (MRI) system includes a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to a B 0 magnetic field direction; And a first auxiliary loop coil having third and fourth electrical conductors parallel to the first electrical conductor with the first electrical conductor of the main loop coil interposed therebetween.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An RF coil used in a magnetic resonance imaging (MRI) system includes a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to a B 0 magnetic field direction; And an auxiliary loop coil having a third electrical conductor and a fourth electrical conductor parallel to the first electrical conductor between the first electrical conductor and the second electrical conductor of the main loop coil.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • FIG 5 illustrates an example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • the RF coil structure 100 includes a main loop coil 110 and a secondary loop coil 120.
  • the main loop coil 110 includes a first electrical conductor 111 and a second electrical conductor 112 opposite thereto.
  • the auxiliary loop coil 120 includes a third electrical conductor 121 and a fourth electrical conductor 122.
  • the auxiliary loop coil 120 is disposed between the first electrical conductor 111 and the second electrical conductor 112 of the main loop coil 110.
  • the auxiliary loop coil 120 forms an angle between the main loop coil 110 and ⁇ 130 and is not coplanar with the main loop coil 110. It is preferable that (alpha) 130 is 90 degrees.
  • the electrical conductors of the RF coil parallel to the main magnetic field direction mainly produce the B 1 magnetic field and also receive the RF signal.
  • the first to fourth electrical conductors 111 to 122 are all parallel to the main magnetic field direction, the present disclosure is not limited thereto. That is, at least one of the first electrical conductor 111 and the second electrical conductor 112 of the main loop coil 110 may be parallel to the Z axis in the main magnetic field direction.
  • at least one of the third electrical conductor 121 and the fourth electrical conductor 122 of the auxiliary loop coil 120 is preferably parallel to the main magnetic field direction.
  • the RF coil is composed of an electrical conductor and a capacitor, but in the present disclosure, the main loop coil 110 and the auxiliary loop coil 120 are represented only by the electrical conductor for convenience of description. Electrical conductors are conductors made of copper or silver. In the following drawings, the RF coil is illustrated with only an electrical conductor. In addition, the auxiliary loop coil 120 intersects with the main loop coil 110 at two points 140 and 141.
  • FIG. 6 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • the RF coil structure 200 includes a main loop coil 210 and a secondary loop coil 220.
  • the main loop coil 210 includes a first electrical conductor 211 and a second electrical conductor 212 opposite thereto.
  • the auxiliary loop coil 220 includes a third electrical conductor 221 and a fourth electrical conductor 222 positioned opposite thereto.
  • the auxiliary loop coil 220 is disposed between the first electrical conductor 211 and the second electrical conductor 212 of the main loop coil 210.
  • the auxiliary loop coil 220 forms an angle between the main loop coil 210 and ⁇ 230 and is not coplanar. It is preferable that (alpha) 130 is 90 degrees.
  • the auxiliary loop coil 220 is connected in series with the main loop coil 210.
  • FIG. 7 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • the RF coil structure 310 is used in combination with the cylindrical support 320 surrounding the test object 330.
  • the cylindrical support 320 may be made of any material as long as the material does not affect the B 1 magnetic field and the RF signal from the inspection target 330 and can support the RF coil structure 310. Preferably acrylic material is preferable.
  • the cylindrical support 320 may have a space for the inspection object 330 to enter therein, and the main loop coil 311 of the RF coil structure 310 may be closely attached to the outer surface 321.
  • FIG. 7 shows the main loop coil 311 of the RF coil structure 310 before and after being disposed 340 in close contact with the support 320. After the main loop coil 311 of the RF coil structure 310 is disposed in close contact (340), the main loop coil 311 is bent in accordance with the shape of the support 320.
  • FIG 8 illustrates another example of an RF coil structure according to the present disclosure.
  • the RF coil structure 400 includes a main loop coil 410 and a secondary loop coil 420.
  • the main loop coil 410 includes a first electrical conductor 411 and a second electrical conductor 412 opposite thereto.
  • the auxiliary loop coil 420 includes a third electrical conductor 421 and a fourth electrical conductor 422 opposed thereto.
  • the auxiliary loop coil 420 is disposed between the first electrical conductor 411 and the second electrical conductor 412 of the main loop coil 410. Further, the auxiliary loop coil 420 forms an angle between the main loop coil 410 and ⁇ 430 and is not coplanar. It is preferable that (alpha) 130 is 90 degrees.
  • the third electrical conductor 421 of the auxiliary loop coil 420 is coplanar with the main loop coil 410.
  • RF coil structure 450 is shown for ease of understanding.
  • the third electrical conductor 441 of the auxiliary loop coil 440 is not coplanar with the main loop coil 430 and descends below the main loop coil 430 by the hatched portion 443.
  • a gap may occur between the support and the main loop coil 430 due to the hatched portion 443. This may interfere with the coupling of the RF coil structure and the support. Therefore, like the RF coil structure 400 according to the present disclosure, the third electrical conductor 421 of the auxiliary loop coil 420 is preferably coplanar with the main loop coil 410.
  • an RF coil structure for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system, comprising: a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor positioned opposite the first electrical conductor; And an auxiliary loop coil having a fourth angle between the first electrical conductor and the second electrical conductor and having a fourth electrical conductor positioned between the first electrical conductor and the second electrical conductor to form an angle with the main loop coil.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • At least one of the first and second electrical conductors is parallel to the main magnetic field direction and at least one of the third and fourth electrical conductors is parallel to the main magnetic field direction.
  • RF coil structure characterized in that the main loop coil and the auxiliary loop coil is connected in series.
  • RF coil structure characterized in that the ⁇ angle is 90 degrees.
  • the RF coil structure characterized in that the interior is a space and includes a support on which the main loop coil is disposed on the outer surface.
  • (10) RF coil structure characterized in that the material of the support is acrylic material.
  • An RF coil structure wherein the interior is a space and includes a support on which the main loop coil is disposed on an outer surface, wherein ⁇ angle is 90 degrees.
  • An RF coil structure wherein the interior is spaced and includes a support on which the main loop coil is disposed on an outer surface, wherein one of the third and fourth electrical conductors is coplanar with the main loop coil.
  • RF coil structure characterized in that there is.
  • An RF coil structure wherein the interior is a space and includes a support on which the main loop coil is disposed on an outer surface, wherein the main loop coil is disposed in close contact with the support.
  • the RF coil 900 includes a first electrical conductor 901 and a second electrical conductor 902 parallel to the B 0 magnetic field direction, and includes a capacitor 903.
  • Electrical conductors are conductors made of copper, silver, etc., which are well-flowing materials.
  • the B 1 magnetic field that excites the hydrogen nucleus and the like to be excited is mainly produced by the electrical conductors 901 and 902 of the RF coil 900 parallel to the B 0 magnetic field direction.
  • the cross section 910 of the RF coil 900 cut along AA ′ is inspected when the strength of the B 1 magnetic field generated by the RF coil 900 is different from the distance between the test object 920, 930, 940 and the RF coil 900.
  • the subjects 920, 930, 940 are different. That is, since the distance 961 between the inspection object 940 and the RF coil 900 is farther than the distance 960 between the inspection objects 920 and 930 and the RF coil, the inspection object 940 as described with reference to FIG. 2.
  • the intensity of the B 1 magnetic field 950 at) becomes weaker than that of the B 1 magnetic fields 951, 952 at the inspection objects 920, 930, so that the B 1 magnetic field is the same everywhere in the inspection object 920, 930, 940. It does not have a century.
  • U.S. Patent Publication No. 772192 has been proposed, but in this case, the main RF coil and the auxiliary RF coil had to have a separate RF source in each.
  • FIG. 10 shows an example of an RF coil according to the present disclosure.
  • the RF coil 1000 includes a main loop coil 1010 and a first electrical conductor 1011 including a first electrical conductor 1011 and a second electrical conductor 1012 parallel to the B 0 magnetic field direction.
  • a first auxiliary loop coil 1020 includes a third electrical conductor 1021 and a fourth electrical conductor 1022 parallel to the first electrical conductor 1011.
  • the RF coil 1000 includes a fifth electrical conductor parallel to the second electrical conductor 1012 with the first auxiliary loop coil 1020 interposed between the second electrical conductor 1012 of the main loop coil 1010.
  • the second auxiliary loop coil 1030 including the 1031 and the sixth electrical conductor 1032 may be included.
  • the capacitor in the RF coil is omitted.
  • the direction of the arrows in the main loop coil 1010 and the first and second auxiliary loop coils 1020 and 1030 indicates a direction in which current flows in each loop coil.
  • the RF coil 1000 includes an RF source 1040 for applying a current.
  • the RF source 1040 is shown as applying a current to the RF coil 1000 in this drawing, a voltage may be applied.
  • the RF source 1040 is required only for the transmitting RF coil and may not be necessary when the RF coil performs a function as the receiving RF coil.
  • the direction of the current flowing through the electrical conductor is indicated by arrow 1050. Unlike the invention described in the prior art U.S.
  • one RF coil 1000 constitutes the main loop coil 1010 and the auxiliary loop coils 1020 and 1030 so that only one RF source 1040 is required. Suffice.
  • the indication of the direction in which the current flows in the figure is shown to explain the principle of improving the uniformity of the B 1 magnetic field on the basis of when the RF coil performs the function of the transmitting RF coil. As is well known to those skilled in the art, the direction in which the current flows determines the direction of the resulting magnetic field. Therefore, the indication of the direction in which the current flows shown in the drawings does not limit the scope of the present disclosure, and in the following drawings, the indication of the direction in which the current flows is used for the same purpose.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the RF coil 1000 of FIG. 10 taken along line AA ′.
  • the cross section 1100 of the RF coil 1000 cut along the AA ′ line shows how the RF coil 1000 according to the present disclosure is applied to the inspection objects 1110, 1120, and 1130 at different distances from the RF coil 1000.
  • 1 Shows how to improve the uniformity of magnetic field strength. That is, the strength of the B 1 magnetic fields 1141 and 1142 in the inspection objects 1110 and 1130 that are close to the RF coil 1000 is greater than that of the B 1 magnetic field 1140 in the inspection objects 1120 that are far from each other. Therefore, in order to make the intensity of B 1 magnetic field uniform anywhere in the inspection object, it is necessary to make the strength of B 1 magnetic field weak or to make the strength strong.
  • the RF coil 1000 creates a magnetic field 1150 and 1151 in a direction opposite to the B 1 magnetic field made by the main loop coil 1010 in the auxiliary loop coils 1020 and 1030, where the strength of the B 1 magnetic field is strong. We reduced the and improved the uniformity of the intensity of the B 1 magnetic field. However, the third electric conductor 1021 and the fourth of the first auxiliary loop coil 1020 and the fourth in order to prevent the magnetic fields made from the auxiliary loop coils 1020 and 1030 from affecting the B 1 magnetic field 1140 made by the main loop coil.
  • the distance L 1 between the electrical conductors 1022 should be sufficiently smaller than the distance L 3 between the first electrical conductor 1011 and the second electrical conductor 1012 of the main loop coil 1010. Preferably, L 1 is smaller than 0.25L 3 .
  • the distance L 2 between the fifth electrical conductor 1031 and the sixth electrical conductor 1032 of the second auxiliary loop coil 1030 is also preferably smaller than 0.25L 3 .
  • FIG. 12 shows another example of an RF coil according to the present disclosure.
  • the RF coil 1200 includes a main loop coil 1210 and a first electrical conductor 1211 including a first electrical conductor 1211 and a second electrical conductor 1212 parallel to the B 0 magnetic field direction.
  • the first auxiliary loop coil 1220 includes a third electrical conductor 1221 and a fourth electrical conductor 1222 parallel to the first electrical conductor 1211.
  • the RF coil 1200 may include a fifth electrical conductor parallel to the second electrical conductor 1212 with the first auxiliary loop coil 1220 interposed between the second electrical conductor 1212 of the main loop coil 1210.
  • a second auxiliary loop coil 1230 including a 1231 and a sixth electrical conductor 1232 may be included.
  • the capacitor in the RF coil is omitted.
  • the direction of the arrows in the main loop coil 1210 and the first and second auxiliary loop coils 1220 and 1230 indicates a direction in which current flows in each loop coil. It also includes an RF source 1240 for applying a current to the RF coil 1200. Although the RF source 1240 is shown as applying current to the RF coil 1200 in this drawing, a voltage may be applied. In addition, the RF source 1240 is required only for the transmitting RF coil and may not be necessary when the RF coil performs a function as the receiving RF coil. The direction of the current flowing through the electrical conductor is indicated by arrow 1250. As compared with the RF coil 1000 illustrated in FIG. 10, the RF coil 1200 disclosed in FIG. 12 has a direction in which current flows in the corresponding first and second auxiliary loop coils 1020, 1030, 1220, and 1230, respectively. In the opposite direction.
  • FIG. 13 is a cross-sectional view of the RF coil 1200 of FIG. 12 taken along line AA ′.
  • the cross section 1300 of the RF coil 1200 cut along the AA ′ line shows how the RF coil 1200 according to the present disclosure is applied to the inspection objects 1310, 1320, and 1330 that are separated from each other by a different distance from the RF coil 1200.
  • 1 shows that it improves the uniformity of the magnetic field. That is, the strength of the B 1 magnetic field 1340 is greater than that of the B 1 magnetic fields 1341 and 1342 in the test objects 1310 and 1330 that are far from the RF coil 1200. Therefore, in order to make the intensity of B 1 magnetic field uniform anywhere in the inspection object, it is necessary to make the strength of B 1 magnetic field weak or to make the strength strong.
  • the RF coil 1200 creates magnetic fields 1350 and 1351 in the same direction as the B 1 magnetic field made by the main loop coil 1210 in the auxiliary loop coils 1220 and 1230, where the strength of the B 1 magnetic field is weak. To increase the uniformity of the strength of the B 1 magnetic field.
  • the direction of the magnetic field generated by the auxiliary loop coil may be the same as the direction of the B 1 magnetic field produced by the main loop coil, or vice versa, depending on how the current flowing through the auxiliary loop coil is designed. This makes it possible to uniformize the strength of the B 1 magnetic field at inspection objects at different distances.
  • the directions of the magnetic fields generated by the first auxiliary loop coils 1020 and 1220 and the second auxiliary loop coils 1030 and 1230 are the same, but may be different if necessary.
  • FIG. 14 shows another example of an RF coil according to the present disclosure.
  • the RF coil 1400 includes a main loop coil 1410, a first electrical conductor 1411, and a second electrical conductor including a first electrical conductor 1411 and a second electrical conductor 1412 parallel to the B 0 magnetic field direction.
  • An auxiliary loop coil 1420 including a third electrical conductor 1421 and a fourth electrical conductor 1422 parallel to the first electrical conductor 1411 is disposed between the conductors 1412.
  • the capacitor in the RF coil is omitted.
  • the direction of the arrows in the main loop coil 1410 and the auxiliary loop coil 1420 indicates a direction in which a current flows in each loop coil.
  • an RF source 1430 for applying current to the RF coil 1400.
  • the RF source 1430 is shown as applying current to the RF coil 1400 in this drawing, a voltage may be applied.
  • the RF source 1430 is required only for the transmitting RF coil and may not be necessary when the RF coil performs a function as the receiving RF coil.
  • the direction of the current flowing through the electrical conductor is indicated by arrow 1440.
  • FIG. 15 is a cross-sectional view taken along line AA ′ of the RF coil 1400 of FIG. 14.
  • the cross section 1500 of the RF coil 1400 cut along the AA ′ line shows how the RF coil 1400 according to the present disclosure may be separated from the inspection objects 1510, 1520, and 1530 at different distances from the RF coil 1400.
  • 1 Shows how to improve the uniformity of magnetic field strength. That is, the strengths of the B 1 magnetic fields 1541 and 1542 in the inspection objects 1510 and 1530 that are close to the RF coil 1400 are greater than that of the B 1 magnetic field 1540 in the inspection objects 1520 that are far from each other. Therefore, in order to make the intensity of B 1 magnetic field uniform anywhere in the inspection object, it is necessary to make the strength of B 1 magnetic field weak or to make the strength strong.
  • the RF coil 1400 creates a magnetic field 1550 in the same direction as the B 1 magnetic field made by the main loop coil 1410 in the auxiliary loop coil 1420, thereby strengthening the B 1 magnetic field where the strength of the B 1 magnetic field is weak. 1 Improved uniformity of magnetic field strength.
  • the distance L 1 between the electrical conductors of the auxiliary loop coil 1420 is equal to the distance between the electrical conductors of the main loop coil 1410. It must be smaller than L). Preferably L 1 should be less than 0.25L.
  • An RF coil for use in a magnetic resonance imaging (MRI) system comprising: a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to the B 0 magnetic field direction; And a first auxiliary loop coil having third and fourth electrical conductors parallel to the first electrical conductor with the first electrical conductor of the main loop coil interposed therebetween.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An RF coil characterized in that the direction of the magnetic field produced by the main loop coil and the direction of the magnetic field produced by the first auxiliary loop coil are opposite to each other.
  • An RF coil characterized in that the direction of the magnetic field produced by the main loop coil is the same as the direction of the magnetic field produced by the first auxiliary loop coil.
  • An RF coil comprising one RF source for applying a current flowing through the main loop coil and the first auxiliary loop coil.
  • An RF coil having a second auxiliary loop coil having fifth and sixth electrical conductors parallel to the second electrical conductor with a second electrical conductor of the main loop coil interposed therebetween.
  • An RF coil used in a magnetic resonance imaging (MRI) system comprising: a main loop coil having a first electrical conductor and a second electrical conductor parallel to a B 0 magnetic field direction; And an auxiliary loop coil having a third electrical conductor and a fourth electrical conductor parallel to the first electrical conductor, between the first electrical conductor and the second electrical conductor of the main loop coil.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An RF coil characterized in that the direction of the magnetic field produced by the main loop coil and the direction of the magnetic field produced by the auxiliary loop coil between the first and second electrical conductors of the main loop coil are opposite to each other.
  • the RF coil according to the present disclosure it is possible to effectively reduce the nonuniformity of the B 1 magnetic field in the inspection object generated due to the distance difference between the RF coil and the inspection object.
  • only one RF source that applies current or voltage to the main loop coil and the secondary loop coil can be used to simplify component configuration of the RF coil.

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Abstract

자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물은, 제1 전기적 컨덕터 및 제1 전기적 컨덕터에 대향하여 위치하는 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일, 메인루프코일과 α각도를 이루며 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제3 전기적 컨덕터 및 제3 전기적 컨덕터와 대향하여 위치하는 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일을 포함한다.

Description

알에프 코일
본 개시(Disclosure)는 전체적으로 MRI(Magnetic Resonance Imaging) 시스템에 사용하는 RF 코일 또는 RF 코일 구조물(radiofrequency coil structure)에 관한 것으로, 보다 상세하게는 B1 자기장의 균일성을 향상시키는 RF 코일 또는 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 해결하기 위해 RF 코일(10)과 RF 쉴드(11) 사이에 고유전체물질(12)을 채워넣어 해결하고자 하였다.
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 대상의 표면 굴곡으로 인하여 검사 대상과 RF 코일 구조물(14)과의 거리가 일정하지 않아 B1 자기장이 균일하지 못한 문제를 해결하고자 보조 RF 코일(16)을 배치하여 해결하고자 하였다.
그러나 상기와 같은 B1 자기장을 균일하게 만드는 수단 중 도 3에 개시된 수단의 경우 RF 쉴드와 RF 코일 사이에 고유전체 물질이 균일하게 배치되어 검사 대상의 표면 굴곡으로 인한 영향 또는 검사 대상과 RF 코일 사이의 거리 차이로 인한 영향을 해결하기 힘들며, 도 4에 개시된 수단의 경우 메인 RF 코일 이외에 보조 RF 코일을 사용하여야 하는 불편함이 있었다. 또한 도 3 내지 도 4에 개시된 RF 코일 구조물과 같이 검사 대상에 대해서 RF 코일 구조물이 수평 상태로 배치되는 경우 검사 대상과의 거리와 관계없이 검사 대상의 존재만으로도 B1 자기장의 균일성이 떨어지는 문제가 있었다.
MRI 장치에 사용하는 RF 코일 또는 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, 제1 전기적 컨덕터 및 제1 전기적 컨덕터에 대향하여 위치하는 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일과 α각도를 이루며 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제3 전기적 컨덕터 및 제3 전기적 컨덕터와 대향하여 위치하는 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물이 제공된다.
본 개시에 따른 다른 일 태양에 의하면(According to one aspect of the present disclosure), 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 및 제4 전기적 컨덕터를 갖는 제1 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일이 제공된다.
본 개시에 따른 또 다른 태양에 의하면(According to another aspect of the present disclosure), 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일이 제공된다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물을 사용함으로써, 검사 대상에 대해서 수평한 RF 코일 또는 수직한 RF 코일을 1개만 사용하는 경우보다 B1 자기장의 균일성을 효과적으로 향상시킬 수 있다. 또한, 본 개시에 따른 RF 코일을 사용함으로써, RF 코일과 검사 대상 사이의 거리 차이로 인하여 발생한 검사 대상에서 B1 자기장의 불균일성을 효과적으로 감소시킬 수 있다. 또한 메인루프코일과 보조루프코일에 전류 또는 전압을 인가하는 RF 소스를 1개만 사용해도 되어 RF 코일의 부품 구성을 간소화할 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 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 일 예를 보여주는 도면이다.
도 6은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
도 7은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
도 8은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
도 9는 종래 기술의 문제점을 보여주는 도면이다.
도 10은 본 개시에 따른 RF 코일의 일 예를 보여주는 도면이다.
도 11은 도 10에 있는 RF 코일을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여주는 도면이다.
도 12는 본 개시에 따른 RF 코일의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
도 13은 도 12에 있는 RF 코일을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여주는 도면이다.
도 14는 본 개시에 따른 RF 코일의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
도 15는 도 14에 있는 RF 코일을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여주는 도면이다.
자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물은, 제1 전기적 컨덕터 및 제1 전기적 컨덕터에 대향하여 위치하는 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일과 α각도를 이루며 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제3 전기적 컨덕터 및 제3 전기적 컨덕터와 대향하여 위치하는 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함한다.
자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일은, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 및 제4 전기적 컨덕터를 갖는 제1 보조루프코일;을 포함한다.
자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일은, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함한다.
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 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 일 예를 보여주는 도면이다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(100)은 메인루프코일(110)과 보조루프코일(120)을 포함하고 있다. 메인루프코일(110)은 제1 전기적 컨덕터(111)와 이에 대향하는 제2 전기적 컨덕터(112)를 포함하고 있다. 보조루프코일(120)은 제3 전기적 컨덕터(121)와 제4 전기적 컨덕터(122)를 포함하고 있다. 보조루프코일(120)은 메인루프코일(110)의 제1 전기적 컨덕터(111)와 제2 전기적 컨덕터(112) 사이에 배치되어 있다. 또한 보조루프코일(120)은 메인루프코일(110)과 α(130)의 각도를 이루고 있어 메인루프코일(110)과 동일 평면에 있지 않다. α(130)는 90도인 것이 바람직하다. 주자기장 방향과 평행한 RF 코일의 전기적 컨덕터가 주로 B1 자기장을 만들고 또한 RF 신호를 수신하는 것으로 당업자에게 알려져 있다. 도 5에는 제1 전기적 컨덕터(111) 내지 제4 전기적 컨덕터(122)가 주자기장 방향과 모두 평행한 것으로 도시하였지만 이에 국한되지 않는다. 즉 메인루프코일(110)의 제1 전기적 컨덕터(111)와 제2 전기적 컨덕터(112) 중 적어도 1개는 주자기장 방향 Z축과 평행한 것이 바람직하다. 또한 보조루프코일(120)의 제3 전기적 컨덕터(121)와 제4 전기적 컨덕터(122) 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것이 바람직하다. 당업자에게 알려진 것처럼 RF 코일은 전기적 컨덕터와 커패시터로 구성되어 있지만 본 개시에서는 설명의 편의를 위해 메인루프코일(110) 및 보조루프코일(120)을 전기적 컨덕터만으로 표시하였다. 전기적 컨덕터는 구리, 은 등의 재질로 된 도전체를 말한다. 이하 도면에서도 RF 코일은 전기적 컨덕터만으로 도시하였다. 또한 보조루프코일(120)은 메인루프코일(110)과 두 점(140, 141)에서 교차한다.
도 6은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(200)은 메인루프코일(210)과 보조루프코일(220)을 포함하고 있다. 메인루프코일(210)은 제1 전기적 컨덕터(211)와 이에 대향하는 제2 전기적 컨덕터(212)를 포함하고 있다. 보조루프코일(220)은 제3 전기적 컨덕터(221)와 이에 대향하여 위치한 제4 전기적 컨덕터(222)를 포함하고 있다. 보조루프코일(220)은 메인루프코일(210)의 제1 전기적 컨덕터(211)와 제2 전기적 컨덕터(212) 사이에 배치되어 있다. 또한 보조루프코일(220)은 메인루프코일(210)과 α(230)의 각도를 이루고 있어 동일 평면에 있지 않다. α(130)는 90도인 것이 바람직하다. 또한 보조루프코일(220)은 메인루프코일(210)과 직렬로 연결되어 있다.
도 7은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(310)은 검사 대상(330)을 둘러싸고 있는 원통형 지지체(320)와 결합하여 사용된다. 원통형 지지체(320)의 재질은 B1 자기장 및 검사 대상(330)으로부터 나오는 RF 신호에 영향을 주지 않는 재질이면서 RF 코일 구조물(310)을 지지할 수 있는 것이면 무엇이든 가능하다. 바람직하게는 아크릴 재질이 좋다. 또한 원통형 지지체(320)는 내부에 검사 대상(330)이 들어갈 수 있게 공간이 있으며 외부 표면(321)에 RF 코일 구조물(310)의 메인루프코일(311)이 밀착하여 배치될 수 있다. 도 7은 RF 코일 구조물(310)의 메인루프코일(311)이 지지체(320)에 밀착하여 배치되기 전(300)과 배치된 후(340)를 보여준다. RF 코일 구조물(310)의 메인루프코일(311)이 밀착하여 배치된 후(340)에는 지지체(320)의 형상에 따라 메인루프코일(311)이 휘어진다.
도 8은 본 개시에 따른 RF 코일 구조물의 또 다른 일 예를 보여주는 도면이다.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물(400)은 메인루프코일(410)과 보조루프코일(420)을 포함하고 있다. 메인루프코일(410)은 제1 전기적 컨덕터(411)와 이에 대향하는 제2 전기적 컨덕터(412)를 포함하고 있다. 보조루프코일(420)은 제3 전기적 컨덕터(421)와 이에 대향하는 제4 전기적 컨덕터(422)를 포함하고 있다. 보조루프코일(420)은 메인루프코일(410)의 제1 전기적 컨덕터(411)와 제2 전기적 컨덕터(412) 사이에 배치되어 있다. 또한 보조루프코일(420)은 메인루프코일(410)과 α(430)의 각도를 이루고 있어 동일 평면에 있지 않다. α(130)는 90도인 것이 바람직하다. 다만 보조루프코일(420)의 제3 전기적 컨덕터(421)는 메인루프코일(410)과 동일 평면에 있다. 이해를 돕기 위해 RF 코일 구조물(450)을 도시하였다. 보조루프코일(440)의 제3 전기적 컨덕터(441)가 메인루프코일(430)과 동일 평면에 있지 않고 빗금 친 부분(443)만큼 메인루프코일(430) 아래로 내려와 있다. 이런 경우 도 7과 같이 RF 코일 구조물이 지지체에 배치되어 사용될 때 빗금 친 부분(443)으로 인하여 지지체와 메인루프코일(430) 사이에 간격이 발생할 수 있다. 이는 RF 코일 구조물과 지지체의 결합을 방해할 수 있다. 따라서 본 개시에 따른 RF 코일 구조물(400)과 같이 보조루프코일(420)의 제3 전기적 컨덕터(421)는 메인루프코일(410)과 동일 평면에 있는 것이 바람직하다.
이하 본 개시에 따른 다양한 실시 형태에 대하여 설명한다.
(1) 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서, 제1 전기적 컨덕터 및 제1 전기적 컨덕터에 대향하여 위치하는 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일과 α각도를 이루며 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제3 전기적 컨덕터 및 제3 전기적 컨덕터와 대향하여 위치하는 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으 로 하는 RF 코일 구조물.
(2) 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(3) 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(4) 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행하고 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(5) 메인루프코일과 보조루프코일이 직렬로 연결되어 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(6) 제3 전기적 컨덕터 및 제4 전기적 컨덕터 중 1개는 메인루프코일과 동일 평면에 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(7) α각도가 90도인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(8) 내부는 공간이고 외부 표면에 메인루프코일이 배치되는 지지체를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(9) 지지체의 형상이 원통인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(10) 지지체의 재질이 아크릴 재질인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(11) 내부는 공간이고 외부 표면에 메인루프코일이 배치되는 지지체를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물에 있어서, α각도가 90도인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(12) 내부는 공간이고 외부 표면에 메인루프코일이 배치되는 지지체를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물에 있어서, 제3 전기적 컨덕터 및 제4 전기적 컨덕터 중 1개는 메인루프코일과 동일 평면에 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
(13) 내부는 공간이고 외부 표면에 메인루프코일이 배치되는 지지체를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물에 있어서, 메인루프코일이 지지체에 밀착하여 배치되는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
본 개시에 따른 RF 코일 구조물을 사용함으로써, 검사 대상에 대해서 수평한 RF 코일 또는 수직한 RF 코일을 1개만 사용하는 경우보다 B1 자기장의 균일성을 효과적으로 향상시킬 수 있다.
도 9는 종래 기술의 문제점을 보여주는 도면이다.
RF 코일(900)은 B0 자기장 방향에 평행한 제1 전기적 컨덕터(901) 및 제2 전기적 컨덕터(902)를 포함하고 있으며, 커패시터(903)를 포함하고 있다. 전기적 컨덕터는 전류가 잘 흐르는 재질인 구리, 은 등으로 만들어진 도전체를 의미한다. 당업자에게 알려진 것처럼 검사 대상의 수소핵 등을 여기 상태로 만드는 B1 자기장은 B0 자기장 방향에 평행한 RF 코일(900)의 전기적 컨덕터(901, 902)에 의해 주로 만들어진다. RF 코일(900)을 AA'를 따라 자른 단면(910)은 RF 코일(900)이 만든 B1 자기장의 세기가 검사 대상(920, 930, 940)과 RF 코일(900) 사이의 거리가 다르면 검사 대상(920, 930, 940)에서 다르다는 것을 보여준다. 즉 검사 대상(940)과 RF 코일(900) 사이의 거리(961)가 검사 대상(920, 930)과 RF 코일 사이의 거리(960)보다 멀리 떨어져 있기 때문에, 도 2에서 설명한 것처럼 검사 대상(940)에서 의 B1 자기장(950)의 세기가 검사 대상(920, 930)에서의 B1 자기장(951, 952)의 세기보다 약하게 되어 검사 대상 (920, 930, 940) 어디에서나 동일한 B1 자기장의 세기를 갖지 못한다. 이러한 문제를 해결하기 위하여 미국 등록특허공보 제7242192호가 제시되고 있지만, 이 경우 메인 RF 코일과 보조 RF 코일을 각각 두고 각각에 RF 소스를 두어야 하는 번거로움이 있었다.
도 10은 본 개시에 따른 RF 코일의 일 예를 보여준다.
RF 코일(1000)은 B0 자기장 방향에 평행한 제1 전기적 컨덕터(1011) 및 제2 전기적 컨덕터(1012)를 포함하고 있는 메인루프코일(1010)과 제1 전기적 컨덕터(1011)를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터(1011)와 평행한 제3 전기적 컨덕터(1021) 및 제4 전기적 컨덕터(1022)를 포함하고 있는 제1 보조루프코일(1020)을 포함하고 있다. 더 나아가 RF 코일(1000)은 제1 보조루프코일(1020)과 함께 메인루프코일(1010)의 제2 전기적 컨덕터(1012)를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터(1012)와 평행한 제5 전기적 컨덕터(1031) 및 제6 전기적 컨덕터(1032)를 포함하고 있는 제2 보조루프코일(1030)을 포함할 수 있다. 설명의 편의를 위해 RF 코일에 있는 커패시터는 생략하여 도시하였다. 메인루프코일(1010)과 제1 및 제2 보조루프코일(1020, 1030)에서 화살표의 방향은 각각의 루프코일에서 전류가 흐르는 방향을 나타낸다. 또한 RF 코일(1000)에 전류를 인가하는 RF 소스(RF Source)(1040)를 포함하고 있다. 본 도면에서는 RF 소스(1040)가 RF 코일(1000)에 전류를 인가하는 것으로 표시하였지만 전압을 인가할 수도 있다. 또한 RF 소스(1040)는 송신 RF 코일에서만 필요한 것이며 RF 코일이 수신 RF 코일로 기능을 수행할 때는 없어도 된다. 전기적 컨덕터에 흐르는 전류의 방향을 화살표(1050)로 표시하였다. 종래 기술인 미국 등록특허공보 제7242192호에 기재된 발명과 달리 1개의 RF 코일(1000)이 메인루프코일(1010)과 보조루프코일(1020, 1030)을 구성하고 있어 RF 소스(1040)는 1개만 있으면 충분하다. 도면에 표시한 전류가 흐르는 방향의 표시는 RF 코일이 송신 RF 코일의 기능을 수행할 때를 기준으로 하여 B1 자기장의 균일성을 향상시키는 원리를 설명하기 위하여 표시한 것이다. 당업자에게는 잘 알려진 것처럼 전류가 흐르는 방향은 이로 인하여 발생하는 자기장의 방향을 결정하기 때문이다. 따라서 도면에 표시한 전류가 흐르는 방향의 표시가 본 개시의 권리범위를 제한하지는 않으며, 이하 도면에서도 전류가 흐르는 방향의 표시는 동일한 목적으로 사용하였다.
도 11은 도 10에 있는 RF 코일(1000)을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여 준다.
RF 코일(1000)을 AA'선에 따라 자른 단면(1100)은 본 개시에 따른 RF 코일(1000)이 RF 코일(1000)로부터 서로 다른 거리에 떨어진 검사 대상(1110, 1120, 1130)에서 어떻게 B1 자기장 세기의 균일성을 향상시키는지 보여준다. 즉 RF 코일(1000)과 거리가 가까운 검사 대상(1110, 1130)에서 B1 자기장(1141, 1142)의 세기가 거리가 먼 검사 대상(1120)에서 B1 자기장(1140)의 세기보다 크다. 따라서 검사 대상 어디에서나 B1 자기장의 세기가 균일하게 하기 위해서 B1 자기장의 세기가 약한 곳을 강하게 하거나 강한 곳을 약하게 하면 된다. 본 개시에 따른 RF 코일(1000)은 보조루프코일(1020, 1030)에서 메인루프코일(1010)이 만든 B1 자기장과 반대 방향의 자기장(1150, 1151)을 만들어 B1 자기장의 세기가 강한 곳을 약하게 하여 B1 자기장의 세기의 균일성을 향상시켰다. 다만 보조루프코일(1020, 1030)에서 만들어진 자기장이 메인루프코일이 만든 B1 자기장(1140)에 영향을 미치지 않게 하기 위해서 제1 보조루프코일(1020)의 제3 전기적 컨덕터(1021)와 제4 전기적 컨덕터(1022) 사이의 거리(L1)는 메인루프코일(1010)의 제1 전기적 컨덕터(1011)과 제2 전기적 컨덕터(1012) 사이의 거리(L3)보다 충분히 작아야 한다. 바람직하게는 L1이 0.25L3보다 작은 것이 바람직하다. 또한 동일하게 제2 보조루프코일(1030)의 제5 전기적 컨덕터(1031)와 제6 전기적 컨덕터(1032) 사이의 거리(L2)도 0.25L3보다 작은 것이 바람직하다.
도 12는 본 개시에 따른 RF 코일의 또 다른 일 예를 보여준다.
RF 코일(1200)은 B0 자기장 방향에 평행한 제1 전기적 컨덕터(1211) 및 제2 전기적 컨덕터(1212)를 포함하고 있는 메인루프코일(1210)과 제1 전기적 컨덕터(1211)를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터(1211)와 평행한 제3 전기적 컨덕터(1221) 및 제4 전기적 컨덕터(1222)를 포함하고 있는 제1 보조루프코일(1220)을 포함하고 있다. 더 나아가 RF 코일(1200)은 제1 보조루프코일(1220)과 함께 메인루프코일(1210)의 제2 전기적 컨덕터(1212)를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터(1212)와 평행한 제5 전기적 컨덕터(1231) 및 제6 전기적 컨덕터(1232)를 포함하고 있는 제2 보조루프코일(1230)을 포함할 수 있다. 설명의 편의를 위해 RF 코일에 있는 커패시터는 생략하여 도시하였다. 메인루프코일(1210)과 제1 및 제2 보조루프코일(1220, 1230)에서 화살표의 방향은 각각의 루프코일에서 전류가 흐르는 방향을 나타낸다. 또한 RF 코일(1200)에 전류를 인가하는 RF 소스(1240)를 포함하고 있다. 본 도면에서는 RF 소스(1240)가 RF 코일(1200)에 전류를 인가하는 것으로 표시하였지만 전압을 인가할 수도 있다. 또한 RF 소스(1240)는 송신 RF 코일에서만 필요한 것이며 RF 코일이 수신 RF 코일로 기능을 수행할 때는 없어도 된다. 전기적 컨덕터에 흐르는 전류의 방향을 화살표(1250)로 표시하였다. 도 12에 개시된 RF 코일(1200)은 도 10에 개시된 RF 코일(1000)과 비교했을 때 대응하는 제1 및 제2 보조루프코일(1020, 1030, 1220, 1230)에서 전류가 흐르는 방향이 각각 서로 반대 방향이다.
도 13은 도 12에 있는 RF 코일(1200)을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여준다.
RF 코일(1200)을 AA'선에 따라 자른 단면(1300)은 본 개시에 따른 RF 코일(1200)이 RF 코일(1200)로부터 서로 다른 거리에 떨어진 검사 대상(1310, 1320, 1330)에서 어떻게 B1 자기장의 균일성을 향상시키는지 보여준다. 즉 RF 코일(1200)과 거리가 가까운 검사 대상(1320)에서 B1 자기장(1340)의 세기가 거리가 먼 검사 대상(1310, 1330)에서 B1 자기장(1341, 1342)의 세기보다 크다. 따라서 검사 대상 어디에서나 B1 자기장의 세기가 균일하게 하기 위해서 B1 자기장의 세기가 약한 곳을 강하게 하거나 강한 곳을 약하게 하면 된다. 본 개시에 따른 RF 코일(1200)은 보조루프코일(1220, 1230)에서 메인루프코일(1210)이 만든 B1 자기장과 같은 방향의 자기장(1350, 1351)을 만들어 B1 자기장의 세기가 약한 곳을 강하게 하여 B1 자기장의 세기의 균일성을 향상시켰다.
도 10 및 도 12에서 보여 준 것처럼 보조루프코일에 흐르는 전류의 방향을 어떻게 설계하는가에 따라 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 메인루프코일에서 만드는 B1 자기장의 방향과 같게 할 수도 있고 반대로 할 수도 있으며, 이를 통해 서로 다른 거리에 있는 검사 대상에서 B1 자기장의 세기를 균일하게 할 수있다. 도 10 및 도 12에서는 제1 보조루프코일(1020, 1220)과 제2 보조루프코일(1030, 1230)이 만드는 자기장의 방향을 같게 하였지만 필요한 경우 서로 다르게 할 수도 있다.
도 14는 본 개시에 따른 RF 코일의 또 다른 일 예를 보여준다.
RF 코일(1400)은 B0 자기장 방향에 평행한 제1 전기적 컨덕터(1411) 및 제2 전기적 컨덕터(1412)를 포함하고 있는 메인루프코일(1410)과 제1 전기적 컨덕터(1411)와 제2 전기적 컨덕터(1412)의 사이에 제1 전기적 컨덕터(1411)와 평행한 제3 전기적 컨덕터(1421)와 제4 전기적 컨덕터(1422)를 포함하고 있는 보조루프코일(1420)을 포함하고 있다. 설명의 편의를 위해 RF 코일에 있는 커패시터는 생략하여 도시하였다. 메인루프코일(1410)과 보조루프코일(1420)에서 화살표의 방향은 각각의 루프코일에서 전류가 흐르는 방향을 나타낸다. 또한 RF 코일(1400)에 전류를 인가하는 RF 소스(1430)를 포함하고 있다. 본 도면에서는 RF 소스(1430)가 RF 코일(1400)에 전류를 인가하는 것으로 표시하였지만 전압을 인가할 수도 있다. 또한 RF 소스(1430)는 송신 RF 코일에서만 필요한 것이며 RF 코일이 수신 RF 코일로 기능을 수행할 때는 없어도 된다. 전기적 컨덕터에 흐르는 전류의 방향을 화살표(1440)로 표시하였다.
도 15는 도 14에 있는 RF 코일(1400)을 AA'선을 따라 자른 단면을 보여준다.
RF 코일(1400)을 AA'선에 따라 자른 단면(1500)은 본 개시에 따른 RF 코일(1400)이 RF 코일(1400)로부터 서로 다른 거리에 떨어진 검사 대상(1510, 1520, 1530)에서 어떻게 B1 자기장 세기의 균일성을 향상시키는지 보여준다. 즉 RF 코일(1400)과 거리가 가까운 검사 대상(1510, 1530)에서 B1 자기장(1541, 1542)의 세기가 거리가 먼 검사 대상(1520)에서 B1 자기장(1540)의 세기보다 크다. 따라서 검사 대상 어디에서나 B1 자기장의 세기가 균일하게 하기 위해서 B1 자기장의 세기가 약한 곳을 강하게 하거나 강한 곳을 약하게 하면 된다. 본 개시에 따른 RF 코일(1400)은 보조루프코일(1420)에서 메인루프코일(1410)이 만든 B1 자기장과 같은 방향의 자기장(1550)을 만들어 B1 자기장의 세기가 약한 곳을 강하게 하여 B1 자기장의 세기의 균일성을 향상시켰다.
다만 보조루프코일(1420)이 만든 자기장이 주변 자기장에 영향을 미치지 않게 하기 위해 보조루프코일(1420)의 전기적 컨덕터 사이의 거리(L1)는 메인루프코일(1410)의 전기적 컨덕터 사이의 거리(L)보다 충분히 작아야 한다. 바람직하게는 L1은 0.25L보다 작아야 한다.
이하 본 개시에 따른 다양한 실시 형태에 대하여 설명한다.
(14) 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 및 제4 전기적 컨덕터를 갖는 제1 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(15) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제1 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(16) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제1 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(17) 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(18) 메인루프코일과 제1 보조루프코일에 흐르는 전류를 인가하는 1개의 RF 소스를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(19) 메인루프코일의 제2 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터와 평행한 제5 및 제6 전기적 컨덕터를 갖는 제2 보조루프코일을 갖는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(720) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대 방향인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(21) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(22) 제5 전기적 컨덕터와 제6 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(23) 메인루프코일의 제2 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터와 평행한 제5 및 제6 전기적 컨덕터를 갖는 제2 보조루프코일을 갖는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(24) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대 방향인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(25) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(26) 제5 전기적 컨덕터와 제6 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(27) 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서, B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고, 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(28) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 있는 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(29) 메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 있는 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
(30) 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
본 개시에 따른 RF 코일을 사용함으로써, RF 코일과 검사 대상 사이의 거리 차이로 인하여 발생한 검사 대상에서 B1 자기장의 불균일성을 효과적으로 감소시킬 수 있다. 또한 메인루프코일과 보조루프코일에 전류 또는 전압을 인가하는 RF 소스를 1개만 사용해도 되어 RF 코일의 부품 구성을 간소화할 수 있다.

Claims (30)

  1. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일 구조물에 있어서,
    제1 전기적 컨덕터 및 제1 전기적 컨덕터에 대향하여 위치하는 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고,
    메인루프코일과 α각도를 이루며 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제3 전기적 컨덕터 및 제3 전기적 컨덕터와 대향하여 위치하는 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  2. 청구항 1에 있어서,
    제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  3. 청구항 1에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  4. 청구항 2에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 중 적어도 1개는 주자기장 방향과 평행한 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  5. 청구항 1에 있어서,
    메인루프코일과 보조루프코일이 직렬로 연결되어 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  6. 청구항 1에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터 및 제4 전기적 컨덕터 중 1개는 메인루프코일과 동일 평면에 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  7. 청구항 1에 있어서,
    α각도가 90도인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  8. 청구항 1에 있어서,
    내부는 공간이고 외부 표면에 메인루프코일이 배치되는 지지체를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  9. 청구항 8에 있어서,
    지지체의 형상이 원통인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  10. 청구항 8에 있어서,
    지지체의 재질이 아크릴 재질인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  11. 청구항 8에 있어서,
    α각도가 90도인 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  12. 청구항 8에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터 및 제4 전기적 컨덕터 중 1개는 메인루프코일과 동일 평면에 있는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  13. 청구항 8에 있어서,
    메인루프코일이 지지체에 밀착하여 배치되는 것을 특징으로 하는 RF 코일 구조물.
  14. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서,
    B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고,
    메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 및 제4 전기적 컨덕터를 갖는 제1 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  15. 청구항 14에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제1 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  16. 청구항 14에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제1 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  17. 청구항 14에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  18. 청구항 14에 있어서,
    메인루프코일과 제1 보조루프코일에 흐르는 전류를 인가하는 1개의 RF 소스를 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  19. 청구항 15에 있어서,
    메인루프코일의 제2 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터와 평행한 제5 및 제6 전기적 컨덕터를 갖는 제2 보조루프코일을 갖는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  20. 청구항 19에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대 방향인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  21. 청구항 19에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  22. 청구항 19에 있어서,
    제5 전기적 컨덕터와 제6 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  23. 청구항 16에 있어서,
    메인루프코일의 제2 전기적 컨덕터를 사이에 두고 제2 전기적 컨덕터와 평행한 제5 및 제6 전기적 컨덕터를 갖는 제2 보조루프코일을 갖는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  24. 청구항 23에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대 방향인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  25. 청구항 23에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 제2 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  26. 청구항 23에 있어서,
    제5 전기적 컨덕터와 제6 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  27. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 코일에 있어서,
    B0 자기장 방향과 평행한 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터를 갖는 메인루프코일; 그리고,
    메인루프코일의 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이에 제1 전기적 컨덕터와 평행한 제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터를 갖는 보조루프코일;을 포함하는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  28. 청구항 27에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 같은 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  29. 청구항 27에 있어서,
    메인루프코일이 만드는 자기장의 방향과 보조루프코일이 만드는 자기장의 방향이 서로 반대인 것을 특징으로 하는 RF 코일.
  30. 청구항 27에 있어서,
    제3 전기적 컨덕터와 제4 전기적 컨덕터 사이의 거리가 제1 전기적 컨덕터와 제2 전기적 컨덕터 사이의 거리의 0.25배보다 작게 되는 것을 특징으로 하는 RF 코일.
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