WO2016182407A1 - 자기 공명 영상 스캐너 - Google Patents

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WO2016182407A1
WO2016182407A1 PCT/KR2016/005150 KR2016005150W WO2016182407A1 WO 2016182407 A1 WO2016182407 A1 WO 2016182407A1 KR 2016005150 W KR2016005150 W KR 2016005150W WO 2016182407 A1 WO2016182407 A1 WO 2016182407A1
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WO
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power amplifier
signal
control module
coil
magnetic resonance
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PCT/KR2016/005150
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English (en)
French (fr)
Inventor
아탈라에르긴
포니레디
Original Assignee
아탈라에르긴
장용호
포니레디
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3607—RF waveform generators, e.g. frequency generators, amplitude-, frequency- or phase modulators or shifters, pulse programmers, digital to analog converters for the RF signal, means for filtering or attenuating of the RF signal
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
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    • G01R33/3614—RF power amplifiers
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    • A61B5/08—Detecting, measuring or recording devices for evaluating the respiratory organs
    • A61B5/0816—Measuring devices for examining respiratory frequency
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]

Definitions

  • the present disclosure relates to a magnetic resonance imaging scanner, and more particularly to an RF chain for generating an RF pulse.
  • Magnetic Resonance Imaging is an image of information obtained through resonance after exposing the nucleus to a magnetic field.
  • Resonance of an atomic nucleus refers to a phenomenon in which a nuclear energy in a low energy state absorbs high frequency energy and is excited to a high energy state when a specific high frequency is incident on an atomic nucleus in a magnetized state by an external magnetic field.
  • Nuclear nuclei have different resonant frequencies, depending on the type, and the resonance is influenced by the strength of the external magnetic field.
  • radiofrequency pulses to be applied to the object during scanning in the MRI scanner is required.
  • MRI scanners use a linear amplifier for kilowatt (kW) output power.
  • kW kilowatt
  • the low efficiency of these linear amplifiers requires a cooling system, which makes the MRI scanner bulky.
  • the amplifier is located outside the scanner room, away from the transmitting coil, further reducing efficiency and increasing the overall cost of the system.
  • the present disclosure has been made in response to the above-described background art, and is for applying a power amplifier having higher efficiency to an MRI scanner.
  • An apparatus for generating a radio frequency pulse (RF pulse) in a magnetic resonance imaging (MRI) scanner is disclosed in accordance with one embodiment of the present disclosure for realizing the above problem.
  • the apparatus for generating an RF pulse in the magnetic resonance imaging scanner is disclosed in accordance with one embodiment of the present disclosure for realizing the above problem.
  • a control module for controlling the power amplifier and the signal generator
  • a signal generator configured to generate a signal of a predetermined waveform based on control of the control module, and to be electrically connected to a power amplifier and to supply a signal of the determined predetermined waveform to a power amplifier;
  • a power amplifier for amplifying the signal supplied from the signal generator based on the control of the control module and outputting the amplified signal to a coil;
  • It may include a coil that acts as an inductor of the power amplifier and delivers the amplified signal to the object to excite the object.
  • An input inductance component for receiving the power supplied from the signal generator
  • a switching transistor controlled by the control module
  • It may include one or more capacitors capable of storing charge.
  • the input inductance component consists of a transmission line comprising a coaxial cable, the transmission line having a length such that the impedance of the transmission line is equal to the impedance when the input inductance component consists of a choke inductor.
  • the coil constitutes an LC leg with the capacitor of the power amplifier, and the power amplifier can operate as a class E power amplifier.
  • the load resistance added to the power amplifier may be a load and a resistance of the coil added to the coil by the object.
  • the signal generator can supply a normal square waveform to the power amplifier.
  • control module may be configured based on FPGA to generate a binary bit stream to turn the switching transistor of the power amplifier ON or OFF.
  • the period of each bit of the binary bitstream signal generated by the control module may be half of the switching period of the power amplifier.
  • control module may prescan the power amplifier circuit to determine the parameters of the circuit, and supply a binary bitstream signal to the power amplifier based on the determined parameters.
  • a converter electrically connecting the coil and the control module to enable the signal transmitted to the coil to be transmitted to the control module
  • the control module may control the power amplifier and the signal generator based on a feedback signal transmitted through the converter.
  • a magnetic resonance imaging scanner according to another embodiment of the present disclosure is disclosed.
  • the magnetic resonance imaging scanner is disclosed.
  • the RF pulse generator
  • a control module for controlling the power amplifier and the signal generator
  • a signal generator configured to generate a signal of a predetermined waveform based on control of the control module, and to be electrically connected to a power amplifier and to supply a signal of the determined predetermined waveform to a power amplifier;
  • a power amplifier for amplifying the signal supplied from the signal generator based on the control of the control module and outputting the amplified signal to a coil;
  • It may include a coil that acts as an inductor of the power amplifier and delivers the amplified signal to the object to excite the object.
  • the present disclosure can apply a power amplifier with higher efficiency to an MRI scanner.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a system configuration of a conventional MRI scanner.
  • FIG. 4 is a block diagram of an RF pulse generator according to an embodiment of the present disclosure.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a system configuration of an MRI scanner according to an embodiment of the present disclosure.
  • FIG. 6 illustrates a power amplifier according to an embodiment of the present disclosure.
  • FIG. 7 is a block circuit diagram of an RF pulse generator according to an embodiment of the present disclosure.
  • any part of the specification is to “include” any component, this means that it may further include other components, except to exclude other components unless otherwise stated.
  • the term “part” as used herein refers to a hardware component, such as software, FPGA or ASIC, and “part” plays certain roles. However, “part” is not meant to be limited to software or hardware.
  • the “unit” may be configured to be in an addressable storage medium and may be configured to play one or more processors.
  • a “part” refers to components such as software components, object-oriented software components, class components, and task components, processes, functions, properties, procedures, Subroutines, segments of program code, drivers, firmware, microcode, circuits, data, databases, data structures, tables, arrays and variables.
  • the functionality provided within the components and “parts” may be combined into a smaller number of components and “parts” or further separated into additional components and “parts”.
  • image means multi-dimensional data composed of discrete image elements (e.g., pixels in a two-dimensional image and voxels in a three-dimensional image). can do.
  • the image may include a medical image of an object acquired by X-ray, CT, MRI, ultrasound, and other medical imaging systems.
  • an "object” may include a person or an animal, or a part of a person or an animal.
  • the subject may include organs such as the liver, heart, uterus, brain, breast, abdomen, or blood vessels.
  • the "object” may include a phantom. Phantom means a material having a volume very close to the density and effective atomic number of an organism, and may include a sphere phantom having properties similar to the body.
  • the "user” may be a doctor, a nurse, a clinical pathologist, a medical imaging expert, or the like, and may be a technician who repairs a medical device, but is not limited thereto.
  • MRI refers to an image of an object acquired using the principle of nuclear magnetic resonance.
  • the "pulse sequence” means a continuation of a signal repeatedly applied in an MRI apparatus.
  • the pulse sequence may include a time parameter of an RF pulse, for example, a repetition time (TR), an echo time (Time to Echo, TE), and the like.
  • TR may mean a repetition time of an RF pulse.
  • it may mean a time between a time point at which the first RF pulse is transmitted and a time point at which the second RF pulse is transmitted.
  • the pulse sequence schematic diagram describes the order in which signals are applied in the MRI apparatus.
  • the pulse sequence schematic diagram may be a schematic diagram showing an RF pulse, a gradient magnetic field, a magnetic resonance signal, or the like over time.
  • spatial coding refers to spatial information along the axis (direction) of the gradient magnetic field by applying a linear gradient magnetic field that causes an additional phase deviation of the proton spindle in addition to the dephase of the proton spindle by the RF signal. ) May mean to acquire.
  • the MRI apparatus obtains an image of a tomography region of an object by expressing the intensity of a magnetic resonance (MR) signal with respect to a radio frequency (RF) signal generated in a magnetic field of a specific intensity in contrast.
  • MR magnetic resonance
  • RF radio frequency
  • a subject is placed in a strong magnetic field and then irradiates the subject with an RF signal that resonates only a specific nucleus (eg, a hydrogen nucleus, etc.)
  • the magnetic resonance signal is emitted from a particular nucleus.
  • This magnetic resonance signal can be received to obtain an MR image.
  • the magnetic resonance signal refers to an RF signal emitted from the object.
  • the magnitude of the magnetic resonance signal may be determined by the concentration of a predetermined atom (eg, hydrogen, etc.) included in the object, a relaxation time T1, a relaxation time T2, and a flow of blood flow.
  • the MRI device includes different features from other imaging devices. Unlike imaging devices such as CT where the acquisition of the image depends on the direction of the detection hardware, the MRI device can acquire a two-dimensional or three-dimensional volume image directed to any point.
  • MRI devices unlike CT, X-ray, PET, and SPECT, do not expose radiation to subjects and inspectors, and can acquire images with high soft tissue contrast, so that abnormal tissue is clearly identified. Neurological images, intravascular images, musculoskeletal images, oncologic images, and the like, which are important for description, can be obtained.
  • the three-dimensional volume of the subject may comprise a three-dimensional shape of a person or animal, or part of a person or animal.
  • the volume of the subject may include a three-dimensional shape of an organ such as the liver, heart, uterus, brain, breast, abdomen, or blood vessel.
  • each slice image is obtained in a plurality of TR (Repetition Time) sections
  • TR Reference Time
  • data is collected for each slice in each TR section alternately to reduce the recording time.
  • Simultaneously Multi-Slice (SMS) method simultaneously excites a plurality of slices to reduce scan time and simultaneously acquires magnetic resonance signals from the plurality of slices through the plurality of coils.
  • the difference in coil sensitivity information may be used to separate the magnetic resonance signals for each slice.
  • the coil sensitivity information may mean a sensitivity for receiving a different magnetic resonance signal according to the position of each coil among the plurality of coils.
  • the simultaneous multi-slice method may correspond to parallel image processing, and parallel imaging may include a SENSE or GRAPPA method.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a magnetic resonance imaging apparatus according to an exemplary embodiment of the present invention.
  • a magnetic resonance imaging apparatus may include a gantry 20, a signal transceiver 30, a monitor 40, a device controller 50, and an operating unit 60.
  • the gantry 20 may block electromagnetic waves generated by the main magnet 22, the gradient coil unit 24, the RF coil 26, and the like from radiating to the outside.
  • the gantry 20 may include a bore therein. Electromagnetic and gradient magnetic fields may be formed in the bore, and the RF signal may be irradiated toward the object 10 in the bore.
  • the main magnet 22, the gradient coil unit 24, and the RF coil 26 may be disposed along a predetermined direction of the gantry 20.
  • the predetermined direction may include a coaxial cylindrical direction or the like.
  • the object 10 may be positioned on a table 28 that can be inserted into the cylinder along the horizontal axis of the cylinder.
  • the main magnet 22 may generate a static magnetic field or a static magnetic field for aligning the directions of the magnetic dipole moments of the atomic nuclei included in the object 10 in a predetermined direction.
  • the gradient coil 24 may include X, Y, and Z coils that generate gradient magnetic fields in X, Y, and Z axis directions that are perpendicular to each other.
  • the gradient coil unit 24 may provide location information of each part of the object 10 by inducing resonance frequencies differently for each part of the object 10.
  • the RF coil 26 may radiate an RF signal to the patient and receive a magnetic resonance signal emitted from the patient.
  • the RF coil 26 transmits an RF signal having a frequency equal to the frequency of the precession toward the atomic nucleus for precession to the patient, then stops transmitting the RF signal, and transmits a magnetic resonance signal emitted from the patient. Can be received.
  • the RF coil 26 generates an electromagnetic signal, for example, an RF signal having a radio frequency corresponding to the type of the nuclear nucleus, such as an RF signal, in order to transition a nuclear nucleus from a low energy state to a high energy state.
  • an electromagnetic signal generated by the RF coil 26 is applied to a particular nucleus, the particular nucleus may transition from a low energy state to a high energy state.
  • the electromagnetic wave generated by the RF coil 26 is removed, the atomic nucleus to which the electromagnetic wave is applied may emit 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 Lamore frequency may refer to a frequency at which magnetic resonance is induced in the atomic nucleus.
  • the RF coil 26 may receive an electromagnetic wave signal radiated from atomic nuclei inside the object 10.
  • the RF coil 26 may be implemented as one RF transmission / reception coil having a function of generating an electromagnetic wave having a radio frequency corresponding to a type of atomic nucleus and a function of receiving an electromagnetic wave radiated from the atomic nucleus.
  • it may be implemented as a transmitting RF coil having a function of generating an electromagnetic wave having a radio frequency corresponding to the type of atomic nucleus and a receiving RF coil having a function of receiving electromagnetic waves radiated from the atomic nucleus.
  • the RF coil 26 may be fixed to the gantry 20, it may be a removable form.
  • the detachable RF coil 26 may include RF coils for portions of the object, including head RF coils, chest RF coils, leg RF coils, neck RF coils, shoulder RF coils, wrist RF coils and ankle RF coils, and the like. have.
  • the RF coil 26 may communicate with an external device in a wired and / or wireless manner, and may also perform dual tune communication according to a communication frequency band.
  • the RF coil 26 may include a birdcage coil, a surface coil, and a transverse electromagnetic coil (TEM coil) according to the structure of the coil.
  • TEM coil transverse electromagnetic coil
  • the RF coil 26 may include a transmission-only coil, a reception-only coil, and a transmission / reception combined coil according to an RF signal transmission / reception method.
  • the RF coil 26 may include various types of RF coils, such as 16 channels, 32 channels, 72 channels, and 144 channels.
  • the gantry 20 may further include a display 29 located outside the gantry 20 and a display (not shown) located inside the gantry 20. Predetermined information may be provided to a user or an object through a display positioned inside and outside the gantry 20.
  • the signal transceiver 30 may control the gradient magnetic field formed inside the gantry 20 according to a predetermined MR sequence, and control transmission and reception of an RF signal and a magnetic resonance signal.
  • the signal transceiver 30 may include a gradient magnetic field amplifier 32, a transmission / reception switch 34, an RF transmitter 36, and an RF receiver 38.
  • the gradient amplifier 32 drives the gradient coil unit 24 included in the gantry 20, and outputs a pulse signal for generating the gradient magnetic field under the control of the gradient magnetic field controller 54. 24) can be supplied.
  • the gradient magnetic field controller 54 may control a pulse signal supplied from the gradient magnetic field amplifier 32 to the gradient coil unit 24. By controlling the pulse signal supplied to the gradient coil unit 24, gradient magnetic fields in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions can be synthesized.
  • the pulse signal can be implemented by current.
  • the RF transmitter 36 and the RF receiver 38 may drive the RF coil 26.
  • the RF transmitter 36 may supply an RF pulse of a Lamore frequency to the RF coil 26, and the RF receiver 38 may receive a magnetic resonance signal received by the RF coil 26.
  • the transmission / reception switch 34 may adjust a transmission / reception direction of the RF signal and the magnetic resonance signal.
  • the RF signal may be irradiated to the object 10 through the RF coil 26 during the transmission mode, and the magnetic resonance signal may be received from the object 10 through the RF coil 26 during the reception mode. have.
  • the transmission / reception switch 34 may be controlled by a control signal from the RF controller 56.
  • the monitoring unit 40 may monitor or control the gantry 20 or devices mounted on the gantry 20.
  • the monitoring unit 40 may include a system monitoring unit 42, an object monitoring unit 44, a table control unit 46, and a display control unit 48.
  • the system monitoring unit 42 includes a state of a static magnetic field, a state of a gradient magnetic field, a state of an RF signal, a state of an RF coil, a state of a table, a state of a device measuring body information of an object, a state of a power supply, a state of a heat exchanger, It can monitor and control the condition of the compressor.
  • the object monitoring unit 44 may monitor the state of the object 10.
  • the object monitoring unit 44 may include a camera for observing the movement or position of the object 10, a respiratory meter for measuring the respiration of the object 10, and an ECG meter for measuring the electrocardiogram of the object 10.
  • it may include a body temperature measuring instrument for measuring the body temperature of the object (10).
  • the table controller 46 may control the movement of the table 28 in which the object 10 is located.
  • the table controller 46 may control the movement of the table 28 according to the sequence control of the sequence controller 50.
  • the table controller 46 may continuously or intermittently move the table 28 according to the sequence control by the sequence controller 50.
  • the object may be photographed with an FOV larger than the field of view (FOV) of the gantry.
  • FOV field of view
  • the display controller 48 may control the displays located at the outside and the inside of the gantry 20. For example, the display controller 48 may control on / off of a display located on the outside and the inside of the gantry 20 or a screen to be output to the display. In addition, when the speaker is located inside or outside the gantry 20, the display controller 48 may control the on / off of the speaker or the sound to be output through the speaker.
  • the system controller 50 may include a sequence controller 52 for controlling a sequence of signals formed in the gantry 20, and a gantry controller 58 for controlling the devices mounted on the gantry 20 and the gantry 20. It may include.
  • the sequence controller 52 may include a gradient magnetic field controller 54 and an RF controller 56 that control the gradient magnetic field amplifier 32.
  • the RF controller 56 may control the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmit / receive switch 34.
  • the sequence controller 52 may control the gradient magnetic field amplifier 32, the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmit / receive switch 34 according to the pulse sequence received from the operating unit 60.
  • the pulse sequence includes all information necessary for controlling the gradient magnetic field amplifier 32, the RF transmitter 36, the RF receiver 38, and the transmit / receive switch 34, for example, the gradient.
  • Information on the intensity of the pulse signal applied to the coil unit 24, the application time, the timing of application, and the like may be included.
  • the operating unit 60 may command pulse sequence information to the system control unit 50 and control the operation of the entire MRI apparatus.
  • the operating unit 60 may include an image processor 62, an output unit 64, and an input unit 66 that process a magnetic resonance signal received from the RF receiver 38.
  • the image processor 62 may generate magnetic resonance image data of the object 10 by processing the magnetic resonance signal received from the RF receiver 38.
  • the image processor 62 may perform various signal processing such as amplification, frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, filtering, etc. on the magnetic resonance signal received by the RF receiver 38.
  • the image processor 62 places digital data in k-spatial data (also referred to as Fourier space or frequency space) of the memory, and converts the data into two-dimensional or three-dimensional Fourier transform. Can be reconstructed into image data.
  • k-spatial data also referred to as Fourier space or frequency space
  • the image processor 62 may also perform composition processing, difference calculation processing, or the like of the image data.
  • the composition process may include an addition process for pixels, a maximum projection (MIP) process, and the like.
  • the image processor 62 may store not only the image data to be reconstructed, but also image data subjected to the synthesis process or the difference calculation process to a memory (not shown) or an external server.
  • various signal processings applied by the image processor 62 to the magnetic resonance signal may be performed in parallel.
  • signal processing may be applied in parallel to a plurality of magnetic resonance signals received by a multichannel RF coil to reconstruct the plurality of magnetic resonance signals into image data.
  • the output unit 64 may output the image data or the reconstructed image data generated by the image processor 62 to the user.
  • the output unit 64 may output information necessary for the user to manipulate the MRI apparatus, such as a user interface (UI), user information, or object information.
  • UI user interface
  • the output unit 64 may include a speaker, a printer, a CRT display, an LCD display, a PDP display, an OLED display, an FED display, an LED display, a VFD display, a DLP display, a PFD display, a three-dimensional display, a transparent display, and the like.
  • Other output devices may be included within the scope apparent to those skilled in the art.
  • the user may input object information, parameter information, scan conditions, pulse sequences, information on image composition or difference calculation, etc. using the input unit 66.
  • the input unit 66 may include a keyboard, a mouse, a trackball, a voice recognizer, a gesture recognizer, a touch screen, and the like, and may include various input devices within a range apparent to those skilled in the art.
  • FIG. 1 illustrates the signal transceiver 30, the monitor 40, the system controller 50, and the operating unit 60 as separate objects, the signal transceiver 30, the monitor 40, and the system are shown. It will be understood by those skilled in the art that the functions performed by each of the controller 50 and the operating unit 60 may be performed in other objects.
  • the image processor 62 described above converts the magnetic resonance signal received by the RF receiver 38 into a digital signal, but the conversion to the digital signal is performed by the RF receiver 38 or the RF coil 26. You can also do it yourself.
  • the gantry 20, the RF coil 26, the signal transmitting and receiving unit 30, the monitoring unit 40, the system control unit 50, and the operating unit 60 may be connected to each other wirelessly or by wire.
  • the apparatus may further include an apparatus (not shown) for synchronizing clocks with each other.
  • Communication between the gantry 20, the RF coil 26, the signal transmitting and receiving unit 30, the monitoring unit 40, the system control unit 50, and the operating unit 60 is performed at a high speed such as low voltage differential signaling (LVDS).
  • Digital interface asynchronous serial communication such as universal asynchronous receiver transmitter (UART), low delay type network protocol such as error synchronization serial communication or controller area network (CAN), optical communication, etc. can be used, and it will be apparent to those skilled in the art.
  • UART universal asynchronous receiver transmitter
  • CAN controller area network
  • optical communication etc.
  • the MRI scanner may include a class E amplifier that generates higher efficiency than a general linear amplifier in order to reduce heat generation and prevent an increase in cost due to heat treatment.
  • Class E amplifiers are high efficiency switching power amplifiers and can be used in high frequency situations where the switching time is similar to the duty time.
  • the transistor of a class E amplifier may be connected to the load R1 through a series LC circuit and to a power supply through an inductor L1.
  • the power supply can be connected to ground through capacitor C1 to prevent leakage of the RF signal.
  • Class E amplifiers push power to the load through a series LC (L2, C2) circuit when the transistor is ON, and some current can flow to ground through the parallel LC circuit.
  • the series LC circuit can then swing to compensate for the current in the parallel LC circuit. At this time, the current through the transistor becomes zero, and the transistor can be switched off. Inductors and capacitors in series and parallel LC circuits can be charged with energy, and the entire circuit can perform damped oscillation to allow energy to be delivered to the load.
  • the above-described operation of the class E amplifier is merely an example except for the DC component, and the class E amplifier may operate as an amplifier for various signals.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating a system configuration of a conventional MRI scanner.
  • linear amplifiers are less efficient and may require additional cooling systems.
  • the amplifier is external to the scanner room and can be electromagnetically coupled to the coil inside the scanner room via a long transmission line. These long transmission lines can cause losses due to transmission, thereby reducing the efficiency of the overall system.
  • the conventional MRI system using a linear amplifier requires a cooling system, it is difficult to place the linear amplifier in the MRI scanner, there is a problem in space utilization, there is a problem of reducing the efficiency due to the long transmission line.
  • FIG. 4 is a block diagram of an RF pulse generator according to an embodiment of the present disclosure.
  • the apparatus 300 for generating an RF pulse may include a control module 310, a signal generator 320, a power amplifier 330, and a coil 350.
  • the signal generator 320 may generate a signal of a predetermined waveform, and may be electromagnetically connected to the power amplifier 330 to supply a signal of the predetermined waveform generated by the power amplifier 330.
  • the signal generator 320 may generate, for example, a normal square waveform signal, a bit stream signal, a DC signal, and the like to the power amplifier 330 to the power amplifier 330.
  • the signal may include an RF pulse.
  • the signal generator 320 may be configured as an analog signal generator or a digital signal generator, and may be controlled in an analog or digital manner.
  • the signal generator 320 may be digitally controlled by the control module.
  • the signal generator may generate a signal capable of increasing the efficiency of the amplifier under the control of the control module and transmit the signal to the power amplifier.
  • the amplitude and period of the output of the power amplifier 330 may be changed according to the type of the signal of the signal generator 320, and may also be changed according to the control signal of the control module 310.
  • the control module 310 may be configured based on a field programmable gate array (FPGA) to digitally control the signal generator 320 and the power amplifier 330.
  • the control module 310 may generate a binary bit stream signal including 0 and 1 to control the switching transistor 332 of the power amplifier 330.
  • the control module 310 may turn on or off the switching transistor of the power amplifier 330 through the binary bit stream signal.
  • the period of each bit of the binary bit stream signal generated by the control module 310 may be half of the switching period of the power amplifier 330.
  • the control module 310 may adjust the on / off period of the switching transistor of the power amplifier 330 to adjust the amplitude, frequency, shape of the waveform, etc. of the output waveform of the power amplifier 330.
  • control module 310 controls the signal generator 320 to adjust the amplitude, frequency, shape of the waveform, etc. of the output waveform of the power amplifier 330. Can be controlled.
  • control module 310 may control the power amplifier 330 and the signal generator 320 based on the feedback signal transmitted through the converter 360.
  • the control module 310 may receive the signal transmitted to the coil from the converter and determine the parameters (R, L, C, etc.) of the circuit.
  • the resistance component R among the circuit parameters may be a load added to the coil 350 by applying an RF pulse to the object.
  • the control module 310 may pre-scan the power amplifier circuit to determine the parameters of the circuit, and supply a control signal to the power amplifier 330 and / or the signal generator 320 based on the determined parameters.
  • the control module 310 may control the switching transistor of the signal generator 320 or the power amplifier 330 to change the waveform, period, and amplitude of the RF pulse delivered to the coil.
  • the power amplifier 330 may be an amplifier based on the control of the control module 310, and may output the amplified signal to the coil 350 based on the signal supplied from the signal generator 320.
  • the power amplifier 330 may operate as a class E power amplifier.
  • the power amplifier 330 receives an input inductance component 331 that receives power supplied from the signal generator 320, a switching transistor 332 controlled by the control module 310, and charges. It may consist of one or more capacitors that can be stored. In addition, the coil 350 may form an LC leg with a capacitor of the power amplifier 330 so that the power amplifier 330 operates as a class E power amplifier.
  • the capacitors C2, C3, and C4 may be configured with capacitances corresponding to C2 of FIG. 2, and the lines connecting the capacitors C2, C3, and C4 are configured in the form of a coil 350.
  • One or more capacitors and coil 350 may be configured to form an LC leg.
  • the load in the power amplifier 330 may be a load added to the coil by an object (eg, a human body).
  • the switching transistor 332 of the power amplifier 330 may be digitally controlled by the control module 310.
  • the control module 310 is configured as a low voltage differential signals (LVDS) FPGA
  • the digital signal generated by the control module 310 is a power capable of operating the switching transistor 332 through the driver 315. Can be converted.
  • the switching transistor may be configured, for example, with a BLF871 having a threshold voltage of 2.5 V.
  • the present disclosure is not limited thereto, and an appropriate switching transistor element may be included in the scope of the present disclosure.
  • the power amplifier 330 can perform energy storage and emission of the LC legs and operate as a class E power amplifier. Can be.
  • the power amplifier 330 may reduce the total number of components by using the coil 350 as a part of a load network, and is directly connected to the coil, so that the output of the power amplifier and There is no need to match the coils to 50 ⁇ , which results in a simpler circuit.
  • the distance between the coil 350 and the power amplifier 330 is close to reduce the loss due to a longer transmission line can improve the efficiency of the entire system.
  • the input inductance component 331 of the power amplifier is composed of a transmission line including coaxial cables, and the transmission line may have a length such that the impedance of the transmission line is equal to the impedance when the input inductance component is composed of a choke inductor. have. If the impedance when the input inductance component 331 is composed of a choke inductor is represented by a phasor domain, Where Z is the impedance, f is the frequency, and L is the inductance of the inductor.
  • Z is impedance
  • l is the length of the transmission line
  • c is the speed of electromagnetic waves in the transmission line.
  • the length l of the coaxial cable can be determined to have the same impedance Z in two cases. Where the length l of the transmission line is Can be determined.
  • a power amplifier having a shorter transmission line may be configured, and as a result, the volume of the power amplifier 330 is reduced so that the power amplifier 330 is reduced.
  • the input inductance component 331 may be configured as a strip line or a microstrip on a printed circuit board.
  • the coil 350 may generate and apply an electromagnetic signal, such as an RF signal, having an radio frequency corresponding to the type of the atomic nucleus to the object 10 to transition a certain nucleus from a low energy state to a high energy state. have.
  • the coil 350 may receive an electromagnetic signal emitted from the atomic nuclei inside the object 10.
  • the coil 350 may correspond to the RF coil 26.
  • Generation of an RF pulse according to an embodiment of the present disclosure may operate in at least three modes.
  • First Mode of Operation Switching the switching transistor 332 to a 50% duty cycle of a normal square waveform, and modulating the signal generator 320 to supply a signal having a variable envelope from the signal generator to the power amplifier 330 to power Mode for the amplifier 330 to amplify and output.
  • the signal generator 320 supplies a signal with a constant envelope and generates a bitstream signal for controlling the switching transistor 332 in the control module 310 to output the power amplifier 330. Mode to generate an RF pulse.
  • Third mode of operation A combination of first and second modes of operation that adjusts both the envelope modulation of the signal generator and the duty cycle of the switching transistor signal.
  • the RF pulse generator 300 switches the switching transistor 332 from the control module 310.
  • the on / off By controlling the on / off to account for half of the weight through the signal consisting of, and by adjusting the envelope, amplitude, frequency, etc. of the waveform supplied from the signal generator 320 can output the desired RF pulse.
  • the RF pulse generator 300 causes the signal generator 320 to supply a signal having a constant envelope to the power amplifier 330 and through the control module 310 of the switching transistor 332.
  • the specific gravity of each of the on / off cycle that is, the signal supplied by the control module 310 is not 101010 ..., the specific gravity of 1 and 0, such as 1101001 may be the same
  • the specific gravity of 1 and 0, such as 1101001 can output the desired RF pulse.
  • the RF pulse generator 300 adjusts the envelope, amplitude, frequency, etc. of the waveform supplied from the signal generator 320 to the power amplifier 330, and switches the switching transistor through the control module 310.
  • the specific gravity of each of the on / off cycles of 332 may be controlled to output a desired RF pulse.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a system configuration of an MRI scanner according to an embodiment of the present disclosure.
  • the MRI scanner according to an embodiment of the present disclosure may include a class E power amplifier which is a kind of nonlinear amplifier.
  • Power amplifier 330 according to an embodiment of the present disclosure has a high efficiency can be reduced the need for a cooling system than a conventional system configuration.
  • the MRI scanner according to an embodiment of the present disclosure may configure a multi-channel RF transmitter through a plurality of power amplifiers and a plurality of coils.
  • the coil 350 according to an embodiment of the present disclosure operates as a load network of the power amplifier 330 so that the coil 350 and the power amplifier 330 may be disposed close to each other.
  • the control module 310 that controls the power amplifier 330 and the signal generator 320 capable of supplying signals to the power amplifier 330 may be located in a system room that is different from the power amplifier, or the power amplifier 330. It can also be located with. 5 is an exemplary configuration and the present disclosure is not limited thereto, and the signal generator 320 and the control module 310 may also be located in the scanning room.
  • FIG. 7 is a block circuit diagram of an RF pulse generator according to an embodiment of the present disclosure.
  • the RF pulse generator 300 may include a control module 310, a driver 315, a signal generator 320, a power amplifier 330, a coil 350, and a controller 360.
  • Figure 7 shows a simplified block of each component of the circuit.
  • the control module 310 may control the power amplifier 330 and the signal generator 320.
  • the control module 310 may be configured based on the FPGA to generate a bit stream to control the switching transistor 332 of the power amplifier.
  • the control module 310 may generate an optical signal or a single ended signal to control the switching transistor 332 of the power amplifier.
  • the driver 315 may convert the digital signal generated by the control module 310 into a voltage capable of operating the switching transistor 332.
  • the control module 310 is configured as a low voltage differential signals (LVDS) FPGA
  • the voltage of the signal generated by the control module 310 may be lower than 0 to 5V, which is a driving voltage of the switching transistor 332.
  • the driver 315 may convert the digital signal of the control module 310 into a driving voltage of the switching transistor 332 and transmit the converted digital signal to the power amplifier 330.
  • the driver 315 may not be necessary. If the output of the control module 310 is sufficient to drive the switching transistor 332, the driver 315 may not be needed.
  • the signal generator 320 may generate, for example, a normal square waveform signal, a bit stream signal, a DC signal, and the like to the power amplifier 330 to the power amplifier 330.
  • the signal may include an RF pulse.
  • the signal generator 320 may generate a shape of the pulse (eg, sinc, rect, etc.) through amplitude modulation.
  • the signal generator 320 may be implemented through, for example, a half-bridge switching converter and a low pass filter.
  • the controller 360 may form a feedback circuit by connecting the coil 350 and the control module 310.
  • the controller 360 extracts an envelope of a signal from the coil 350. And, it can be converted into a digital signal and transmitted to the control module 310.
  • the RF pulse that may be output through the coil 350 of the present disclosure may be generated and amplified by the signal generator 320 and output.
  • the signal generator 320 may supply a DC voltage to the power amplifier 330
  • the control module 310 controls the switching transistor 332 of the power amplifier 330 so that an RF pulse is output from the power amplifier 330. You can also have the output.
  • the control module 310 may supply a control signal for controlling the switching timing of the power amplifier 330 to the power amplifier.
  • the signal generator 320 may supply a desired waveform to the power amplifier 330 by the control of the control module 310 to output an RF pulse from the power amplifier 330.
  • data, instructions, instructions, information, signals, bits, symbols, and chips may include voltages, currents, electromagnetic waves, magnetic fields or particles, optical fields. Or particles, or any combination thereof.
  • the various embodiments presented herein may be embodied in a method, apparatus, or article of manufacture using standard programming and / or engineering techniques.
  • article of manufacture includes a computer program, carrier, or media accessible from any computer-readable device.
  • computer-readable media may include magnetic storage devices (eg, hard disks, floppy disks, magnetic strips, etc.), optical discs (eg, CDs, DVDs, etc.), smart cards, and flash memory. Devices, such as, but not limited to, EEPROM, cards, sticks, key drives, and the like.
  • various storage media presented herein include one or more devices and / or other machine-readable media for storing information.
  • machine-readable medium includes, but is not limited to, a wireless channel and various other media capable of storing, holding, and / or delivering instruction (s) and / or data.
  • the present invention can be used in a magnetic resonance imaging apparatus.

Abstract

본 개시의 일 실시예에 따라 자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 스캐너에서 RF 펄스(radio frequency pulse)를 생성하기 위한 장치가 개시된다. 상기 자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치는, 전력 증폭기 및 신호 생성기를 제어하는 제어 모듈; 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기와 전자기적으로 연결되어 전력 증폭기로 상기 생선된 사전 결정된 파형의 신호를 공급하도록 구성되는 신호 생성기; 상기 신호 생성기부터 공급된 신호를 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 증폭시키고, 그리고 상기 증폭된 신호를 코일로 출력하는 전력 증폭기; 및 상기 전력 증폭기의 인덕터로서 동작하며, 그리고 대상체가 여기(excitation)되도록 상기 대상체에 상기 증폭된 신호를 전달하는 코일을 포함할 수 있다.

Description

자기 공명 영상 스캐너
본 개시는 자기 공명 영상 스캐너에 관한 것으로, 보다 구체적으로 RF 펄스를 생성하기 위한 RF 체인에 관한 것이다.
자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI)은 원자핵을 자장에 노출시킨 후 공명을 통해 얻어지는 정보를 영상으로 나타낸 것이다. 원자핵의 공명이란 외부 자장에 의해 자화된 상태의 원자핵에 특정한 고주파를 입사 시키면 낮은 에너지 상태의 원자핵이 고주파 에너지를 흡수하여 높은 에너지 상태로 여기(excitation)되는 현상을 말한다. 원자핵은 종류에 따라 각기 다른 공명주파수를 가지며 공명은 외부 자장의 강도에 영향을 받는다. 인체 내부에는 무수히 많은 원자핵이 있으며 일반적으로 수소 원자핵을 자기 공명 영상 촬영에 이용한다.
MRI 스캐너에서 스캐닝 중에 대상체에 적용될 RF 펄스(radiofrequency pulse)의 생성이 필요하다. 일반적으로 MRI 스캐너에서는 킬로와트(kW) 출력 전력을 위한 선형 증폭기가 사용된다. 일반적으로 이러한 선형 증폭기의 낮은 효율은 쿨링 시스템을 필요로 하여 MRI 스캐너의 부피가 커지도록 한다. 대부분의 경우, 증폭기는 스캐너 룸의 외부, 전송 코일로부터 멀리 위치하여 효율성을 추가적으로 감소시키고 시스템의 전제 비용을 증가시킨다.
따라서, 보다 높은 효율성의 증폭기를 사용하는 MRI 스캐너에 대한 수요가 있다.
[관련 선행 기술 문헌]
Gudino N, et al Proc. ISMRM 2010:07402
본 개시는 전술한 배경기술에 대응하여 안출된 것으로, MRI 스캐너에 보다 높은 효율성을 갖는 전력 증폭기를 적용하기 위한 것이다.
전술한 바와 같은 과제를 실현하기 위한 본 개시의 일 실시예에 따라 자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 스캐너에서 RF 펄스(radio frequency pulse)를 생성하기 위한 장치가 개시된다. 상기 자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치는,
전력 증폭기 및 신호 생성기를 제어하는 제어 모듈;
상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기와 전자기적으로 연결되어 전력 증폭기로 상기 생선된 사전 결정된 파형의 신호를 공급하도록 구성되는 신호 생성기;
상기 신호 생성기부터 공급된 신호를 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 증폭시키고, 그리고 상기 증폭된 신호를 코일로 출력하는 전력 증폭기; 및
상기 전력 증폭기의 인덕터로서 동작하며, 그리고 대상체가 여기(excitation)되도록 상기 대상체에 상기 증폭된 신호를 전달하는 코일을 포함할 수 있다.
대안적으로, 상기 전력 증폭기는,
신호 생성기부터 공급된 전력을 수신하는 입력 인덕턴스 성분;
상기 제어 모듈에 의해 제어되는 스위칭 트랜지스터; 및
전하를 저장할 수 있는 하나 이상의 캐패시터를 포함할 수 있다.
대안적으로, 상기 입력 인덕턴스 성분은, 동축 케이블을 포함하는 전송 라인으로 구성되며, 상기 전송 라인은 상기 전송 라인의 임피던스가 상기 입력 인덕턴스 성분이 초크 인덕터로 구성되는 경우의 임피던스와 동일하도록 하는 길이를 가질 수 있다.
대안적으로, 상기 코일은 상기 전력 증폭기의 상기 캐패시터와 LC 레그를 구성하며, 상기 전력 증폭기는, 클래스 E 전력 증폭기로서 동작할 수 있다.
대안적으로, 상기 전력 증폭기에 부가되는 부하 저항은, 상기 대상체에 의해 코일에 부가되는 로드(load) 및 코일의 저항일 수 있다.
대안적으로, 상기 신호 생성기는 상기 전력 증폭기에 정상 사각 파형을 공급할 수 있다.
대안적으로, 상기 제어 모듈은, FPGA 기반으로 구성되어 2진 비트 스트림(bit stream)을 생성하여 상기 전력 증폭기의 스위칭 트랜지스터를 온(ON), 또는 오프(OFF)시킬 수 있다.
대안적으로, 상기 제어 모듈이 생성하는 2 진 비트스트림 신호의 각각의 비트의 주기는 상기 전력 증폭기의 스위칭 주기의 절반일 수 있다.
대안적으로, 상기 제어 모듈은, 상기 전력 증폭기 회로를 프리 스캔(pre scan)하여 회로의 파라미터들을 결정하고, 그리고 결정된 파라미터들에 기초하여 2진 비트스트림 신호를 상기 전력 증폭기에 공급할 수 있다.
대안적으로, 상기 코일에 전달된 신호를 상기 제어 모듈에 전달하는 할 수 있도록 상기 코일과 제어 모듈을 전기적으로 연결하는 컨버터;
를 더 포함하고,
상기 제어 모듈은 상기 컨버터를 통해 전달된 피드백 신호에 기초하여 상기 전력 증폭기 및 신호 발생기를 제어할 수 있다.
또한, 본 개시의 다른 일 실시 예에 따라 자기 공명 영상 스캐너가 개시된다. 상기 자기 공명 영상 스캐너는
RF펄스 생성장치;
를 포함하고,
상기 RF 펄스 생성장치는,
전력 증폭기 및 신호 생성기를 제어하는 제어 모듈;
상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기와 전자기적으로 연결되어 전력 증폭기로 상기 생선된 사전 결정된 파형의 신호를 공급하도록 구성되는 신호 생성기;
상기 신호 생성기부터 공급된 신호를 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 증폭시키고, 그리고 상기 증폭된 신호를 코일로 출력하는 전력 증폭기; 및
상기 전력 증폭기의 인덕터로서 동작하며, 그리고 대상체가 여기(excitation)되도록 상기 대상체에 상기 증폭된 신호를 전달하는 코일을 포함할 수 있다.
본 개시는 MRI 스캐너에 보다 높은 효율성을 갖는 전력 증폭기를 적용할 수 있다.
도 1 은 본 개시의 일 실시 예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 블록도이다.
도 2 은 클래스 E 증폭기를 나타낸 도면이다.
도 3 는 종래의 MRI 스캐너의 시스템 구성을 나타낸 도면이다.
도 4 는 본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스 생성 장치의 블록도이다.
도 5 는 본 개시의 일 실시 예에 따른 MRI 스캐너의 시스템 구성을 나타낸 도면이다.
도 6 은 본 개시의 일 실시 예에 따른 전력 증폭기를 나타낸 도면이다.
도 7 은 본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스 생성 장치의 블록 회로도이다.
다양한 실시예들이 이제 도면을 참조하여 설명되며, 전체 도면에서 걸쳐 유사한 도면번호는 유사한 구성요소를 나타내기 위해서 사용된다. 본 명세서에서, 다양한 설명들이 본 발명의 이해를 제공하기 위해서 제시된다. 그러나 이러한 실시예들은 이러한 구체적인 설명 없이도 실행될 수 있음이 명백하다. 다른 예들에서, 공지된 구조 및 장치들은 실시예들의 설명을 용이하게 하기 위해서 블록 다이어그램 형태로 제공된다.
본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다. 본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.
명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에서 사용되는 "부"라는 용어는 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 "부"는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. "부"는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다.
따라서, 일 예로서 "부"는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 "부"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.
아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다.
본 명세서에서 "이미지" 또는 "영상"은 이산적인 영상 요소들(예를 들어, 2차원 영상에 있어서의 픽셀들 및 3차원 영상에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 영상은 X-ray, CT, MRI, 초음파 및 다른 의료 영상 시스템에 의해 획득된 대상체의 의료 영상 등을 포함할 수 있다. 또한, 본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관을 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.
또한, 본 명세서에서 "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
또한, 본 명세서에서 "자기 공명 영상 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.
또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스"란, MRI 장치에서 반복적으로 인가되는 신호의 연속을 의미한다. 펄스 시퀀스는 RF 펄스의 시간 파라미터, 예를 들어, 반복 시간(Repetition Time, TR) 및 에코 시간(Time to Echo, TE)등을 포함할 수 있다.
또한, 본 명세서에서 "TR"이란 RF 펄스의 반복시간(repetition time)을 의미할 수 있다. 예를 들어, 첫번째 RF 펄스가 송신되는 시점으로부터 두번째 RF 펄스가 송신되는 시점 사이의 시간을 의미할 수 있다.
또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 장치 내에서 신호가 인가되는 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, 자기 공명 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.
또한, 본 명세서에서 "공간 부호화"란 RF 신호에 의한 양성자 스핀들의 탈위상에 더하여, 양성자 스핀들의 추가적인 탈위상을 일으키는 선형 경사자장을 인가함으로써 경사자장의 축(방향)을 따라서 공간적 정보(spatial information)를 획득하는 것을 의미할 수 있다.
MRI 장치는 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 장치이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 특정의 원자핵에서 자기 공명 신호가 방출되는데, MRI 장치는 이 자기 공명 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. 자기 공명 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. 자기 공명 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.
MRI 장치는 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 장치는 임의의 지점으로 지향된 2차원 이미지 또는 3차원 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 장치는, CT, X-ray, PET 및 SPECT와 달리, 대상체 및 검사자에게 방사선을 노출시키지 않으며, 높은 연부 조직(soft tissue) 대조도를 갖는 이미지의 획득이 가능하여, 비정상적인 조직의 명확한 묘사가 중요한 신경(neurological) 이미지, 혈관 내부(intravascular) 이미지, 근 골격(musculoskeletal) 이미지 및 종양(oncologic) 이미지 등을 획득할 수 있다.
대상체의 3차원 볼륨은 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부의 3차원 형상을 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체의 볼륨은 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 또는 혈관 등의 3차원 형상을 포함할 수 있다.
MRI 장치에서 대상체의 3차원 볼륨(3D volume)의 정보를 빠른 시간에 얻으려고 할 때, 3차원 볼륨을 구성하는 슬라이스들의 방향으로 여러 장의 슬라이스 영상을 획득할 수 있다. 복수의 슬라이스에 대한 영상을 촬영하는 경우, 슬라이스 영상을 슬라이스의 수만큼 순차적으로 촬영하는 것이 일반적인데, 순차적으로 슬라이스 영상을 촬영하는 경우 촬영시간이 많이 소요될 수 있다.
멀티 슬라이스(multi-slice) 방식에서는 각각의 슬라이스 영상이 복수의 TR(Repetition Time: 반복시간) 구간에서 획득되는 경우, 각각의 TR 구간에서 각 슬라이스에 대한 데이터를 교차적으로 획득하여 촬영시간을 단축시킬 수 있다. 예를 들어, TR 구간이 단면선택, 위상 부호화, 주파수 부호화에 필요한 활성화 시간(active time)보다 훨씬더 긴 경우, 불용시간(dead time)이 존재하는데, 멀티 슬라이스 방식에서는 각각의 TR 구간에서 하나의 단면에 관한 정보를 얻은 후 다른 단면에 관한 정보를 얻기 위해 불용시간을 이용할 수 있다.
동시적 멀티 슬라이스(SMS; Simultaneously Multi-Slice) 방식에서는 스캔시간을 줄이기 위하여 복수의 슬라이스를 동시에 여기시켜 복수의 슬라이스로부터의 자기 공명 신호를 복수의 코일을 통하여 동시에 획득하고 슬라이스 간 존재하는 코일 민감도(coil sensitivity) 정보의 차이를 이용하여 각각의 슬라이스에 대한 자기 공명 신호를 분리할 수 있다. 코일 민감도 정보는 복수의 코일 중 각 코일의 위치에 따라 상이한 자기 공명 신호를 수신하는 감도를 의미할 수 있다.
동시적 멀티 슬라이스 방식은 병렬 영상처리에 대응될 수 있으며, 병렬 영상처리(parallel imaging)는 센스(SENSE) 또는 그라파(GRAPPA) 방식을 포함할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 공명 영상 장치를 나타내는 블록도이다.
도 1을 참조하면, 자기 공명 영상 장치는 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 장치 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.
갠트리(20)는 주(main) 자석(22), 경사 코일부(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단할 수 있다. 갠트리(20)는 내부에 보어(bore)를 포함할 수 있다. 보어(bore)에는 전자기장 및 경사자장이 형성될 수 있고, RF 신호는 보어(bore)에서 대상체(10)를 향하여 조사될 수 있다.
주 자석(22), 경사 코일부(24) 및 RF 코일(26)은 갠트리(20)의 소정의 방향을 따라 배치될 수 있다. 소정의 방향은 동축 원통 방향 등을 포함할 수 있다. 원통의 수평축을 따라 원통 내부로 삽입 가능한 테이블(table)(28)상에 대상체(10)가 위치될 수 있다.
주 자석(22)은 대상체(10)에 포함된 원자핵들의 자기 쌍극자 모멘트(magnetic dipole moment)의 방향을 일정한 방향으로 정렬하기 위한 정자기장 또는 정자장(static magnetic field)을 생성할 수 있다.
주 자석에 의하여 생성된 자장이 강하고 균일할수록 대상체(10)에 대한 비교적 정밀하고 정확한 MR 영상을 획득할 수 있다.
경사 코일(Gradient coil)(24)은 서로 직교하는 X축, Y축 및 Z축 방향의 경사자장을 발생시키는 X, Y, Z 코일을 포함할 수 있다. 경사 코일부(24)은 대상체(10)의 부위 별로 공명 주파수를 서로 다르게 유도하여 대상체(10)의 각 부위의 위치 정보를 제공할 수 있다.
RF 코일(26)은 환자에게 RF 신호를 조사하고, 환자로부터 방출되는 자기 공명 신호를 수신할 수 있다. 예를 들어, RF 코일(26)은, 세차 운동을 하는 원자핵을 향하여 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 환자에게 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자로부터 방출되는 자기 공명 신호를 수신할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 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(10)에 인가할 수 있다. RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파 신호가 특정 원자핵에 가해지면, 특정 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 제거되면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 수 있다. 여기서, 라모어 주파수는 원자핵에서 자기공명이 유도되는 주파수를 의미할 수 있다.
RF 코일(26)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다. RF 코일(26)은 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 함께 갖는 하나의 RF 송수신 코일로서 구현될 수 있다.
또한, 원자핵의 종류에 대응하는 무선 주파수를 갖는 전자파를 생성하는 기능을 갖는 송신 RF 코일과 원자핵으로부터 방사된 전자파를 수신하는 기능을 갖는 수신 RF 코일로서 각각 구현될 수도 있다.
또한, 이러한 RF 코일(26)은 갠트리(20)에 고정된 형태일 수 있고, 착탈이 가능한 형태일 수 있다. 착탈이 가능한 RF 코일(26)은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함한 대상체의 일부분에 대한 RF 코일을 포함할 수 있다.
또한, RF 코일(26)은 유선 및/또는 무선으로 외부 장치와 통신할 수 있으며, 통신 주파수 대역에 따른 듀얼 튠(dual tune) 통신도 수행할 수 있다.
또한, RF 코일(26)은 코일의 구조에 따라 새장형 코일(birdcage coil), 표면 부착형 코일(surface coil) 및 횡전자기파 코일(TEM 코일)을 포함할 수 있다.
또한, RF 코일(26)은 RF 신호 송수신 방법에 따라, 송신 전용 코일, 수신 전용 코일 및 송/수신 겸용 코일을 포함할 수 있다.
또한, RF 코일(26)은 16 채널, 32 채널, 72채널 및 144 채널 등 다양한 채널의 RF 코일을 포함할 수 있다.
갠트리(20)는 갠트리(20)의 외측에 위치하는 디스플레이(29)와 갠트리(20)의 내측에 위치하는 디스플레이(미도시)를 더 포함할 수 있다. 갠트리(20)의 내측 및 외측에 위치하는 디스플레이를 통해 사용자 또는 대상체에게 소정의 정보는 제공될 수 있다.
신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 자기 공명 신호의 송수신을 제어할 수 있다.
신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수있다.
경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일부(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일부(24)에 공급할 수 있다.
경사자장 제어부(54)는 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일부(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어할 수 있다. 경사 코일부(24)에 공급되는 펄스 신호가 제어됨으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 수 있다. 펄스 신호는 전류에 의해 구현될 수 있다.
RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)는 RF 코일(26)을 구동시킬 수 있다. RF 송신부(36)는 라모어 주파수의 RF 펄스를 RF 코일(26)에 공급하고, RF 수신부(38)는 RF 코일(26)이 수신한 자기 공명 신호를 수신할 수 있다.
송수신 스위치(34)는 RF 신호와 자기 공명 신호의 송수신 방향을 조절할 수 있다. 예를 들어, 송신 모드 동안에 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로 RF 신호가 조사되게 하고, 수신 모드 동안에는 RF 코일(26)을 통하여 대상체(10)로부터의 자기 공명 신호가 수신되게 할 수 있다. 이러한 송수신 스위치(34)는 RF 제어부(56)로부터의 제어 신호에 의하여 제어될 수 있다.
모니터링부(40)는 갠트리(20) 또는 갠트리(20)에 장착된 기기들을 모니터링 또는 제어할 수 있다. 모니터링부(40)는 시스템 모니터링부(42), 대상체 모니터링부(44), 테이블 제어부(46) 및 디스플레이 제어부(48)를 포함할 수 있다.
시스템 모니터링부(42)는 정자기장의 상태, 경사자장의 상태, RF 신호의 상태, RF 코일의 상태, 테이블의 상태, 대상체의 신체 정보를 측정하는 기기의 상태, 전원 공급 상태, 열 교환기의 상태, 컴프레셔의 상태 등을 모니터링하고 제어할 수 있다.
대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 상태를 모니터링할 수 있다. 예를 들어, 대상체 모니터링부(44)는 대상체(10)의 움직임 또는 위치를 관찰하기 위한 카메라, 대상체(10)의 호흡을 측정하기 위한 호흡 측정기, 대상체(10)의 심전도를 측정하기 위한 ECG 측정기, 또는 대상체(10)의 체온을 측정하기 위한 체온 측정기를 포함할 수 있다.
테이블 제어부(46)는 대상체(10)가 위치하는 테이블(28)의 이동을 제어할 수 있다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또 는 단속적으로 테이블(28)을 이동시킬 수 있으며, 이에 의해, 갠트리의 FOV(field of view)보다 큰 FOV로 대상체를 촬영할 수 있다.
디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이를 제어할 수 있다. 예를 들어, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면등을 제어할 수 있다. 또한, 갠트리(20) 내측 또는 외측에 스피커가 위치하는 경우, 디스플레이 제어부(48)는 스피커의 온/오프 또는 스피커를 통해 출력될 사운드 등을 제어할 수 있다.
시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)에 장착된 기기들과 갠트리(20)를 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.
시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54) 및 RF 제어부(56)를 포함할 수 있다. RF제어부(56)는 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다.
시퀀스 제어부(52)는 오퍼레이팅부(60)로부터 수신된 펄스 시퀀스에 따라 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어할 수 있다.
여기에서, 펄스 시퀀스(pulse sequence)란, 경사자장 증폭기(32), RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하기 위해 필요한 모든 정보를 포함하며, 예를 들면 경사 코일부(24)에 인가하는 펄스(pulse) 신호의 강도, 인가 시간, 인가 타이밍(timing) 등에 관한 정보 등을 포함할 수 있다.
오퍼레이팅부(60)는 시스템 제어부(50)에 펄스 시퀀스 정보를 지령하는 것과 동시에, MRI 장치 전체의 동작을제어할 수 있다.
오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 자기 공명 신호를 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.
영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 자기 공명 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 자기 공명 화상 데이터를 생성할 수 있다.
영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 자기 공명 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 수행할 수 있다.
영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k-공간 데이터 (예컨대, 푸리에(Fourier) 공간 또는 주파수 공간이라고도 지칭됨)에 디지털 데이터를 배치하고, 이러한 데이터를 2차원 또는 3차원 푸리에 변환을 하여 화상 데이터로 재구성할 수 있다.
또한, 영상 처리부(62)는 필요에 따라, 화상 데이터(data)의 합성 처리나 차분 연산 처리 등도 수행할 수 있다.
합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등을 포함할 수 있다. 또한, 영상 처리부(62)는 재구성되는 화상 데이터뿐만 아니라 합성 처리나 차분 연산 처리가 행해진 화상 데이터를 메모리(미도시) 또는 외부의 서버에 저장할 수 있다.
또한, 영상 처리부(62)가 자기 공명 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 자기 공명 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 자기 공명 신호를 화상 데이터로 재구성할 수도 있다.
출력부(64)는 영상 처리부(62)에 의해 생성된 화상 데이터 또는 재구성 화상 데이터를 사용자에게 출력할 수 있다. 또한, 출력부(64)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 MRI 장치를 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다.
출력부(64)는 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, PFD 디스플레이, 3차원 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.
사용자는 입력부(66)를 이용하여 대상체 정보, 파라미터 정보, 스캔 조건, 펄스 시퀀스, 화상 합성이나 차분의 연산에 관한 정보 등을 입력할 수 있다. 입력부(66)는 키보드, 마우스, 트랙볼, 음성 인식부, 제스처 인식부, 터치 스크린 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 입력 장치들을 포함할 수 있다.
도 1 은 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 서로 분리된 객체로 도시하였지만, 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 각각에 의해 수행되는 기능들이 다른 객체에서 수행될 수도 있다는 것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다. 예를 들어, 영상 처리부(62)는, RF 수신부(38)가 수신한 자기 공명 신호를 디지털 신호로 변환한다고 전술하였지만, 이 디지털 신호로의 변환은 RF 수신부(38) 또는 RF 코일(26)이 직접 수행할 수도 있다.
갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭(clock)을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다.
갠트리(20), RF 코일(26), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터 페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜, 광통신 등이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.
도 2 은 클래스 E 증폭기를 나타낸 도면이다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 MRI 스캐너는 발열을 줄이고, 열처리에 따른 코스트의 증가를 방지하기 위하여 일반적인 선형 증폭기보다 높은 효율을 내는 클래스 E 증폭기(class E amplifier)를 포함할 수 있다. 클래스 E 증폭기는 높은 효율의 스위칭 전력 증폭기이며, 스위칭 시간이 듀티 시간(duty time)과 유사한 고주파 상황에서 사용될 수 있다. 클래스 E 증폭기의 트랜지스터는 직렬 LC 회로를 통해 로드(R1)에 연결되고, 인덕터 L1을 통해 파워 서플라이(power supply)와 연결될 수 있다. 파워 서플라이는 RF 신호의 누출을 방지하기 위해 캐패시터 C1을 통해 그라운드에 연결될 수 있다. 클래스 E 증폭기는 트랜지스터가 ON 일때, 직렬 LC(L2, C2)회로를 통해 로드로 전력을 푸시하고, 일부 전류는 병렬 LC 회로를 통해 그라운드로 흐를 수 있다. 그리고 직렬 LC 회로가 선회하여 병렬 LC 회로의 전류를 보상할 수 있다. 이때, 트랜지스터를 통하는 전류는 0이 되고, 트랜지스터는 OFF 로 스위칭 될 수 있다. 직렬 및 병렬 LC 회로에서의 인덕터와 캐패시터에 에너지가 충전될 수 있고, 전체 회로는 댐핑된 오실레이션을 수행하여 에너지가 로드로 전달되도록 할 수 있다. 전술한 클래스 E 증폭기의 동작은 DC 성분을 제외한 일 예시일 뿐이며, 클래스 E 증폭기는 다양한 신호에 대하여 증폭기로서 동작할 수 있다.
도 3 는 종래의 MRI 스캐너의 시스템 구성을 나타낸 도면이다.
종래의 MRI 스캐너는 선형 증폭기를 사용하나, 선형 증폭기는 효율이 낮아 추가적인 쿨링 시스템을 필요로 할 수 있다. 따라서, 종래의 경우 증폭기는 스캐너 룸의 외부에 존재하고, 긴 전송 선로를 통해 스캐너 룸 내부의 코일과 전자기적으로 결합할 수 있다. 이러한 긴 전송 선로는 전송에 의한 손실을 발생시켜 전체 시스템의 효율을 감소시킬 수 있다.
또한, 종래의 선형 증폭기를 이용한 MRI 시스템은 쿨링 시스템이 필요하여 MRI 스캐너에 선형 증폭기를 배치하기 어려워 공간 활용상의 문제가 있으며, 긴 전송 선로로 인한 효율의 감소의 문제가 있었다.
도 4 는 본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스 생성 장치의 블록도이다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스를 생성하기 위한 장치(300)는 제어 모듈(310), 신호 생성기(320), 전력 증폭기(330), 코일(350)을 포함할 수 있다.
신호 생성기(320)는 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기(330)와 전자기적으로 연결되어 상기 전력 증폭기(330)로 생성된 사전결정된 파형의 신호를 공급할 수 있다. 신호 생성기(320)는 전력 증폭기(330)에 예를 들어, 정상 사각 파형 신호, 비트 스트림(bit stream) 신호, DC 신호 등을 생성하여 전력 증폭기(330)에 공급할 수 있다. 또한, 상기 신호는 RF 펄스를 포함할 수 있다.
신호 생성기(320)는 아날로그 방식의 신호 생성기, 또는 디지털 방식의 신호 생성기로 구성될 수 있으며, 아날로그 또는 디지털 방식으로 제어될 수 있다.
신호 생성기(320)는 제어 모듈에 의해 디지털 방식으로 제어될 수 있다. 신호 생성기는 제어 모듈의 제어에 의해 증폭기의 효율성을 높일 수 있는 신호를 생성하여 전력 증폭기에 전달할 수 있다. 전력 증폭기(330)의 출력의 진폭과 주기는 신호 생성기(320)의 신호의 종류에 따라 변경될 수 있고, 또한, 제어 모듈(310)의 제어 신호에 따라 변경될 수도 있다.
제어 모듈(310)은 FPGA(field programmable gate array)기반으로 구성되어, 디지털 방식으로 신호 생성기(320) 및 전력 증폭기(330)를 제어할 수 있다. 제어 모듈(310)은 0과 1 로 구성되는 2 진 비트 스트림 신호를 생성하여, 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터(332)를 제어할 수 있다. 제어 모듈(310)은 2진 비트 스트림 신호를 통해 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터를 ON 또는 OFF 할 수 있다. 제어 모듈(310) 모듈이 생성하는 2 진 비트 스트림 신호의 각가의 비트의 주기는 전력 증폭기(330)의 스위칭 주기의 절반일 수 있다.
제어 모듈(310)은 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터의 on/off 주기를 조정하여 상기 전력 증폭기(330)의 출력 파형의 진폭, 주파수, 파형의 형태 등을 조정할 수 있다.
또한, 클래스 E 전력 증폭기에서 입력 신호화 출력 신호는 선형성을 가지므로, 제어 모듈(310)은 전력 증폭기(330)의 출력 파형의 진폭, 주파수, 파형의 형태 등을 조정하기 위하여 신호 생성기(320)를 제어할 수 있다.
또한 제어 모듈(310)은 컨버터(360)를 통해 전달된 피드백 신호에 기초하여 전력 증폭기(330) 및 신호 생성기(320)를 제어할 수 있다. 제어 모듈(310)은 코일에 전달된 신호를 컨버터로부터 피드백(feedback) 받아, 회로의 파라미터들(R, L, C 등)을 결정할 수 있다. 여기서 회로 파라미터들 중 저항성분 R은 대상체에 RF 펄스를 적용함으로 인하여 코일(350)에 부가되는 부하일 수 있다. 제어 모듈(310)은 전력 증폭기 회로를 프리(pre) 스캔하여 회로의 파라미터들을 결정하고, 결정된 파라미터들에 기초하여 제어 신호를 전력 증폭기(330) 및/또는 신호 생성기(320)에 공급할 수 있다.
제어 모듈(310)은 신호 생성기(320) 또는 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터를 제어하여 코일에 전달되는 RF 펄스의 파형, 주기, 및 진폭을 변경할 수 있다.
전력 증폭기(330)는 신호 생성기(320)로부터 공급된 신호를 제어 모듈(310)의 제어에 기초하여 증폭기시고, 증폭된 신호를 코일(350)로 출력할 수 있다. 상기 전력 증폭기(330)는 일종의 클래스 E 전력 증폭기로서 동작할 수 있다.
전력 증폭기(330)는 도 6에 도시된 바와 같이, 신호 생성기(320)로부터 공급된 전력을 수신하는 입력 인덕턴스 성분(331), 제어 모듈(310)에 의해 제어되는 스위칭 트랜지스터(332), 전하를 저장할 수 있는 하나 이상의 캐패시터로 구성될 수 있다. 또한, 코일(350)은 상기 전력 증폭기(330)의 캐패시터와 LC 레그(LC leg)를 구성하여, 전력 증폭기(330)가 클래스 E 전력 증폭기로서 동작하도록 할 수 있다.
도 6 에 도시된 바와 같이, C2, C3, C4 캐패시터는 도 2의 C2와 대응되는 캐패시턴스로 구성될 수 있으며, C2, C3, C4 캐패시터을 연결하는 라인은 코일(350)의 형태로 구성되어, 상기 하나 이상의 캐패시터들과 코일(350)이 LC 레그를 구성하도록 할 수 있다. 상기 전력 증폭기(330)에서의 부하는 대상체(예를 들어, 인체)에 의하여 코일에 부가되는 부하일 수 있다.
상기 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터(332)는 제어 모듈(310)에 의하여 디지털 방식으로 제어될 수 있다. 상기 제어 모듈(310)이 LVDS(low voltage differential signals) FPGA로 구성되는 경우, 상기 제어 모듈(310)에서 발생된 디지털 신호는 드라이버(315)를 통해 스위칭 트랜지스터(332)를 동작할 수 있는 전력으로 변환될 수 있다. 스위칭 트랜지스터는 예를 들어, 2.5V를 문턱 전압(threshold voltage)로 하는 BLF871 로 구성될 수 있으나, 본 개시는 이에 제한되지 않으며, 적절한 스위칭 트랜지스터 소자가 본 개시의 범위에 포함될 수 있다.
상기 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터(332)가 제어 모듈(310)에 의하여 제어됨에 따라, 전력 증폭기(330)는 LC 레그의 에너지 저장 및 방출을 수행할 수 있으며, 클래스 E 전력 증폭기로서 동작할 수 잇다. 본 발명의 일 실시 예에 따른 전력 증폭기(330)는 코일(350)을 로드 네트워크(load network)의 일부 구성으로 하여 전체적인 부품의 수를 줄일 수 있으며, 코일과 직접 연결되므로, 전력 증폭기의 출력과 코일을 50Ω로 매칭시켜줄 필요가 없어 보다 간단한 회로를 구성할 수 있다. 또한, 코일(350)과 전력 증폭기(330)의 거리가 가까워져 보다 긴 전송라인으로 인한 손실을 줄일 수 있어 전체 시스템의 효율성이 향상될 수 있다.
전력 증폭기의 입력 인덕턴스 성분(331)은 동축 이블을 포함하는 전송 라인으로 구성되며, 전송 라인은 전송 라인의 임피던스가 상기 입력 인덕턴스 성분이 초크 인덕터로 구성되는 경우의 임피던스와 동일하도록 하는 길이를 가질 수 있다. 상기 입력 인덕턴스 성분(331)이 초크 인덕터로 구성되는 경우의 임피던스를 페이저 도메인(phasor domain)으로 나타내면,
Figure PCTKR2016005150-appb-I000001
이고, 여기서 Z는 임피던스, f는 주파수, L은 인덕터의 인덕턴스이다. 상기 입력 인덕턴스 성분(331)을 길이 l을 갖는 동축 케이블로 구성하는 경우의 임피던스는
Figure PCTKR2016005150-appb-I000002
이고, 여기서 Z는 임피던스,
Figure PCTKR2016005150-appb-I000003
는 동축 케이블의 특성 임피던스이고, l은 전송 라인의 길이, c는 전송 라인에서의 전자기파의 속도이다. 동축 케이블의 길이 l는 두가지 경우에서 동일한 임피던스 Z를 가지도록 결정될 수 있다. 여기서 전송 라인의 길이 l은
Figure PCTKR2016005150-appb-I000004
로 결정될 수 있다. 전송 라인을 통해 전력 증폭기의 입력 인덕턴스 성분(331)을 구성하는 경우에는, 보다 짧은 전송 라인을 갖는 전력 증폭기를 구성할 수 있으며, 결과적으로 전력 증폭기(330)의 부피를 줄어들도록 하여 전력 증폭기(330)를 스캐닝 룸 내부에 위치시킬 수 있도록 한다. 또한, 본 발명의 일 실시 예에 따른 입력 인덕턴스 성분(331)은 인쇄 회로 기판(printed circuit board) 상의 스트립 라인(strip line), 또는 마이크로스트립(microstrip)으로 구성될 수도 있다.
코일(350)은 어떤 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(10)에 인가할 수 있다. 또한, 코일(350)은 대상체(10) 내부의 원자핵들로부터 방사된 전자파 신호를 수신할 수 있다. 상기 코일(350)은 RF 코일(26)과 대응될 수 있다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스의 생성은 적어도 3가지 모드로 동작할 수 있다.
제 1 동작 모드: 스위칭 트랜지스터(332)를 정상 사각 파형의 50% 듀티 사이클로 전환하고, 신호 생성기(320)의 모듈레이션을 통해 신호 생성기에서 가변적인 포락선을 갖는 신호를 전력 증폭기(330)로 공급하여 전력 증폭기(330)가 증폭하여 출력하도록 하는 모드.
제 2 동작 모드: 신호 생성기(320)는 일정한 포락선(envelope)을 갖는 신호를 공급하고, 제어 모듈(310)에서 스위칭 트랜지스터(332)를 제어하는 비트스트림 신호를 발생시켜 전력 증폭기(330)의 출력을 제어함으로써, RF 펄스를 발생시키는 모드.
제 3 동작 모드: 제 1 및 2 동작 모드의 결합으로, 신호 생성기의 포락선 모듈레이션과 스위칭 트랜지스터 신호의 듀티 사이클을 모두 조정하는 모드.
제 1 동작 모드에서, RF 펄스 생성 장치(300)는 스위칭 트랜지스터(332)를 제어 모듈(310)으로부터 101010… 로 구성되는 신호를 통해 on/off가 각각 절반의 비중을 차지하도록 제어하고, 신호 생성기(320)에서 공급되는 파형의 포락선, 진폭, 주파수 등의 조정을 통해 원하는 RF 펄스를 출력 할 수 있다.
제 2 동작 모드에서, RF 펄스 생성 장치(300)는, 신호 생성기(320)가 일정한 포락선을 가지는 신호를 전력 증폭기(330)에 공급하도록 하고, 제어 모듈(310)을 통해 스위칭 트랜지스터(332)의 on/off 사이클의 각각의 비중을 제어하여(즉, 제어 모듈(310)이 공급하는 신호는 101010… 이 아니며, 1101001 등 1과 0의 비중이 같지 않을 수 있음) 원하는 RF 펄스를 출력 할 수 있다.
제 3 동작 모드에서, RF 펄스 생성 장치(300)는, 신호 생성기(320)에서 전력 증폭기(330)로 공급되는 파형의 포락선, 진폭, 주파수 등을 조정하고, 제어 모듈(310)을 통해 스위칭 트랜지스터(332)의 on/off 사이클의 각각의 비중을 제어하여 원하는 RF 펄스를 출력할 수 있다.
도 5 는 본 개시의 일 실시 예에 따른 MRI 스캐너의 시스템 구성을 나타낸 도면이다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 MRI 스캐너는 비선형 증폭기의 일종인 클래스 E 전력 증폭기를 포함할 수 있다. 본 개시의 일 실시 예에 따른 전력 증폭기(330)는 높은 효율성을 가져 쿨링 시스템에 대한 필요성이 종래의 시스템 구성보다 경감될 수 있다. 또한, 본 개시의 일 실시 예에 따른 MRI 스캐너는 복수의 전력 증폭기 및 복수의 코일을 통해 멀티 채널 RF 트랜스 미터를 구성할 수 있다. 본 개시의 일 실시예에 따른 코일(350)은 전력 증폭기(330)의 로드 네트워크로서 동작하여 코일(350)과 전력 증폭기(330)가 가깝게 배치될 수 있다. 또한 이를 통해, 코일(350)과 전력 증폭기(330)의 전체적인 부피를 줄여 코일(350)과 전력 증폭기(330)가 스캐닝 룸 내부의 MRI 스캐너 내부에 배치될 수 있도록 할 수 있다. 전력 증폭기(330)를 제어하는 제어 모듈(310)과 전력 증폭기(330)에 신호를 공급할 수 있는 신호 생성기(320)는 전력 증폭기와 다른 공간인 시스템 룸에 위치할 수도 있고, 전력 증폭기(330)와 함께 위치할 수도 있다. 도 5 는 예시적인 구성으로서 본 개시는 이에 제한되지 않으며 신호 생성기(320)와 제어 모듈(310) 또한 스캐닝 룸에 위치할 수 있다.
도 7 은 본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스 생성 장치의 블록 회로도이다.
본 개시의 일 실시 예에 따른 RF 펄스 생성 장치(300)는 제어 모듈(310), 드라이버(315), 신호 생성기(320), 전력 증폭기(330), 코일(350), 컨"매?(360)로 구성될 수 있다. 도 7 은 회로의 각 구성요소들을 단순화시킨 블록으로 나타낸 것이다.
제어 모듈(310)은 전력 증폭기(330) 및 신호 생성기(320)를 제어할 수 있다. 상기 제어 모듈(310)은 FPGA 기반으로 구성되어 비트 스트림을 생성하여 전력 증폭기의 스위칭 트랜지스터(332)를 제어할 수 있다. 또한, 제어 모듈(310)는 광 신호(optical signal) 또는 단일 종단 신호(single ended signal)를 발생시켜 전력 증폭기의 스위칭 트랜지스터(332)를 제어할 수 도 있다.
드라이버(315)는 제어 모듈(310)에서 발생된 디지털 신호를 스위칭 트랜지스터(332)를 동작하게 할 수 있는 전압으로 변환할 수 있다. 상기 제어 모듈(310)이 LVDS(low voltage differential signals) FPGA로 구성되는 경우, 제어 모듈(310)에서 발생되는 신호의 전압은 스위칭 트랜지스터(332)의 구동 전압인 0~5V 보다 낮을 수 있다. 드라이버(315)는 제어 모듈(310)의 디지털 신호를 스위칭 트랜지스터(332)의 구동 전압으로 변환하여 전력 증폭기(330)에 전달할 수 있다. 또한, 스위칭 트랜지스터(332)의 구동 전압에 따라서, 드라이버(315)는 필요치 않을 수도 있다. 제어 모듈(310)의 출력이 스위칭 트랜지스터(332)를 구동하기에 충분한 경우, 드라이버(315)는 필요치 않을 수 있다.
신호 생성기(320)는 전력 증폭기(330)에 예를 들어, 정상 사각 파형 신호, 비트 스트림(bit stream) 신호, DC 신호 등을 생성하여 전력 증폭기(330)에 공급할 수 있다. 또한, 상기 신호는 RF 펄스를 포함할 수 있다. 신호 생성기(320)는 진폭 모듈레이션을 통해 펄스의 형상(shape)(예를 들어, sinc, rect 등)을 생성할 수 있다. 신호 생성기(320)는 예를 들어, 하프 브리지 스위칭 컨버터(a half-bridge switching converter)와 로 패스 필터(low pass filter)를 통해 구현될 수 있다.
컨"매?(360)는 코일(350)과 제어 모듈(310)을 연결하여 피드백 회로를 구성할 수 있다. 컨"매?(360)는 코일(350)으로부터 신호의 포락선(envelope)를 추출하고, 이를 디지털 신호로 변환하여 제어 모듈(310)에 전달할 수 있다.
본 개시의 코일(350)을 통해 출력될 수 있는 RF 펄스는 신호 생성기(320)에서 생성되어 증폭되어 출력될 수 있다. 또한, 신호 생성기(320)는 DC 전압을 전력 증폭기(330)에 공급할 수 있고, 제어 모듈(310)이 전력 증폭기(330)의 스위칭 트랜지스터(332)를 제어하여 RF 펄스가 전력 증폭기(330)에서 출력되도록 할 수도 있다. 제어 모듈(310)은 전력 증폭기(330)의 스위칭 타이밍을 제어하기 위한 제어 신호를 전력 증폭기에 공급할 수 있다. 또한, 신호 생성기(320)가 제어 모듈(310)의 제어에 의해 원하는 파형을 전력 증폭기(330)에 공급하여 RF 펄스가 전력 증폭기(330)에서 출력되도록 할 수도 있다.
본 개시의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 정보 및 신호들이 임의의 다양한 상이한 기술들 및 기법들을 이용하여 표현될 수 있다는 것을 이해할 것이다. 예를 들어, 위의 설명에서 참조될 수 있는 데이터, 지시들, 명령들, 정보, 신호들, 비트들, 심볼들 및 칩들은 전압들, 전류들, 전자기파들, 자기장들 또는 입자들, 광학장들 또는 입자들, 또는 이들의 임의의 결합에 의해 표현될 수 있다.
본 개시의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 여기에 개시된 실시예들과 관련하여 설명된 다양한 예시적인 논리 블록들, 모듈들, 프로세서들, 수단들, 회로들 및 알고리즘 단계들이 전자 하드웨어, (편의를 위해, 여기에서 "소프트웨어"로 지칭되는) 다양한 형태들의 프로그램 또는 설계 코드 또는 이들 모두의 결합에 의해 구현될 수 있다는 것을 이해할 것이다. 하드웨어 및 소프트웨어의 이러한 상호 호환성을 명확하게 설명하기 위해, 다양한 예시적인 컴포넌트들, 블록들, 모듈들, 회로들 및 단계들이 이들의 기능과 관련하여 위에서 일반적으로 설명되었다. 이러한 기능이 하드웨어 또는 소프트웨어로서 구현되는지 여부는 특정한 애플리케이션 및 전체 시스템에 대하여 부과되는 설계 제약들에 따라 좌우된다. 본 개시의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자는 각각의 특정한 애플리케이션에 대하여 다양한 방식들로 설명된 기능을 구현할 수 있으나, 이러한 구현 결정들은 본 개시의 범위를 벗어나는 것으로 해석되어서는 안 될 것이다.
여기서 제시된 다양한 실시예들은 방법, 장치, 또는 표준 프로그래밍 및/또는 엔지니어링 기술을 사용한 제조 물품(article)으로 구현될 수 있다. 용어 "제조 물품"은 임의의 컴퓨터-판독가능 장치로부터 액세스 가능한 컴퓨터 프로그램, 캐리어, 또는 매체(media)를 포함한다. 예를 들어, 컴퓨터-판독가능 매체는 자기 저장 장치(예를 들면, 하드 디스크, 플로피 디스크, 자기 스트립, 등), 광학 디스크(예를 들면, CD, DVD, 등), 스마트 카드, 및 플래쉬 메모리 장치(예를 들면, EEPROM, 카드, 스틱, 키 드라이브, 등)를 포함하지만, 이들로 제한되는 것은 아니다. 또한, 여기서 제시되는 다양한 저장 매체는 정보를 저장하기 위한 하나 이상의 장치 및/또는 다른 기계-판독가능한 매체를 포함한다. 용어 "기계-판독가능 매체"는 명령(들) 및/또는 데이터를 저장, 보유, 및/또는 전달할 수 있는 무선 채널 및 다양한 다른 매체를 포함하지만, 이들로 제한되는 것은 아니다.
제시된 프로세스들에 있는 단계들의 특정한 순서 또는 계층 구조는 예시적인 접근들의 일례임을 이해하도록 한다. 설계 우선순위들에 기반하여, 본 개시의 범위 내에서 프로세스들에 있는 단계들의 특정한 순서 또는 계층 구조가 재배열될 수 있다는 것을 이해하도록 한다. 첨부된 방법 청구항들은 샘플 순서로 다양한 단계들의 엘리먼트들을 제공하지만 제시된 특정한 순서 또는 계층 구조에 한정되는 것을 의미하지는 않는다.
제시된 실시예들에 대한 설명은 임의의 본 개시의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 개시를 이용하거나 또는 실시할 수 있도록 제공된다. 이러한 실시예들에 대한 다양한 변형들은 본 개시의 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명백할 것이며, 여기에 정의된 일반적인 원리들은 본 개시의 범위를 벗어남이 없이 다른 실시예들에 적용될 수 있다. 그리하여, 본 개시는 여기에 제시된 실시예들로 한정되는 것이 아니라, 여기에 제시된 원리들 및 신규한 특징들과 일관되는 최광의의 범위에서 해석되어야 할 것이다.
상기와 같이 발명의 실시를 위한 최선의 형태에서 관련 내용을 기술하였다.
본 발명은 자기 공명 영상 장치에 사용될 수 있다.

Claims (11)

  1. 자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 스캐너에서 RF 펄스(radio frequency pulse)를 생성하기 위한 장치로서,
    전력 증폭기 및 신호 생성기를 제어하는 제어 모듈;
    상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기와 전자기적으로 연결되어 전력 증폭기로 상기 생선된 사전 결정된 파형의 신호를 공급하도록 구성되는 신호 생성기;
    상기 신호 생성기부터 공급된 신호를 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 증폭시키고, 그리고 상기 증폭된 신호를 코일로 출력하는 전력 증폭기; 및
    상기 전력 증폭기의 인덕터로서 동작하며, 그리고 대상체가 여기(excitation)되도록 상기 대상체에 상기 증폭된 신호를 전달하는 코일;
    을 포함하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 전력 증폭기는
    신호 생성기부터 공급된 전력을 수신하는 입력 인덕턴스 성분;
    상기 제어 모듈에 의해 제어되는 스위칭 트랜지스터; 및
    전하를 저장할 수 있는 하나 이상의 캐패시터;
    를 포함하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  3. 제 2 항에 있어서,
    상기 입력 인덕턴스 성분은,
    동축 케이블을 포함하는 전송 라인으로 구성되며,
    상기 전송 라인은 상기 전송 라인의 임피던스가 상기 입력 인덕턴스 성분이 초크 인덕터로 구성되는 경우의 임피던스와 동일하도록 하는 길이를 갖는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  4. 제 2 항에 있어서,
    상기 코일은 상기 전력 증폭기의 상기 캐패시터와 LC 레그를 구성하며,
    상기 전력 증폭기는,
    클래스 E 전력 증폭기로서 동작하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 전력 증폭기에 부가되는 부하 저항은, 상기 대상체에 의해 코일에 부가되는 로드(load) 및 코일의 저항인,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  6. 제 1 항에 있어서,
    상기 신호 생성기는
    상기 전력 증폭기에 정상 사각 파형을 공급하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 제어 모듈은,
    FPGA 기반으로 구성되어 2진 비트 스트림(bit stream)을 생성하여 상기 전력 증폭기의 스위칭 트랜지스터를 온(ON), 또는 오프(OFF)시키는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 제어 모듈이 생성하는 2 진 비트스트림 신호의 각각의 비트의 주기는 상기 전력 증폭기의 스위칭 주기의 절반인,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 제어 모듈은,
    상기 전력 증폭기 회로를 프리 스캔(pre scan)하여 회로의 파라미터들을 결정하고, 그리고 결정된 파라미터들에 기초하여 2진 비트스트림 신호를 상기 전력 증폭기에 공급하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  10. 제 1 항에 있어서,
    상기 코일에 전달된 신호를 상기 제어 모듈에 전달하는 할 수 있도록 상기 코일과 제어 모듈을 전기적으로 연결하는 컨버터;
    를 더 포함하고,
    상기 제어 모듈은 상기 컨버터를 통해 전달된 피드백 신호에 기초하여 상기 전력 증폭기 및 신호 발생기를 제어하는,
    자기 공명 영상 스캐너에서 RF 펄스를 생성하기 위한 장치.
  11. 자기 공명 영상 스캐너로서,
    RF펄스 생성장치;
    를 포함하고,
    상기 RF 펄스 생성장치는,
    전력 증폭기 및 신호 생성기를 제어하는 제어 모듈;
    상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 사전 결정된 파형의 신호를 생성하고, 그리고 전력 증폭기와 전자기적으로 연결되어 전력 증폭기로 상기 생선된 사전 결정된 파형의 신호를 공급하도록 구성되는 신호 생성기;
    상기 신호 생성기부터 공급된 신호를 상기 제어 모듈의 제어에 기초하여 증폭시키고, 그리고 상기 증폭된 신호를 코일로 출력하는 전력 증폭기; 및
    상기 전력 증폭기의 인덕터로서 동작하며, 그리고 대상체가 여기(excitation)되도록 상기 대상체에 상기 증폭된 신호를 전달하는 코일;
    을 포함하는,
    자기 공명 영상 스캐너.
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