WO2013115479A1 - 생체자기공명 장치 및 그 측정 방법 - Google Patents

생체자기공명 장치 및 그 측정 방법 Download PDF

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김기웅
이용호
이성주
유권규
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한국표준과학연구원
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Definitions

  • the present invention relates to an ultra-low field nuclear magnetic resonance method, and more particularly, to an ultra-low field nuclear magnetic resonance method in which an external excitation magnetic field is replaced with a biological vibration magnetic field.
  • myocardial regressive or ectopic excitation is the cause.
  • These myocardial conduction abnormalities develop into atrial arrhythmia, tachycardia, and heart failure, which cause stroke.
  • myocardial conduction dysfunction is a mechanism of ventricular fibrillation that causes cardiac death by cardiac arrest.
  • the catheter electrode was inserted through the aorta or the vena cava of the thigh, and the endocardial potential was measured by changing the position. Alternatively, the measurement was performed by attaching a multi-channel electrode patch or the like to the epicardium during thoracotomy.
  • Non-invasive methods include electrocardiograms that measure the potential by attaching multiple electrodes to the rib cage and limbs, and core diagrams that measure myocardial electrical activity using ultra-sensitive magnetic sensors such as superconducting quantum interference devices (SQUIDs) or atomic magnetometers.
  • SQUIDs superconducting quantum interference devices
  • atomic magnetometers atomic magnetometers
  • One technical problem to be solved of the present invention is to measure and image a nuclear magnetic resonance signal using a biological magnetic field.
  • the vibration frequency of the periodic coherent biological magnetic field generated in association with the functional connectivity of the organs of the human body is a first Larmor frequency. Applying a measurement bias magnetic field; Applying a second measurement bias magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field and having a different intensity; And separating the frequency of the magnetic resonance signal generated in the human body from the vibration frequency of the biological magnetic field by applying the second measurement bias magnetic field and measuring the signal by using the magnetic field measuring means.
  • the coherent biomagnetic field may have a component in a plane perpendicular to the first measurement bias magnetic field.
  • a pre-magnetizing means for applying a pre-magnetized magnetic field to pre-magnetize the human body; And deactivating the pre-magnetized magnetic field before measurement.
  • the direction of the pre-magnetized magnetic field may coincide with the direction of the first measurement magnetic field.
  • the method further comprises scanning the intensity of the first measured bias magnetic field such that the proton magnetic resonance frequency of the first measured bias magnetic field coincides with the oscillation frequency of the coherent biomagnetic field. Can be.
  • the magnetic field measuring means may be a superconducting quantum interference element or an optical pumping atomic magnetometer.
  • the method may further include providing a gradient magnetic field to the human body.
  • the gradient magnetic field may include at least one of a resonance region selection gradient magnetic field, a gradient echo magnetic field, and an encoding gradient magnetic field for an image.
  • the resonance region selection gradient magnetic field includes at least one of a first resonance region selection gradient magnetic field, a second resonance region selection gradient magnetic field, and a third resonance region selection magnetic field, the first resonance A region selection gradient magnetic field, the second resonance region selection gradient magnetic field, and the third resonance region selection magnetic field provide a gradient magnetic field in different directions, and the resonance region selection gradient magnetic field is applied before the second measurement bias magnetic field is applied. Can be applied.
  • the strength of the resonance region selective gradient magnetic field is scanned such that the sum of the intensity of the resonance region selective gradient magnetic field and the intensity of the first measured magnetic field correspond to the vibration frequency of the coherent biomagnetic field. Can be.
  • the gradient echo magnetic field is applied after the second measurement bias magnetic field is applied, and the gradient echo magnetic field is continuously formed with the first gradient echo magnetic field and the second A gradient echo magnetic field may be included, and the first gradient echo magnetic field may be opposite to the second gradient echo magnetic field.
  • the encoding gradient magnetic field is applied after a second measurement bias magnetic field is applied, the encoding gradient magnetic field comprises at least one of a first encoding gradient magnetic field and a second encoding gradient magnetic field, and The encoding gradient magnetic field may perform at least one of frequency encoding or phase encoding.
  • a proton in which a coherent biological magnetic field having a vibration frequency generated in association with functional connectivity of an organ of a human body precesses by a first measurement bias magnetic field Selecting a resonance region to magnetically resonate with the field; And spatially imaging a selected resonance region under a second measurement bias magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field and having a different intensity.
  • the selecting of the resonance region may include applying a pre-magnetic field to pre-magnetize the human body; Precessing the protons by applying a spatially uniform first measurement bias magnetic field having the same direction as that of the pre-magnetized magnetic field; Applying a resonance region selective gradient magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field and having a spatial gradient; And protons precessing by the first measurement bias magnetic field or resonance region selection gradient magnetic field are magnetically resonant with the coherent biological magnetic field and excited in a predetermined space or region.
  • the spatial imaging may include applying a second measurement bias magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field to the human body; Continuously applying a first gradient echo magnetic field and a second gradient echo magnetic field to form a gradient echo; Applying an encoding gradient magnetic field while the first gradient echo magnetic field is applied; And measuring a gradient echo signal while the second gradient echo magnetic field is applied.
  • the encoding gradient magnetic field may include at least one of a phase encoding gradient magnetic field and a frequency encoding gradient magnetic field.
  • Ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance apparatus magnetic shielding means; Magnetic field measuring means disposed in proximity to a measurement object arranged inside the magnetic shielding means; And applying a first measurement bias magnetic field corresponding to the proton magnetic resonance frequency to coincide with the vibration frequency of the coherent biological magnetic field generated in association with the functional connectivity of the organs of the human body, and continuously increasing the intensity of the first measurement bias magnetic field. And a measurement bias magnetic field generating means for altering to apply a second measurement bias magnetic field, wherein the magnetic field measuring means measures a magnetic resonance signal generated from the measurement object.
  • it may further include a pre-magnetization means for pre-magnetizing the measurement object.
  • it may further comprise a gradient magnetic field generating means for providing a gradient magnetic field to the measurement object.
  • the gradient magnetic field generating means comprises a resonance region selection gradient magnetic field generating means for selecting a resonance region; Gradient echo gradient magnetic field generating means for generating a gradient echo signal; And encoding gradient magnetic field generating means for generating an encoding gradient magnetic field.
  • the first measurement bias magnetic field may be scanned.
  • the method for measuring functional connectivity of the brain uses a very low-field nuclear magnetic resonance apparatus to detect functional connectivity of the brain and is resonated by a coherent biological magnetic field of a specific frequency in the brain of the human body. Magnetic resonance signals generated from protons are measured and spatially imaged.
  • the method for measuring functional connectivity of the brain uses a very low-field nuclear magnetic resonance apparatus to detect functional connectivity of the brain and is resonated by a coherent biological magnetic field of a specific frequency in the brain of the human body. Magnetic resonance signals generated from protons are measured and spatially imaged.
  • the method for measuring functional connectivity of the brain may include applying a first measurement bias magnetic field having a vibration frequency of an EEG magnetic field as a Larmor frequency in association with functional connectivity of the brain; Applying a second measurement bias magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field and having a different intensity; And the frequency of the magnetic resonance signal generated in the brain is separated from the vibration frequency of the EEG magnetic field by the application of the second measurement bias magnetic field, and the signal is measured using magnetic field measuring means.
  • Nuclear magnetic resonance measurement method is non-contact, non-destructive, it can provide excellent time and space resolution. Thus, minute changes in the active current occurring inside the brain or heart can be precisely measured. Accordingly, it can be used for functional studies of brain or heart and diagnosis of functional diseases.
  • FIG. 1 is a view illustrating a myocardial magnetic field or a biological magnetic field according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a view for explaining an ultra-low magnetic nuclear magnetic resonance device using a biological magnetic field.
  • FIG. 3 is a view for explaining the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance device of FIG.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a pulse sequence of the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance apparatus of FIG.
  • FIG. 5 is a view for explaining the operation principle of the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a situation of simulation.
  • the 10 Hz component is a MCG signal of regressive excitation
  • the 100 Hz signal is an FID signal of an HMR.
  • 9 is a simulation result showing the magnitude of the magnetic field in which the behavior of magnetization at each point (voxel) is measured by the squid sensor.
  • 10A to 10D are diagrams illustrating a pulse train according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a view for explaining a nuclear magnetic resonance measurement method according to another embodiment of the present invention.
  • 12 and 13 are flowcharts illustrating a method for measuring nuclear magnetic resonance according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a flowchart illustrating a method for measuring nuclear magnetic resonance according to another embodiment of the present invention.
  • the biological magnetic field is a magnetic signal generated from the human heart, brain, spinal cord, stomach, and the like. Can be measured with a high sensitivity magnetic sensor. Diagnostics using biomagnetic measurements can be contactless, nondestructive, and provide good time and spatial resolution. Thus, minute changes in the active current occurring inside the brain or heart can be precisely measured. Accordingly, it can be used for functional studies of brain or heart and diagnosis of functional diseases.
  • Anatomical changes were observed using X-rays, computer tomography (CT), and magnetic resonance imaging (MRI). Functional localization was observed using magnetoencephalography (MEG), fMRI (functional MRI), and PET (positron emission tomography). Anatomical connectivity was observed using DTI (Diffusion Tensor Imaging). However, no device has yet been developed that can directly measure functional connectivity.
  • fMRI and PET measure biochemical information (indirect information) following cranial nerve activity, have low temporal resolution, and provide spatial discrepancies with actual neuronal activity.
  • Electroencephalogram (EEG) and MEG are indirect estimates of CNS location information by inverse problem solutions, and are only suitable for the analysis of cortical activity, and have a reduced sensitivity in deep neuronal activity.
  • Deep EEG and electrocorticogram can be punctured into the skull to insert electrode needles or invasive electrodes on the brain surface, and only partial information can be obtained.
  • DTI Diffusion tensor imaging
  • Ultra-low magnetic field magnetic resonance device measures the functional connectivity of the human organs Can provide.
  • Ultra magnetic field magnetic resonance (BMR) devices can directly measure brain functional connectivity. Coherent brain waves that occur in association with the functional connectivity of nerves can form a coherent biomagnetic field. The coherent living magnetic field (coherent magnetic field) may be resonated with a proton. Accordingly, it is possible to directly measure the distribution mapping of non-invasive coherence of EEG and functional connectivity of the brain.
  • coherent brain waves can be measured in coherent EEG or spatial imaging of the coherent biomagnetic field by applying an external stimulus to or moving a part of the body. Based on this data, functional connectivity of the brain can be extracted. Based on this data, when the surgeon performs the surgery, the site of functional connectivity of the brain may not be removed. By imaging the functional connectivity of the brain, normal and abnormal individuals can be classified.
  • the brain's nuclear magnetic resonance frequency can match the frequency of the coherent brainwave coherent biomagnetic field resulting from the collective excitation of cranial nerve currents.
  • the functional connectivity distribution of the matched brain waves can be imaged using the MRI gradient technique.
  • the measured signal can non-insulating the measurement bias magnetic field to remove components caused by the biological magnetic field.
  • the effect of changing permeability can be neglected with a low magnetic field (1-100 uT) NMR using an ultra-sensitive magnetic sensor such as SQUID.
  • nuclear magnetic resonance can be used at several kHz, which is the frequency of generation of a pulse train of a real brain nerve. Therefore, it is possible to maximize the measurement of the NMR dephasing signal.
  • the coherent electromagnetic field of coherent brain waves such as spontaneous brain waves, which are collective activities of the cranial nerves, may resonate with the nuclear magnetization of protons around the EEG generation part.
  • the distribution and connectivity of the EEG can be directly imaged.
  • indirect and measurement limits of fMRI, MEG, etc. can be eliminated.
  • the duration of coherence EEG is more than a few seconds, and the causuality of the functional connections of the brain can be studied with the phase difference of coherence EEG.
  • the measurement method according to an embodiment of the present invention may ignore all artifacts such as hemoglobin permeability change seen in Tesla level MRI as the external magnetic field drops to the uT level.
  • the inductive coil is used to measure the signal, so when the external magnetic field is lowered and the frequency decreases, the induced signal decreases.
  • the SQUID sensor or the ultra-high sensitivity magnetic sensor of the atomic magnetometer system has no sensitivity deterioration even in the frequency band (10 Hz-several kHz) of the external magnetic field uT.
  • the measuring method according to an embodiment of the present invention can sufficiently cause nuclear magnetic resonance.
  • the phase change of the magnetic resonance signal is generated due to the effect of being added to or subtracted from the measurement bias magnetic field.
  • nuclear magnetization can be generated by using an additional tens of mT class electromagnets.
  • the cranial nerve biological magnetic field oscillating in a direction perpendicular to the measurement bias magnetic field direction causes a change in magnetization size, and a DC magnetic field in a direction parallel to the measurement bias magnetic field direction causes a change in the precession frequency of the magnetization. Therefore, it is possible to measure not only the spontaneous EEG response, which is a zero-mean oscillating brain wave, but also the DC level change of the EEG, which has been observed in the case of stroke and becomes a recent issue.
  • an external gradient magnetic field for example, it is possible to separate the spatial magnetic resonance frequency, thereby imaging the spatial distribution of brain nerve currents.
  • a specific resonance region may be selected by applying an external gradient magnetic field, and imaging may be performed by using a frequency encoding method or a phase encoding method by applying another external gradient magnetic field.
  • BMR brain magnetic resonance signal
  • Electrophysiology (EP) tests examine myocardial electric activity using a catheter.
  • the EP test inserts a catheter into the human body and measures the electrode by contacting the electrode with the endocardium.
  • This method is invasive and always involves the risk of the procedure. In particular, the measurable site of this method is limited to the endocardium.
  • the electrode in the case of the aorta and the vena cava, the electrode is not accessible to the opposite atrium or ventricle without puncturing the septum.
  • the patient and physician are burdened with radiation during the procedure time to place the electrode in the correct position.
  • this method by itself does not give spatial information. Therefore, for the spatial mapping of myocardial electrical activity, a separate magnetic tracking device is required.
  • the epicardium electrode array has a great burden of thoracic surgery and requires high skill in electrode attachment, and thus cannot be used for follow-up diagnosis after the procedure.
  • Ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance measurement method non-invasive measurement and localization of myocardial activity that causes cardiac diseases, such as renal wave, ectopic excitation of the heart )do.
  • the method of measurement can provide for the development of new medical devices to aid in the study, diagnosis, and treatment of heart disease.
  • FIG. 1 is a view illustrating a myocardial magnetic field or a biological magnetic field according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a view for explaining an ultra-low magnetic field magnetic resonance device using a biological magnetic field.
  • FIG. 3 is a view for explaining the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance device of FIG.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a pulse sequence of the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance apparatus of FIG.
  • the method for measuring ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance is based on a vibrational frequency of a coherent biological magnetic field generated in association with a functional connection of organs of a human body as a Larmor frequency. Applying a first measurement bias magnetic field, applying a second measurement bias magnetic field having the same direction and different intensity as the first measurement bias magnetic field, and measuring the frequency of the magnetic resonance signal generated in the human body Separating from the vibrational frequency of the biological magnetic field by the application of a bias magnetic field and measuring the signal using magnetic field measuring means.
  • the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance measuring apparatus is a magnetic shield means 110, the magnetic field measuring means 160 disposed in close proximity to the measurement target 170 disposed inside the magnetic shield means 110, and the organ of the human body Applying a first measurement bias magnetic field Bm1 corresponding to the proton magnetic resonance frequency coinciding with the oscillation frequency f1 of the coherent biomagnetic field B1 occurring in association with functional connectivity, and subsequently the first measurement bias Measuring bias magnetic field generating means 140 for applying the second measuring bias magnetic field Bm2 by changing the intensity of the magnetic field Bm1.
  • the magnetic field measuring means 160 measures a magnetic resonance signal generated from the measurement target 170.
  • Recurrent or ectopic excitation of the myocardium is periodic and local and repetitive. That is, the myocardium is excited with a specific frequency (fs) depending on the lesion and lesion.
  • the myocardium in the depolarized area exhibits a potential difference from other parts of the repolarized area.
  • the potential difference has a wave-front and generates myocardial current (I).
  • the myocardial current I (t) generates a coherent biomagnetic field B1 or a myocardial magnetic field.
  • the vibration frequency f1 of the myocardial magnetic field B1 is equal to the excitation frequency of myocardial electricity such as regressive excitation or ectopic excitation.
  • the myocardial magnetic field (B1) has a strong effect on the protons forming the myocardium around the myocardial current (I). As the distance from the myocardial current source increases, so does its effect.
  • the myocardial magnetic field at a specific vibration frequency f1 may be utilized like the B1-RF magnetic field in general magnetic resonance imaging.
  • the B1-RF magnetic field has an RF frequency and is disposed perpendicular to the external static magnetic field, and the magnetization of the protons precessing along the external static magnetic field is tilted from the direction of the external static magnetic field by magnetic resonance.
  • the difference from the general magnetic resonance imaging apparatus uses the biological generation of the measurement bias magnetic field (Bm) and the biological magnetic field (B1) of the micro Tesla (uT) level.
  • the resonance frequency due to the magnetogyric ratio of protons such as water around the excited myocardium is about 42 MHz / T.
  • the magnitude (magnitude) of the measurement bias magnetic field (Bm) which may absorb the myocardial magnetic field or the biological magnetic field B1 of the frequency and cause magnetic resonance, corresponds to about 1 micro Tesla (uT).
  • the biological magnetic field B1 may be formed in the z-axis direction.
  • Resonant protons around the myocardium that generate the biological magnetic field B1 at the vibration frequency f1 under the measurement bias magnetic field Bm may form resonance protons.
  • non-resonant protons of the myocardium excited at frequencies other than f1 or myocardium far from the myocardium excited at frequency f1 may form non-resonant protons.
  • the intensity of the measured bias magnetic field (Bm) is as small as one millionth of that of conventional magnetic resonance imaging (MRI).
  • the magnitude of the measurement bias magnetic field (Bm) is smaller than the geomagnetic field of about 50 micro Tesla (uT). Therefore, in order to remove the earth's magnetic field, the measurement object 170 may be located inside the magnetic shielding means 110.
  • the magnetic shielding means 110 may be a magnetically shielded room or an active magnetic shielding.
  • the measurement bias magnetic field Bm may be formed on the y axis perpendicular to the direction (z axis) of the biological magnetic field.
  • the strong pre-polarization magnetic field Bp may be generated for a predetermined period T_p using the pre-magnetization means 150.
  • the pre-magnetization magnetic field Bp may pre-magnetize the measurement object 170.
  • the direction of the pre-magnetized magnetic field (Bp) may be preferably the same as the direction of the measurement bias magnetic field (Bm).
  • the protons are aligned in a pre-magnetization magnetic field Bp, and the measurement object 170 can be magnetized.
  • the measurement target 170 may be a human body or an organ of the human body.
  • the measurement object 170 may be a heart or a brain.
  • the magnetic resonance precession frequency of the proton corresponding to the magnitude of the measurement bias magnetic field (Bm) is low.
  • the high sensitivity magnetic field measuring means 160 may be a superconducting quantum interference element (SQUID) or an optical pumping atomic magnetometer whose measurement sensitivity is independent of the frequency of the signal.
  • the measurement bias magnetic field generating unit 140 generates the measurement bias magnetic field Bm and may be a conventional resistive coil.
  • the measurement bias magnetic field generating unit 140 may be disposed in the magnetic shielding unit 110.
  • the measurement bias magnetic field generating unit 140 may optionally scan the strength of the magnetic field. Therefore, the intensity of the measurement bias magnetic field (Bm) may be adjusted to correspond to the excitation frequency of the myocardial electricity to be measured.
  • the measurement bias magnetic field Bm may be applied continuously or in the form of a pulse in the y-axis direction.
  • the vibration frequency of the biological magnetic field B1 is 10 Hz
  • the frequency of the magnetic resonance signal by the first measurement bias magnetic field Bm1 is also 10 Hz. Therefore, there is a problem in that the signal of the biological magnetic field B1 due to the myocardial regressive wave (cardiac signal) is not distinguished from the signal generated in the magnetic resonance region by magnetic resonance.
  • the measurement bias magnetic field Bm is changed non-adiabatic.
  • the measurement bias magnetic field Bm may include a first measurement bias magnetic field Bm1 and a second measurement bias magnetic field Bm2.
  • the first measurement bias magnetic field Bm1 is set to resonate with the biological magnetic field B1.
  • the second measurement bias magnetic field Bm2 is used to change the frequency of the precession of the resonant magnetization. Accordingly, magnetic resonance occurs in the time interval T_a from when the pre-magnetization magnetic field Bp is increased to before the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied. After the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied, the magnetic resonance is removed and the precession frequency of magnetization is changed to correspond to the second measurement bias magnetic field Bm2.
  • the signal measured at the time interval T_a includes a signal by the biological magnetic field B1 and a signal by the plane magnetization component Mxz perpendicular to the first measurement magnetic field by magnetic resonance.
  • the signal measured after the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied may be separated from the signal by the biological magnetic field B1.
  • the signal FID signal measured after the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied has a second measurement bias magnetic field in which the magnetization tilted in a plane perpendicular to the first measurement bias magnetic field Bm1 by magnetic resonance Precession frequency (fp2) of (Bm2) may be due to precession motion.
  • the signal FID signal measured after the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied is a signal of the biological magnetic field B1 having a vibration frequency or magnetic resonance frequency and the second measurement bias magnetic field Bm2.
  • the precession frequency fp2 can be separated into a magnetic resonance signal due to the precession.
  • the pre-magnetization means 150 may generate a pre-magnetization magnetic field Bp to pre-magnetize the measurement target 170.
  • the pre-magnetization means 150 may enhance the nuclear magnetization of the measurement target 170 by using dynamic nuclear polarization (Dynamic Nuclear Polarization).
  • the pre-magnetization means 150 may be a conventional resistive coil or superconducting coil.
  • the pre-magnetization means 150 may be disposed inside the magnetic shielding means 110.
  • the pre-magnetization means 150 may be disposed in the measurement bias magnetic field generating means 140 surrounding the measurement object 170.
  • the prepolarization magnetic field Bp may be pulsed in the y-axis direction.
  • the gradient magnetic field generating unit 130 provides a gradient magnetic field to the measurement target 170. Accordingly, the nuclear magnetic resonance signal generated by the measurement target 170 may be localized.
  • the gradient magnetic field generating means 130 may be a conventional resistive coil.
  • the gradient magnetic field generating means 130 may be disposed between the measurement target 170 and the magnetic shielding means 110.
  • the gradient magnetic field BG may be in the y-axis direction.
  • the gradient magnetic field generating means 130 is a first gradient magnetic field generating means for changing the intensity of the y-axis magnetic field (dBy / dy) along the y-axis, and a second intensity of the y-axis magnetic field (dBy / dx) for the x-axis Gradient magnetic field generating means, and third gradient magnetic field generating means in which the intensity (dBy / dz) of the y-axis magnetic field is changed along the z-axis.
  • the magnetic field measuring means 160 is disposed adjacent to the measurement object 170 and acquires a magnetic resonance signal emitted from the measurement object 170.
  • the magnetic field measuring unit 160 may measure the magnetic flux in the z-axis direction.
  • the output signal of the magnetic field measuring means 160 is provided to the measuring and analyzing unit 180.
  • the magnetic field measuring unit 160 may measure both the biological magnetic field B1 and the magnetization component resonated by the biological magnetic field.
  • the magnetic field measuring unit 160 receives the output signal of the magnetic flux converter 161 for sensing and / or attenuates / amplifies the magnetic flux, and a SQUID 163 for detecting the magnetic field and converting the magnetic field into a voltage signal. And a dewar 165 for confining the refrigerant.
  • the SQUID 163 is a type of transducer that combines the Josephson effect of only the superconductor and the quantization of the magnetic flux to convert the change of the external magnetic flux into a voltage.
  • the SQUID 163 is a magnetic sensor in which one or two Josephson junctions are coupled to one superconducting loop.
  • RF SQUID can be joined by inserting one Josephson junction into a superconducting loop.
  • DC SQUID can be joined by inserting two Josephson junctions into a superconducting loop.
  • the specific shape of the magnetic flux / voltage conversion function may be determined according to the specific structure of the DC SQUI
  • the magnetic flux converter 161 detects a magnetic flux and converts the pick-up coil and / or an input coil that amplifies or attenuates it back to the SQUID 163 in the form of magnetic flux. It may include.
  • the magnetic flux converter 161 may be formed of a superconductor.
  • the pickup coil may have a large area in order to detect a large amount of magnetic flux.
  • the input coil has an area similar to the SQUID to focus on the SQUID and can be wound several times to change its amplification or attenuation rate.
  • the magnetic flux conversion unit 161 may include a magnetometer having a pickup coil composed of one loop, or a differential meter having one or more loop pairs in which pickup coils are wound in opposite directions.
  • the SQUID 163 may be connected to the FLL unit 188 through a conductive line.
  • the magnetic flux converter 161 may measure the magnetic flux in the z-axis direction.
  • the ultra-low field-MRI system uses a superconducting shield 164 to protect the SQUID.
  • the SQUID cannot function as a magnetic field sensor. Therefore, when shielding using the superconductor, only the SQUID part and the input coil part of the magnetic flux conversion part are superconducting shields, and the magnetic flux conversion part 161 is placed outside the superconducting shielding.
  • a current limiting unit 162 may be disposed to prevent the overcurrent induced in the detection coil from being applied to the SQUID.
  • the measurement and analysis unit 180 may provide a frequency and a location of regressive excitation in paroxysmal atrial fibrillation using the magnetic resonance signal.
  • the measurement and analysis unit 180 linearizes the voltage signal of the SQUID 163 to provide a voltage signal proportional to the detected magnetic field and provides the linearized voltage signal of the FLL unit 188. And a sensor signal processor 186 for processing and removing and amplifying noise, and a sensor controller 187 for providing a control signal to the FLL unit 188.
  • the flux locked loop (FLL) unit 188 may include an input terminal for receiving the output signal of the SQUID 163, an integrator, a feedback linearization circuit, and a feedback coil.
  • the FLL unit 188 may convert the amount of change in the magnetic flux into a voltage signal having a much wider range than the magnetic flux quantum value F0 and output the converted voltage signal.
  • the pulse sequence generator 122 receives a control signal from the controller 185 and provides a pulse sequence to the pre-magnetization coil driver 152, the measurement bias magnetic field power supply 142, and the gradient magnetic field power supply 132. do.
  • the magnetic field controller 101 may be synchronized with the measurement and analysis unit 180 to apply various magnetic fields to the measurement object 170.
  • the magnetic field controller 101 may control the pre-magnetization generating means 150, the bias magnetic field generating means 140, and the gradient magnetic field generating means 130 in a series of orders.
  • the magnetic field controller 101 includes a pre-magnetization coil driver 152 for intermittently applying current to the pre-magnetization means 150 to form a pre-magnetization magnetic field Bp.
  • the measurement bias magnetic field generating unit 140 that applies the measurement bias magnetic field Bm to the measurement object 170 is connected to the measurement bias magnetic field gate part 144.
  • the measurement bias magnetic field gate portion 144 is connected to the measurement bias magnetic field power supply portion 142.
  • the gradient magnetic field generating means 130 is connected to the gradient magnetic field driver 134, and the gradient magnetic field driver 134 is connected to the gradient magnetic field power supply 132.
  • the measurement and analysis unit 180 may extract a frequency component corresponding to the second measurement bias magnetic field by processing a magnetic resonance signal (FID signal or gradient echo signal).
  • the frequency component corresponding to the second measurement bias magnetic field may identify a resonance region resonating with the coherent biological magnetic field B1 of the measurement object.
  • the gradient magnetic field generating unit 130 may apply the gradient magnetic field BG to the measurement target 170.
  • the gradient magnetic field driver 134 supplies a current to the gradient magnetic field generating unit 130 to apply the gradient magnetic field BG to the measurement target 170.
  • the gradient magnetic field power supply 132 may provide power to the gradient magnetic field driver 134.
  • the gradient magnetic field power supply 132 receives a pulse sequence from the pulse sequence generator 122 and supplies power to the gradient magnetic field driver 134.
  • the gradient magnetic field generating unit 130 may generate gradient magnetic fields (dBy / dy, dBy / dz, dBy / dx).
  • the measurement bias magnetic field generating means 140 may generate a spatially uniform and low measurement bias magnetic field Bm.
  • the measurement bias magnetic field generating unit 140 may be connected to the measurement bias magnetic field power supply 142.
  • the measurement bias magnetic field gate part 144 may adjust the current applied to the measurement bias magnetic field generating means 140 to intermittently generate the measurement bias magnetic field Bm.
  • the pulse sequence generator 122 generates a pulse sequence and provides the pre-magnetization coil driver 152, the measurement bias magnetic field power supply 142, and the gradient magnetic field power supply 132 to obtain a FID signal or a gradient echo signal. can do.
  • the controller 185 may process the signal of the sensor signal processor 186 and control the pulse sequence generator 122 and the sensor controller 187.
  • an optical solid state relay may be used as a switch for turning on and off a pre-magnetizing magnetic field Bp, a measuring bias magnetic field Bm, and a gradient magnetic field BG. While the SSR is turned off, the pre-magnetization means 150, the measurement bias magnetic field generating means 140, and the gradient magnetic field generating means 130 may be completely shorted with the current source.
  • the TTL signal for driving the SSR may be applied through optical communication. Accordingly, all electrical connections that may adversely affect the measurement and analysis unit 180 or the magnetic field measuring means 160 may be removed.
  • the first measurement bias magnetic field may be scanned to match the vibration frequency of the biological magnetic field B1 and the resonance frequency of the first measurement bias magnetic field.
  • the signal HMR signal acquired while the first measurement bias magnetic field is applied may increase in amplitude by magnetic resonance.
  • the FID signal obtained after the second measurement bias magnetic field is applied may decrease with time by ending the magnetic resonance.
  • the HMR signal and the FID signal may be Fourier transformed into a frequency component due to the biological magnetic field B1 and a frequency component due to magnetic resonance.
  • conventional spatial imaging techniques may be applied so that the measurement object may be one-dimensional, two-dimensional, and three-dimensional imaging.
  • the method for measuring functional connectivity of the brain is characterized by a coherent biological magnetic field of a specific frequency in the brain of the human body using an ultra-low field nuclear magnetic resonance apparatus to detect the functional connectivity of the brain. Magnetic resonance signals generated from resonance protons are measured and spatially imaged.
  • a resonance is performed by a coherent biological magnetic field of a specific frequency in the brain of the human body using an ultra-low field nuclear magnetic resonance apparatus to detect functional connectivity of the brain. Magnetic resonance signals generated from the protons are measured and spatially imaged.
  • the method for measuring functional connectivity of the brain may include applying a first measurement bias magnetic field having a vibration frequency of an EEG magnetic field as a Larmor frequency in association with functional connectivity of the brain, having the same direction as the first measurement bias magnetic field. Applying a second measuring bias magnetic field having a different intensity, and separating the frequency of the magnetic resonance signal generated in the brain from the oscillation frequency of the EEG magnetic field by applying the second measuring bias magnetic field and dividing the signal by the magnetic field measuring means. Measure using
  • FIG. 5 is a view for explaining the operation principle of the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the highly sensitive magnetic field measuring unit 160 is disposed to be sensitive to a magnetic field parallel to the z-axis direction based on a Cartesian coordinate system.
  • Both the pre-magnetization magnetic field Bp by the pre-magnetization means and the measurement bias magnetic field Bm by the measurement bias magnetic field generating means may be applied to be parallel to the y-axis direction.
  • the nuclear spins of the protons to be measured are aligned in the y direction to form magnetization (M). The measurement starts as soon as the pre-magnetization magnetic field is turned off.
  • the generated magnetization M rotates about the y axis, which is the direction of the first measurement bias magnetic field Bm1. If there is no myocardial activity causing magnetic resonance, there is no magnetization component (Mz) in the z-axis in the beginning, so there is no change in the magnetic field in the z-axis even when rotating, and no signal is measured.
  • a recurrent wave or the like is periodically generated at the magnetic resonance frequency of the first measurement bias magnetic field Bm1, and the direction of the myocardial magnetic field having the oscillation frequency f1 generated from the change in the heart current is z.
  • the magnetization M aligned in the y-axis direction by the magnetic resonance phenomenon is inclined toward the x-axis or the z-side.
  • This tilted magnetization M rotates about the y-axis, which is the direction of the first measurement bias magnetic field Bm1.
  • the frequency of the precession is fp1.
  • the z-axis component of the changing magnetization is made to produce a magnetic field in the z-axis direction. It is possible to measure the magnetic field in the z-axis direction by the high sensitivity magnetic field measuring means 160.
  • the vibration frequency f1 of the myocardial magnetic field and the frequency fP1 of the magnetic resonance signal are the same. Therefore, there is a problem that the original myocardial regression wave overlaps with the myocardial magnetic field signal and cannot be distinguished. To solve this problem, the measurement bias magnetic field is changed non-adiabatic.
  • the first measurement bias magnetic field is changed into a second measurement bias magnetic field having different intensities. Accordingly, the frequency of the precession is changed to fp2.
  • the magnetic resonance signal in the measured signal has fp2 and the biomagnetic field signal has fp1.
  • magnetic resonance signals can be distinguished.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • Atrial fibrillation a type of atrial arrhythmia, is caused by the occurrence of regressive waves due to aging or deformation of atrial myocardium.
  • a high frequency f wave cyclic waveform
  • measuring the probes by contact with each other is not easy and takes a very long time.
  • invasive examination becomes a burden even in the prognosis after the procedure.
  • HMR Heart Magnetic Resonance
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a situation of simulation.
  • myocardial regressive waves return counterclockwise at a frequency of 10 Hz on the myocardial surface.
  • myocardial regressive waves form coherent biocurrents.
  • the biocurrent rotates counterclockwise in the xy plane.
  • the biological magnetic field is formed in the z axis direction.
  • the frequency of the biomagnetic field is f1.
  • Coherent biomagnetic fields generated by myocardial regressive waves were calculated by the boundary element method using a heart and chest pain conductor model.
  • the calculated bio magnetic field value is about 100 pT in the myocardium 1 mm away from the myocardial regressive wave. Therefore, the intensity of the RF magnetic field was sufficient to tilt the magnetization under various time constant conditions used in the experiment.
  • the Block equation it is possible to calculate the dynamics of the magnetizations at each voxel by the generated biomagnetic field.
  • the sampling rate of the simulation was 1 kHz.
  • the volume of the voxels used in the calculation is the space inside the cube with a 20 mm side around the myocardial regression wave.
  • the magnetization of heart tissue was assumed to be about 30 percent of the water.
  • the magnetization value for the calculation of the voxel was determined by comparing the measured NMR signal magnitude of water in the existing extremely low magnetic field. Pre-magnetized magnetic field size in the simulation experiment was assumed to be 200 mT. Once the pre-magnetic field is turned off, there are no strong magnetic field components that produce magnetization, so only the relaxation of magnetization occurs. At this time, T1 (spin-lattice relaxation time) and T2 (spin-spin relaxation time) were both set to 1 second.
  • the magnetic resonance magnetic field for a tissue excited at 10 Hz is 235 nT.
  • the first measurement bias magnetic field Bm1 of 235 nT applied on the y axis in a direction parallel to the pre-magnetization magnetic field Bp, the magnetization of each voxel changes in the surrounding magnetic field (measured magnetic field and biological magnetic field).
  • the magnetic field generated in response to is calculated at the position of the squid sensor.
  • the measurement bias magnetic field is changed non-adiabatic. That is, in this simulation, the first measurement bias magnetic field may be changed from the first measurement bias magnetic field Bm1 of 235 nT (10 Hz) to the second measurement bias magnetic field Bm2 of 2,350 nT (100 Hz) 10 times higher. .
  • a free induction decay singal (FID signal) can be measured. Accordingly, the HMR signal can be separated from the original core signal or the biomagnetic field signal. In addition, the HMR signal is limited to a particular measurement frequency (100 Hz). Therefore, by reducing the measurement bandwidth, the ease of signal measurement for system noise can be greatly increased.
  • Anticlockwise periodic regressive vibrations in the myocardium form oscillating biomagnetic fields that oscillate in the region of interest (ROI).
  • ROI region of interest
  • the z component of the magnetization M is increased by magnetic resonance.
  • the z component of the magnetization M is detected by a magnetic field measuring means such as SQUID.
  • Signals detected by SQUID include biomagnetic field components due to myocardial regressive waves.
  • the measurement bias magnetic field is changed from the first measurement bias magnetic field to the second measurement bias magnetic field instantaneously.
  • the magnetic resonance condition caused by the biological magnetic field is broken.
  • the z component of the magnetization M is not satisfied by the magnetic resonance condition and is reduced by spin-spin interaction.
  • the intensity of the second measurement bias magnetic field Bm2 is 10 times greater than the intensity of the first measurement bias magnetic field Bm1, the frequency of precessing in the direction of the second measurement bias magnetic field Bm2 increases by 10 times. .
  • the 10 Hz component is a MCG signal of regressive excitation
  • the 100 Hz signal is an FID signal of an HMR.
  • the frequency selectivity of the HMR varies the intensity of the first measurement bias magnetic field Bm1, while the FID signal is measured under a fixed second measurement bias magnetic field (corresponding to 100 Hz). Accordingly, the amplitude of the 100 Hz component according to the intensity of the first measurement bias magnetic field Bm1 is displayed.
  • Regressive frequency selectivity has a 1 Hz resolution, and the corresponding magnetic field is about 20 nT.
  • the nonuniformity of the magnetic field in the magnetic shield room is about 20 nT / 10 cm. Therefore, the actual measurement situation magnetic field nonuniformity is not expected to affect the frequency selectivity.
  • the HMR signal is a few fT in size, with both sub-fT / vHz in both SQUID and dew noise in the best-of-breed technology.
  • the measuring bandwidth can be limited to the line width of the signal. Therefore, assuming that the measurement bandwidth is about 0.1-1 Hz, the SNR of the HMR signal is expected to be in the order of tens. Thus, HMR signal measurement is possible.
  • 9 is a simulation result showing the magnitude of the magnetic field in which the behavior of magnetization at each point (voxel) is measured by the squid sensor.
  • the squid sensor is located 2 cm above the chest surface and the myocardium is 4-6 cm deep from the chest surface.
  • the first measurement bias magnetic field Bm1 is in the y-axis direction, and the biological magnetic field B1 is in the z-axis direction.
  • Non-adiabatic measurement bias As the magnetization is tilted in the z-axis direction by the HMR effect, larger measurement signal components can be formed.
  • the arrow point is the point at which the measurement bias magnetic field changes. At the time of the arrow, the measuring magnetic field changes from the first measuring magnetic field to the second measuring magnetic field, from which the generated magnetization generates a signal of 100 Hz, forming a free induction decay (FID).
  • the present invention can be used in a non-invasive way to detect the location of the cardiac regressive wave or ectopic excretion very accurately, it can be utilized for safe and convenient medical diagnosis. Long-term risky procedures and radiation exposure can be reduced for both patients and physicians. As a technology that can be used for diagnosis as well as prognostic observation after treatment, it can be used to develop new and innovative medical devices.
  • 10A to 10D are diagrams illustrating a pulse train according to another embodiment of the present invention.
  • the pre-magnetized magnetic field is applied in the y-axis direction for a predetermined time (T_BP).
  • T_BP predetermined time
  • the pre-magnetization magnetic field may pre-magnetize the measurement object.
  • the first measurement bias magnetic field is applied for a predetermined time. After the pre-magnetized magnetic field is removed, the biomagnetic field may provide magnetic resonance by the first measurement bias magnetic field.
  • the first gradient echo magnetic field Ge1 may be applied, and the second gradient echo magnetic field Ge2 may be continuously applied.
  • the first gradient echo magnetic field Ge1 and the second gradient echo magnetic field Ge2 may form gradient magnetic fields in opposite directions.
  • the first gradient echo magnetic field Ge1 may form a positive dBy / dy component
  • the second gradient echo magnetic field Ge2 may form a negative dBy / dy.
  • the ultra-low magnetic field nuclear magnetic resonance measuring method may include setting a resonance region using a gradient magnetic field, and performing spatial imaging using the gradient magnetic field.
  • the gradient magnetic field may include a resonance region selection gradient magnetic field and an encoding gradient magnetic field.
  • the resonance region selection gradient magnetic fields Gr1, Gr2, and Gr3 include at least one of a first resonance region selection gradient magnetic field Gr1, a second resonance region selection gradient magnetic field Gr2, and a third resonance region selection magnetic field Gr3. can do.
  • the first resonance region selection gradient magnetic field Gr1, the second resonance region selection gradient magnetic field Gr2, and the third resonance region selection magnetic field Gr3 may provide gradient magnetic fields in different directions.
  • the resonance region selection gradient magnetic fields Gr1, Gr2, and Gr3 may be applied before the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied.
  • the sum of the intensities of the resonance region selection gradient magnetic fields Gr1, Gr2, and Gr3 and the intensity Bm1 of the first measurement magnetic field corresponds to the vibration frequency of the coherent biological magnetic field B1, so that the resonance region selection gradient magnetic fields Gr1, The intensity of Gr2, Gr3) can be scanned.
  • the resonance region selective gradient magnetic fields Gr1, Gr2, and Gr3 and the first measurement bias magnetic field Bm1 may be simultaneously applied without scanning the spatially uniform first measurement bias magnetic field Bm1. Accordingly, the magnetic field may have different intensities spatially. Accordingly, magnetic resonance may occur in a magnetic field corresponding to the frequency fa of the alpha wave in a predetermined region.
  • the first resonance zero gradient magnetic field Gr1 may have a dBy / dy component.
  • the second resonance-selective gradient magnetic field Gr2 may have a dBy / dx component.
  • the third resonance zero gradient magnetic field Gr3 may have a dBy / dz component.
  • the 10 Hz alpha wave may generate a coherent biological magnetic field in the y-axis direction at the head.
  • the first measurement bias magnetic field Bm1 and the gradient magnetic fields Gr1, Gr2, and Gr3 are applied in the y-axis direction.
  • the magnetic field is applied in the y-axis direction so that the sum of the first measurement bias magnetic field and the gradient magnetic field is 235 nT corresponding to 10 Hz at the center of the head.
  • the encoding gradient magnetic field Gen may be applied after the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied.
  • the encoding gradient magnetic field Gen may include at least one of the first encoding gradient magnetic field Gen1 and the second encoding gradient magnetic field Gen2.
  • the encoding gradient magnetic field Gen may perform at least one of frequency encoding or phase encoding.
  • the first measurement bias magnetic field Bm1 may be changed to the second measurement bias magnetic field Bm2. Accordingly, the magnetic resonance condition is not satisfied in the two governments.
  • the resonance nuclei Simultaneously applying a second measuring bias magnetic field and a spatially different y-direction magnetic field (inclined magnetic field), the resonance nuclei generate signals of different frequencies depending on space.
  • the first encoding gradient magnetic field Gen1 may have a magnitude of dBy / dx in the y-axis direction
  • the second encoding gradient magnetic field Gen2 may have a magnitude of dBy / dz in the y-axis direction.
  • the frequency of the signal has a frequency different from that of the resonance region setting section T_a which causes 10 Hz resonance (eg, 100 Hz).
  • the FFT of the obtained gradient echo signal the distribution of the signal according to the frequency will be seen, and finally, since the frequency corresponds to another position, spatial imaging of the signal is possible.
  • FIG. 11 is a view for explaining a nuclear magnetic resonance measurement method according to another embodiment of the present invention.
  • the resonant area setting step is distinguished from the existing imaging method.
  • the bio magnetic field B1 in the opposite direction is formed above and below the current source.
  • the resonance zone selection gradient magnetic field is used to spatially distinguish only the neutrons above the current source into the biomagnetic field (e.g. 0.235 nT above and 0.1 nT below).
  • the lower neutrons will resonate. It doesn't work. Therefore, the x-z component of magnetization does not occur in the lower region. Therefore, the magnetization purely above the generation position can be measured without attenuation. If the location of the current source is unknown, the location discrimination can be performed by an iterative method.
  • 12 and 13 are flowcharts illustrating a method for measuring nuclear magnetic resonance according to an embodiment of the present invention.
  • the nuclear magnetic resonance measuring method uses a lamor frequency as a vibrational frequency of a periodic coherent biological magnetic field generated in association with functional connectivity of organs of the human body. Applying a first measurement bias magnetic field (S130); Applying a second measurement bias magnetic field having the same direction as the first measurement bias magnetic field and having a different intensity (S140); And separating the frequency of the magnetic resonance signal generated in the human body from the vibration frequency of the biological magnetic field by applying the second measurement bias magnetic field and measuring the signal by using the magnetic field measuring means (S160).
  • the coherent biomagnetic field may have a component in a plane perpendicular to the first measurement bias magnetic field. Accordingly, the coherent biological magnetic field may perform the function of the B1-RF magnetic field in the conventional high magnetic field MRI.
  • the premagnetization means may be used to apply a premagnetization magnetic field to premagnetize the human body.
  • the pre-magnetized magnetic field may then be deactivated. Accordingly, the human body or the measurement object may be magnetized beforehand. It may be preferable that the direction of the pre-magnetized magnetic field coincides with the direction of the first measurement bias magnetic field.
  • the intensity of the first measurement bias magnetic field may be scanned such that the proton magnetic resonance frequency of the first measurement bias magnetic field coincides with the vibration frequency of the coherent biomagnetic field.
  • the second measurement bias magnetic field may be constant and fixed. Accordingly, by monitoring the frequency component corresponding to the second measurement bias magnetic field, the strength of the first measurement bias magnetic field may be selected.
  • the magnetic field measuring means may be a superconducting quantum interference element or an optical pumping atomic magnetometer.
  • the gradient magnetic field may be provided to the human body (S150).
  • the gradient magnetic field may include a resonance region selection gradient magnetic field S152, a gradient echo magnetic field S154, and an encoding gradient magnetic field S156.
  • a gradient echo magnetic field S154 may be applied to generate a gradient echo signal.
  • Resonance Region Selection The gradient magnetic field S152 may be applied to select a specific resonance region.
  • the encoding gradient magnetic field S156 can be used for two-dimensional imaging or one-dimensional imaging.
  • the resonance region selection gradient magnetic field may include a first resonance region selection gradient magnetic field, a second resonance region selection gradient magnetic field, and a third resonance region selection magnetic field.
  • the first resonance region selection gradient magnetic field Gr1, the second resonance region selection gradient magnetic field Gr2, and the third resonance region selection magnetic field Gr3 may provide gradient magnetic fields in different directions.
  • the resonance region selective gradient magnetic field may be applied before the second measurement bias magnetic field is applied. Accordingly, a specific region can be resonated in the coherent biological magnetic field by the resonance selective magnetic field.
  • the intensity of the resonance region selection gradient magnetic field may be scanned such that the sum of the strengths of the resonance region selection gradient magnetic field and the intensity of the first measurement magnetic field corresponds to the vibration frequency of the coherent biological magnetic field. Accordingly, the space selected can be changed.
  • the gradient echo magnetic field may be applied after the second measurement bias magnetic field Bm2 is applied.
  • the gradient echo magnetic field may include a first gradient echo magnetic field Ge1 and a second gradient echo magnetic field Ge2 that are continuously formed.
  • the first gradient echo magnetic field Ge1 may be opposite to the second gradient echo magnetic field Ge2.
  • the encoding gradient magnetic field may be applied after the second measurement bias magnetic field is applied.
  • the encoding gradient magnetic field may include a first encoding gradient magnetic field and a second encoding gradient magnetic field.
  • the encoding gradient magnetic field may perform at least one of frequency encoding or phase encoding.
  • the gradient echo signal may be measured after the first gradient echo magnetic field Ge1 is removed.
  • the gradient echo signal may be Fourier transformed and signal processed.
  • the gradient echo signal can be obtained while the FLL is operating.
  • FIG. 14 is a flowchart illustrating a method for measuring nuclear magnetic resonance according to another embodiment of the present invention.
  • the nuclear magnetic resonance measuring method is such that a coherent biological magnetic field having a vibrational frequency generated in association with a functional connection of an organ of a human body magnetically resonates with protons precessed by a first measurement bias magnetic field.
  • Spatial imaging step (S220) is the step of applying a second measurement bias magnetic field having the same direction and the different intensity to the human body in the same direction as the first measurement bias magnetic field (S222), the first gradient echo magnetic field to form a gradient echo and Continuously applying a second gradient echo magnetic field (S224), applying an encoding gradient magnetic field while the first gradient echo magnetic field is applied (S226), and a gradient echo signal while the second gradient echo magnetic field is applied It may include the step (S228) to measure.
  • the encoding gradient magnetic field may include at least one of a phase encoding gradient magnetic field and a frequency encoding gradient magnetic field.

Abstract

본 발명은 극저자기장 핵자기 공명 장치 및 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법을 제공한다. 이 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 결맞음(coherent) 생체 자기장의 여기 주파수에 대응하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 및 자기장 측정 수단을 이용하여 인체에서 발생되는 자기 공명 신호를 측정하는 단계를 포함한다.

Description

생체자기공명 장치 및 그 측정 방법
본 발명은 극저자기장 핵자기 공명 방법에 관한 것으로, 더욱 구체적으로 외부 여기 자기장을 생체 진동 자기장으로 대체한 극저자기장 핵자기 공명 방법에 관한 것이다.
많은 심장질환에서 심근의 회귀성 흥분 또는 이소성 흥분이 원인이 된다. 이러한 심근의 전도이상은 뇌졸중의 원인이 되는 심방 부정맥, 빈맥, 및 심부전 등으로 발전된다. 또한, 심근의 전도이상은 심정지에 의한 심장돌연사를 일으키는 심실세동의 기전이기도 하다. 이러한 심근의 전도이상을 검출하기 위해서 종래에는 허벅지의 대동맥 혹은 대정맥을 통해서 카테터 전극을 삽입하여 심내막 전위를 위치를 바꾸어가며 일일이 측정하였다. 또는, 개흉 수술시 심외막에 다채널 전극 패치 등을 부착하여 측정하였다. 비침습적인 방법으로는 흉곽 및 팔다리에 다수의 전극을 붙여 전위를 측정하는 심전도와, SQUID(Superconducting Quantum Interference Device)나 원자자력계와 같은 초고감도 자기센서를 이용하여 심근전기활동을 측정하는 심자도 등의 방법이 있다.
본 발명의 해결하고자하는 일 기술적 과제는 생체 자기장을 이용하여 핵자기 공명 신호를 측정하고, 영상화하는 것이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 주기적인 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 및 상기 인체에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 생체 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장은 상기 제1 측정 바이어스 자기장에 수직한 평면에 성분을 가질 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 사전자화수단을 이용하여 상기 인체를 사전 자화시키는 사전자화 자기장을 인가하는 단계; 및 측정 전에 상기 사전 자화 자기장을 비활성화하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 사전 자화 자기장의 방향은 상기 제1 측정 자기장의 방향과 일치할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 양성자 자기 공명 주파수가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수와 일치하도록 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기를 스캔하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 자기장 측정수단은 초전도 양자 간섭 소자 또는 광펌핑 원자 자력계일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 경사 자기장를 상기 인체에 제공하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 경사 자기장은 공명 영역 선택 경사자기장, 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장, 및 영상용 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장은 제1 공명 영역 선택 경사 자기장, 제2 공명 영역 선택 경사 자기장, 및 제3 공명 영역 선택 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하고, 상기 제1 공명 영역 선택 경사 자기장, 상기 제2 공명 영역 선택 경사 자기장, 및 상기 제3 공명 영역 선택 자기장은 서로 다른 방향에 대한 경사 자기장를 제공하고, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장은 상기 제2 측정 바이어스 자기장이 인가되기 전에 인가될 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기와 상기 제1 측정 자기장의 세기의 합은 상기 결맞음 생체 자기장의 진동 주파수에 대응하도록, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기가 스캔될 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후 인가되고, 상기 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 연속적으로 형성된 제1 그레디언트 에코 자기장 및 제2 그레디언트 에코 자기장를 포함하고, 상기 제1 그레디언트 에코 자기장은 제2 그레디언트 에코 자기장과 서로 반대 방향일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 인코딩 경사 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후 인가되고, 상기 인코딩 경사 자기장은 제1 인코딩 경사 자기장 및 제2 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하고, 상기 인코딩 경사 자기장은 주파수 인코팅 또는 위상 인코팅 중에서 적어도 하나를 수행할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 진동 주파수를 가지는 결맞음(coherent) 생체 자기장이 제1 측정 바이어스 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자들과 자기 공명하도록 공명 영역을 선택하는 단계; 및 제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 다른 세기를 가진 제2 측정 바이어스 자기장 하에서 선택된 공명 영역에 대하여 공간 이미징하는 단계를 포함한다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 공명 영역을 선택하는 단계는 사전자화 자기장을 인가하여 인체를 사전 자화시키는 단계; 상기 사전 자화 자기장의 방향과 동일한 방향을 가지고 공간적으로 균일한 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하여 양성자를 세차 운동시키는 단계; 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고, 공간적으로 기울기를 가지는 공명 영역 선택 경사 자기장을 인가하는 단계; 및 제1 측정 바이어스 자기장 또는 공명 영역 선택 경사 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장과 자기 공명하는 하여 소정의 공간 또는 영역에서 여기되는 단계 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 공간 이미징하는 단계는 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 서로 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인체에 인가하는 단계; 그레디언트 에코를 형성하도록 제1 그레디언트 에코 자기장 및 제2 그레디언트 에코 자기장을 연속적으로 인가하는 단계; 상기 제1 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 인코딩 경사 자기장을 인가하는 단계; 및 상기 제2 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 그레디언트 에코 신호를 측정하는 단계 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 인코딩 경사 자기장은 위상 인코딩 경사 자기장 및 주파수 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기공명 장치는 자기차폐수단; 상기 자기차폐수단의 내부의 배치되는 측정 대상에 근접하여 배치된 자기장 측정수단; 및 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수와 일치하도록 양성자 자기 공명 주파수에 대응하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하고 연속적으로 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기를 변경하여 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 측정 바이어스 자기장 발생 수단을 포함하고, 상기 자기장 측정수단은 상기 측정 대상으로부터 발생되는 자기공명 신호를 측정한다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 측정대상을 사전 자화시키는 사전자화수단을 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 측정 대상에 경사 자기장를 제공하는 경사자기장 발생 수단을 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 경사자기장 발생 수단은 공명 영역을 선택하는 공명 영역 선택 경사 자기장 발생 수단; 그레디언트 에코 신호를 발생시키는 그레디언트 에코 경사 자기장 발생 수단; 및 인코딩 경사 자기장을 발생시키는 인코딩 경사 자기장 발생 수단 중에서 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 있어서, 상기 제1 측정 바이어스 자기장을 스캔할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화한다. 이 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능적 연결성과 연관하여 뇌파 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 및 상기 뇌에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 뇌파 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 핵자기 공명 측정 방법은 비접촉, 비파괴적이며, 우수한 시간 및 공간 분해능을 제공할 수 있다. 따라서, 뇌 또는 심장의 내부에서 일어나는 활동 전류의 미세한 변화를 정밀하게 측정할 수 있다. 이에 따라, 뇌 또는 심장 등의 기능 연구 및 기능적 질환 진단에 사용될 수 있다.
도 1은 발명의 일 실시예에 따른 심근 자기장 또는 생체 자기장을 설명하는 도면이다.
도 2는 생체 자기장을 이용하는 극저자기 핵자기 공명 장치를 설명하는 도면이다.
도 3은 도 2의 극저자기장 핵자기 공명 장치를 자세히 설명하는 도면이다.
도 4는 도 3의 극저자기장 핵자기 공명 장치의 펄스 시퀀스를 나타내는 도면이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기 공명 장치의 동작 원리를 설명하는 도면이다.
도 6은 시뮬레이션의 상황을 나타내는 도면이다.
도 7을 참조하면, 10 Hz 성분은 회귀성 흥분의 심자도(MCG)신호이고, 100 Hz 신호가 HMR의 FID 신호이다.
도 8은 HMR의 주파수 선택도를 나타내는 도면이다.
도 9는 각 점(voxel)에서의 자화의 거동이 스퀴드 센서에 측정되는 자기장의 크기를 나타내는 시뮬레이션 결과이다.
도 10a 내지 도 10d는 본 발명의 다른 실시예에 따른 펄스 열을 설명하는 도면이다.
도 11은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 핵자기 공명 측정 방법을 설명하는 도면이다.
도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 핵자기공명 측정 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 핵자기 공명 측정 방법을 설명하는 흐름도이다.
110: 자기차폐수단
160: 자기장 측정수단
140: 측정 바이어스 자기장 발생 수단
170: 측정 대상
생체 자기장은 사람의 심장, 뇌, 척수, 위 등으로부터 발생하는 자기신호이다. 고감도 자기 센서로 측정할 수 있다. 생체 자기 측정을 이용한 진단은 비접촉, 비파괴적이며, 우수한 시간 및 공간 분해능을 제공할 수 있다. 따라서, 뇌 또는 심장의 내부에서 일어나는 활동 전류의 미세한 변화를 정밀하게 측정할 수 있다. 이에 따라, 뇌 또는 심장 등의 기능 연구 및 기능적 질환 진단에 사용될 수 있다.
살아있는 인간의 뇌를 진단하고 연구하기 위해 초기에는 해부학적 변화가 관찰되었다. 이후에는 뇌기능의 국지화 및 매핑이 시도되었다. 그 후 해부학적 연결성의 연구가 진행되었다. 현재는 고차 뇌인지기능의 연구를 위해 뇌기능 연결성 연구의 중요성이 대두되고 있다. 뇌의 관심연구 테마에 맞추어 측정에 적합한 비침습적 연구장비가 개발되어 왔다.
해부학적 변화는 X-ray, CT(computer tomography), MRI(Magnetic Resonance Imaging)를 사용하여 관찰되었다. 기능국지화는 뇌자도 (magnetoencephalography; MEG), fMRI (functional MRI), PET (positron emission tomography)를 사용하여 관찰되었다. 해부학적 연결성은 DTI(Diffusion Tensor Imaging)을 사용하여 관찰되었다. 그러나, 뇌기능 연결성(functional connectivity)을 직접 측정할 수 있는 장비는 아직 개발되지 않았다.
fMRI 와 PET는 뇌신경활동에 뒤따르는 생화학적 정보(간접적 정보)를 측정하고, 낮은 시간해상도를 가지며, 실제 신경활동 위치와 공간적 불일치를 제공한다.
뇌전도(electroencephalogram; EEG) 와 MEG는 역문제 해법에 의한 뇌신경전류원 위치정보의 간접적 추정이고, 대뇌 피질의 활동 분석에만 적합하고, 깊은 위치의 신경활동에서 저하된 측정감도를 가진다.
Deep EEG 와 피질전도(electrocorticogram; ECoG)는 두개골에 천공하여 전극침을 삽입하거나 뇌표면에 전극을 침습적으로 붙이고, 부분 정보만을 얻을 수 있다.
DTI (diffusion tensor imaging)는 뇌의 기능(function)이 아닌, 해부학적인 연결을 영상화하여, 뇌기능의 공간적 연결 관계를 직접적으로 알 수 없다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 자기 공명 장치는 인체 기관의 기능 연결성의 측정을 제공할 수 있다. 극저자기장 뇌자기공명(brain magnetic resonance ;BMR) 장치는 뇌기능 연결성을 직접 측정할 수 있다. 신경의 기능적 연결성과 연관되어 발생하는 결맞음(coherent) 뇌파는 결맞음 생체 자기장을 형성할 수 있다. 상기 결맞음 생체 자기장(결맞음 뇌내 자기장)은 양성자와 공명될 수 있다. 이에 따라, 비침습적으로 결맞음한 뇌파의 분포 매핑 및 뇌의 기능적 연결성을 직접 측정할 수 있다.
뇌의 기능적 연결성에 관련하여, 신체의 일부에 외부 자극을 가하거나, 신체의 일부를 움직이면서, 결맞음(coherent) 뇌파는 결맞음 생체 자기장 또는 결맞음 생체 자기장의 공간 이미징이 측정될 수 있다. 이러한 데이터를 기반으로, 뇌의 기능적 연결성이 추출될 수 있다. 이러한, 데이터에 기반하여, 의사가 수술을 시행하는 경우, 뇌의 기능적 연결성이 있는 부위는 제거되지 않을 수 있다. 뇌의 기능적 연결성을 영상화하여 정상인과 비정상인이 분류될 수 있다.
외부 측정 자기장을 uT(마이크로 테슬라) 수준으로 낮추면, 뇌의 핵자기공명 주파수는 뇌신경전류의 집단적 흥분으로부터 발생하는 결맞음(coherent) 뇌파의 결맞음 생체 자기장의 주파수와 일치할 수 있다. 또한, MRI gradient 기법을 이용하여 결맞음한 뇌파의 기능연결성 분포가 영상화될 수 있다. 또한, 측정된 신호는 측정 바이어스 자기장을 비단열적으로 변경하여 생체 자기장에 의한 성분을 제거할 수 있다.
MRI에 의한 뇌신경전류 직접측정의 아이디어는 1999년 Bodurka 에 의해 제시되고, 2007년에 와서 Parkes 등에 의해 고자기장 ( 1.5 T 초과) 상황에서 실험이 이루어졌다. 그러나, 고자기장 상에서의 헤모글로빈의 투자율 변화에 의한 NMR 신호(2 퍼센트)가 신경전류에 의한 NMR 탈위상(dephasing) 효과 (2 퍼센트-0.002 퍼센트)를 가릴 정도로 크다. 따라서, 뇌신경전류 직접측정이 현실적으로 어렵다고 밝혀졌다.
스퀴드(SQUID) 등의 초고감도 자기 센서를 이용한 저자기장 (1-100 uT) NMR을 이용하면, 투자율 변화 효과를 무시할 수 있다. 또한, 실제 뇌신경의 펄스열(pulse train)의 발생 주파수인 수 kHz에서 핵자기공명을 이용할 수 있다. 따라서, NMR 탈위상(dephasing) 신호를 극대화하여 측정하는 것이 가능하다.
본 발명의 일 실시예에 따르면, 뇌신경 전류 대신, 뇌신경의 집단적인 활동인 자발뇌파 등 결맞음 뇌파의 결맞음 생체 자기장은 뇌파 발생부분 주변의 양성자(proton)의 핵자화와 공명할 수 있다. 이 공명 신호를 측정하여, 뇌파의 분포 및 연결성이 직접적으로 이미징될 수 있다. 따라서, fMRI, MEG 등의 간접성 및 측정 한계는 해소될 수 있다. 결맞음 뇌파의 지속시간이 수 초 이상이고, 실제로 결맞음 뇌파의 위상차이로 뇌의 기능적 연결의 인과관계(causuality)가 연구될 수 있다. 따라서, 결맞음 뇌파의 공간적 분포를 이미징 함으로써 직접적으로 뇌의 기능적 연결성을 탐구하는 것이 가능하다.
본 발명의 일 실시예에 따른 측정 방법은, 외부자기장이 uT 수준으로 떨어짐에 따라, 기존의 테슬라(Tesla) 수준의 MRI에서 보이는 헤모글로빈 투자율 변화 등의 제반 인공 결함(artifact)를 무시할 수 있다.
기존 NMR에서는 유도코일을 사용하여 신호를 측정하므로, 외부자기장이 낮아져서 주파수가 감소하면, 유도 신호가 감소한다. 그러나, 본 발명의 일 실시예에 따른 측정 방법은, SQUID 센서나 원자자력계 방식의 초고감도 자기센서는 외부자기장 uT 급의 주파수 대역(10 Hz - 수 kHz)에서도 감도저하가 없다.
뇌자도에서 측정되는 신호는 신호원으로부터 수 cm 떨어진 곳의 신호이므로 자기장의 세기가 미약하나 (100 fT - 1pT), 신경흥분이 일어나는 위치 바로 근처의 양성자(proton)에 가해지는 생체 자기장의 세기는 수 백 배 강하다. 따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 측정 방법은 충분히 핵자기공명현상을 일으키는 것이 가능하다.
신경전류 발생으로부터 나오는 생체 자기장의 진동 주파수가 측정 바이어스 자기장에 의한 핵자화의 자기공명주파수와 일치하면, 자기공명신호로부터 직접적인 뇌신경의 활성을 측정하는 것이 가능하다.
결맞음 뇌파의 발생으로부터 나오는 생체 자기장이 일정시간 지속되는 경우, 측정 바이어스 자기장에 가감되는 효과로 인해 자기공명신호의 위상 변화를 발생하므로, 위상변화의 측정을 통해 뇌신경의 활성을 측정하는 것이 가능하다.
인체 내부의 양성자(proton)의 완화시간은 1 초 정도이므로, 핵자화는 별도의 수십 mT급 전자석을 이용하여 생성할 수 있다.
측정 바이어스 자기장 방향에 수직한 방향으로 진동하는 뇌신경 생체 자기장은 자화의 크기 변화를 일으키고, 측정 바이어스 자기장 방향에 수평한 방향의 DC 자기장은 자화의 세차 주파수의 변화를 일으킨다. 따라서, 평균 제로(zero-mean)의 진동 뇌파인 자발뇌파 반응은 물론, 뇌졸중의 경우 관찰되어 최근 이슈가 되고 있는 뇌파의 DC 레벨 변화 역시 측정하는 것이 가능하다.
외부 경사자계를 인가함으로써, 예를 들어, 공간적인 자기공명 주파수의 분리가 가능하므로 뇌 신경전류의 공간적 분포를 이미징 하는 것이 가능하다.
예를 들어, 외부 경사 자기장을 인가하여 특정한 공명 영역을 선택하고, 다른 외부 경사 자기장을 인가하여 주파수 인코딩 방식 또는 위상 인코딩 방식을 사용하여 영상화가 가능하다.
극저자기장 NMR을 이용한 결맞음 뇌파의 뇌자기공명신호(BMR) 측정과 기존의 뇌자도의 동시 측정이 가능하므로, 두 신호의 상관성 분석에 의해 실제 뇌신경의 동작 기전 및 연결성 연구가 가능하다.
EP(electrophysiology) 테스트는 카테터(catheter)를 사용한 심근전기활동(myocardial electric activity)을 검사한다. 상기 EP 테스트는 인체 내부로 카테터를 삽입하여, 심장 내막(endocardium)에 전극을 접촉하여 측정한다. 이 방법은 침습적(invasive)이고, 항상 그 시술의 위험성을 내포한다. 특히, 이 방법의 측정 가능 부위는 심장 내막으로 한정된다. 또한, 대동맥, 대정맥을 통한 경우, 반대쪽의 심방 혹은 심실에는 격벽에 천공을 하지 않고서는 전극의 접근이 불가능하다. 또한, 전극을 바른 위치에 놓기 위하여 환자 및 의사는 시술 시간 동안 방사선에 피폭되는 부담이 있다. 더욱이, 이 방법은 그 자체로는 공간적 정보를 주지 못한다. 따라서, 심근전기활동의 공간적 매핑을 위해서는 별도의 자기적 위치추적 장치 등의 수단이 필요하다.
심외막(epicardium) 전극 어레이의 경우는 개흉수술(thoracic surgery)의 큰 부담이 있으며, 전극 부착 등에 고도의 기술을 요하므로, 시술 후의 예후 관찰(follow-up diagnosis) 등에 활용이 불가능하다.
심전도(electrocardiogram) 또는 심자도(magnetocardiogram)를 이용한 심근전기활동의 공간적 매핑은 비침습적 측정결과를 이용하는 일포즈드(ill-posed) 역문제 해법에 의한 전류원의 추정이다. 따라서, 경계조건(constraint)이 잘 정의되지 않은 전류원 또는 깊은 전류원에 대한 추정오차가 매우 크다. 따라서, 심전도 또는 심자도는 임상활용에 한계가 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기공명 측정 방법은 심장의 회귀성 파동(reentry wave), 이소성 흥분(ectopic excitation) 등 심장질환에 원인이 되는 심근활동을 비침습적으로 측정하고 국지화(localize)한다. 따라서, 상기 측정 방법은 심장질환 연구, 진단, 및 치료에 도움이 되는 새로운 의료장치의 개발을 제공할 수 있다.
이하, 첨부한 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예들을 상세히 설명하기로 한다. 그러나, 본 발명은 여기서 설명되어지는 실시예들에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 오히려, 여기서 소개되는 실시예는 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 당업자에게 본 발명의 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되어지는 것이다. 도면들에 있어서, 구성요소는 명확성을 기하기 위하여 과장되어진 것이다. 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 참조번호로 표시된 부분들은 동일한 구성요소들을 나타낸다.
도 1은 발명의 일 실시예에 따른 심근 자기장 또는 생체 자기장을 설명하는 도면이다.
도 2는 생체 자기장을 이용하는 극저자기장 핵자기 공명 장치를 설명하는 도면이다.
도 3은 도 2의 극저자기장 핵자기 공명 장치를 자세히 설명하는 도면이다.
도 4는 도 3의 극저자기장 핵자기 공명 장치의 펄스 시퀀스를 나타내는 도면이다.
도 1 내지 도 4를 참조하면, 극저자기장 핵자기공명 측정 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 주기적인 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 및 상기 인체에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 생체 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함한다.
극저자기장 핵자기공명 측정 장치는 자기차폐수단(110), 상기 자기차폐수단(110)의 내부의 배치되는 측정 대상(170)에 근접하여 배치된 자기장 측정수단(160), 및 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 결맞음(coherent) 생체 자기장(B1)의 진동 주파수(f1)와 일치하는 양성자 자기 공명 주파수에 대응하는 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 인가하고 연속적으로 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 세기를 변경하여 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)을 인가하는 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)을 포함한다. 상기 자기장 측정수단(160)은 상기 측정 대상(170)으로부터 발생되는 자기공명 신호를 측정한다.
심근의 회귀성 흥분이나 이소성 흥분은 주기적인 특징을 가지며, 국소적이며 반복적인 특징을 가진다. 즉, 심근은 병변 및 병소에 따라 특정한 주파수(fs)를 가지고 흥분한다. 흥분한 부분(depolarized area)의 심근은 재분극(repolarized)된 다른 부분과 전위차를 보인다. 상기 전위차는 웨이브 프론트(wave-front)를 가지고 심근전류 (Myocardial Current; I)를 발생시킨다. 상기 심근 전류(I(t))는 결맞음 생체 자기장(B1) 또는 심근 자기장(Myocardial Magnetic Field)을 발생시킨다. 상기 심근 자기장(B1)의 진동 주파수(f1)는 회귀성 흥분이나 이소성 흥분 등 심근 전기의 흥분 주파수와 같다. 상기 심근 자기장(B1)은 상기 심근 전류(I) 주위의 심근을 이루는 양성자에 강한 영향을 준다. 심근 전류원으로부터 거리가 멀어짐에 따라 그 영향도 감소한다.
특정 진동 주파수(f1)의 상기 심근 자기장은 일반적 자기공명영상에서의 B1- RF 자기장과 같이 활용될 수 있다. 일반적 자기공명영상에서의 B1- RF 자기장은 RF 주파수를 가지고 있으며, 외부 정자기장에 수직하게 배치되어, 외부 정자기장을 따라 세차 운동하는 양성자의 자화는 자기 공명에 의하여 외부 정자기장 방향으로부터 기울어진다(tiling).
자기공명현상을 공간적으로 분리하여 측정한다면, 심장의 회귀성 흥분이나 이소성 흥분의 위치를 알아내는 것이 가능하다. 또한, 뇌의 뇌파의 위치 및 경로를 알 수 있다.
한편, 일반 자기공명영상장치와 차이점은, 마이크로 테슬라(uT) 수준의 측정 바이어스 자기장(Bm)과 생체 자기장(B1)의 생체적 발생현상을 이용하는 것이다.
흥분된 심근 주변의 수분 등의 양성자의 자기 회전비(magnetogyric ratio)에 의한 공명주파수는 약 42 MHz/T 이다. 예를 들어, 찾고자하는 발작성 심방 세동에서의 회귀성 파동의 주파수가 42 Hz에 해당한다고 가정한다. 이 경우, 상기 주파수의 심근 자기장 또는 생체 자기장(B1)을 흡수하여 자기공명을 일으킬 수 있는 측정 바이어스 자기장(Bias Magnetic Field, Bm)의 세기(magnitude)는 약 1 마이크로 테슬라(uT)에 해당한다. 생체 자기장(B1)은 z축 방향으로 형성될 수 있다.
상기 측정 바이어스 자기장(Measurement Bias Magnetic Field, Bm)하에서 진동 주파수(f1)의 생체 자기장(B1)을 발생시키는 심근 주위의 공명하는 양성자들은 공명 양성자들을 형성할 수 있다. 또한, f1 이외의 주파수로 흥분하는 심근이나, f1의 주파수로 흥분하는 심근으로부터 멀리 떨어진 심근의 공명하지 않는 양성자들은 비공명 양성자들을 형성할 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장 (Bm)의 세기는 기존의 MRI(Magnetic Resonance Imaging)의 백만분의 1 정도로 작다. 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)의 크기는 약 50 마이크로 테슬라(uT)의 지구자기장보다 작다. 따라서, 지구 자기장을 제거하기 위하여, 측정 대상(170)은 자기차폐수단(110) 내부에 위치할 수 있다. 상기 자기차폐수단(110)은 자기 차폐실(magnetically shielded room) 이나 능동자기 차폐장치(active magnetic shielding )일 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)은 상기 생체 자기장의 방향(z축)에 수직한 y축으로 형성될 수 있다.
또한, 약한 측정 바이어스 자기장(Bm)에서, 양성자 스핀(proton spin)의 정렬이 어려울 수 있다. 따라서, 실제 측정되는 자기공명신호의 크기가 매우 작다. 따라서, 측정 개시 전에 사전자화수단(150)을 이용하여 강력한 사전 자화 자기장( pre-polarization magnetic field, Bp)를 소정의 구간(T_p) 동안 발생시킬 수 있다. 상기 사전 자화 자기장(Bp)은 측정대상(170)을 사전 자화시킬 수 있다. 상기 사전 자화 자기장(Bp)의 방향은 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)의 방향과 같은 것이 바람직할 수 있다.
강한 사전 자화 자기장(Bp)에 의하여, 상기 양성자는 사전 자화 자기장(Bp) 방형으로 정렬되고, 상기 측정 대상(170)은 자화될 수 있다. 상기 측정 대상(170)은 인체 또는 인체의 기관일 수 있다. 상기 측정 대상(170)은 심장 또는 뇌일 수 있다. 한편, 측정 바이어스 자기장 (Bm)의 크기에 해당하는 양성자의 자기공명 세차 주파수(magnetic resonance precession frequency)가 낮다. 따라서, 측정 신호의 주파수에 비례하여 신호가 커지는 기존의 코일을 이용한 인덕티브(inductive) 측정은 충분한 크기의 신호를 제공할 수 없다. 따라서, 고감도 자기장 측정수단(160)은 측정 감도가 신호의 주파수에 무관한 초전도 양자 간섭 소자(SQUID) 또는 광펌핑 원자자력계일 수 있다.
측정 바이어스 자기장 발생수단(140)은 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)을 생성하고, 통상적인 저항성 코일일 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장 발생수단(140)은 상기 자기차폐수단(110)의 내부에 배치될 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장 발생수단(140)은 그 자기장의 세기를 임의로 스캔할 수 있다. 따라서, 측정 바이어스 자기장(Measurement Bias Magnetic Field, Bm)의 세기(Intensity)는 측정하려는 심근 전기의 흥분 주파수에 대응하도록 조절할 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)는 y축 방향으로 지속적으로 혹은 펄스 형태로 인가될 수 있다.
생체 자기장(B1)의 진동 주파수가 10Hz 인 경우, 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)에 의한 자기공명신호의 주파수 역시 10 Hz 이다. 따라서, 원래 심근 회귀성 파동에 기인한 생체 자기장(B1)의 신호( 심자도 신호)는 자기 공명에 의하여 자기 공명한 영역에서 발생하는 신호와 중첩되어 구분이 되지 않는 문제가 있다. 이 문제를 해결하기위하여, 측정 바이어스 자기장(Bm)은 비단열(non-adiabatic)하게 변화된다.
상기 측정 바이어스 자기장(Bm)은 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1) 및 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)을 포함할 수 있다. 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)은 상기 생체 자기장(B1)과 공명하도록 설정된다. 상기 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)은 공명된 자화의 세차 운동의 주파수를 변경하기 위하여 사용된다. 이에 따라, 상기 사전 자화 자기장(Bp)이 커진 후부터 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가되기 전 까지의 시간 간격(T_a)은 자기 공명이 발생한다. 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후에는, 자기 공명은 제거되고, 자화의 세차운동 주파수는 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)에 대응되도록 변경된다. 이에 따라, 시간 간격(T_a)에 측정되는 신호는 생체 자기장(B1)에 의한 신호 및 자기 공명에 의하여 제1 측정 자기장에 수직인 평면의 자화 성분(Mxz)에 의한 신호를 포함한다.
그러나, 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후에 측정되는 신호는 생체 자기장(B1)에 의한 신호와 분리될 수 있다. 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후에 측정되는 신호(FID 신호)는, 자기 공명에 의하여 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)에 수직인 평면으로 틸팅(tilting)된 자화가 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)의 세차 주파수(fp2)로 세차 운동에 기인할 수 있다. 이에 따라, 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후에 측정되는 신호(FID 신호)는, 진동 주파수 또는 자기 공명 주파수를 가지는 생체 자기장(B1)에 의한 신호와 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)의 세차 주파수(fp2)로 세차 운동에 기인한 자기 공명 신호로 분리될 수 있다.
상기 사전자화수단(150)은 사전 자화 자기장(Bp)을 발생시키어 상기 측정대상(170)을 사전 자화시킬 수 있다. 상기 사전자화수단(150)은 동적핵자화(Dynamic Nuclear Polarization)을 이용하여 측정대상(170)의 핵자화를 강화할 수 있다. 상기 사전자화수단(150)은 통상적인 저항성 코일 또는 초전도 코일일 수 있다. 상기 사전자화수단(150)은 상기 자기차폐수단(110) 내부에 배치될 수 있다. 또한, 상기 사전자화수단(150)은 상기 측정 대상(170)을 둘러싸고 상기 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)의 내부에 배치될 수 있다. 상기 사전 자화 자기장(Bp)는 y축 방향으로 펄스 인가될 수 있다.
경사 자기장 발생 수단(130)은 상기 측정 대상(170)에 경사 자기장를 제공한다. 이에 따라, 상기 측정 대상(170)에서 발생하는 핵자기 공명 신호는 국지화될 수 있다. 상기 경사 자기장 발생 수단(130)은 통상적인 저항성 코일일 수 있다. 상기 경사 자기장 발생 수단(130)은 상기 측정 대상(170)과 상기 자기 차폐수단(110) 사이에 배치될 수 있다.
상기 경사 자기장(BG)은 y축 방향일 수 있다. 상기 경사 자기장 발생 수단(130)은 y축에 따라 y축 자기장의 세기(dBy/dy)가 변하는 제1 경사 자기장 발생 수단, x축에 따라 y축 자기장의 세기(dBy/dx)가 변하는 제2 경사 자기장 발생 수단, 및 z축에 따라 y축 자기장의 세기(dBy/dz)가 변하는 제3 경사 자기장 발생 수단을 포함할 수 있다.
자기장 측정수단(160)은 상기 측정 대상(170)과 인접하게 배치되고, 상기 측정 대상(170)에서 방출되는 자기 공명 신호를 획득한다. 자기장 측정수단(160)은 z축 방향의 자속을 측정할 수 있다. 상기 자기장 측정 수단(160)의 출력신호는 측정 및 분석부(180)에 제공된다. 자기장 측정수단(160)은 생체 자기장(B1) 및 생체 자기장에 의하여 공명된 자화 성분을 모두 측정할 수 있다.
상기 자기장 측정수단(160)는 자속을 감지 및/또는 감쇠/증폭하는 자속변환부(161), 상기 자속변환부(161)의 출력 신호를 입력받아 자기장을 검출해 전압신호로 변환하는 SQUID(163), 및 냉매를 가두는 듀어(165)를 포함할 수 있다.
상기 SQUID(163)는 초전도체만이 지닌 조셉슨 효과와 자속의 양자화 현상을 결합하여 외부 자속의 변화를 전압으로 변환하는 일종의 트랜스듀서 (transducer)이다. 상기 SQUID(163)는 한 개의 초전도 루프에 한 개 또는 두 개의 조셉슨 접합을 끼워 결합한 자기센서이다. RF SQUID는 초전도루프에 한 개의 조셉슨 접합을 삽입하여 결합할 수 있다. DC SQUID는 초전도루프에 두 개의 조셉슨 접합을 삽입하여 결합할 수 있다. 상기 RF SQUID는 RF 주파수 대역의 교류 전압을 출력하고 그 주파수가 가해진 자속에 따라 바뀌는 방식으로 작동하며, 상기 DC SQUID는 가해진 자속에 대한 함수로 직류 전압을 발생하는 방식으로 작동하며 이 함수는 자속의 양자 값인 F0(= 2.07 x 10^(-15) Wb)를 주기로 하여 진동하는 형태로 주어진다. 상기 자속/전압 변환 함수의 구체적인 형태는 상기 DC SQUID의 구체적인 구조에 따라 결정될 수 있다.
상기 자속변환부(161)는 자속을 감지하여 초전도 전류로 변환하는 픽업(pick-up) 코일 및/또는 이를 상기 SQUID(163)에 다시 자속 형태로 증폭 또는 감쇠시켜 전달해 주는 입력(input)코일을 포함할 수 있다. 상기 자속변환부(161)는 초전도체로 구성될 수 있다. 상기 픽업 코일은 많은 자속을 감지하기 위하여 넓은 면적을 지닐 수 있다. 상기 입력 코일은 SQUID에 집속시키기 위하여 SQUID와 비슷한 면적을 지니고 있고 그 증폭율 또는 감쇠율을 변화시키기 위하여 여러 번 감길 수 있다. 상기 자속변환부(161)는 픽업 코일이 하나의 루프로 구성된 자력계 (Magnetometer) 또는 픽업 코일이 서로 반대 방향으로 감긴 루프 쌍이 하나 또는 그 이상의 수 로 구성된 미분계 (Gradiometer)를 포함할 수 있다.
상기 SQUID(163)는 도선을 통하여 FLL부(188)와 연결될 수 있다. 자속변환부(161)는 z축 방향의 자속을 측정할 수 있다.
SQUID를 사전자화자기장(Bp)과 같이 매우 큰 자기장하에서 안정적으로 동작시키기 위해서 보호가 필요하다. 따라서 극저자장-MRI 시스템에서는 SQUID의 보호를 위해 초전도 차폐(164)를 이용한다. 그러나 SQUID 센서 전체를 초전도 차폐할 경우, SQUID가 자기장 감지 센서로서의 기능을 할 수 없다. 따라서 초전도체를 이용한 차폐를 할 때는 SQUID 부분과 자속 변환부의 입력 코일 부분만을 초전도 차폐하고, 자속변환부(161)는 초전도 차폐 외부에 놓인다. 이 경우, SQUID 자체는 초전도 차폐(164)를 함으로써 강한 자기장으로부터 보호되나, 자속변환부(161)로부터 유도된 전류가 SQUID로 인가되는 것은 막을 수가 없다. 그러므로 극저자장-NMR 시스템에서는 이러한 검출코일에서 유도된 과전류가 SQUID로 인가되는 것을 막기 위한 전류 제한부(162)가 배치될 수 있다.
상기 측정 및 분석부(180)는 상기 자기 공명 신호를 이용하여 발작성 심방세동에서의 회귀성 흥분의 주파수 및 위치를 제공할 수 있다.
상기 측정 및 분석부(180)는 상기 SQUID(163)의 전압 신호를 선형화하여 검출된 자기장에 비례하는 전압 신호로 제공하는 FLL부(188), 상기 FLL부(188)의 상기 선형화된 전압 신호를 처리하여 노이즈를 제거하고 증폭하는 센서 신호 처리부(186), 및 상기 FLL부(188)에 제어 신호를 제공하는 센서 제어부(187)를 포함할 수 있다.
FLL(flux locked loop)부(188)는 상기 SQUID(163)의 출력신호를 받아들이는 입력단, 적분기, 피드백(feedback) 방식의 선형화 회로, 및 피드백 코일 등을 포함할 수 있다. 상기 FLL부(188)는 자속의 변화량을 자속 양자값 F0 보다 훨씬 넓은 범위를 가지는 전압 신호로 변환하여 출력할 수 있다.
상기 펄스 시퀀스 발생부(122)는 제어부(185)의 제어 신호를 입력받아 상기 사전 자화 코일 구동부(152), 상기 측정 바이어스 자기장 전원부(142), 및 경사 자기장 전원부(132)에 펄스 스퀀스를 제공한다.
자기장 제어부(101)는 상기 측정 및 분석부(180)와 동기화되어 상기 측정 대상(170)에 다양한 자기장을 인가할 수 있다. 상기 자기장 제어부(101)는 일련의 순서에 따라, 상기 사전자화 발생수단(150), 상기 바이어스 자기장 발생수단(140), 및 경사 자기장 발생 수단(130)을 제어할 수 있다.
상기 자기장 제어부(101)는 사전자화 수단(150)에 전류를 단속적으로 인가하여 사전자화 자기장(Bp)을 형성하는 사전자화 코일 구동부(152)를 포함한다. 상기 측정 대상(170)에 측정 바이어스 자기장(Bm)을 인가하는 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)은 측정 바이어스 자기장 게이트부(144)에 연결된다. 상기 측정 바이어스 자기장 게이트부(144)는 측정 바이어스 자기장 전원부(142)에 연결된다.
경사 자기장 발생 수단(130)은 경사 자기장 구동부(134)에 연결되고, 상기 경사 자기장 구동부(134)는 경사 자기장 전원부(132)에 연결된다.
상기 측정 및 분석부(180)는 자기 공명 신호 (FID 신호 또는 그레디언트 에코 신호)를 처리하여 상기 제2 측정 바이어스 자기장에 대응하는 주파수 성분을 추출할 수 있다. 상기 제2 측정 바이어스 자기장에 대응하는 주파수 성분은 상기 측정 대상의 결맞음 생체 자기장(B1)에 공명하는 공명 영역을 식별할 수 있다.
경사 자기장 발생 수단(130)은 상기 측정 대상(170)에 경사 자기장(BG)을 인가할 수 있다. 경사 자기장 구동부(134)는 상기 경사 자기장 발생 수단(130)에 전류를 공급하여 상기 측정 대상(170)에 상기 경사 자기장(BG)을 인가한다. 경사 자기장 전원부(132)는 상기 경사 자기장 구동부(134)에 전원을 제공할 수 있다. 상기 경사 자기장 전원부(132)는 펄스 시퀸스 발생부(122)로부터 펄스 시퀀스를 제공받아 상기 경사 자기장 구동부(134)에 전력을 공급한다. 경사 자기장 발생 수단(130)은 경사 자기장(dBy/dy, dBy/dz, dBy/dx)을 생성할 수 있다.
측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)은 공간적으로 균일하고 낮은 측정 바이어스 자기장(Bm)을 생성할 수 있다. 상기 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)은 측정 바이어스 자기장 전원부(142)에 연결될 수 있다. 측정 바이어스 자기장 게이트부(144)는 단속적으로 상기 측정 바이어스 자기장(Bm)을 생성하도록 상기 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140)에 인가되는 전류를 조절할 수 있다.
펄스 시퀀스 발생부(122)는 펄스 시퀀스를 생성하여 FID 신호 또는 그레디언드 에코 신호를 얻을 수 있도록 사전 자화 코일 구동부(152), 측정 바이어스 자기장 전원부(142), 및 상기 경사 자기장 전원부(132)에 제공할 수 있다.
제어부(185)는 상기 센서 신호처리부(186)의 신호를 처리하고 상기 펄스 시퀀스 발생부(122), 및 센서 제어부(187)를 제어할 수 있다.
한편, 사전 자화 자기장(Bp), 측정 바이어스 자기장(Bm), 및 경사 자기장(BG)을 켜고 끄는 스위치로 광학 에스에스알(Optical Solid State Relay; SSR)이 사용될 수 있다. 상기 SSR이 꺼져있는 동안에는 사전 자화 수단(150), 측정 바이어스 자기장 발생 수단(140), 및 경사 자기장 발생 수단(130)은 전류원과 완전히 단락될 수 있다. 상기 SSR을 구동하기 위한 TTL 신호는 광통신을 통해 인가될 수 있다. 이에 따라, 상기 측정 및 분석부(180) 또는 자기장 측정수단(160)에 악영향을 줄 수 있는 모든 전기적인 연결은 제거될 수 있다.
본 발명의 변형된 실시예에 따르면, 생체 자기장(B1)의 진동 주파수와 제1 측정 바이어스 자기장의 공명 주파수를 일치시키기 위하여, 상기 제1 측정 바이어스 자기장은 스캔될 수 있다. 제1 측정 바이어스 자기장이 인가되는 동안 획득된 신호(HMR) 신호는 자기 공명에 의하여 진폭이 증가할 수 있다. 또한, 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후에 획득되는 FID 신호는 자기 공명이 종료하여 시간에 따라 감소할 수 있다.
상기 HMR 신호 및 FID 신호는 푸리어 변환되어, 생체 자기장(B1)에 의한 주파수 성분과 자기 공명에 의한 주파수 성분으로 분리될 수 있다.
본 발명의 변형된 실시예에 따르면, 종래의 공간 이미징 기법이 적용되어 상기 측정 대상은 1차원, 2차원, 및 3차원 이미징 될 수 있다.
본 발명의 변형된 실시예에 따르면, 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화한다.
본 발명의 변형된 실시예에 따른 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화한다. 이 뇌의 기능 연결성 측정 방법은 뇌의 기능적 연결성과 연관하여 뇌파 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계, 및 상기 뇌에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 뇌파 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정한다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기 공명 장치의 동작 원리를 설명하는 도면이다.
도 5를 참조하면, 직각(Cartesian) 좌표계를 기준으로 z축 방향으로 평행한 자기장에 민감하도록 고감도 자기장 측정수단(160)이 배치된다. 사전자화수단에 의한 사전 자화 자기장(Bp) 및 측정 바이어스 자기장 발생수단에 의한 측정 바이어스 자기장(Bm)은 모두 y축 방향에 평행하도록 인가될 수 있다. 이 경우, 측정 대상의 양성자의 핵스핀은 y 방향으로 정렬하여 자화(magnetization;M)를 형성한다. 상기 사전자화 자기장을 끄자마자 측정을 시작한다.
이 경우, 생성된 자화(M)는 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 방향인 y축을 중심으로 회전한다. 자기공명을 일으키는 심근활동이 없다면, 애초에 z축 방향의 자화 성분(Mz)이 없으므로 회전을 하여도 z축 방향의 자기장 변화는 없고, 신호는 측정되지 않는다.
하지만, 심근이상에 의해 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 자기공명 주파수로 주기적으로 회귀성 파동 등이 발생하고, 그 심장전류 변화로부터 발생하는 교류의 진동 주파수(f1)를 가지는 심근 자기장의 방향이 z 축 방향인 경우, 자기공명현상에 의해서 y축 방향으로 정렬되어 있던 자화(M)는 x 축 또는 z측으로 기울게 된다. 이 기울어진 자화(M)가 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 방향인 y축을 중심으로 회전한다. 상기 세차 운동의 주파수는 fp1이다. 따라서, 변화하는 자화의 z 축 방향 성분을 만들어 z축 방향의 자기장이 생성된다. 고감도 자기장 측정수단(160)에 의해 z축 방향의 자기장을 측정하는 것이 가능하다.
다만, 심근 자기장의 진동 주파수(f1)와 자기공명신호의 주파수(fP1)는 동일하다. 따라서, 원래 심근 회귀성 파동이 발생하는 심근 자기장 신호와 중첩되어 구분이 되지 않는 문제가 있다. 이 문제를 해결하기위하여, 측정 바이어스 자기장은 비단열(non-adiabatic)하게 변화된다.
즉, 제1 측정 바이어스 자기장은 서로 다른 세기를 가진 제2 측정 바이어스 자기장으로 변경된다. 이에 따라, 세차 운동의 주파수는 fp2로 변경된다. 따라서, 측정된 신호에서 자기 공명된 신호는 fp2를 가지며, 생체 자기장 신호는 fp1을 가진다. 따라서, 자기 공명된 신호는 구별될 수 있다.
또한, 측정하려는 심근전기활동의 방향이나 주파수에 따라, 인가하는 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 조정 혹은 스캔함으로서, 심근이상을 직접 측정하는 것이 가능하다. 공간적 위치 정보를 얻기 위해서는 일반적으로 알려진 경사자기장을 이용한 자기공명영상(MRI) 기법들을 활용할 수 있다.
심방 부정맥의 일종인 심방세동은 심방 심근의 노화나 변형으로 인한 회귀성파동의 발생에 기인한다. 특히, 그 원인이 되는 부분을 찾을 때, 카테터 전극을 통해서 고주파 f 파(주기적파형)가 나오는 곳을 찾아, 알에프 어블레이션(RF ablation)이나 냉동법 등을 통해 치료하게 된다. 하지만, 탐침을 일일이 접촉해가면서 측정하는 일은 쉽지 않고 매우 오랜 시간이 걸린다. 또한, 시술 후의 예후를 봄에 있어서도 침습적 검사가 부담이 된다.
본 발명의 구성을 이 경우에 적용한다면, 매우 안전하고 효과적으로 심근 고주파(fm)가 발생하는 곳을 이미징할 수 있다.
심장 자기 공명(Heart Magnetic Resonance; HMR) 의 측정 가능성을 시뮬레이션을 통해 검증하였다. 시뮬레이션은 기존의 심자도 연구에서 실제 측정된 심방부정맥 f-wave의 신호크기를 형성할 정도의 심근 회귀성 파동(Myocardial reentry wave)를 구성하는 것으로부터 시작하였다.
도 6은 시뮬레이션의 상황을 나타내는 도면이다.
도 6을 참조하면, 심근 표면에 10 Hz의 주파수로 반시계 방향으로 돌아가는 심근 회귀성 파동을 가정하였다. 이에 따라, 심근 회귀성 파동은 결맞음 생체 전류를 형성한다. 상기 생체 전류는 xy 평면에서 반시계 방향으로 회전한다. 이에 따라, 생체 자기장은 z 축 방향으로 형성된다. 생체 자기장의 주파수는 f1이다. 심근 회귀성 파동이 발생시키는 결맞음 생체 자기장을 심장 및 흉통 도체모델을 사용하여 경계요소법(boundary element method)에 의해 계산하였다. 따라서, 심근 회귀성 파동 근처의 체적(volume)에서의 각각의 점(voxel)들에서 심근 회귀성 파동이 발생시키는 생체 자기장을 각각 계산하는 것이 가능하다. 계산된 생체 자기장 값은 심근 회귀성 파동에서 1 mm 정도 떨어진 심근에서 약 100 pT 정도이다. 따라서, 실험에 사용된 각종 시간상수조건에서 자화를 기울이기 위한 RF 자기장의 세기로 충분하였다. 블록(Bloch) 방정식에 의해서, 발생된 생체 자기장에 의한 각 점(voxel)에서 자화들의 운동(dynamics)를 계산할 수 있다.
시뮬레이션의 샘플링 레이트(sampling rate)는 1 kHz이었다. 계산에 활용된 점(voxel)들이 이루는 볼륨은 심근 회귀성 파동을 중심으로 한변이 20 mm인 정육면체 내부의 공간이다. 심장 조직의 자화를 물의 30 퍼센트 정도라고 가정하였다. 기존의 극저 자기장에서 물의 측정 NMR 신호 크기와 비교하여 점(voxel)의 계산시의 자화값을 정하였다. 시뮬레이션 실험 조건에서의 사전자화 자기장 크기는 200 mT을 가정하였다. 일단 사전자화 자기장이 꺼지면 자화를 생성하는 어떤 강한 자기장 성분도 없으므로, 자화의 완화만 일어나는 상황이다. 이 때의 T1(스핀-격자 완화 시간)과 T2(스핀-스핀 완화 시간)는 공히 모두 1 초로 두고 계산하였다. 10 Hz로 흥분하는 조직에 대한 자기공명 자기장은 235 nT이다. 235 nT의 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 사전자화 자기장(Bp)과 평행한 방향인 y축으로 인가한 상태에서, 각 점(voxel)의 자화가 주변 자기장(측정 자기장 및 생체 자기장)의 변화에 반응하면서 발생하는 자기장을 스퀴드 센서의 위치에서 계산하였다.
단, 이 경우 발생되는 자기공명신호의 주파수 역시 10 Hz 이므로, 원래 심근 회귀성 파동이 발생하는 심자도 신호와 중첩되어 구분이 되지 않는 문제가 있다. 이 문제를 해결하기위하여, 측정 바이어스 자기장은 비단열(non-adiabatic)하게 변화된다. 즉, 본 시뮬레이션에서 제1 측정 바이어스 자기장은 235 nT (10 Hz)의 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)으로부터 10배 높은 2,350 nT (100 Hz)의 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)으로 변경될 수 있다.
이어서, 자유 유도 감쇄 신호(free induction decay singal; FID signal)가 측정될 수 있다. 이에 따라, HMR 신호는 원래의 심자도 신호 또는 생체 자기장 신호로부터 분리할 수 있다. 또한, HMR 신호는 특정의 측정 주파수(100 Hz)로 제한된다. 따라서, 측정대역폭을 줄여서 시스템 잡음에 대한 신호측정의 용이성이 대폭 증가할 수 있다.
심근에서의 반시계 방향의 주기적인 회귀성 진동은 관심 영역(region of interest ;ROI)에서 진동하는 생체 자기장(oscillating biomagnetic fields)을 형성한다. 측정 바이어스 자기장(Bm)에 대응하는 라모어 주파수가 생체 자기장(Bm)의 주파수와 일치하는 경우, 관심영역에 사전 자화 자기장에 의하여 형성된 자화는 자기 공명에 의하여 틸팅(tilting)하기 시작한다.
또한, 자화(M)의 z 성분은 자기 공명에 의하여 증가한다. 또한, 상기 자화(M)의 z 성분은 SQUID와 같은 자기장 측정 수단에 의하여 검출된다. SQUID에 의하여 검출된 신호는 심근 회귀성 파동에 의한 생체 자기장 성분을 포함한다. 따라서, 검출된 신호에서 생체 자기장 성분을 분리하기 위하여, 상기 측정 바이어스 자기장은 제1 측정 바이어스 자기장에서 순간적으로 제2 측정 바이어스 자기장으로 변화된다. 이에 따라, 생체 자기장에 의한 자기 공명 조건은 깨어진다. 결국, 상기 자화(M)의 z 성분은 자기 공명 조건을 만족하지 못하므로 스핀-스핀 상호 작용에 의하여 감소한다. 또한, 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)의 세기가 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 세기보다 10 배 큰 경우, 상기 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2) 방향으로 세차 운동하는 주파수는 10배 증가한다.
도 7을 참조하면, 10 Hz 성분은 회귀성 흥분의 심자도(MCG)신호이고, 100 Hz 신호가 HMR의 FID 신호이다.
도 8은 HMR의 주파수 선택도를 나타내는 도면이다.
도 8을 참조하면, HMR의 주파수 선택도는 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 세기를 변화시키면서, 고정된 제2 측정 바이어스 자기장(100 Hz에 대응) 하에서 FID 신호가 측정된다. 이에 따라, 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)의 세기에 따른 100 Hz 성분의 진폭이 표시된다.
회귀성 주파수 선택도는 1 Hz 해상도를 보이며, 이에 해당하는 자기장은 약 20 nT이다. 자기차폐실 안에서 자기장의 불균일도는 20 nT/ 10 cm 정도이다. 따라서, 실제 측정 상황 자기장 불균일도가 주파수 선택도에 영향을 주지는 않을 것으로 예상된다.
HMR 신호의 크기는 수 fT 정도인데, 현재 개발된 최고 수준의 기술에서 스퀴드(SQUID)의 잡음과 듀아(dewer) 잡음 모두 sub-fT/vHz 수준이다. 본 발명의 측정 방법에 의하면, 측정 대역폭은 신호의 선폭으로 제한할 수 있다. 따라서, 측정 대역폭은 약 0.1 - 1 Hz 정도의 대역폭을 가정하면, HMR 신호의 SNR은 수에서 수십 정도가 나올 것으로 기대된다. 따라서, HMR 신호 측정이 가능하다.
도 9는 각 점(voxel)에서의 자화의 거동이 스퀴드 센서에 측정되는 자기장의 크기를 나타내는 시뮬레이션 결과이다.
도 9를 참조하면, 시뮬레이션에서 스퀴드 센서는 가슴 표면에서 2 cm 위에 위치하며, 심근은 가슴표면에서 4-6 cm 깊이에 위치한다. 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)은 y축 방향이고, 생체 자기장(B1)은 z축 방향이다. 비단열적 (Non-adiabatic) 측정 바이어스 자기장 변화가 되기 전까지 HMR 효과에 의해서 자화가 z축 방향으로 기울어지면서 점점 큰 측정신호 성분이 형성될 수 있다. 화살표 지점은 측정 바이어스 자기장이 변하는 시점이다. 화살표의 시점에서 측정 자기장이 제1 측정 자기장에서 제2 측정 자기장으로 변화하는데, 그 때부터 생성된 자화는 100 Hz의 신호를 발생하면서 자유 유도 감쇄(free induction decay; FID)를 형성한다.
본 발명은 비침습적인 방법으로 매우 정확하게 심장 회귀성 파동이나 이소성흥분의 발생위치를 탐색하는 것이 가능하므로, 안전하고 편리한 의료진단에 활용 가능하다. 환자는 물론 의사에 있어서도 긴 시간의 위험한 시술 및 방사선 피폭을 줄일 수 있다. 치료를 위한 진단은 물론 치료 후 예후관찰에도 부담없이 사용할 수 있는 기술이므로, 새롭고 획기적인 의료기기 개발에 활용될 수 있다.
도 10a 내지 도 10d는 본 발명의 다른 실시예에 따른 펄스 열을 설명하는 도면이다.
도 10a 내지 도 10d를 참조하면, 사전자화 자기장이 y축 방향으로 소정의 시간 동안(T_BP) 인가된다. 상기 사전 자화 자기장은 측정 대상을 사전 자화시킬 수 있다. 또한, 제1 측정 바이어스 자기장이 일정 시간 동안 인가된다. 상기 사전 자화 자기장이 제거된 후에 생체 자기장은 상기 제1 측정 바이어스 자기장에 의하여 자기 공명을 제공할 수 있다.
그레디언트 에코(gradient echo) 신호를 형성하기 위하여, 상기 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)이 인가되고, 연속적으로 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)이 인가될 수 있다. 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)와 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)은 서로 반대 방향의 경사 자기장을 형성할 수 있다. 구체적으로, 상기 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)은 양의 dBy/dy 성분을 형성할 수 있고, 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)은 음의 dBy/dy를 형성할 수 있다. 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)이 끝나는 시점에 극성이 반대인 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)를 인가해 주면, 탈위상화(dephasing)가 진행되던 스핀들은 극성이 반대인 경사 자기장에 의해 재 초점화된다. 이에 따라, 그레디언트 에코(gradient echo) 신호가 형성될 수 있다.
핵자기 공명 측정 방법에서의 영상획득을 위한 경사 자기장 인가는 두 단계로 나누어질 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법은 경사 자기장을 이용하여 공명 영역을 설정하는 단계, 및 경사 자기장을 이용하여 공간 이미징하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 경사 자기장은 공명 영역 선택 경사자기장 및 인코딩 경사 자기장을 포함할 수 있다.
[1] 공명영역 설정 구간 (T_a)
공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)은 제1 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1), 제2 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr2), 및 제3 공명 영역 선택 자기장(Gr3) 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다. 제1 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1), 제2 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr2), 및 제3 공명 영역 선택 자기장(Gr3)은 서로 다른 방향에 대한 경사 자기장를 제공할 수 있다. 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)은 상기 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가되기 전에 인가될 수 있다.
공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)의 세기와 상기 제1 측정 자기장의 세기(Bm1)의 합은 결맞음 생체 자기장(B1)의 진동 주파수에 대응하도록, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)의 세기가 스캔될 수 있다.
구체적으로, 두정부의 알파파(a-wave)를 이미징할 경우, 알파파의 주파수(fa) 및/또는 알파파의 발생 위치를 아는 것이 필요하다. 이를 알파파의 주파수(fa)를 알기 위하여, 공간적으로 균일한 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 스캔할 필요가 있다.
또는 공간적으로 균일한 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 스캔하지 않고, 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)과 상기 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)을 동시에 인가할 수 있다. 이에 따라, 자기장은 공간적으로 서로 다른 세기를 가질 수 있다. 이에 따라, 소정의 영역에 알파파의 주파수(fa)에 대응하는 자기장에서 자기 공명이 발생할 수 있다. 제1 공명 영영 선택 경사 자기장(Gr1)은 dBy/dy 성분을 가질 수 있다. 제2 공명 영영 선택 경사 자기장(Gr2)은 dBy/dx 성분을 가질 수 있다. 제3 공명 영영 선택 경사 자기장(Gr3)은 dBy/dz 성분을 가질 수 있다.
예를 들어, 두정부의 10 Hz 알파파를 이미징한다면 두정부의 중심에 10 Hz에 해당하는 235nT가 인가되고, 주변 부분은 다른 자기장이 되도록 공간적으로 경사를 주어 두정부 중심에서만 10Hz 뇌활동에 대해서 자기공명이 일어나도록 한다.
구체적으로, 10 Hz 알파파는 두정부에서 y축 방향의 결맞음 생체 자기장을 생성할 수 있다. 제1 측정 바이어스 자기장(Bm1) 및 경사 자기장(Gr1,Gr2,Gr3)은 y축 방향으로 인가된다. 제1 측정 바이어스 자기장 및 경사 자기장의 합이 두정부의 중심에 10 Hz에 해당하는 235nT이 되도록, 자기장은 y축 방향으로 인가된다. 이에 따라, 자기공명은 상기 두정부에서 일어나고, 공명이 일어난 부분에서만 x-z평면상으로 눕는 성분이 발생한다.
[2] 발생신호 공간 이미징 구간(T_c)
x-z성분이 발생된 공명 핵들의 분포를 공간적으로 이미징 한다.
인코딩 경사 자기장(Gen)은 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후 인가될 수 있다. 인코딩 경사 자기장(Gen)은 제1 인코딩 경사 자기장(Gen1) 및 제2 인코딩 경사 자기장(Gen2) 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다. 상기 인코딩 경사 자기장(Gen)은 주파수 인코팅 또는 위상 인코팅 중에서 적어도 하나를 수행할 수 있다.
제1 측정 바이어스 자기장(Bm1)은 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)으로 변경될 수 있다. 이에 따라, 상기 두정부에서 자기 공명 조건은 만족하지 않는다.
제2 측정 바이어스 자기장과 공간적으로 다른 크기의 y방향 자기장(경사 자기장)을 동시에 걸어주면, 공명 핵들이 공간에 따라 다른 주파수의 신호를 발생한다. 제1 인코딩 경사 자기장(Gen1)은 dBy/dx의 크기를 가지고 y 축 방향이고, 제2 인코딩 경사 자기장(Gen2)은 dBy/dz의 크기를 가지고 y 축 방향일 수 있다.
제2 측정 바이어스 자기장과 경사 자기장이 있는 상태에서, 신호의 주파수는 10Hz 공명을 일으키는 공명영역 설정 구간(T_a)과는 다른 주파수를 가진다(예; 100Hz). 이때 얻어진 그레디언트 에코 신호를 FFT하면, 주파수에 따른 신호 분포를 볼 수 있을 것이고, 결국 주파수는 다른 위치에 해당하므로, 신호의 공간 이미징이 가능하다.
도 11은 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 핵자기 공명 측정 방법을 설명하는 도면이다.
도 11을 참조하면, 본 발명의 변형된 실시예에 따르며, 공명영역 설정 단계는 기존의 이미징 방법과는 구별된다. 예를 들면, 자발뇌파 전류원이 지나갈 때, 전류원의 위쪽과 아래쪽은 반대방향의 생체 자기장(B1)이 형성된다.
즉. 공명현상에 의해 눕는 핵자화의 방향이 전류원의 위와 아래가 반대가 될 수 있다. 따라서 y방향의 측정 바이어스 자기장(Bm)을 중심으로 회전할 때, 발생하는 자기장의 위상이 서로 반대가 된다. 따라서 SQUID 센서 위치에서 측정된 신호는 서로 상쇄된다. 실제로는 전류원 위쪽의 자기 공명된 자화는 아래쪽보다 SQUID에 더 가까워서 약간 더 크게 측정될 수 있다. 따라서, 대부분의 자기 공명된 자화에 의한 신호는 소실되고 약간의 신호밖에 측정되지 않는다.
하지만, 예를 들면, 공명 영역 선택 경사 자기장을 통해서 전류원의 위쪽의 핵자들만 생체 자기장에 공명하도록 공간적으로 구분을 해주면(예를 들어 위는 0.235nT, 아래는 0.1 nT), 아래쪽의 핵자들은 공명이 되지 않는다. 따라서 아래 쪽 영역에는 자화의 x-z성분이 생기지 않는다. 따라서, 순수하게 발생위치 위쪽의 자화는 감쇄 없이 측정될 수 있다. 전류원의 위치를 알 수는 없는 경우, 위치 구분은 반복적인 방법에 의해 수행될 수 있다.
도 12 및 도 13은 본 발명의 일 실시예에 따른 핵자기공명 측정 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 12, 도 13, 및 도 10a를 참조하면, 핵자기공명 측정 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 주기적인 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계(S130); 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계(S140); 및 상기 인체에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 생체 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계(S160)를 포함한다.
결맞음(coherent) 생체 자기장은 상기 제1 측정 바이어스 자기장에 수직한 평면에 성분을 가질 수 있다. 이에 따라, 결맞음(coherent) 생체 자기장은 종래의 고자기장 MRI에서 B1-RF 자기장의 기능을 수행할 수 있다.
사전자화수단을 이용하여 상기 인체를 사전 자화시키는 사전자화 자기장을 인가할 수 있다. 이어서, 상기 사전 자화 자기장을 비활성화될 수 있다. 이에 따라, 인체 또는 측정 대상은 사전자화되어 자화될 수 있다. 상기 사전자화 자기장의 방향은 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 방향과 일치하는 것이 바람직할 수 있다.
결맞음 생체 자기장의 진동 주파수를 알지 못하는 경우, 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 양성자 자기 공명 주파수가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수와 일치하도록 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기를 스캔할 수 있다. 이 경우, 제2 측정 바이어스 자기장은 일정하고 고정되어 있을 수 있다. 이에 따라, 제2 측정 바이어스 자기장에 대응하는 주파수 성분을 모니터링하여, 제1 측정 바이어스 자기장의 세기는 선택될 수 있다.
상기 자기장 측정수단은 초전도 양자 간섭 소자 또는 광펌핑 원자 자력계일 수 있다.
경사 자기장은 상기 인체에 제공될 수 있다(S150). 상기 경사 자기장은 공명 영역 선택 경사자기장(S152), 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장(S154), 및 인코딩 경사 자기장(S156)을 포함할 수 있다.
그레디언트 에코(gradient echo) 자기장(S154)은 그레디언트 에코 신호를 발생시키기 위하여 인가될 수 있다. 공명 영역 선택 경사자기장(S152)은 특정한 공명 영역을 선택하기 위하여 인가될 수 있다. 인코딩 경사 자기장(S156)은 2-차원 이미징 또는 1-차원 이미징을 하기 위하여 사용될 수 있다.
공명 영역 선택 경사 자기장은 제1 공명 영역 선택 경사 자기장, 제2 공명 영역 선택 경사 자기장, 및 제3 공명 영역 선택 자기장을 포함할 수 있다. 제1 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr1), 제2 공명 영역 선택 경사 자기장(Gr2), 및 제3 공명 영역 선택 자기장(Gr3)은 서로 다른 방향에 대한 경사 자기장을 제공할 수 있다. 공명 영역 선택 경사 자기장은 상기 제2 측정 바이어스 자기장이 인가되기 전에 인가될 수 있다. 이에 따라, 공명 선택 자기장에 의하여 특정한 영역이 상기 결맞음 생체 자기장에 공명할 수 있다.
공명 영역 선택 경사 자기장의 세기와 상기 제1 측정 자기장의 세기의 합은 상기 결맞음 생체 자기장의 진동 주파수에 대응하도록, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기가 스캔될 수 있다. 이에 따라, 선택되는 공간은 변경될 수 있다.
그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장(Bm2)이 인가된 후 인가될 수 있다. 상기 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 연속적으로 형성된 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1) 및 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)을 포함할 수 있다. 상기 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)은 제2 그레디언트 에코 자기장(Ge2)과 서로 반대 방향일 수 있다.
인코딩 경사 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후 인가될 수 있다. 인코딩 경사 자기장은 제1 인코딩 경사 자기장 및 제2 인코딩 경사 자기장 을 포함할 수 있다. 상기 인코딩 경사 자기장은 주파수 인코팅 또는 위상 인코팅 중에서 적어도 하나를 수행할 수 있다.
그레디언트 에코 신호는 제1 그레디언트 에코 자기장(Ge1)이 제거된 후에 측정될 수 있다. 상기 그레디언트 에코 신호는 푸리어 변환되고 신호 처리될 수 있다. 상기 그레디언트 에코 신호는 FLL이 동작하는 동안에 획득될 수 있다.
도 14는 본 발명의 다른 실시예에 따른 핵자기 공명 측정 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 14를 참조하면, 핵자기 공명 측정 방법은 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 진동 주파수를 가지는 결맞음(coherent) 생체 자기장이 제1 측정 바이어스 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자들과 자기 공명하도록 공명 영역을 선택하는 단계(S210), 및 제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 다른 세기를 가진 제2 측정 바이어스 자기장 하에서 선택된 공명 영역에 대하여 공간 이미징하는 단계(S220)를 포함한다.
상기 공명 영역을 선택하는 단계(S210)는 사전자화 자기장을 인가하여 인체를 사전 자화시키는 단계(S212), 상기 사전 자화 자기장의 방향과 동일한 방향을 가지고 공간적으로 균일한 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하여 양성자를 세차 운동시키는 단계(S214), 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고, 공간적으로 기울기를 가지는 공명 영역 선택 경사 자기장을 인가하는 단계(S216), 및 제1 측정 바이어스 자기장 또는 공명 영역 선택 경사 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장과 자기 공명하는 하여 소정의 공간 또는 영역에서 여기되는 단계(S218)를 포함할 수 있다.
공간 이미징하는 단계(S220)는 상기 제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 서로 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인체에 인가하는 단계(S222), 그레디언트 에코를 형성하도록 제1 그레디언트 에코 자기장 및 제2 그레디언트 에코 자기장을 연속적으로 인가하는 단계(S224), 상기 제1 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 인코딩 경사 자기장을 인가하는 단계(S226), 및 상기 제2 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 그레디언트 에코 신호를 측정하는 단계(S228)를 포함할 수 있다. 인코딩 경사 자기장은 위상 인코딩 경사 자기장 및 주파수 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함할 수 있다.
이상에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시예에 대하여 도시하고 설명하였으나, 본 발명은 이러한 실시예에 한정되지 않으며, 당해 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 특허청구범위에서 청구하는 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 실시할 수 있는 다양한 형태의 실시예들을 모두 포함한다.

Claims (23)

  1. 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 주기적인 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계;
    상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 및
    상기 인체에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 생체 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  2. 제1 항에 있어서,
    상기 결맞음(coherent) 생체 자기장은 상기 제1 측정 바이어스 자기장에 수직한 평면에 성분을 가지는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  3. 제1 항에 있어서,
    사전자화수단을 이용하여 상기 인체를 사전 자화시키는 사전자화 자기장을 인가하는 단계; 및
    측정 전에 상기 사전 자화 자기장을 비활성화하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  4. 제3 항에 있어서,
    상기 사전 자화 자기장의 방향은 상기 제1 측정 자기장의 방향과 일치하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  5. 제1 항에 있어서,
    상기 제1 측정 바이어스 자기장의 양성자 자기 공명 주파수가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수와 일치하도록 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기를 스캔하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  6. 제1 항에 있어서,
    상기 자기장 측정수단은 초전도 양자 간섭 소자 또는 광펌핑 원자 자력계인 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  7. 제1 항에 있어서,
    경사 자기장를 상기 인체에 제공하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  8. 제7 항에 있어서,
    상기 경사 자기장은 공명 영역 선택 경사자기장, 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장, 및 영상용 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  9. 제8 항에 있어서,
    상기 공명 영역 선택 경사 자기장은 제1 공명 영역 선택 경사 자기장, 제2 공명 영역 선택 경사 자기장, 및 제3 공명 영역 선택 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하고,
    상기 제1 공명 영역 선택 경사 자기장, 상기 제2 공명 영역 선택 경사 자기장, 및 상기 제3 공명 영역 선택 자기장은 서로 다른 방향에 대한 경사 자기장를 제공하고,
    상기 공명 영역 선택 경사 자기장은 상기 제2 측정 바이어스 자기장이 인가되기 전에 인가되는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  10. 제8 항에 있어서,
    상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기와 상기 제1 측정 자기장의 세기의 합은 상기 결맞음 생체 자기장의 진동 주파수에 대응하도록, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기가 스캔되는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  11. 제8 항에 있어서,
    상기 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후 인가되고,
    상기 그레디언트 에코(gradient echo) 자기장은 연속적으로 형성된 제1 그레디언트 에코 자기장 및 제2 그레디언트 에코 자기장를 포함하고,
    상기 제1 그레디언트 에코 자기장은 제2 그레디언트 에코 자기장과 서로 반대 방향인 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  12. 제8 항에 있어서,
    상기 인코딩 경사 자기장은 제2 측정 바이어스 자기장이 인가된 후 인가되고,
    상기 인코딩 경사 자기장은 제1 인코딩 경사 자기장 및 제2 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하고,
    상기 인코딩 경사 자기장은 주파수 인코팅 또는 위상 인코팅 중에서 적어도 하나를 수행하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  13. 인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 진동 주파수를 가지는 결맞음(coherent) 생체 자기장이 제1 측정 바이어스 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자들과 자기 공명하도록 공명 영역을 선택하는 단계; 및
    제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 다른 세기를 가진 제2 측정 바이어스 자기장 하에서 선택된 공명 영역에 대하여 공간 이미징하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  14. 제13 항에 있어서,
    상기 공명 영역을 선택하는 단계는:
    사전자화 자기장을 인가하여 인체를 사전 자화시키는 단계;
    상기 사전 자화 자기장의 방향과 동일한 방향을 가지고 공간적으로 균일한 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하여 양성자를 세차 운동시키는 단계;
    제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고, 공간적으로 기울기를 가지는 공명 영역 선택 경사 자기장을 인가하는 단계; 및
    제1 측정 바이어스 자기장 또는 공명 영역 선택 경사 자기장에 의하여 세차 운동하는 양성자가 상기 결맞음(coherent) 생체 자기장과 자기 공명하는 하여 소정의 공간 또는 영역에서 여기되는 단계 중에서 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  15. 제13 항에 있어서,
    상기 공간 이미징하는 단계는:
    상기 제1 측정 바이어스 자기장과 같은 방향을 가지고 서로 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인체에 인가하는 단계;
    그레디언트 에코를 형성하도록 제1 그레디언트 에코 자기장 및 제2 그레디언트 에코 자기장을 연속적으로 인가하는 단계;
    상기 제1 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 인코딩 경사 자기장을 인가하는 단계; 및
    상기 제2 그레디언트 에코 자기장이 인가되는 동안 그레디언트 에코 신호를 측정하는 단계 중에서 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  16. 제15 항에 있어서,
    인코딩 경사 자기장은 위상 인코딩 경사 자기장 및 주파수 인코딩 경사 자기장 중에서 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
  17. 자기차폐수단;
    상기 자기차폐수단의 내부의 배치되는 측정 대상에 근접하여 배치된 자기장 측정수단; 및
    인체의 기관의 기능적 연결성과 연관하여 발생하는 결맞음(coherent) 생체 자기장의 진동 주파수와 일치하도록 양성자 자기 공명 주파수에 대응하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하고 연속적으로 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기를 변경하여 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 측정 바이어스 자기장 발생 수단을 포함하고,
    상기 자기장 측정수단은 상기 측정 대상으로부터 발생되는 자기공명 신호를 측정하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기공명 장치.
  18. 제 17항에 있어서,
    상기 측정대상을 사전 자화시키는 사전자화수단을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기공명 장치.
  19. 제 17항에 있어서,
    상기 측정 대상에 경사 자기장를 제공하는 경사자기장 발생 수단을 더 포함하는 극저자기장 핵자기공명 장치.
  20. 제 19항에 있어서,
    경사자기장 발생 수단은:
    공명 영역을 선택하는 공명 영역 선택 경사 자기장 발생 수단;
    그레디언트 에코 신호를 발생시키는 그레디언트 에코 경사 자기장 발생 수단; 및
    인코딩 경사 자기장을 발생시키는 인코딩 경사 자기장 발생 수단 중에서 적어도 하나를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기공명 장치.
  21. 제 17항에 있어서,
    상기 제1 측정 바이어스 자기장을 스캔하는 것을 특징으로 하는 극저자기장 핵자기공명 장치.
  22. 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화하는 뇌의 기능 연결성 측정 방법.
  23. 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 극저자기장 핵자기 공명 장치를 이용하여 인체의 뇌에서 특정한 주파수의 결맞음(coherent) 생체 자기장에 의해 공명된 양성자들로부터 발생하는 자기공명신호를 측정하여 공간적으로 영상화하는 뇌의 기능 연결성 측정 방법에 있어서,
    뇌의 기능적 연결성과 연관하여 뇌파 자기장의 진동 주파수를 라모어(Larmor) 주파수로 하는 제1 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계;
    상기 제1 측정 바이어스 자기장과 동일한 방향을 가지고 다른 세기를 가지는 제2 측정 바이어스 자기장을 인가하는 단계; 및
    상기 뇌에서 발생되는 자기 공명 신호의 주파수를 상기 제2 측정 바이어스 자기장의 인가로 뇌파 자기장의 진동주파수로부터 분리하고 그 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 뇌의 기능 연결성 측정 방법.
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