KR101310750B1 - 생체자기공명 장치 및 그 측정 방법 - Google Patents

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{biomagnetic resonance apparatus and the measuring method of the same}

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 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 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.

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 심근전류(I) 주위의 심근을 이루는 양성자에 강한 영향을 준다. 상기 심근 전류원으로부터 거리가 멀어짐에 따라 그 영향도 감소한다.

특정 진동 주파수(f1)의 상기 심근 자기장(B1)은 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 사전자화자기장( pre-polarization magnetic field, Bp)를 소정의 구간(T_p) 동안 발생시킬 수 있다. 상기 사전자화자기장(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 사전자화자기장(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 할 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 경사자기장 발생 수단(130)은 통상적인 저항성 코일일 수 있다. 상기 경사 자기장 발생 수단(130)은 상기 측정대상(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 상기 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 사전자화 자기장(Bp)와 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(144)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(172)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(165)는 상기 센서 신호처리부(186)의 신호를 처리하고 상기 펄스 시퀀스 발생부(122), 및 센서 제서부(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 측정부(160)에 악영향을 줄 수 있는 모든 전기적인 연결은 제거될 수 있다.

본 발명의 변형된 실시예에 따르면, 생체 자기장의 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 자기장에 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 사전자화자기장(Bp) 및 측정 바이어스 자기장 발생수단에 의한 측정 바이어스 자기장(Bm)은 모두 y축 방향에 평행하도록 인가될 수 있다. 이 경우, 측정대상의 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 자기장(B1)의 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 자기장(B1)의 진동 주파수(f1)와 자기공명신호의 주파수(fP1)는 동일하다. 따라서, 원래 심근 회귀성 파동이 발생하는 심근 자기장(B1) 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.

110: 자기차폐수단
160: 자기장 측정수단
140: 측정 바이어스 자기장 발생 수단
170: 측정 대상

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 상기 자기공명 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
4. 제3 항에 있어서,
   상기 사전 자화 자기장의 방향은 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 방향과 일치하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
6. 제1 항에 있어서,
   상기 자기장 측정수단은 초전도 양자 간섭 소자 또는 광펌핑 원자 자력계인 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
7. 제1 항에 있어서,
   경사 자기장를 상기 인체에 제공하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기 공명 측정 방법.
10. 제8 항에 있어서,
    상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기와 상기 제1 측정 바이어스 자기장의 세기의 합은 상기 결맞음 생체 자기장의 진동 주파수에 대응하도록, 상기 공명 영역 선택 경사 자기장의 세기가 스캔되는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 공명하여 소정의 공간 또는 영역에서 여기되는 단계 중에서 적어도 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기공명 장치.
18. 제 17항에 있어서,
    상기 측정대상을 사전 자화시키는 사전자화수단을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기공명 장치.
19. 제 17항에 있어서,
    상기 측정 대상에 경사 자기장를 제공하는 경사자기장 발생 수단을 더 포함하는 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기공명 장치.
21. 제 17항에 있어서,
    상기 제1 측정 바이어스 자기장을 스캔하는 것을 특징으로 하는 마이크로 테슬라 수준의 극저자기장 핵자기공명 장치.
22. 뇌의 기능 연결성을 검출하기 위하여 마이크로 테슬라 수준의 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 마이크로 테슬라 수준의 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 상기 자기공명 신호를 자기장 측정 수단을 이용하여 측정하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 뇌의 기능 연결성 측정 방법.

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