WO2016035948A1 - 유전 구조체를 포함하는 rf 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템 - Google Patents

유전 구조체를 포함하는 rf 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템 Download PDF

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WO2016035948A1
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coil
magnetic resonance
dielectric structure
coil unit
dielectric
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PCT/KR2015/000614
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김경남
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삼성전자 주식회사
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    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • 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 coil unit and a magnetic resonance imaging system including the same.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • the magnetic resonance imaging apparatus may photograph a cross section of a subject, for example, a human body, using a nuclear magnetic resonance phenomenon.
  • Atomic nuclei such as hydrogen ( 1 H), phosphorus ( 31 P), sodium ( 23 Na), and carbon isotopes ( 13 C), which are present in the human body, may have unique rotor magnetic constants due to nuclear magnetic resonance.
  • Electromagnetic waves are applied to the magnetization vectors of these atomic nuclei, and images of the inside of the human body can be obtained by receiving magnetic resonance signals generated by magnetization vectors lying on a vertical plane due to resonance.
  • an RF coil is used to apply an electromagnetic wave to the human body to resonate the magnetization vector in the human body, and to receive a magnetic resonance signal generated by the magnetization vector lying in the vertical plane due to the resonance.
  • the RF coil is also called an RF antenna in the sense of transmitting electromagnetic waves and receiving a magnetic resonance signal to resonate the magnetization vector. Resonating the magnetization vector with one RF coil (transmit mode) and receiving the magnetic resonance signal (receive mode) can be performed together.
  • the transmission mode and the reception mode may also be used separately.
  • a coil that performs both transmission and reception modes with one coil may be referred to as a transmission / reception coil, and a transmission-only coil may be referred to as a transmission coil and a reception-only coil as a reception coil.
  • the RF coil has a body type RF coil installed in the external device of the magnetic resonance imaging apparatus, and a surface type RF coil or volume type used by being attached to or adjacent to the subject. ) RF coil. Since the body-type RF coil is installed in the exterior device of the magnetic resonance imaging apparatus, the body-type RF coil is made on a cylindrical frame of a size that a subject can enter, and may be a transmission / reception coil or a transmission coil.
  • the surface RF coil or volumetric RF coil is installed to be attached to or detached from the table on which the subject is seated, and is generally made according to the shape of the subject such as the head coil, the neck coil, and the waist coil. It may be a transmission / reception coil or a reception coil.
  • the RF coil unit in particular, the RF coil unit including a configuration capable of ensuring the homogeneity of the magnetic field formed by the volume-type RF coil unit and the magnetic resonance image including the same.
  • 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.
  • At least one RF coil element formed on a cylindrical base having a circular or elliptical cross section
  • It may include an RF coil including a; dielectric structure formed inside the base.
  • the dielectric construct may comprise a plurality of dielectric constructs.
  • the dielectric structures may be connected by fasteners formed of a conductive material.
  • the dielectric structures may be formed with grooves into which the fastening portion may be inserted.
  • the dielectric structure may include an internal space in which the subject may be located.
  • a through hole connected to an inner space of the dielectric structure may be formed.
  • the dielectric structure may be formed of a high dielectric material.
  • the dielectric structure may be formed of BaTiO 3 or CaTiO 3 .
  • the RF coil unit may be a volume RF coil unit.
  • a magnetic resonance imaging system having at least one RF coil element formed on a cylindrical base having a circular or elliptic cross section and having a dielectric structure formed inside the base may be provided. .
  • the magnetic field generated by the volumetric RF coil portion of the magnetic resonance imaging system may apply a uniform magnetic field throughout the subject.
  • a uniform magnetic field throughout the subject it is possible to obtain a high resolution magnetic resonance image without deteriorating the quality of the magnetic resonance image depending on the position.
  • FIG. 1 is a configuration diagram schematically showing a magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an RF coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a structure in which a dielectric structure is separated from an RF coil part of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention shown in FIG. 2.
  • 4A and 4B are diagrams illustrating dielectric structures of an RF coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an area of a subject in a dielectric structure of an RF coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a view showing the strength of the magnetic field according to the region in the RF coil portion of the magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • 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 130, and an RF coil unit formed in a housing 110. ) 140 may be included.
  • the main magnet 120 is a magnetic dipole moment of the atomic nucleus of elements distributed in the object 190 causing magnetic resonance, for example, elements such as hydrogen, phosphorus, sodium or carbon ( It is possible to create a static or static magnetic field to align the direction of the magnetic dipole moment in a constant direction.
  • the main magnet 120 may be used, for example, a superconducting magnet capable of producing a high magnetic field of 0.5T or more. As the magnetic field generated by the main magnet 120 becomes stronger and more uniform, a relatively precise and accurate magnetic resonance image of the object 190 may be obtained.
  • the subject 190 may include a person, an animal, or a part of a person or an animal.
  • the subject 190 may include an organ, such as a liver, a heart, a uterus, a brain, a breast, an abdomen, or a blood vessel.
  • the subject 190 may include small animals such as a laboratory rat.
  • Gradient coil 130 may be formed inside the main magnet 120, and may include three gradient coils capable of generating gradient magnetic fields in the orthogonal x-axis, y-axis and z-axis direction Can be.
  • the gradient magnetic field coil unit 130 may generate a spatially linear gradient magnetic field to take a magnetic resonance image.
  • the gradient magnetic field coil unit 130 may provide the position information of each part of the object 190 by inducing a resonance frequency differently for each part of the object 190.
  • the RF coil unit 140 may be located inside the gradient magnetic field coil unit 130.
  • the RF coil unit 140 may form part of the cylindrical magnetic structure together with the main magnet 120 and the gradient magnetic field coil unit 130.
  • an additional RF coil may be further formed on the table 180 where the subject 190 is positioned to be adjacent to the subject 190.
  • the RF coil unit 140 located inside the gradient magnetic coil unit 130 may be referred to as a body type radio frequency coil, and is formed on the table 180 to be adjacent to the subject 190.
  • the coil unit may be a volume type RF frequency coil 170 or a surface type RF frequency coil.
  • the RF coil parts 140 and 170 may generate a high frequency magnetic field having a Larmor frequency as the center frequency.
  • an RF signal may be excited to a subject 190 and a magnetic resonance signal emitted from the subject 190 may be received.
  • the RF coil unit 140, the volume RF coil unit 170, and the surface RF coil unit radio frequency corresponding to the type of atomic nucleus in order to transition the nucleus from the low energy state to the high energy state
  • An electromagnetic wave signal having, for example, an RF signal may be generated and applied to the subject 190.
  • the atomic nucleus may transition from a low energy state to a high energy state.
  • the electromagnetic waves generated by the body type RF coil unit 140 and the volume type RF coil unit 170 disappear, 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. can do. That is, when the application of the electromagnetic wave signal to the atomic nucleus is stopped, 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 volume-type RF coil unit 170 may receive an electromagnetic wave signal radiated from atomic nuclei inside the object 190.
  • the received electromagnetic wave signal is amplified by a high frequency amplifier and demodulated by a sine wave of the LMO frequency to obtain a base band magnetic resonance signal.
  • the baseband magnetic resonance signal may be imaged to generate a magnetic resonance image.
  • the body type RF coil unit 140 may be fixed to the inside of the gradient magnetic coil unit 130 of the housing 110, and the volume type RF coil unit 170 may have a table 180 on which the subject 190 is seated. It may be a form that can be removable.
  • the volume RF coil unit 170 diagnoses a specific part of the subject 190, for example, a head, a face, a leg, or an ankle of the subject 190, or a relatively small subject, for example, an experiment. It can be used to diagnose rats and the like.
  • the housing 110 including the main magnet 120, the gradient magnetic field coil unit 130, and the RF coil unit 140 may have a cylindrical cylinder shape.
  • a bore 160 which is a space into which the table 180 on which the subject 190 is seated, may enter, may be formed.
  • the bore 160 may be formed extending in the z direction to the inside of the RF coil unit 140, the diameter of the bore 160 of the main magnet 120, the gradient magnetic field coil unit 130 and the RF coil unit 140 It can be determined according to the size.
  • 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 subject 190 through a display positioned inside and / or outside the housing 110.
  • the MRI system may include a signal transceiver 102, a system controller 104, an operating unit 106, and a monitoring unit 108.
  • the signal transceiver 102 may control a gradient magnetic field formed in the housing 110, that is, the bore 160, and may control transmission and reception of RF signals and magnetic resonance signals to the coil units 140 and 170. have.
  • the system controller 104 may control a sequence of signals formed inside the housing 110.
  • the monitoring unit 108 may monitor or control the housing 110 or various devices mounted on the housing 110, and the operating unit 106 may control the operation of the entire magnetic resonance imaging system.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an RF coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • 3 is a diagram illustrating a structure in which a dielectric structure is separated from an RF coil part of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention shown in FIG. 2.
  • the RF coil unit 20 may be a volume RF coil unit 170 positioned adjacent to the subject 190 of FIG. 1. However, it does not exclude that the body type RF coil unit 140 is also applied.
  • the RF coil unit 20 includes a base 22 on which RF coil elements 24a, 24b, and 26 are formed, and a dielectric structure 200 formed by being inserted into the base 22. It may include.
  • the RF coil elements 24a, 24b, 26 comprise a first coil element 24a and a second coil element 24b formed in a ring shape surrounding the outer circumference of the base 22, and the first coil element 24a.
  • the first coil element 24a and the second coil element 24b may be formed at both ends in the z direction of the base 22, respectively.
  • connection part 26 may be represented by a leg, a rod, or the like, and may be formed in a straight shape in the z-axis direction.
  • the connecting portion 26 may be formed of, for example, 8 to 32, but is not limited thereto.
  • the RF coil elements 24a, 24b, 26 formed on the surface of the base 22 may have a birdcage shape.
  • Capacitors 25a, 25b may be formed in the RF coil elements 24a, 24b, 26.
  • a cavity 28 which is an empty space may be formed inside the base 22 of the RF coil unit 20. The cavity 28 may be formed in the z-axis direction.
  • the dielectric structure 210 may be inserted into and formed into the cavity 28.
  • the dielectric structure 210 may be formed of a high permittivity material (High dielectric constant material) having a higher dielectric constant than silicon oxide.
  • the dielectric structure 200 may be formed of a plurality of dielectric structures 210, 212, 214, and 216, and the dielectric structures 210, 212, 214, and 216 may be connected by fastening units 220, respectively.
  • 2 and 3 illustrate that the dielectric structure 200 is formed by including four dielectric structures 210, 212, 214, and 216. However, this is merely illustrative, and the dielectric structure 200 may include various types of dielectric structures. Can be formed.
  • At least some regions of the dielectric structure 200 may have a through hole 230 that penetrates outward from an internal space of the dielectric structure 200.
  • the through hole 230 may be formed in the z-axis direction, and as shown in FIG. 1, when only a part of the subject 190 is inserted into the dielectric structure 200 to take a magnetic resonance image, the subject ( A portion of the 190 may be inserted through the through hole 230. In addition, when the subject 190 is a small animal, the tail portion and the like may be pulled out through the through hole 230.
  • the size or position of the through hole 230 is not limited.
  • the RF coil unit 20 may include a dielectric structure 200 inserted into a cavity 28 in the base 22, and the subject 190 in the dielectric structure 200. At least a portion of the can be taken to take the magnetic resonance image.
  • the dielectric structure 200 By including the dielectric structure 200, it is possible to apply a uniform magnetic field as a whole within the RF coil unit 20, it is possible to obtain a high-resolution magnetic resonance image.
  • the RF coil elements 24a, 24b, and 26 are positioned when a high dielectric material, that is, a medium having a high dielectric constant is placed inside the RF coil elements 24a, 24b, and 26 of the RF coil unit 20.
  • the magnetic field formed inside the field may be formed by a conductive current (Jc) and a displacement current (Jd).
  • the displacement current is related to the dielectric constant of the dielectric structure 200 formed inside the RF coil unit 20, and the secondary field in the RF coil unit 20 when a high dielectric material is present in the RF coil unit 20. And it can form, it is possible to improve the efficiency that the RF wave is propagated to the subject 190.
  • the base 22 of the RF coil unit 20 has rigidity, may be formed of a relatively light material, and may be formed of a nonmagnetic material having good corrosion resistance and moldability.
  • the base 22 may be formed of an insulating polymer or a plastic material, for example, may be formed of fiber reinforced plastics (FRP), and among them, glass fiber reinforced plastics (glass fiber) reinforced plastics (GFRP).
  • FRP fiber reinforced plastics
  • GFRP glass fiber reinforced plastics
  • the base 22 may have a cylindrical shape in the form of a cylinder whose end is circular or elliptical.
  • the RF coil elements 24a, 24b, 26 and fastener 220 may be formed of a conductive material, for example electrical such as copper, silver, gold coated copper, or the like.
  • Metal having high conductivity may be formed by patterning, but is not limited thereto.
  • the material forming the dielectric structure 200 may be a material having a high dielectric constant.
  • the dielectric structure 200 may be formed of BaTiO 3 , CaTiO 3, or the like.
  • the base 22 of the RF coil unit 20 may be large in consideration of the size of the dielectric structure 200.
  • a space in which the 190 may be located in the dielectric structure 200 may be secured.
  • 4A and 4B are diagrams illustrating a dielectric structure of an RF coil unit according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the dielectric structure 200 includes a first dielectric structure 210, a second dielectric structure 212, a third dielectric structure 214, and a fourth dielectric structure 216.
  • 210, 212, 214, and 216 are fastened by fastening parts 220, respectively, and grooves 222 into which the fastening parts 220 are inserted are formed.
  • an internal space 240 in which a subject may be positioned may be formed therein.
  • the dielectric structure 300 may be formed of two dielectric structures 310 and 320, and the dielectric structures 310 and 320 may be fastened by the fastening parts 320, respectively. Grooves 322 into which 320 may be inserted are formed, respectively. When the dielectric structures 310 and 312 are fastened, an internal space 340 may be formed in the dielectric structure 300 in which the subject may be positioned.
  • the dielectric structures 200 and 300 are each formed of four dielectric structures 210, 212, 214, and 216 (FIG. 4A) or two dielectric structures 310 and 312. Although shown in FIG. 4B, the present invention is not limited thereto, and the number of dielectric structures forming the dielectric structures 200 and 300 is not limited, and the position or diameter of the through holes 230 and 330 may be selectively determined. have.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an area of a subject in a dielectric structure of an RF coil unit of a magnetic resonance imaging system according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • the subject to take the magnetic resonance image may be located in the internal space 240 of the dielectric structure 200, and all or part of the subject may be located in the internal space 240 of the dielectric structure 200. If a portion of the subject is located in the dielectric structure 200, the remaining portion of the subject may be outside the dielectric structure 200 through the through hole 230. At this time, the region of interest S to which the magnetic resonance image is to be taken may be displayed as S1, S2, and S3 according to the part.
  • the magnetic field formed in the RF coil part of the magnetic resonance imaging system according to the present embodiment may have a uniform value as a whole. This will be described with reference to FIG. 6.
  • FIG. 6 is a view showing the strength of the magnetic field according to the region in the RF coil portion of the magnetic resonance imaging system according to an embodiment of the present invention.
  • the horizontal axis represents each part S1, S2, and S3 of the region of interest S to which the magnetic resonance image is to be taken
  • the vertical axis represents the magnetic field value.
  • G1 is a graph showing a magnetic field value in the RF coil unit including the dielectric structure
  • G2 is a graph showing a magnetic field value in the RF coil unit not including the dielectric structure.
  • the magnetic field value G1 in the RF coil part including the dielectric structure exhibits a uniform magnetic field value throughout the regions S1, S2, and S3.
  • the magnetic field value G2 in the RF coil portion decreases from the central portion in the z-axis direction toward the end.
  • magnetic field values of the S1 region in the G1 and G2 graphs may be the same or different from each other.
  • the RF coil unit may be variously modified according to the position of the ROI of the subject to be diagnosed, and the magnetic field is formed regardless of the position of the ROI of the subject. Uniformity can be improved.
  • the present invention has been described with reference to the preferred embodiments. Those skilled in the art will appreciate that the present invention can be implemented in a modified form without departing from the essential features of the present invention.
  • the disclosed RF coil unit may be applied to a volume RF coil unit of a magnetic resonance imaging system, and may also be applicable to a body type RF coil unit.

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Abstract

RF 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템이 개시된다. 개시된 RF 코일부는 RF 코일 요소들이 형성된 베이스와 상기 베이스 내부에 형성된 유전 구조체를 포함할 수 있다. 상기 유전 구조체는 다수의 유전 구조부를 포함할 수 있으며, 상기 유전 구조부들은 체결부에 의해 연결될 수 있다. 상기 유전 구조체는 내부에 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간을 포함할 수 있다. 상기 유전 구조체는 고유전 물질로 형성될 수 있다.

Description

유전 구조체를 포함하는 RF 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템
개시된 실시예는 RF 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템(Magnetic resonance imaging system)에 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.
자기 공명 영상 장치는 핵자기 공명 현상을 이용하여 피검체, 가령 인체의 단면을 촬영할 수 있다. 인체 내에 존재하는 수소(1H), 인(31P), 나트륨(23Na), 탄소동위원소(13C) 등의 원자핵은 핵자기 공명현상에 의해 각기 고유한 회전자계상수를 가질 수 있다. 이들 원자핵의 자화 벡터(magnetization vector)에 전자파를 인가하고, 공명으로 인하여 수직 평면에 누운 자화 벡터가 만드는 자기 공명신호를 수신함으로써 인체 내부의 영상을 획득할 수 있다. 이때, 인체 내의 자화 벡터를 공명시키기 위해 인체에 전자파를 인가하고, 또, 공명으로 인해 수직 평면에 누운 자화벡터가 만드는 자기 공명신호를 수신하는데 RF 코일이 사용된다. RF 코일은 자화 벡터를 공명시키기 위하여 전자파를 송신하고 자기 공명신호를 수신한다는 의미에서 RF 안테나라고 불리우기도 한다. 한 개의 RF 코일로 자화 벡터를 공명시키는 일(송신 모드)과 자기 공명 신호를 수신하는 일(수신 모드)을 같이 수행할 수도 있고, 송신 모드 전용의 RF 코일과 수신 모드 전용의 RF 코일 두 개를 각기 따로 사용하여 송신모드와 수신모드를 수행할 수도 있다. 또한 한 개의 코일로 송신 및 수신 모드를 모두 수행하는 코일을 송수신 코일이라 할 수 있으며, 송신 전용 코일을 송신 코일, 수신 전용 코일을 수신 코일이라 할 수 있다.
한편, RF 코일에는 자기 공명 영상 장치의 외관 장치 내에 설치되는 몸체형(body type) RF 코일과, 피검체에 부착하거나 인접하게 배치하여 사용하는 표면형(surface type) RF 코일 혹은 체적형(volume type) RF 코일이 있다. 몸체형 RF 코일은 자기 공명 영상 장치의 외관 장치 내에 설치되기 때문에 피검체가 들어 갈 수 있는 크기의 원통형 프레임 위에 만들어지며, 송수신 코일 혹은 송신 코일일 수 있다. 한편, 표면형 RF 코일이나 체적형 RF 코일은 피검체에 부착하거나 피검체가 안착되는 테이블에 탈부착되도록 설치되며, 머리코일, 목코일, 허리코일 등 피검체의 부위별 형상에 따라 만드는 것이 일반적이며, 송수신 코일 혹은 수신 코일일 수 있다.
본 실시예에서는 자기공명영상 시스템에서 RF 코일부, 특히 체적형 RF 코일부에 의해 형성되는 자기 필드의 균일성(homogeneity)을 확보할 수 있는 구성을 포함하는 RF 코일부 및 이를 포함하는 자기공명영상 시스템을 제공한다. 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 코일부에 있어서,
원형 또는 타원 형상의 단면을 지닌 원통 형상의 베이스 상에 형성된 적어도 하나의 RF 코일 요소를 포함하며,
상기 베이스 내부에 형성된 유전 구조체;를 포함하는 RF 코일부를 포함할 수 있다.
상기 유전 구조체는 다수의 유전 구조부를 포함할 수 있다.
상기 유전 구조부들은 전도성 물질로 형성된 체결부에 의해 연결될 수 있다.
상기 유전 구조부들은 상기 체결부가 삽입될 수 있는 홈이 형성될 수 있다.
상기 유전 구조체 내부에는 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간을 포함할 수 있다.
상기 유전 구조체의 내부 공간과 연결된 관통공이 형성될 수 있다.
상기 유전 구조체는 고유전 물질로 형성될 수 있다.
상기 유전 구조체는 BaTiO3 또는 CaTiO3로 형성될 수 있다.
상기 RF 코일부는 체적형 RF 코일부일 수 있다.
또한, 자기공명영상 시스템에 있어서,
원형 또는 타원 형상의 단면을 지닌 원통 형상의 베이스 상에 형성된 적어도 하나의 RF 코일 요소를 포함하며, 상기 베이스 내부에 형성된 유전 구조체;를 포함하는 RF 코일부를 지닌 자기공명영상 시스템을 제공할 수 있다.
개시된 실시예에 따르면, RF 코일 요소 내부에 유전 구조체를 형성함으로써, 자기공명영상 시스템의 체적형 RF 코일부에 의해 발생하는 자기장이 피검체 전체적으로 균일한 자기장을 인가할 수 있다. 피검체 전체적으로 균일한 자기장을 인가함으로써 위치에 따른 자기공명영상의 질 저하없이 고해상도의 자기공명영상을 획득할 수 있다.
도 1은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템을 개략적으로 나타낸 구성도이다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부를 나타낸 도면이다.
도 3은 상기 도 2에 나타낸 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부에서 유전 구조체가 분리된 구조를 나타낸 도면이다.
도 4a 및 도 4b는 본 발명의 실시예에 의한 자기공명영상 시스템의 RF 코일부의 유전 구조체를 나타낸 도면이다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부의 유전 구조체 내의 피검체의 영역을 나타낸 도면이다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부 내의 영역에 따른 자기장의 세기를 나타낸 도면이다.
이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예에 따른 RF 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 시스템을 개략적으로 나타낸 구성도이다.
도 1을 참조하면, 본 개시에 따른 자기공명영상 시스템은, 하우징(110) 내에 형성된 주자석(main magnetic)(120), 경사 자계 코일부(gradient coil)(130) 및 RF 코일부(Radio Frequency coil)(140)를 포함할 수 있다.
주자석(main magnet)(120)은 피검체(object)(190) 내에 분포해 있는 원소 중 자기공명현상을 일으키는 원소, 예를 들어 수소, 인, 나트륨 또는 탄소 등의 원소들의 원자핵의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성할 수 있다. 주자석(120)은 예를 들어 0.5T 이상의 높은 자계를 만들 수 있는 초전도 자석이 사용될 수 있다. 주자석(120)에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(190)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 자기공명 영상을 얻을 수 있다.
본 명세서에서 피검체(190)는 사람, 동물, 또는 사람이나 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 피검체(190)는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 그리고, 피검체(190)는 실험용 쥐 등 소형 동물들을 포함할 수 있다.
경사 자계 코일부(gradient coil)(130)는 주자석(120)의 내측에 형성될 수 있으며, 직교하는 x축, y축 및 z축 방향의 경사 자계를 발생시킬 수 있는 세 개의 경사 코일을 포함할 수 있다. 경사 자계 코일부(130)는 자기공명영상을 촬영하기 위해서 공간적으로 선형적인 경사 자계를 발생시킬 수 있다. 경사 자계 코일부(130)는 피검체(190)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 피검체(190)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.
RF 코일부(140)는 경사 자계 코일부(130)의 내측에 위치할 수 있다. RF 코일부(140)는 주자석(120) 및 경사 자계 코일부(130)와 함께 원통형 자기 구조체의 일부를 이루 수 있다. 또한, 피검체(190)가 위치하는 테이블(180) 상에서 피검체(190)와 인접하도록 추가적인 RF 코일부가 더 형성될 수 있다. 경사 자계 코일부(130)의 내측에 위치한 RF 코일부(140)를 바디형 RF 코일부(Body type Radio Frequency coil)라 할 수 있으며, 테이블(180) 상에서 피검체(190)와 인접하여 형성된 RF 코일부를 체적형 RF 코일부(volume type Radio Frequency coil)(170)나 표면형 RF 코일부(surface type Radio Frequency coil)일 수 있다.
RF 코일부(140, 170), 즉 바디형 RF 코일부(140), 체적형 RF 코일부(170) 및 표면형 RF 코일부는 라모어(Larmor) 주파수를 중심주파수로 하는 고주파자계를 발생시킬 수 있는 장치로서, 피검체(190)에 RF 신호를 여기시키고, 피검체(190)로부터 방출되는 자기공명 신호를 수신할 수 있다. 상세하게 살펴보면, RF 코일부(140), 체적형 RF 코일부(170) 및 표면형 RF 코일부는 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수(Radio Frequency)를 갖는 전자파 신호, 예컨대 RF 신호를 생성하여 피검체(190)에 인가할 수 있다. 바디형 RF 코일부(140) 및 체적형 RF 코일부(170)에 의해 생성된 전자파 신호가 원자핵에 가해지면, 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 그리고 바디형 RF 코일부(140) 및 체적형 RF 코일부(170)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 체적형 RF 코일부(170)는 피검체(190) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다. 이와같이 수신된 전자파 신호를 고주파 증폭기로 증폭한 뒤 라모 주파수의 정현파로 복조(demodulation)하면 기저 대역(base band)의 자기공명 신호를 얻을 수 있다. 기저 대역의 자기공명 신호는 영상 처리되어 자기 공명 영상이 생성되게 될 수 있게 된다.
바디형 RF 코일부(140)는 하우징(110)의 경사 자계 코일부(130) 내측에 고정된 형태일 수 있으며, 체적형 RF 코일부(170)는 피검체(190)가 안착되는 테이블(180)에 탈착이 가능한 형태일 수 있다. 체적형 RF 코일부(170)는 피검체(190)의 특정 부위, 예를 들어 피검체(190)의 머리, 얼굴, 다리 또는 발목 등을 진단하거나, 크기가 비교적 작은 피검체, 예를 들어 실험용 쥐 등을 진단하기 위해 사용될 수 있다.
주자석(120), 경사 자계 코일부(130) 및 RF 코일부(140)를 포함하는 하우징(110)은 원통형 실린더 형상을 지닐 수 있다. 하우징(110) 내부는 피검체(190)가 안착되는 테이블(180)이 진입할 수 있는 공간인 보어(bore)(160)가 형성될 수 있다. 보어(160)는 RF 코일부(140) 내측으로 z방향으로 연장되어 형성될 수 있으며, 보어(160)의 직경은 주자석(120), 경사 자계 코일부(130) 및 RF 코일부(140)의 크기에 따라 결정될 수 있다.
자기공명영상 시스템의 하우징(110)의 외측에는 디스플레이(150)가 장착될 수 있으며, 하우징(110)의 내측에도 추가적인 디스플레이가 더 포함될 수 있다. 하우징(110)의 내측 및/또는 외측에 위치하는 디스플레이를 통하여 사용자 또는 피검체(190)에게 소정의 정보를 전달할 수 있다. 그리고, 자기공명영상 시스템은 신호 송수신부(102), 시스템 제어부(104), 오퍼레이팅부(106) 및 모니터링부(108)를 포함할 수 있다. 신호 송수신부(102)는 하우징(110) 내부, 즉 보어(160)에 형성되는 경사 자장을 제어할 수 있으며, 코일부(140, 170)에 대한 RF 신호와 자기공명 신호의 송수신을 제어할 수 있다. 시스템 제어부(104)는 하우징(110) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어할 수 있다. 모니터링부(108)는 하우징(110) 또는 하우징(110)에 장착된 다양한 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있으며, 오퍼레이팅부(106)는 자기공명영상 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다.
도 2는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부를 나타낸 도면이다. 그리고, 도 3은 상기 도 2에 나타낸 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부에서 유전 구조체가 분리된 구조를 나타낸 도면이다. 본 개시에 따른 RF 코일부(20)는 도 1의 피검체(190)와 인접하여 위치하는 체적형 RF 코일부(170)일 수 있다. 다만, 바디형 RF 코일부(140)에도 적용되는 것을 배제하는 것은 아니다.
도 2 및 도 3을 참조하면, RF 코일부(20)는 RF 코일 요소(24a, 24b, 26)들이 형성된 베이스(22) 및 베이스(22) 내에 삽입되어 형성된 유전 구조체(dielectric structure)(200)를 포함할 수 있다. RF 코일 요소(24a, 24b, 26)는 베이스(22)의 외주부를 둘러싸는 링 형상으로 형성된 제 1코일 요소(24a) 및 제 2코일 요소(24b)를 포함하며, 제 1코일 요소(24a) 및 제 2코일 요소(24b)들을 연결하며 베이스(22) 상에 형성된 다수의 연결부(26)를 포함할 수 있다. 제 1코일 요소(24a) 및 제 2코일 요소(24b)는 베이스(22)의 z방향의 양쪽 단부에 각각 형성될 수 있다. 연결부(26)는 레그(leg), 로드(rod) 등으로 표현될 수 있으며, z축 방향으로 일자 형태로 형성될 수 있다. 연결부(26)는 예를 들어 8개 내지 32개로 형성할 수 있으며 이에 한정된 것은 아니다. 베이스(22) 표면에 형성된 RF 코일 요소(24a, 24b, 26)들은 새장(birdcage) 형상을 지닐 수 있다. RF 코일 요소(24a, 24b, 26)들에는 캐패시터(25a, 25b)들이 형성될 수 있다. RF 코일부(20)의 베이스(22) 내측에는 빈공간인 공동(28)이 형성될 수 있다. 공동(28)은 z축 방향으로 형성된 것일 수 있다.
유전 구조체(210)는 공동(28) 내에 삽입되어 형성될 수 있다. 유전 구조체(210)는 실리콘 산화물보다 높은 유전율을 지닌 고유전 물질(High permittivity material, High dielectric constant material)로 형성될 수 있다. 유전 구조체(200)는 다수의 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들로 형성될 수 있으며, 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들은 각각 체결부(220)에 의해 연결될 수 이다. 도 2 및 도 3에서는 유전 구조체(200)가 4개의 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들을 포함하여 형성된 것을 나타내었으나, 이는 예시적인 것으로 유전 구조체(200)는 다양한 형태의 유전 구조부들로 형성될 수 있다. 유전 구조체(200)의 적어도 일부 영역에는 유전 구조체(200)의 내부 공간으로부터 외부로 관통된 관통공(230)이 형성될 수 있다. 관통공(230)은 z축 방향으로 형성될 수 있으며, 도 1에 나타낸 바와 같이 피검체(190)의 일부만을 유전 구조체(200) 내부에 삽입하여 자기공명영상을 촬영하고자 하는 경우, 피검체(190)의 일부를 관통공(230)을 통해 삽입할 수 있다. 또한, 피검체(190)가 작은 동물인 경우, 꼬리 부위 등을 관통공(230)을 통해 외부로 빼 놓을 수 있다. 관통공(230)의 크기 또는 위치는 제한이 없다.
이처럼 본 개시에 따른 RF 코일부(20)는 베이스(22) 내의 공동(28)에 삽입된 유전 구조체(dielectric structure)(200)를 포함할 수 있으며, 유전 구조체(200) 내에 피검체(190)의 적어도 일부를 위치시켜 자기공명영상을 촬영할 수 있다. 유전 구조체(200)를 포함함으로써, RF 코일부(20) 내에 전체적으로 균일한 자기장을 인가할 수 있으며, 고해상도의 자기공명영상을 획득할 수 있다. 이에 대해 상세히 설명하면, RF 코일부(20)의 RF 코일 요소(24a, 24b, 26) 내부에 고유전체 물질, 즉, 고유전율을 지닌 매질을 위치시키는 경우 RF 코일 요소(24a, 24b, 26)들 내부에 형성되는 자기장은 전도 전류(conductive current, Jc) 및 변위 전류(displacement current, Jd)의해서 형성될 수 있다. 이 중 변위 전류는 RF 코일부(20) 내부에 형성되는 유전 구조체(200)의 유전율과 관련되며, RF 코일부(20) 내에 고유전 물질이 존재하는 경우 RF 코일부(20) 내에 2차 필드를 형성할 수 있으며, 피검체(190)에 RF 웨이브가 전파되는 효율을 향상시킬 수 있다.
본 개시에 따른 RF 코일부(20)의 베이스(22)는 강성을 지니며, 비교적 가벼운 재료로 형성될 수 있으며, 내식성 및 성형성이 좋은 비자성 물질로 형성될 수 있다. 베이스(22)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. 베이스(22)는 그 단부가 원형 또는 타원형인 실린더 형태의 원통 형상을 지닌 것일 수 있다. RF 코일 요소(24a, 24b, 26) 및 체결부(220)는 전도성 물질로 형성될 수 있으며, 예를 들어 구리(copper), 은(silver), 골드 코팅된 구리(gold coated copper) 등의 전기 전도성이 높은 금속이 패턴되어 형성될 수 있으며 이에 한정되는 것은 아니다. 유전 구조체(200)를 형성하는 물질은 고유전율을 지닌 물질일 수 있다. 예를 들어, 유전 구조체(200)는 BaTiO3, CaTiO3 등으로 형성될 수 있다.
참고로, 유전 구조체(200)를 RF 코일부(20) 내에 포함하는 경우, 유전 구조체(200)의 크기를 고려하여 RF 코일부(20)의 베이스(22)를 크게 형성할 수 있으며, 피검체(190)가 유전 구조체(200) 내부에 위치할 수 있는 공간을 확보할 수 있다.
도 4a 및 도 4b는 본 발명의 실시예에 의한 RF코일부의 유전 구조체를 나타낸 도면이다.
도 4a를 참조하면, 유전 구조체(200)는 제 1유전 구조부(210), 제 2유전 구조부(212), 제 3유전 구조부(214) 및 제 4유전 구조부(216)를 포함하며, 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들은 각각 체결부(220)들에 의하여 체결되며, 체결부(220)가 삽입될 수 있는 홈(222)이 각각 형성되어 있다. 그리고, 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들이 체결되는 경우 내부에 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간(240)이 형성될 수 있다.
도 4b를 참조하면, 유전 구조체(300)는 두 개의 유전 구조부(310, 320)으로 형성될 수 있으며, 유전 구조부(310, 320)들은 각각 체결부(320)들에 의하여 체결되며, 체결부(320)가 삽입될 수 있는 홈(322)이 각각 형성되어 있다. 유전 구조부(310, 312)들이 체결되는 경우 유전 구조체(300) 내부에 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간(340)이 형성될 수 있다.
도 4a 및 도 4b에서는 유전 구조체(200, 300)가 각각 4개의 유전 구조부(210, 212, 214, 216)들로 형성되거나(도 4a), 2개의 유전 구조부(310, 312)들로 형성된 것(도 4b)를 나타내었으나, 이에 한정되는 것은 아니며, 유전 구조체(200, 300)를 형성하는 유전 구조부의 갯수는 제한이 없으며, 관통공(230, 330)의 위치 또는 직경 등도 선택적으로 정해질 수 있다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부의 유전 구조체 내의 피검체의 영역을 나타낸 도면이다.
자기공명영상을 촬영하고자 하는 피검체는 유전 구조체(200)의 내부 공간(240) 내에 위치할 수 있으며, 피검체의 전체 또는 일부가 유전 구조체(200) 내부 공간(240)에 위치할 수 있다. 만일 피검체의 일부가 유전 구조체(200) 내에 위치하는 경우 피검체의 나머지 부위는 관통공(230)을 통해 유전 구조체(200) 외부에 존재할 수 있다. 이 때 자기공명영상을 촬영하고자 하는 관심 영역(S)을 부위에 따라 S1, S2 및 S3로 표시할 수 있다. 본 실시에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부 내에 형성되는 자기장은 전체적으로 균일한 값을 지닐 수 있다. 이를 도 6을 참조하여 설명한다.
도 6은 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템의 RF 코일부 내의 영역에 따른 자기장의 세기를 나타낸 도면이다. 여기서, 가로축은 자기공명영상을 촬영하고자 하는 관심 영역(S)의 각 부위 S1, S2 및 S3을 나타내며, 세로축은 자기장 값을 나타낸 것이다. 그리고, G1은 유전 구조체를 포함하는 RF 코일부 내의 자기장 값을 나타낸 그래프이며, G2는 유전 구조체를 포함하지 않는 RF 코일부 내의 자기장 값을 나타낸 그래프이다.
도 6을 참조하면, 유전 구조체를 포함하는 RF 코일부 내의 자기장 값(G1)은 S1, S2 및 S3 영역에 걸쳐 전체적으로 균일한 자기장 값을 나타내는 것을 확인할 수 있다. 반면 유전 구조체를 포함하지 않는 경우 RF 코일부 내의 자기장 값(G2)은 z축 방향의 중앙 부위에서 단부로 갈수록 자기장 값이 감소하는 것을 알 수 있다. 참고로, G1 및 G2 그래프에서 S1 부위의 자기장 값은 동일하거나 서로 차이가 날 수 있다.
이처럼 본 발명의 실시예에 따른 자기공명영상 시스템에서는 RF 코일부는 진단 대상인 피검체의 관심 영역의 위치에 따라 다양하게 변형하여 형성할 수 있으며, 피검체의 관심 영역의 위치에 상관없이 형성되는 자기장을 균일도를 향상시킬 수 있다.
지금까지 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. 예를 들어, 개시된 RF 코일부는 자기공명영상 시스템의 체적형 RF 코일부에 적용될 수 있으며, 또한 바디형 RF 코일부에도 적용 가능할 수 있다.
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 (17)

  1. 자기공명영상 시스템용 RF 코일부에 있어서,
    원형 또는 타원 형상의 단면을 지닌 원통 형상의 베이스 상에 형성된 적어도 하나의 RF 코일 요소를 포함하며,
    상기 베이스 내부에 형성된 유전 구조체;를 포함하는 RF 코일부.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 다수의 유전 구조부를 포함하는 RF 코일부.
  3. 제 2항에 있어서,
    상기 유전 구조부들은 전도성 물질로 형성된 체결부에 의해 연결된 RF 코일부.
  4. 제 3항에 있어서,
    상기 유전 구조부들은 상기 체결부가 삽입될 수 있는 홈이 형성된 RF 코일부.
  5. 제 1항에 있어서,
    상기 유전 구조체 내부에는 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간을 포함하는 RF 코일부.
  6. 제 5항에 있어서,
    상기 유전 구조체의 내부 공간과 연결된 관통공이 형성된 RF 코일부.
  7. 제 1항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 고유전 물질로 형성된 RF 코일부.
  8. 제 7항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 BaTiO3 또는 CaTiO3로 형성된 RF 코일부.
  9. 제 1항에 있어서,
    상기 RF 코일부는 체적형 RF 코일부인 RF 코일부.
  10. 자기공명영상 시스템에 있어서,
    원형 또는 타원 형상의 단면을 지닌 원통 형상의 베이스 상에 형성된 적어도 하나의 RF 코일 요소를 포함하며, 상기 베이스 내부에 형성된 유전 구조체;를 포함하는 RF 코일부를 지닌 자기공명영상 시스템.
  11. 제 10항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 다수의 유전 구조부를 포함하는 자기공명영상 시스템.
  12. 제 11항에 있어서,
    상기 유전 구조부들은 전도성 물질로 형성된 체결부에 의해 연결된 자기공명영상 시스템.
  13. 제 12항에 있어서,
    상기 유전 구조부들은 상기 체결부가 삽입될 수 있는 홈이 형성된 자기공명영상 시스템.
  14. 제 10항에 있어서,
    상기 유전 구조체 내부에는 피검체가 위치할 수 있는 내부 공간을 포함하는 자기공명영상 시스템.
  15. 제 14항에 있어서,
    상기 유전 구조체의 내부 공간과 연결된 관통공이 형성된 자기공명영상 시스템.
  16. 제 10항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 고유전 물질로 형성된 자기공명영상 시스템.
  17. 제 16항에 있어서,
    상기 유전 구조체는 BaTiO3 또는 CaTiO3로 형성된 자기공명영상 시스템.
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