WO2015190818A1 - Rf 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템 - Google Patents

Rf 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템 Download PDF

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WO2015190818A1
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coil
coil elements
magnetic resonance
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resonance imaging
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PCT/KR2015/005804
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김경남
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삼성전자 주식회사
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    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field

Definitions

  • the disclosed embodiment relates to an RF surface coil unit and a magnetic resonance imaging system including the same, which are used in a magnetic resonance imaging system.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • a magnetic resonance imaging apparatus is an apparatus for obtaining an image of a tomography region of an object by expressing the intensity of a magnetic resonance signal with respect to a radio frequency (RF) signal generated in a magnetic field of a specific intensity in contrast.
  • RF radio frequency
  • an RF signal that resonates only a specific nucleus e.g., hydrogen nucleus, etc.
  • the magnetic resonance imaging system may acquire a cross-sectional image of the object by receiving the magnetic resonance signal from the RF coil.
  • the magnitude of the magnetic resonance signal may be determined by the amount of predetermined atoms (eg, hydrogen, sodium, or carbon isotopes, etc.) included in the object, or the flow of blood.
  • the disclosed embodiment provides a magnetic resonance imaging system including an RF surface coil in which opposite loop coils are electrically connected.
  • the technical problem to be solved by the present embodiment is not limited to the technical problems as described above, and may further include other technical problems.
  • a plurality of RF coil elements formed on a cylindrical base, wherein at least one pair of RF coil elements of the RF coil elements face each other and provide an electrically connected RF surface coil portion.
  • the RF coil elements may be formed in a loop shape.
  • the electrically connected at least one pair of RF coil elements may be formed in one channel.
  • the at least one pair of RF coil elements may form a linear field, and at least one pair of RF coil elements may overlap the linear fields inside the cylindrical base.
  • One end of the cylindrical base may be formed with a conductive layer electrically connecting at least one pair of RF coil elements of the opposite RF coil elements.
  • the conductive layer may form a loop coil element on one end of the base.
  • the loop size of the loop coil element may be equal to or smaller than the size of the loop formed by the RF coil elements.
  • the conductive layer can be connected with an RF source.
  • At least one pair of the RF coil elements of the RF coil elements to provide a magnetic resonance imaging system comprising an RF surface coil portion facing each other and electrically connected.
  • the magnetic resonance imaging system may electrically connect the opposite RF coil elements to each other to form a linear field and overlap each other to form a uniform magnetic field in the volumetric RF surface coil part.
  • an additional loop element may be formed at one end of the RF surface coil part to improve the uniformity of the magnetic field in the front direction (x, y, z) of the region where the object inside the RF surface coil part is located.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of an RF surface coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating one end of the RF surface coil part of FIG. 2.
  • FIG 4 is a view showing an additional loop coil is formed at the end of the RF surface coil portion of the magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a magnetic field generation form when an additional loop coil is formed at an end of the RF surface coil part illustrated in FIG. 4.
  • FIG. 1 is a configuration diagram schematically showing a magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • a magnetic resonance imaging system includes a main magnet 120, a gradient coil unit 130, and a body type RF coil unit in a cylindrical housing 110. body coil) 140.
  • the main magnet 120 is a magnetic dipole moment of the atomic nuclei, such as hydrogen, phosphorus, sodium, etc. among the elements distributed in the object 102 causing the magnetic resonance phenomenon
  • a static or static magnetic field can be created to align the direction in a constant direction.
  • an "object" may include a person, an animal, or part of a person or animal.
  • the object 102 may include organs such as liver, heart, uterus, brain, breast, abdomen, or blood vessels.
  • a superconducting magnet or a permanent magnet may be used as the main magnet 120.
  • a superconducting magnet may be used to create a high magnetic field of 0.5T or more.
  • the main magnet 120 may have a cylindrical shape.
  • a gradient coil 130 may be formed inside the main magnet 120.
  • the gradient coil unit 130 may include three gradient coils that generate gradient magnetic fields in the x-axis, y-axis, and z-axis directions that are perpendicular to each other.
  • the gradient coil unit 130 may generate a spatially linear gradient magnetic field to take a magnetic resonance image.
  • the gradient coil unit 130 may induce resonance frequencies differently for each part of the object 102 to provide position information of each part of the object 102.
  • the body type RF coil unit 140 may be mounted on the inner side of the gradient coil unit 130, and may form part of a cylindrical magnetic structure together with the main magnet 120 and the gradient coil unit 130.
  • the RF surface coil part 200 may be formed to be adjacent to the object 102 on the table 100.
  • the body type RF coil unit 140 and the RF surface coil unit 200 are devices capable of generating a high frequency magnetic field having a Larmor frequency as a center frequency, and excite an RF signal to the object 102, 102 may receive a magnetic resonance signal emitted from the.
  • the body type RF coil unit 140 and the RF surface coil unit 200 have an electromagnetic wave signal having a radio frequency corresponding to the type of atomic nucleus in order to transition the atomic nucleus from a low energy state to a high energy state.
  • an RF signal may be generated and applied to the object 102.
  • the electromagnetic wave signals generated by the body type RF coil portion 140 and the RF surface coil portion 200 are applied to the atomic nucleus, the atomic nucleus may transition from a low energy state to a high energy state.
  • the atomic nucleus to which the electromagnetic wave is applied radiates an electromagnetic wave having a Lamor frequency while transitioning from a high energy state to a low energy state.
  • an electromagnetic wave having a Lamore frequency may be radiated while a change in energy level from high energy to low energy occurs in the atomic nucleus to which the electromagnetic wave is applied.
  • the body type RF coil unit 140 and the RF surface coil unit 200 may receive an electromagnetic wave signal radiated from atomic nuclei inside the object 102.
  • the body type RF coil unit 140 may be fixed to the inside of the inclined coil unit 130 of the housing 110, and the RF surface coil unit 200 may be detachable.
  • the RF surface coil unit 200 may have a form that can be mounted or detached from the table 100 to diagnose a specific portion of the object 102.
  • the RF coil unit 200 may be a volumetric RF surface coil for diagnosing a portion of the object 102 including the head, neck, shoulder, wrist, leg, ankle, etc. of the object 102.
  • the housing 110 including the main magnet 120, the gradient coil unit 130, and the body type RF coil unit 140 may have a cylindrical cylinder shape.
  • a bore 160 a space into which the table 100 on which the object 102 is located, may enter may be formed.
  • the bore 160 may be formed in the z direction, and the diameter of the bore 160 may be determined according to the sizes of the main magnet 120, the gradient coil unit 130, and the body type RF coil unit 140.
  • the display 150 may be mounted outside the housing 110 of the magnetic resonance imaging system, and an additional display may be further included inside the housing 110. Predetermined information may be transmitted to the user or the object 102 through a display positioned inside and / or outside the housing 110.
  • the magnetic resonance imaging system may include a signal transceiver 10, a system controller 20, a monitoring unit 30, and an operating unit 40.
  • the signal transceiving unit 10 may control the gradient magnetic field formed in the housing 110, that is, the bore 160, and the RF signal for the body type RF coil unit 140 and the RF surface coil unit 200. Transmission and reception of magnetic resonance signals can be controlled.
  • the system controller 20 may control a sequence of signals formed in the housing 110.
  • the monitoring unit 30 may monitor or control the housing 110 or various devices mounted on the housing 110.
  • the operating unit 40 may command pulse sequence information to the system control unit 20, and control the operation of the entire magnetic resonance imaging system.
  • the object 102 may be inspected in a stationary state or in a state of being moved on the table 100 in the bore 102 shape direction, that is, in the z-axis direction.
  • FIG. 2 is a view showing an example of the RF surface coil unit 200 of the magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • 3 is a diagram illustrating one end of the RF surface coil part of FIG. 2.
  • the RF surface coil unit 200 may include a plurality of RF coil elements E1 to E8 formed on the base 210.
  • the RF coil elements E1 to E8 may be formed in a loop shape on the surface of the base 210, and at least one of the RF coil elements E1 to E8 facing each other among the respective RF coil elements E1 to E8.
  • the pair may be electrically connected to each other.
  • the RF coil elements E1 to E8 that face each other among the RF coil elements E1 to E8 may be RF coil elements positioned on the same line when an imaginary straight line is drawn to the center of the RF coil unit 200. For example, referring to the center of the RF surface coil unit 200 of FIG.
  • the RF coil elements E1 and E5 may face each other and may be electrically connected to form a linear field.
  • the RF coil elements E2 and E6, the RF coil elements E3 and E7, the RF coil elements E4 and E8 are opposed to each other and they may be electrically connected to each other to form a linear field.
  • the linear fields generated by these opposing RF coil elements E1-E8 may overlap.
  • the RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8 that are opposed to each other among the RF coil elements E1 to E8 may be electrically connected to each other so that they may constitute one channel.
  • the RF surface coil unit 200 includes eight RF coil elements E1 to E8.
  • the RF surface coil unit 200 includes four channels as opposed to RF coil elements electrically connected to each other. However, the present invention is not limited thereto, and four to 128 RF coil elements may be variably formed on the base 210 of the RF surface coil unit 200.
  • the RF coil elements E1 to E8 facing each other are electrically cross-connected to each other to form a linear field, so that the linear fields are contacted with each other to form a magnetic field in the xy plane direction of the RF surface coil part 200. Uniformity can be improved.
  • the base 210 of the RF surface coil part 200 may be formed in a cylindrical shape, and may include a first end 220 and a second end 230.
  • the first end 220 may be formed with electrode lines for electrically connecting coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8, which are opposed to each other, and the electrode lines may be externally formed. For example, it can be powered by a coaxial cable.
  • the second end 230 of the RF surface coil part 200 may be opened to allow the object 102 to be seated on the table 100.
  • the RF surface coil part 200 may have an empty space formed therein by opening the second end 230, and at least a body part of the object 102, for example, in an internal space of the RF surface coil part 200.
  • the region H in the RF surface coil unit 200 of FIG. 3 is a region in which at least a body part of the object 102 may be located, and the RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3, and E7 facing each other. , E4 and E8) are electrically connected to each other to form a linear field, whereby a uniform magnetic field in the xy plane direction can be formed.
  • the base 210 may be formed of a non-magnetic material having some rigidity, light weight, and good corrosion resistance and moldability.
  • Base 210 may be formed of an insulating polymer, a plastic material, for example, may be formed of fiber reinforced plastics (FRP), of which glass fiber reinforced plastics (glass fiber) reinforced plastics (GFRP).
  • FRP fiber reinforced plastics
  • GFRP glass fiber reinforced plastics
  • RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8 may be formed of a conductive material, for example, may be formed by patterning a metal with high electrical conductivity such as copper, stainless steel, or the like. It is not limited thereto.
  • FIG 4 is a view showing an additional loop coil is formed on the cross section of the RF surface coil unit 200 of the magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8 are provided at the first end 220 of the RF surface coil part 200 of the magnetic resonance imaging system according to the embodiment.
  • the conductive layer 240 formed of a conductive material electrically connecting the at least one pair of opposite RF coil elements to each other may be formed.
  • the conductive layer 240 may be formed in a loop shape at the first end 220 of the RF surface coil part 200.
  • the conductive layer 240 may receive power from the outside to supply power to the RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8, and form a loop shape on the conductive layer 240 itself.
  • the conductive layer 240 may be an additional loop coil element of the RF surface coil portion 200.
  • the uniformity of the magnetic field in the zx plane or the zy plane may be improved.
  • the size of the loop of the loop coil element formed by the conductive layer 240 at the first end 220 of the RF surface coil part 200 is the RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3 and E7, E4 and E8) may be formed equal to or smaller than the size of the loop.
  • the size may mean the size of the diameter when the loop is circular, and may mean the size of the area or the length of the circumference when the loop is not circular.
  • the size and position of the additional loop coil element at the first end of the RF surface coil unit 200 may be determined according to the position of the ROI of the magnetic resonance image to be obtained, and spatially the RF field formed in the main magnetic field direction. It can be determined according to the degree to which it is to be moved.
  • the conductive layer 240 connecting the RF coil elements E4 and E8 shows a loop shape, but is not limited thereto.
  • the RF coil elements E1 and E5, E2 and E6, E3, and E7 may be connected.
  • An additional loop coil may be formed at the first end 220 of the RF surface coil part 200 by the conductive layer.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a magnetic field generation form when an additional loop coil is formed on a cross section of the RF coil unit illustrated in FIG. 4.
  • the RF coil elements E4 and E8 of the RF surface coil part 200 are electrically connected by the conductive layer 240, and the conductive layer 240 is connected to the RF surface coil part 200. It is formed in a loop shape at the first end 220 and may be connected to the RF source 250, for example, a coaxial cable. RF coil elements E4 and E8 may be powered from the RF source 250 through the conductive layer 240. In FIG. 5, the RF coil element E8, the loop coil elements L1 and L2 formed by the conductive layer 240, and the RF coil element E4 are shown in the order of power supply, but are not limited thereto.
  • Linear magnetic fields (M4, M8) generated in the above, and the magnetic field (M41, M42) by the loop coil elements (L1, L2) formed by the conductive layer 240 may be formed on the zx plane or zy plane. .
  • the RF surface coil unit 200 electrically connects the opposed RF coil elements to each other to form a linear field, and the first end 220 of the RF coil unit 200.
  • the additional loop coil may be formed on the N) to improve the uniformity of the magnetic field in the front direction (x, y, z) of the region where the object 102 inside the RF surface coil unit 200 is located.
  • the channel of the magnetic resonance imaging system may be reduced to 1/2 while maintaining the signal to noise ratio (SNR) of the magnetic resonance imaging. That is, it can have the effect of using a channel twice the number of limited RF transmit or receive channels.
  • SNR signal to noise ratio
  • the RF surface coil unit 200 may be mounted in one region of the table 100 as shown in FIG. 1.
  • the object 102 may be seated on the table 100 and positioned within the second end 230 of the RF surface coil part 200. In some cases, the lower body portion of the object 102 may be located in the RF surface coil part 200.

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Abstract

RF 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템이 개시된다. 개시된 RF 표면 코일부는 체적형 RF 표면 코일일 수 있으며, 원통 형상의 베이스 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트들;을 포함하며, 상기 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 서로 대향되며 전기적으로 연결되어 하나의 채널을 형성할 수 있다

Description

RF 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템
개시된 실시예는 자기공명영상 시스템(Magnetic resonance imaging system)에 사용되는 RF 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템에 관한 것이다.
질병의 예방 또는 치료를 위해 인체 내부의 이상을 진단하기 위한 다양한 진단용 장치가 사용되고 있다. 이 중 자력에 의해 발생한 자기장을 이용하는 것으로 자기공명영상(Magnetic resonance imaging: MRI) 장치가 널리 사용되고 있다.
자기공명영상 장치는 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 자기공명(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 기기이다. 대상체를 강력한 자기장 속에 위치시킨 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 RF 코일을 이용하여 대상체에 순간적으로 RF 에너지를 여기(excitation)시켰다가 중단하면 상기 특정의 원자핵에서 자기공명 신호가 방출된다. 자기공명영상 시스템은 이 자기공명 신호를 RF 코일이 수신함으로써 대상체의 단면 영상을 획득할 수 있다. 이러한 자기공명 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소, 나트륨 또는 탄소 동위원소 등)의 양 또는 혈류의 흐름 등에 의해 결정될 수 있다.
개시된 실시예에서는 대향되는 루프 코일들이 전기적으로 연결된 RF 표면 코일을 포함하는 자기공명영상 시스템을 제공하고자 한다. 본 실시예가 해결하려는 기술적 과제는 상기된 바와 같은 기술적 과제들로 한정되지 않으며, 또 다른 기술적 과제들을 더 포함할 수 있다.
본 발명의 실시예에서는,
자기공명영상 시스템용 RF 표면 코일부에 있어서,
원통 형상의 베이스 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트들;을 포함하며, 상기 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 서로 대향되며 전기적으로 연결된 RF 표면 코일부를 제공한다.
상기 RF 코일 엘리멘트들은 루프 형상으로 형성될 수 있다.
상기 전기적으로 연결된 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 하나의 채널로 형성된 것일 수 있다.
상기 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 선형 필드를 형성하며, 상기 원통 형상의 베이스 내측은 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 선형 필드들이 중첩될 수 있다.
상기 원통 형상의 베이스의 일단부는 상기 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들을 전기적으로 연결하는 전도층이 형성될 수 있다.
상기 전도층은 상기 베이스의 일단부 상에 루프 코일 엘리멘트를 형성할 수 있다.
상기 루프 코일 엘리멘트의 루프의 크기는 상기 RF 코일 엘리멘트들이 형성하는 루프의 크기보다 같거나 작을 수 있다.
상기 전도층은 RF 소스와 연결될 수 있다.
또한, 개시된 실시예에서는 자기공명영상 시스템에 있어서,
원통 형상의 베이스 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트들;을 포함하며,
상기 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 서로 대향되며 전기적으로 연결된 RF 표면 코일부를 포함하는 자기공명영상 시스템을 제공한다.
개시된 실시예에 따르면, 자기공명영상 시스템에서는 대향되는 RF 코일 엘리멘트들을 서로 전기적으로 연결하여 선형 필드를 형성하여 상호 중첩시켜 체적형 RF 표면 코일부 내에서 균일한 자기장을 형성할 수 있다. 또한, RF 표면 코일부의 일단부에 추가적인 루프 엘리멘트을 형성하여 RF 표면 코일부의 내부의 대상체가 위치하는 영역의 전 방향(x, y, z)으로의 자기장을 균일도를 향상시킬 수 있다.
이러한 RF 표면 코일부의 코일 엘리멘트들의 배열에 의하여 자기공명영상의 SNR(signal to noise ratio)을 유지하면서 제한된 RF 송신 또는 수신 채널 수의 2배의 채널을 사용하는 효과를 지닌 위상배열 코일을 제공할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템를 나타낸 구성도이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 표면 코일부의 일 예를 나타낸 도면이다.
도 3은 도 2의 RF 표면 코일부의 일단부를 나타낸 도면이다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 표면 코일부의 단부에 추가적인 루프 코일이 형성된 것을 나타낸 도면이다.
도 5는 도 4에 나타낸 RF 표면 코일부의 단부에 추가적인 루프 코일이 형성된 경우의 자기장 발생 형태를 나타낸 도면이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예에 따른 RF 표면 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템에 대해 상세하게 설명한다. 첨부된 도면에 도시된 층이나 영역들의 폭 및 두께는 명세서의 명확성을 위해 다소 과장되게 도시된 것일 수 있다. 상세한 설명 전체에 걸쳐 동일한 참조번호는 동일한 구성요소를 나타낸다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템를 개략적으로 나타낸 구성도이다.
도 1을 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템은, 원통 형상의 하우징(110) 내에 주자석(120), 경사 코일부(gradient coil)(130) 및 바디형 RF 코일부(RF body coil)(140)를 포함할 수 있다.
주자석(main magnet)(120)은 대상체(object)(102) 내에 분포해 있는 원소 중 자기공명현상을 일으키는 원소, 예를 들어 수소, 인, 나트륨 등의 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성할 수 있다. 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람, 동물, 또는 사람이나 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체(102)는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 주자석(120)으로는 초전도 자석이나 영구 자석을 사용할 수 있으며, 예를 들어 0.5T 이상의 높은 자계를 만드는 데는 초전도 자석이 사용될 수 있다. 주자석(120)에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 자기공명 영상을 얻을 수 있다. 주자석(120)은 원통 형상을 지닐 수 있다.
주자석(120)의 내측에는 경사 코일부(gradient coil)(130)가 형성될 수 있다. 경사 코일부(130)는 서로 직교하는 x축, y축 및 z축 방향의 경사자장을 발생시키는 세 개의 경사 코일을 포함할 수 있다. 경사 코일부(130)는 자기공명영상을 촬영하기 위해서는 공간적으로 선형적인 경사자계를 발생시킬 수 있다. 경사 코일부(130)는 대상체(102)의 각각의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(102)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.
바디형 RF 코일부(140)는 경사 코일부(130)의 내측부에 장착될 수 있으며, 주자석(120) 및 경사 코일부(130)와 함께 원통형 자기 구조체의 일부를 이루 수 있다. 또한, 테이블(100) 상의 대상체(102)와 인접하도록 RF 표면 코일부(200)가 형성될 수 있다. 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)는 라모(Larmor) 주파수를 중심주파수로 하는 고주파자계를 발생시킬 수 있는 장치로서, 대상체(102)에 RF 신호를 여기시키고, 대상체(102)로부터 방출되는 자기공명 신호를 수신할 수 있다. 예를 들어, 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)는 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 대상체(102)에 인가할 수 있다. 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)에 의해 생성된 전자파 신호가 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 그리고 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 즉, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)는 대상체(102) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다. 바디형 RF 코일부(140)는 하우징(110)의 경사 코일부(130) 내측에 고정된 형태일 수 있으며, RF 표면 코일부(200)는 착탈이 가능한 형태일 수 있다. RF 표면 코일부(200)는 대상체(102)의 특정 부위를 진단하기 위하여, 테이블(100)에 장착 또는 착탈 가능한 형태일 수 있다. RF 코일부(200)는 대상체(102)의 머리, 목, 어깨, 손목, 다리 또는 발목 등을 포함한 대상체(102)의 일부분에 대한 진단용으로 체적형 RF 표면 코일일 수 있다.
주자석(120), 경사 코일부(130) 및 바디형 RF 코일부(140)를 포함하는 하우징(110)은 원통형 실린더 형상을 지닐 수 있다. 하우징(110) 내부는 대상체(102)가 위치하는 테이블(100)이 진입할 수 있는 공간인 보어(bore)(160)가 형성될 수 있다. 보어(160)는 z 방향으로 형성될 수 있으며, 보어(160)의 직경은 주자석(120), 경사 코일부(130) 및 바디형 RF 코일부(140)의 크기에 따라 결정될 수 있다.
자기공명영상 시스템의 하우징(110) 외측에는 디스플레이(150)가 장착될 수 있으며, 또한 하우징(110)의 내측에도 추가적인 디스플레이가 더 포함될 수 있다. 하우징(110)의 내측 및/또는 외측에 위치하는 디스플레이를 통하여 사용자 또는 대상체(102)에게 소정의 정보를 전달할 수 있다.
그리고, 자기공명영상 시스템은 신호 송수신부(10), 시스템 제어부(20), 모니터링부(30) 및 오퍼레이팅부(40)를 포함할 수 있다.
신호 송수신부(10)는 하우징(110) 내부, 즉 보어(160)에 형성되는 경사 자장을 제어할 수 있으며, 바디형 RF 코일부(140) 및 RF 표면 코일부(200)에 대한 RF 신호와 자기공명 신호의 송수신을 제어할 수 있다. 시스템 제어부(20)는 하우징(110) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 모니터링부(30)는 하우징(110) 또는 하우징(110)에 장착된 다양한 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 오퍼레이팅부(40)는 시스템 제어부(20)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, 자기공명영상 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다. 대상체(102)는 테이블(100) 상에 위치한 상태에서 보어(102) 형상 방향으로, 즉 z축 방향으로 이동되어 정지된 상태 또는 이동하는 상태에서 검사될 수 있다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 표면 코일부(200)의 일 예를 나타낸 도면이다. 도 3은 도 2의 RF 표면 코일부의 일단부를 나타낸 도면이다.
도 2 및 도 3을 참조하면, RF 표면 코일부(200)는 베이스(210) 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트(RF coil element)(E1~E8)들을 포함할 수 있다. RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들은 베이스(210) 표면에서 루프 형상으로 형성될 수 있으며, 각각의 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들 중 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들 중 적어도 한 쌍은 서로 전기적으로 연결될 수 있다. 여기서 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들 중 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)란 RF 코일부(200)의 중심으로 가상을 직선을 그었을 때 동일한 선상에 위치하는 RF 코일 엘리멘트일 수 있다. 예를 들어, 도 3의 RF 표면 코일부(200)의 중심을 기준으로 살펴보면 RF 코일 엘리멘트 E1과 E5는 서로 대향되며 이들이 전기적으로 연결됨으로써 선형 필드(linear field)를 형성할 수 있다. 또한, RF 코일 엘리멘트 E2 및 E6, RF 코일 엘리멘트 E3 및 E7, RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8은 서로 대향되며 이들이 각각 전기적으로 연결되어 선형 필드가 형성될 수 있다. 이러한 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들에 의해 발생되는 선형 필드가 중첩될 수 있다. RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들 중 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들은 서로 전기적으로 연결됨으로써 이들은 하나의 채널을 구성할 수 있다. 도 2에서는 RF 표면 코일부(200)가 8개의 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들을 포함한 것을 나타내었으며, 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트들이 서로 전기적으로 연결됨으로써 전체적으로 4개의 채널을 지닌 예를 나타내었다. 그러나, 이에 한정되는 것은 아니며, RF 표면 코일부(200)의 베이스(210) 상에는 RF 코일 엘리멘트가 4개 내지 128개까지 가변적으로 형성될 수 있다. 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1~E8)들이 서로 전기적으로 교차 연결(electrically cross connection)되어 선형 필드를 형성함으로써, 이러한 선형 필드들이 서로 충접됨으로써 RF 표면 코일부(200)의 xy 면 방향의 자기장의 균일도를 향상시킬 수 있다.
RF 표면 코일부(200)의 베이스(210)는 원통 형상으로 형성될 수 있으며, 제 1단부(220) 및 제 2단부(230)를 포함할 수 있다. 제 1단부(220)는 서로 대향되는 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들을 각각 전기적으로 연결하기 위한 전극 라인이 형성될 수 있으며, 전극 라인들은 외부에서 예를 들어 동축 케이블에 의해 전원을 공급받을 수 있다. RF 표면 코일부(200)의 제 2단부(230)는 대상체(102)가 테이블(100)에 안착되어 위치할 수 있도록 개구될 수 있다. RF 표면 코일부(200)는 제 2단부(230)가 개구되어 내부에 빈 공간이 형성될 수 있으며, RF 표면 코일부(200)의 내부 공간 내에 대상체(102)의 적어도 신체 일부분, 예를 들어 머리를 포함하는 상체 부분, 또는 다리쪽을 포함하는 하체 부분이 진입될 수 있다. 즉, 도 3의 RF 표면 코일부(200) 내의 H 영역이 대상체(102)의 적어도 신체 일부분이 위치할 수 있는 영역이며, 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들을 각각 전기적으로 연결하여 선형 필드를 형성함으로써, xy면 방향으로의 균일한 자기장이 형성될 수 있다.
베이스(210)는 어느 정도 강성을 지니며, 가벼우며 내식성 및 성형성이 좋은 비자성 물질로 형성될 수 있다. 베이스(210)는 절연성 폴리머, 플라스틱 재질로 형성될 수 있으며, 예를 들어 섬유 강화 플라스틱계 복합재료(fiber reinforced plastics:FRP)로 형성될 수 있으며, 그 중 유리섬유 강화 플라스틱계 복합재료(glass fiber reinforced plastics: GFRP)로 형성될 수 있다. RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들은 전도성 물질로 형성될 수 있으며, 예를 들어 구리, 스테일리스 스틸 등의 전기 전도성이 높은 금속이 패턴되어 형성될 수 있으며 이에 한정되는 것은 아니다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 표면 코일부(200)의 단면에 추가적인 루프 코일이 형성된 것을 나타낸 도면이다.
도 4를 참조하면, 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에는 RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들 중 대향되는 적어도 한쌍의 RF 코일 엘리멘트들을 서로 전기적으로 연결시키는 전도성 물질로 형성된 전도층(240)이 형성될 수 있다. 전도층(240)은 RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에 루프 형상으로 형성될 수 있다. 전도층(240)은 외부로부터 전원을 인가받아 RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들에 전원을 공급할 수 있으며, 전도층(240) 자체에 루프 형상을 지님으로써 RF 표면 코일부(200) 내부에 위치하는 대상체(102)에 균일한 자기장을 인가할 수 있다. 즉, 전도층(240)은 RF 표면 코일부(200)의 추가적인 루프 코일 엘리멘트일 수 있다. 원통형 RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에 추가적인 루프 코일 엘리멘트를 형성함으로써 zx면 또는 zy면 방향으로의 자기장의 균일도를 향상시킬 수 있다. RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에 전도층(240)에 의해 형성되는 루프 코일 엘리멘트의 루프의 크기는 RF 코일 엘리멘트(E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7, E4 및 E8)들의 루프의 크기보다 같거나 작게 형성될 수 있다. 여기서 크기는 루프가 원형인 경우 지름의 크기을 의미할 수 있으며, 원형이 아닌 경우 그 면적 또는 둘레의 길이의 크기를 의미할 수 있다. RF 표면 코일부(200)의 제 1단부에 추가적인 루프 코일 엘리멘트의 크기 및 위치는 얻고자 하는 자기공명영상의 관심 영역의 위치에 따라 결정될 수 있으며, 또한 주자기장 방향으로 형성되는 RF 필드를 공간적으로 이동시키고자 하는 정도에 따라 결정될 수 있다.
도 4에서는 RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8을 연결하는 전도층(240)이 루프 형상을 나타낸 것을 도시하였으며, 이에 한정된 것이 아니라, 예를 들어 RF 코일 엘리멘트 E1 및 E5, E2 및 E6, E3 및 E7을 연결하는 전도층에 의해 RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에 추가적인 루프 코일이 형성될 수 있다.
도 5는 도 4에 나타낸 RF 코일부의 단면에 추가적인 루프 코일이 형성된 경우의 자기장 발생 형태를 나타낸 도면이다.
도 4 및 도 5를 참조하면, RF 표면 코일부(200)의 RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8은 전도층(240)에 의해 전기적으로 연결되며, 전도층(240)은 RF 표면 코일부(200)의 제 1단부(220)에서 루프 형상으로 형성되며 RF 소스(250), 예를 들어 동축 케이블과 연결될 수 있다. RF 소스(250)로부터 전도층(240)을 통하여 RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8에 전원이 공급될 수 있다. 도 5에서는 전원 공급 순서로 RF 코일 엘리멘트 E8, 전도층(240)에 의해 형성되는 루프 코일 엘리멘트(L1, L2) 및 RF 코일 엘리멘트 E4 순으로 도시되어 있으나 이에 한정되는 것은 아니다. RF 소스(250)로부터 RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8, 전도층(240)에 의해 형성되는 루프 코일 엘리멘트(L1, L2)에 전원이 공급되면서 각각 자기장이 발생되며, xy면 상에는 RF 코일 엘리멘트 E4 및 E8에서 발생된 선형 자기장(M4, M8)이 형성되며, zx면 또는 zy면 상에는 전도층(240)에 의해 형성되는 루프 코일 엘리멘트(L1, L2)에 의한 자기장(M41, M42)이 형성될 수 있다.
이처럼 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템에서는 RF 표면 코일부(200)는 대향되는 RF 코일 엘리멘트들을 서로 전기적으로 연결하여 선형 필드를 형성하며, RF 코일부(200)의 제 1단부(220)에 추가적인 루프 코일을 형성하여 RF 표면 코일부(200) 내부의 대상체(102)가 위치하는 영역의 전 방향(x, y, z)으로의 자기장을 균일도를 향상시킬 수 있다. 이러한 RF 표면 코일부(200)의 코일 엘리멘트들의 배열에 의하여 자기공명영상의 SNR(signal to noise ratio)을 유지하면서 자기공명영상 시스템의 채널을 1/2로 감소시킬 수 있다. 즉, 제한된 RF 송신 또는 수신 채널 수의 2배의 채널을 사용하는 효과를 지닐 수 있다.
RF 표면 코일부(200)는 도 1에 나타낸 바와 같이 테이블(100)의 일영역에 장착될 수 있다. 대상체(102)는 테이블(100) 상에 안착되어 RF 표면 코일부(200)의 제 2단부(230) 내로 위치할 수 있다. 경우에 따라서는 대상체(102)의 하체 부위를 RF 표면 코일부(200) 내에 위치시킬 수 있다.
이제까지 본 발명에 대하여 그 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.

Claims (14)

  1. 자기공명영상 시스템용 RF 표면 코일부에 있어서,
    원통 형상의 베이스 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트들;을 포함하며,
    상기 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 서로 대향되며 전기적으로 연결된 RF 표면 코일부.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 RF 코일 엘리멘트들은 루프 형상으로 형성된 RF 표면 코일부.
  3. 제 1항에 있어서,
    상기 전기적으로 연결된 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 하나의 채널로 형성된 RF 표면 코일부.
  4. 제 3항에 있어서,
    상기 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 선형 필드를 형성하는 RF 표면 코일부.
  5. 제 4항에 있어서,
    상기 원통 형상의 베이스 내측은 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 선형 필드들이 중첩되는 RF 표면 코일부.
  6. 제 1항에 있어서,
    상기 원통 형상의 베이스의 일단부는 상기 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들을 전기적으로 연결하는 전도층이 형성된 RF 표면 코일부.
  7. 제 6항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 베이스의 일단부 상에 루프 코일 엘리멘트를 형성하는 RF 표면 코일부.
  8. 제 7항에 있어서,
    상기 루프 코일 엘리멘트의 루프의 크기는 상기 RF 코일 엘리멘트들이 형성하는 루프의 크기보다 같거나 작은 RF 표면 코일부.
  9. 제 6항에 있어서,
    상기 전도층은 RF 소스와 연결된 RF 표면 코일부.
  10. 자기공명영상 시스템에 있어서,
    원통 형상의 베이스 상에 형성된 다수의 RF 코일 엘리멘트들;을 포함하며,
    상기 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 서로 대향되며 전기적으로 연결된 RF 표면 코일부를 포함하는 자기공명영상 시스템.
  11. 제 10항에 있어서,
    상기 RF 코일 엘리멘트들은 루프 형상으로 형성된 자기공명영상 시스템.
  12. 제 10항에 있어서,
    상기 전기적으로 연결된 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들은 하나의 채널로 형성된 자기공명영상 시스템.
  13. 제 10항에 있어서,
    상기 원통 형상의 베이스의 일단부는 상기 서로 대향되는 RF 코일 엘리멘트들 중 적어도 한 쌍의 RF 코일 엘리멘트들을 전기적으로 연결하는 전도층이 형성된 RF 표면 코일부.
  14. 제 13항에 있어서,
    상기 전도층은 상기 베이스의 일단부 상에 루프 코일 엘리멘트를 형성하는 RF 표면 코일부.
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