KR101755600B1 - 자기공명 영상장치에 사용되는 rf 수신 코일 유닛 - Google Patents

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Abstract

개시된 실시 예에 따라, RF 코일; 및 RF 코일에 흐르는 제1 전류를 관찰하는 제1 회로; 를 포함하고, 제1 회로는 RF 코일 및 제1 회로 사이의 전자기 커플링(electro-magnetic coupling)을 이용하여 제1 전류를 관찰하는 것을 특징으로 하는, 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 수신 코일 유닛이 개시된다.

Description

자기공명 영상장치에 사용되는 RF 수신 코일 유닛 {RF RECEIVING COIL UNIT FOR MR IMAGING DEVICE}
자기공명 영상장치에 사용되는 RF(Radio Frequency) 수신 코일 유닛에 관한 것이다.
의료 영상 장치는 대상체의 내부 구조를 영상으로 획득하기 위한 장비이다. 의료 영상 장치는 비침습 검사 장치로서, 신체 내의 구조적 세부사항, 내부 조직 및 유체의 흐름 등을 촬영 및 처리하여 사용자에게 보여준다. 의사 등의 사용자는 의료 영상 장치에서 출력되는 의료 영상을 이용하여 환자의 건강 상태 및 질병을 진단할 수 있다.
의료 영상 장치로는 자기 공명 영상을 제공하기 위한 자기 공명 영상(MRI: magnetic resonance imaging) 장치, 컴퓨터 단층 촬영(CT: Computed Tomography) 장치, 엑스레이(X-ray) 장치, 및 초음파(Ultrasound) 진단 장치 등이 있다.
구체적으로, 자기 공명 영상 장치는 자기장을 이용해 피사체를 촬영하는 장치로, 뼈는 물론 디스크, 관절, 신경 인대 등을 원하는 각도에서 입체적으로 보여주기 때문에 정확한 질병 진단을 위해서 널리 이용되고 있다.
자기 공명 영상 장치는 RF 코일들을 포함하는 고주파 멀티 코일, 영구자석 및 그래디언트 코일 등을 이용하여 자기 공명(MR: magnetic resonance) 신호를 획득한다. 그리고, 자기 공명 신호(MR 신호)를 샘플링하여 자기 공명 영상을 복원한다.
의료 영상 장치가 대상체를 촬영하는데 있어서, 장치에 과도한 전류가 흐르게 될 경우 환자의 신체에 손상을 가할 수 있으므로, 전류의 세기를 관찰 및 조절할 수 있는 장치가 필요하다. 특히, MRI 장치에 있어서, 환자의 신체에 근접하게 위치한 RF 수신 코일에 전자기 유도에 의해 과도한 전류가 흐르게 되는 경우, 환자의 신체에 화상을 입힐 수 있다.
RF 수신 코일에 흐르는 전류의 세기를 조절하기 위한 방법의 예시로서, 높은 임피던스를 갖는 디커플링 회로(Decoupling circuit)를 이용하여 회로에 흐르는 전류의 크기를 작게 유지하는 방법이 있다. 하지만, 디커플링 회로는 RF 주파수에 따라 그 임피던스가 달라지므로, MRI 장치의 주파수에 따라 과전류가 발생할 수 있는 위험이 있다.
이에 가장 일반적으로 이용될 수 있는 방법은 퓨즈(Fuse)를 이용하는 것이다. 퓨즈를 이용하는 경우, 과전류 발생시 회로를 차단할 수 있다. 이와 같이, 의료 영상 장치에 흐르는 전류의 크기를 관찰 및 조절할 수 있는 장치의 제공이 필요하다.
대한민국 공개특허공보 제 10-2013-0029931 호 (2011년 03월 26일 공개)
개시된 실시 예는 RF 수신 코일에 흐르는 전류의 크기를 관찰할 수 있는 RF 수신 코일 유닛을 제공한다.
개시된 실시 예에 따른, 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 수신 코일 유닛은, RF 코일; 및 RF 코일에 흐르는 제1 전류를 관찰하는 제1 회로; 를 포함하고, 제1 회로는 RF 코일 및 제1 회로 사이의 전자기 커플링(electro-magnetic coupling)을 이용하여 제1 전류를 관찰하는 것을 특징으로 한다.
또한, 제1 회로는, 제1 전류의 값을 측정하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, 제1 회로는, 제1 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, RF 수신 코일 유닛은, 제1 전류의 크기가 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 제2 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, RF 코일 및 제1 회로를 전자기적으로 연결하는 변압기를 더 포함할 수 있다.
또한, 제1 회로는, 루프(loop)를 포함하는 프로브(probe)를 포함하고, RF 코일 및 루프 사이의 자기 커플링(magnetic coupling)을 이용하여 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, 제1 회로는, RF 코일에 포함된 캐퍼시터(capacitor)의 전압 강하(voltage drop)를 측정하는 회로를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에 따른, 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 수신 코일 유닛은, RF 코일; RF 코일이 수신한 신호를 전달하는 케이블; 및 케이블에 흐르는 전류를 관찰하는 제3 회로; 를 포함하고, 제3 회로는 케이블 및 제3 회로 사이의 전자기 커플링을 이용하여 케이블에 흐르는 제2 전류를 관찰하는 것을 특징으로 한다.
또한, 제3 회로는, 제2 전류의 값을 측정하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, 제3 회로는, 제2 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, RF 수신 코일 유닛은, 제2 전류의 크기가 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 제4 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, 케이블 및 제3 회로를 전자기적으로 연결하는 변압기를 더 포함할 수 있다.
또한, 제3 회로는, 루프를 포함하는 프로브를 포함하고, 케이블 및 루프 사이의 자기 커플링을 이용하여 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 것을 특징으로 할 수 있다.
또한, 제3 회로는, 케이블에 포함된 캐퍼시터의 전압 강하를 측정하는 회로를 포함할 수 있다.
1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다.
도 2는 개시된 실시 예에 따른 RF 코일의 구조를 도시한 도면이다.
도 3은 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 간단히 도시한 도면이다.
도 4는 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다.
도 5는 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 간단히 도시한 도면이다.
도 6은 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다.
도 7a 및 도 7b는 개시된 실시 예에 따라 변압기를 포함하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다.
도 8a 및 도 8b는 개시된 실시 예에 따라 루프를 포함하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다.
도 9a 및 도 9b는 개시된 실시 예에 따라 전기 커플링을 이용하여 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다.
다양한 실시 예의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 후술되어 있는 실시 예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 다양한 실시 예는 이하에서 개시되는 실시 예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시 예들은 본 명세서의 개시가 완전하도록 하고, 본 명세서에 개시된 기술이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 다양한 실시 예는 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.
본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 다양한 실시 예에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.
본 명세서에서 사용되는 용어는 다양한 실시 예에서의 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 명세서에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 명세서의 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 다양한 실시 예에 대하여 다양한 실시 예가 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그리고 도면에서 다양한 실시 예를 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다.
본 명세서에서 "이미지"는 이산적인 이미지 요소들(예를 들어, 2차원 이미지에 있어서의 픽셀들 및 3차원 이미지에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 이미지는 X-ray 장치, CT 장치, MRI 장치, 초음파 진단 장치, 및 다른 의료 영상 장치에 의해 획득된 대상체의 의료 이미지 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 (MR image: Magnetic Resonance image)"이란 핵자기 공명 원리를 이용하여 획득된 대상체에 대한 영상을 의미한다.
또한, 본 명세서에서 "펄스 시퀀스"란, MRI 시스템에서 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 "펄스 시퀀스 모식도"란, MRI 시스템 내에서 일어나는 사건(event) 들의 순서를 설명한다. 예컨대, 펄스 시퀀스 모식도란 RF 펄스, 경사 자장, MR 신호 등을 시간에 따라 보여주는 모식도일 수 있다.
MRI 시스템은 특정 세기의 자기장에서 발생하는 RF(Radio Frequency) 신호에 대한 MR(Magnetic Resonance) 신호의 세기를 명암 대비로 표현하여 대상체의 단층 부위에 대한 이미지를 획득하는 기기이다. 예를 들어, 대상체를 강력한 자기장 속에 눕힌 후 특정의 원자핵(예컨대, 수소 원자핵 등)만을 공명시키는 RF 신호를 대상체에 순간적으로 조사했다가 중단하면 특정의 원자핵에서 MR 신호가 방출되는데, MRI 시스템은 이 MR 신호를 수신하여 MR 이미지를 획득할 수 있다. MR 신호는 대상체로부터 방사되는 RF 신호를 의미한다. MR 신호의 크기는 대상체에 포함된 소정의 원자(예컨대, 수소 등)의 농도, 이완시간 T1, 이완시간 T2 및 혈류 등의 흐름에 의해 결정될 수 있다.
MRI 시스템은 다른 이미징 장치들과는 다른 특징들을 포함한다. 이미지의 획득이 감지 하드웨어(detecting hardware)의 방향에 의존하는 CT와 같은 이미징 장치들과 달리, MRI 시스템은 임의의 지점으로 지향된 2D 이미지 또는 3D 볼륨 이미지를 획득할 수 있다. 또한, MRI 시스템은, 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.
도 1은 일반적인 MRI 시스템의 개략도이다. 도 1을 참조하면, MRI 시스템은 갠트리(gantry)(20), 신호 송수신부(30), 모니터링부(40), 시스템 제어부(50) 및 오퍼레이팅부(60)를 포함할 수 있다.
갠트리(20)는 주 자석(22), 경사 코일(24), RF 코일(26) 등에 의하여 생성된 전자파가 외부로 방사되는 것을 차단한다. 갠트리(20) 내 보어(bore)에는 정자기장 및 경사자장이 형성되며, 대상체(10)를 향하여 RF 신호가 조사된다.
주 자석(22), 경사 코일(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 생성한다. 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 포함한다. 경사 코일(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 MR 신호를 수신할 수 있다. 구체적으로, RF 코일(26)은, 세차 운동을 하는 환자 내에 존재하는 원자핵을 향하여, 세차운동의 주파수와 동일한 주파수의 RF 신호를 전송한 후 RF 신호의 전송을 중단하고, 환자 내에 존재하는 원자핵에서 로부터 방출되는 MR 신호를 수신할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(26)은 어떤 원자핵을 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이시키기 위하여 이 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 어떤 원자핵에 가해지면, 이 원자핵은 낮은 에너지 상태로부터 높은 에너지 상태로 천이될 수 있다. 이후에, RF 코일(26)에 의해 생성된 전자파가 사라지면, 전자파가 가해졌던 원자핵은 높은 에너지 상태로부터 낮은 에너지 상태로 천이하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파를 방사할 수 있다. 다시 말해서, 원자핵에 대하여 전자파 신호의 인가가 중단되면, 전자파가 가해졌던 원자핵에서는 높은 에너지에서 낮은 에너지로의 에너지 준위의 변화가 발생하면서 라모어 주파수를 갖는 전자파가 방사될 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 수도 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 정보를 제공할 수 있다.
신호 송수신부(30)는 소정의 MR 시퀀스에 따라 갠트리(20) 내부, 즉 보어에 형성되는 경사자장을 제어하고, RF 신호와 MR 신호의 송수신을 제어할 수 있다.
신호 송수신부(30)는 경사자장 증폭기(32), 송수신 스위치(34), RF 송신부(36) 및 RF 수신부(38)를 포함할 수 있다.
경사자장 증폭기(Gradient Amplifier)(32)는 갠트리(20)에 포함된 경사 코일(24)을 구동시키며, 경사자장 제어부(54)의 제어 하에 경사자장을 발생시키기 위한 펄스 신호를 경사 코일(24)에 공급할 수 있다. 경사자장 증폭기(32)로부터 경사 코일(24)에 공급되는 펄스 신호를 제어함으로써, X축, Y축, Z축 방향의 경사 자장이 합성될 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 MR 신호를 수신할 수 있다.
송수신 스위치(34)는 RF 신호와 MR 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 MR 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 모니터링한다. 구체적으로, 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 제어한다. 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)의 시퀀스 제어에 따라 테이블(28)의 이동을 제어할 수도 있다. 예를 들어, 대상체의 이동 영상 촬영(moving imaging)에 있어서, 테이블 제어부(46)는 시퀀스 제어부(50)에 의한 시퀀스 제어에 따라 지속적으로 또는 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 제어한다. 구체적으로, 디스플레이 제어부(48)는 갠트리(20)의 외측 및 내측에 위치하는 디스플레이의 온/오프 또는 디스플레이에 출력될 화면 등을 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 수도 있다.
시스템 제어부(50)는 갠트리(20) 내부에서 형성되는 신호들의 시퀀스를 제어하는 시퀀스 제어부(52), 및 갠트리(20)와 갠트리(20)에 장착된 기기들을 제어하는 갠트리 제어부(58)를 포함할 수 있다.
시퀀스 제어부(52)는 경사자장 증폭기(32)를 제어하는 경사자장 제어부(54), 및 RF 송신부(36), RF 수신부(38) 및 송수신 스위치(34)를 제어하는 RF 제어부(56)를 포함할 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 코일(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 시스템 전체의 동작을 제어할 수 있다.
오퍼레이팅부(60)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 전송 받아서 처리하는 영상 처리부(62), 출력부(64) 및 입력부(66)를 포함할 수 있다.
영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)로부터 수신되는 MR 신호를 처리하여, 대상체(10)에 대한 MR 화상 데이터를 생성할 수 있다.
영상 처리부(62)는 RF 수신부(38)가 수신한 MR 신호를 전송받고, 전송받은 MR 신호에 증폭, 주파수 변환, 위상 검파, 저주파 증폭, 필터링(filtering) 등과 같은 각종의 신호 처리를 가한다.
영상 처리부(62)는, 예를 들어, 메모리의 k 공간 (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, 재구성된 화상 데이터(data)에 합성 처리나 차분 연산 처리 등을 수행할 수 있다. 합성 처리는, 픽셀에 대한 가산 처리, 최대치 투영(MIP)처리 등 일 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 MR 신호에 대해 적용하는 각종 신호 처리는 병렬적으로 수행될 수 있다. 예를 들어, 다채널 RF 코일에 의해 수신되는 복수의 MR 신호에 신호 처리를 병렬적으로 가하여 복수의 MR 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 시스템을 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(Digital Light Processing) 디스플레이, 평판 디스플레이(PFD: Flat Panel Display), 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등 일을 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)의 예들로는 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 1은 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 MR 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 인터페이스, 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 2는 개시된 실시 예에 따른 RF 코일의 구조를 도시한 도면이다. 개시된 실시 예에서, 도 1에 도시된 RF 코일(26)은 RF 송신 코일(200) 및 RF 수신 코일 유닛(210)을 포함할 수 있다.
RF 송신 코일(200)은 바디 코일(body coil)이라고도 하며, 대상체(10)로부터 상대적으로 멀리 떨어져 있는 커다란 코일이다. RF 수신 코일은 로컬 코일(local coil)이라고도 하며, 영상을 촬영하고자 하는 대상체(10)의 각 부위에 근접하게 위치한 코일이다.
도 2에는 두뇌 MR 영상을 촬영하기 위한 RF 수신 코일 유닛(210)만이 도시되어 있으나, RF 수신 코일이 이용될 수 있는 위치 및 그 형태는 제한되지 않는다. 예를 들어, RF 수신 코일은 머리 RF 코일, 흉부 RF 코일, 다리 RF 코일, 목 RF 코일, 어깨 RF 코일, 손목 RF 코일 및 발목 RF 코일 등을 포함할 수 있다.
RF 수신 코일 유닛(210)은 복수의 RF 수신 코일을 포함할 수 있다. 또한, RF 수신 코일 유닛(210)은 각각의 RF 수신 코일에서 수신된 신호를 증폭하는 증폭기를 포함할 수 있다. 또한, RF 수신 코일 유닛(210)은 각각의 RF 수신 코일에서 수신된 신호를 전달하는 케이블을 포함할 수 있다.
도 3은 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 간단히 도시한 도면이다. 도 3을 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300) 및 제1 회로(310)를 포함한다. 개시된 실시 예에서, RF 수신 코일 유닛(210)은 복수의 RF 코일(300) 및 각각의 RF 코일(300)에 대응하는 제1 회로(310)를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰한다. 예를 들어, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 또한, 제1 회로(310)는 측정된 전류의 값을 소정의 임계값과 비교할 수 있다.
다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정하지 않을 수 있다. 본 실시 예에서, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교할 수 있다.
예를 들어, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정하기 위한 수단을 포함하지 않고, RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하기 위한 비교기(comparator)를 포함할 수 있다.
제1 회로(310)는 RF 코일(300) 및 제1 회로(310) 사이의 전자기 커플링(electro-magnetic coupling)을 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰한다. 본 명세서에서, 전자기 커플링은 전기 커플링 및 자기 커플링 중 적어도 하나를 포함한다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)과 유선 또는 무선으로 연결되어 있을 수 있다. 예를 들어, 제1 회로(310)가 RF 코일(300) 및 제1 회로(310) 사이의 전기 커플링을 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰하는 경우, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)과 유선으로 연결될 수 있다.
다른 실시 예에서, 제1 회로(310)가 RF 코일(300) 및 제1 회로(310) 사이의 자기 커플링을 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰하는 경우, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)과 무선으로 연결될 수 있다.
개시된 실시 예에서, RF 코일(300)은 캐퍼시터(capacitor), 인덕터(inductor) 또는 저항(resistor)과 같은 회로 소자를 포함할 수 있다. 또한, RF 코일(300)은 수신한 신호를 증폭하기 위한 증폭기를 포함할 수 있다.
도 4는 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다. 도 4를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), 제1 회로(310) 및 제2 회로(400)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, RF 수신 코일 유닛(210)은 복수의 RF 코일(300)을 포함할 수 있다. 또한, RF 수신 코일 유닛(210)은 각각의 RF 코일(300)에 대응하는 제1 회로(310) 및 제2 회로(400)를 포함할 수 있다.
도 4는 도 3에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)의 실시 예를 도시한 도면이다. 따라서, 도 3에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)에 관하여 개시된 내용은 도 4에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)에도 적용될 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하기 위한 회로를 포함할 수 있다. 예를 들어, 제1 회로(310)는 비교기(comparator)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제1회로(310)는 전압 비교기 및 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 전류 비교기를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제2 회로(400)는 제1 회로(310)가 관찰한 전류의 크기가 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 회로를 포함할 수 있다.
예를 들어, 제2 회로(400)는 PIN 바이어스 스위치(bias switch)를 포함할 수 있다. 제1 회로(310)는 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교한 결과에 따라 바이어스 제어 신호를 제2 회로(400)에 전달할 수 있다.
제2 회로(400)는 제1 회로(310)로부터 전달받은 바이어스 제어 신호에 따라, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 RF 코일(300)에 전달할 수 있다. RF 코일(300)은 제2 회로(400)로부터 중지 신호를 전달받는 경우 스캔을 중지하도록 하는 피드백 회로를 포함할 수 있다.
도 5는 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 간단히 도시한 도면이다. 도 5를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), 케이블(500) 및 제3 회로(510)를 포함한다. 개시된 실시 예에서, RF 수신 코일 유닛(210)은 복수의 RF 코일(300)을 포함할 수 있다. RF 수신 코일 유닛(210)은 각각의 RF 코일(300)에 대응하는 케이블(500) 및 제3 회로(510)를 포함할 수 있다.
케이블은 RF 코일(300)이 수신한 신호를 의료 영상 장치 시스템에 전달한다. 개시된 실시 예에서, RF 코일(300)은 수신한 신호를 증폭하기 위한 증폭기를 포함할 수 있다. 이 경우, 케이블은 증폭된 신호를 전달할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰한다. 예를 들어, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 또한, 제3 회로(510)는 측정된 전류의 값을 소정의 임계값과 비교할 수 있다.
다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정하지 않을 수 있다. 본 실시 예에서, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교할 수 있다.
예를 들어, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정하기 위한 수단을 포함하지 않고, 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하기 위한 비교기(comparator)를 포함할 수 있다.
제3 회로(510)는 케이블(500) 및 제3 회로(510) 사이의 전자기 커플링(electro-magnetic coupling)을 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰한다. 본 명세서에서, 전자기 커플링은 전기 커플링 및 자기 커플링을 포함한다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 케이블(500)과 유선 또는 무선으로 연결되어 있을 수 있다. 예를 들어, 제3 회로(510)가 케이블(500) 및 제3 회로(510) 사이의 전기 커플링을 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰하는 경우, 제3 회로(510)는 케이블(500)과 유선으로 연결될 수 있다.
다른 실시 예에서, 제3 회로(510)가 케이블(500) 및 제3 회로(510) 사이의 자기 커플링을 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰하는 경우, 제3 회로(510)는 케이블(500)과 무선으로 연결될 수 있다.
개시된 실시 예에서, 케이블(500)은 캐퍼시터(capacitor), 인덕터(inductor) 또는 저항(resistor)과 같은 회로 소자를 포함할 수 있다.
도 6은 개시된 실시 예에 따른 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다. 도 6을 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), 케이블(500), 제3 회로(510) 및 제4 회로(600)를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, RF 수신 코일 유닛(210)은 복수의 RF 코일(300)을 포함할 수 있다. 또한, RF 수신 코일 유닛(210)은 각각의 RF 코일(300)에 대응하는 케이블(500), 제3 회로(510) 및 4 회로(600)를 포함할 수 있다.
도 6은 도 5에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)의 실시 예를 도시한 도면이다. 따라서, 도 5에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)에 관하여 개시된 내용은 도 6에 개시된 RF 수신 코일 유닛(210)에도 적용될 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하기 위한 회로를 포함할 수 있다. 예를 들어, 제3 회로(510)는 비교기(comparator)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 전압 비교기 및 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 전류 비교기를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제4 회로(600)는 제3 회로(510)가 관찰한 전류의 크기가 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 회로를 포함할 수 있다.
예를 들어, 제4 회로(600)는 PIN 바이어스 스위치(bias switch)를 포함할 수 있다. 제3 회로(510)는 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교한 결과에 따라 바이어스 제어 신호를 제4 회로(600)에 전달할 수 있다.
제4 회로(600)는 제3 회로(510)로부터 전달받은 바이어스 제어 신호에 따라, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 RF 코일(300)에 전달할 수 있다. RF 코일(300)은 제4 회로(600)로부터 중지 신호를 전달받는 경우 스캔을 중지하도록 하는 피드백 회로를 포함할 수 있다.
도 7a 및 도 7b는 개시된 실시 예에 따라 변압기를 포함하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다. 도 7a를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300) 및 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 제1 회로(310)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 변압기(700)를 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(300) 및 제1 회로(310)는 각각 제1 코일(710) 및 제2 코일(720)을 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제2 코일(720)을 포함하는 프로브(미도시)를 포함할 수 있다.
RF 수신 코일 유닛(210)은 제1 코일(710) 및 제2 코일(720)을 포함하는 변압기(700)를 포함할 수 있다. 변압기(700)는 제1 코일(710) 및 제2 코일(720) 사이의 자기 커플링을 이용하여 동작할 수 있다.
예를 들어, RF 코일(300)에는 전자기 유도에 의하여 전류가 발생할 수 있다. RF 코일(300)에 유도된 전류는 제1 코일(710)을 통과할 수 있다. 따라서, 제1 코일(710)에는 전자기 유도에 의한 자기장이 발생할 수 있다.
제1 코일(710)에 발생한 자기장은 제2 코일(720)을 통과할 수 있다. 따라서, 제2 코일(720)에는 전자기 유도에 의한 전류가 발생할 수 있다. 제1 회로(310)는 제2 코일(720)에 발생한 전류를 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, 제1 회로(310)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제1 회로(310)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
도 7b를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), RF 코일이 수신한 신호를 전달하는 케이블(500) 및 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰하는 제3 회로(510)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 변압기(750)를 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, 케이블(500) 및 제3 회로(510)는 각각 제3 코일(760) 및 제4코일(770)을 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제4 코일(770)을 포함하는 프로브(미도시)를 포함할 수 있다.
RF 수신 코일 유닛(210)은 제3 코일(760) 및 제4 코일(770)을 포함하는 변압기(750)를 포함할 수 있다. 변압기(750)는 제3 코일(760) 및 제4 코일(770) 사이의 자기 커플링을 이용하여 동작할 수 있다.
예를 들어, 케이블(500)에는 전자기 유도에 의하여 전류가 발생할 수 있다. 케이블(500)에 유도된 전류는 제3 코일(760)을 통과할 수 있다. 따라서, 제3 코일(760)에는 전자기 유도에 의한 자기장이 발생할 수 있다.
제3 코일(760)에 발생한 자기장은 제4 코일(770)을 통과할 수 있다. 따라서, 제4 코일(770)에는 전자기 유도에 의한 전류가 발생할 수 있다. 제3 회로(510)는 제4 코일(770)에 발생한 전류를 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, 제3 회로(510)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제3 회로(510)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
도 8a 및 도 8b는 개시된 실시 예에 따라 코일 소자를 포함하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다. 도 8a를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300) 및 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 제1 회로(310)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 루프(810)를 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 루프(810)를 포함하는 프로브(800)를 포함할 수 있다. 예를 들어, RF 코일(300)에는 전자기 유도에 의하여 전류가 발생할 수 있다. 따라서, RF 코일(300)에는 전자기 유도에 의한 자기장이 발생할 수 있다.
RF 코일(300)에 발생한 자기장은 루프(810)를 통과할 수 있다. 따라서, 루프(810)에는 전자기 유도에 의한 전류가 발생할 수 있다. 제1 회로(310)는 루프(810)에 발생한 전류를 이용하여 RF 코일(300)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, 제1 회로(310)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제1 회로(310)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
도 8b를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), RF 코일이 수신한 신호를 전달하는 케이블(500) 및 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰하는 제3 회로(510)를 포함할 수 있다. 개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 루프(860)를 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 루프(860)를 포함하는 프로브(850)를 포함할 수 있다. 예를 들어, RF 코일(300)에는 전자기 유도에 의하여 전류가 발생할 수 있다. 따라서, RF 코일(300)에는 전자기 유도에 의한 자기장이 발생할 수 있다.
RF 코일(300)에 발생한 자기장은 루프(860)를 통과할 수 있다. 따라서, 루프(860)에는 전자기 유도에 의한 전류가 발생할 수 있다. 제3 회로(510)는 루프(860)에 발생한 전류를 이용하여 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
예를 들어, 제3 회로(510)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제3 회로(510)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
도 9a 및 도 9b는 개시된 실시 예에 따라 전기 커플링을 이용하여 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 RF 수신 코일 유닛을 도시한 도면이다. 도 9a를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300) 및 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 제1 회로(310)를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, RF 코일(300)은 캐퍼시터(910)를 포함할 수 있다. 제1 회로(310)는 캐퍼시터(910) 전후의 전압 강하를 측정할 수 있다. 제1 회로(310)는 캐퍼시터(910) 전후의 전압 강하를 이용하여 제1 회로(310)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 캐퍼시터(920 및 930)를 이용하여 캐퍼시터(910) 전후의 전압 강하를 측정할 수 있다. 하지만, 전압 강하를 측정하기 위해 사용되는 방법은 제한되지 않는다.
제1 회로(310)는 캐퍼시터(920 및 930)를 이용하여 RF 코일(300)과 직접적으로 연결될 수 있다. 제1 회로(310)의 캐퍼시터(920 및 930)는 각각 캐퍼시터(910)의 전후에 위치할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제1 회로(310)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제1 회로(310)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 RF 코일(300)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제1 회로(310)는 제1 회로(310)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, RF 코일(300)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
도 9b를 참조하면, RF 수신 코일 유닛(210)은 RF 코일(300), RF 코일이 수신한 신호를 전달하는 케이블(500) 및 케이블(500)에 흐르는 전류를 관찰하는 제3 회로(510)를 포함할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 케이블(500)은 캐퍼시터(950)를 포함할 수 있다. 제3 회로(510)는 캐퍼시터(950) 전후의 전압 강하를 측정할 수 있다. 제3 회로(510)는 캐퍼시터(950) 전후의 전압 강하를 이용하여 제3 회로(510)에 흐르는 전류를 관찰할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 캐퍼시터(960 및 970)를 이용하여 캐퍼시터(950) 전후의 전압 강하를 측정할 수 있다. 하지만, 전압 강하를 측정하기 위해 사용되는 방법은 제한되지 않는다.
제3 회로(510)는 캐퍼시터(960 및 970)를 이용하여 케이블(500)과 직접적으로 연결될 수 있다. 제3 회로(510)의 캐퍼시터(960 및 970)는 각각 캐퍼시터(950)의 전후에 위치할 수 있다.
개시된 실시 예에서, 제3 회로(510)는 전류계 또는 전압계를 포함할 수 있다. 또한, 제3 회로(510)는 전압-전류 변환기를 포함할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 비교기를 포함할 수 있다.
제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 값을 측정함으로써 케이블(500)에 흐르는 전류의 값을 측정할 수 있다. 다른 실시 예에서, 제3 회로(510)는 제3 회로(510)에 흐르는 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교함으로써, 케이블(500)에 흐르는 전류의 크기와 소정의 임계값을 간접적으로 비교할 수 있다.
이상과 첨부된 도면을 참조하여 다양한 실시 예를 설명하였지만, 본 명세서에 개시된 기술이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 다양한 실시 예가 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시 예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.
300: RF 코일
310: 제1 회로

Claims (14)

  1. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 수신 코일 유닛에 있어서,
    RF 코일; 및
    상기 RF 코일에 흐르는 제1 전류를 관찰하는 제1 회로; 를 포함하고,
    상기 제1 회로는 상기 RF 코일 및 상기 제1 회로 사이의 전자기 커플링(electro-magnetic coupling)을 이용하여 상기 제1 전류를 관찰하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  2. 제1 항에 있어서, 상기 제1 회로는,
    상기 제1 전류의 값을 측정하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  3. 제1 항에 있어서, 상기 제1 회로는,
    상기 제1 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  4. 제3 항에 있어서, 상기 RF 수신 코일 유닛은,
    상기 제1 전류의 크기가 상기 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 제2 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  5. 제1 항에 있어서,
    상기 RF 코일 및 상기 제1 회로를 전자기적으로 연결하는 변압기를 더 포함하는, RF 수신 코일 유닛.
  6. 제1 항에 있어서, 상기 제1 회로는,
    루프(loop)를 포함하는 프로브(probe)를 포함하고,
    상기 RF 코일 및 상기 루프 사이의 자기 커플링(magnetic coupling)을 이용하여 상기 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  7. 제1 항에 있어서, 상기 제1 회로는,
    상기 RF 코일에 포함된 캐퍼시터(capacitor)의 전압 강하(voltage drop)를 측정하는 회로를 포함하는, RF 수신 코일 유닛.
  8. 자기공명영상(MRI) 시스템에 사용되는 RF 수신 코일 유닛에 있어서,
    RF 코일;
    상기 RF 코일이 수신한 신호를 전달하는 케이블; 및
    상기 케이블에 흐르는 전류를 관찰하는 제3 회로; 를 포함하고,
    상기 제3 회로는 상기 케이블 및 상기 제3 회로 사이의 전자기 커플링을 이용하여 상기 케이블에 흐르는 제2 전류를 관찰하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  9. 제8 항에 있어서, 상기 제3 회로는,
    상기 제2 전류의 값을 측정하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  10. 제8 항에 있어서, 상기 제3 회로는,
    상기 제2 전류의 크기를 소정의 임계값과 비교하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  11. 제10 항에 있어서, 상기 RF 수신 코일 유닛은,
    상기 제2 전류의 크기가 소정의 임계값을 초과하는 경우, 스캔을 중지하도록 하는 신호를 전송하는 제4 회로를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  12. 제8 항에 있어서,
    상기 케이블 및 상기 제3 회로를 전자기적으로 연결하는 변압기를 더 포함하는, RF 수신 코일 유닛.
  13. 제8 항에 있어서, 상기 제3 회로는,
    루프를 포함하는 프로브를 포함하고,
    상기 케이블 및 상기 루프 사이의 자기 커플링을 이용하여 상기 RF 코일에 흐르는 전류를 관찰하는 것을 특징으로 하는, RF 수신 코일 유닛.
  14. 제8 항에 있어서, 상기 제3 회로는,
    상기 케이블에 포함된 캐퍼시터의 전압 강하를 측정하는 회로를 포함하는, RF 수신 코일 유닛.
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