WO2016209012A2 - 자성 나노 입자의 공명 현상을 이용한 바이오 영상 획득 방법 - Google Patents

자성 나노 입자의 공명 현상을 이용한 바이오 영상 획득 방법 Download PDF

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WO2016209012A2
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nanoparticles
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김상국
이재혁
유명우
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Seoul National University R&DB Foundation
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems

Definitions

  • the present invention relates to a bio image acquisition method. More specifically, the time taken for the Z-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles having the magnetic vortex structure to recover to a predetermined ratio or the time taken for the X-axis or Y-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles to decrease to a predetermined ratio is measured. By doing so, it relates to a bio-image acquisition method for obtaining a magnetic vortex resonance imaging (Magnetic Vortex Resonance Imaging).
  • Medical imaging apparatuses provide information about a patient's body as an image, and typically include a magnetic resonance imaging apparatus, an X-ray apparatus, and an ultrasound diagnostic apparatus.
  • magnetic resonance imaging (MRI) devices can capture soft tissues such as muscles, ligaments, and brain nervous system at high resolution without using radiation, and provide a lot of diagnostic information, which is important for medical imaging devices. Is treated.
  • Magnetic resonance imaging uses the principle of diagnosing the inside of the human body by converting the energy emitted from the nucleus into a signal by supplying a constant frequency and energy while applying a constant magnetic field to the nucleus.
  • the protons that make up the atomic nucleus, especially the hydrogen atom in water, have their own spin angular momentum and magnetic dipole, so when they apply a magnetic field, they are aligned in the direction of the magnetic field, and the nucleus precesses around the direction of the magnetic field. By this precession, it is possible to obtain an image of the human body through the nuclear magnetic resonance phenomenon.
  • the magnetic resonance image has a problem that the energy consumption is high and the equipment is expensive because it uses a device including a superconductor magnet capable of applying a high magnetic field of about 1-11T.
  • the signal sensitivity is very low due to the extremely small amount of magnetization, there is a problem that a long time of 30 minutes or longer is consumed for photographing.
  • contrast agents which are highly water soluble and show high self-relaxation in combination with water are rare.
  • the contrast agent has a problem of high magnetic loss due to thermal fluctuations and relatively high cytotoxicity in vivo.
  • the object of the present invention is to solve all the above-mentioned problems.
  • An object of the present invention is to provide a bio-image acquisition method that can obtain an image of the human body by applying a low magnetic field compared to the conventional magnetic resonance image acquisition device.
  • an object of the present invention is to provide a bio-image acquisition method that can be quickly photographed with a higher signal sensitivity than the magnetic resonance image.
  • a magnetic nanoparticle having a magnetic swirl structure (b) applying a first magnetic field to the magnetic nanoparticles such that the magnetic nanoparticles have a resonance frequency; (c) applying a second magnetic field having the resonance frequency to the magnetic nanoparticles; (d) releasing the application of the second magnetic field; (e) measuring a time T1v for the Z-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles to recover to a predetermined ratio, or a time T2v for the X-axis or Y-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles to decrease to a predetermined ratio; And (f) acquiring an image signal from at least one of the T1v and T2v.
  • the T1v may be a longitudinal axis relaxation time of the magnetic nanoparticles in body tissues.
  • the T2v may be a transverse relaxation time of the magnetic nanoparticles in body tissues.
  • the T2v may be a free induction decay added to the horizontal axis relaxation time.
  • the predetermined ratio may be 63%.
  • the T1v and T2v may have a predetermined value according to the material, the size of the magnetic nanoparticles, the strength of the first magnetic field, and the surrounding body tissue of the magnetic nanoparticles.
  • the T1V or T2V of the plurality of magnetic nanoparticles may be contrasted with a predetermined value to obtain an image signal of body tissue in which the magnetic nanoparticles are located.
  • the step (f) may include: (f1) applying a predetermined magnetic field pulse to the magnetic nanoparticle at the time T1V or T2V; And (f2) acquiring an image signal of body tissue in which the magnetic nanoparticles are located through the response to the magnetic field pulse.
  • the first magnetic field may be a direct current magnetic field.
  • the second magnetic field may be an alternating magnetic field or a pulsed magnetic field.
  • the second magnetic field may be applied in a direction having a predetermined angle with a direction in which the first magnetic field is applied.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles may vary depending on the size of the first magnetic field.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles may vary depending on the material or the size of the magnetic nanoparticles.
  • the magnetic nanoparticles may have a diameter in the range of 30 nm to 500 nm.
  • the magnetic nanoparticles are Permalloy (Ni 80 Fe 20 ), Maghemite ( ⁇ -Fe 2 O 3 ), Magnetite ( ⁇ -Fe 3 O 4 ), Barium Ferrite (Ba x Fe y O z ; x, y, z is any Composition) and CoFe 2 O 4 .
  • the medical equipment construction cost is reduced, and the maintenance cost is low, thereby reducing the burden on the patient.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing magnetic nanoparticles having a magnetic swirl structure according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the magnetization alignment of magnetic nanoparticles with respect to an applied first magnetic field.
  • FIG. 3 is a graph showing a change in resonance frequency according to the size of the magnetic nanoparticles with respect to the first magnetic field.
  • FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an exemplary method of applying a direct current field and an alternating current magnetic field to the magnetic nanoparticles in order to examine the resonance with respect to the magnetic field applied to the magnetic nanoparticles.
  • 5 are exemplary graphs showing the precession of nanoparticles having a given material and size responds only at a specific resonance frequency.
  • 6 and 7 are schematic diagrams illustrating the movement of spin-swirl nuclei when an external RF pulse is applied / released to the magnetic nanoparticles.
  • FIG. 8 is a graph showing changes in the Z-axis magnetization component and the Y-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles upon release of alternating magnetic field application.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing the change in magnetization component in the spin echo method.
  • FIG. 11 is a schematic diagram illustrating a magnetic vortex resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a schematic diagram illustrating a magnet system according to an embodiment of the present invention.
  • control unit 210 control unit
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a magnetic nanoparticle 100 having a magnetic swirl structure 110 according to an embodiment of the present invention.
  • the magnetic nanoparticle 100 may include a metal, and may include, for example, iron, cobalt, nickel, or an alloy thereof.
  • the magnetic nanoparticles 100 may be ferromagnetic materials.
  • the magnetic nanoparticle 100 is, for example, Permalloy (Ni 80 Fe 20 ), Maghemite ( ⁇ -Fe 2 O 3 ), Magnetite ( ⁇ -Fe 3 O 4 ), Barium Ferrite (Ba x Fe y O z ; x, y, z may be any composition) and CoFe 2 O 4 or the like.
  • the material of the magnetic nanoparticles 100 is not limited thereto.
  • the magnetic nanoparticles 100 may have a size in a range having the magnetic swirl structure 110.
  • a spherical permalloy alloy Permalloy, Ni 80 Fe 20
  • it may be a sphere having a diameter in the range of several tens nm to several hundred nm, for example, 30 nm to 500 nm.
  • the size and shape of the magnetic nanoparticles are exemplary, and the case of having a shape other than spherical or having a diameter larger than 200 nm is included in the technical idea of the present invention.
  • the magnetic vortex nuclei of the magnetic particle align in the direction of the external magnetic field.
  • an alternating or pulsed magnetic field with a specific resonance frequency is applied in this arrangement, the magnetic vortex nucleus undergoes a strong precessional motion around the first magnetic field direction (or the external magnetic field direction) (this phenomenon). Morphologically very similar to the magnetic resonance of electron and nuclear spins). This precession motion is a phenomenon in which the rotation axis of the rotating body rotates around an axis that does not move.
  • an external magnetic field is applied to an electromagnetic field moving in the central force field, the magnetic moment of the angular momentum is the axis of the external magnetic field. Will rotate.
  • Equation 1 The frequency ( ⁇ MV ) of the precession motion is represented by Equation 1.
  • the magnetic nanoparticles 100 having the magnetic vortex structure 110 follows ⁇ eff , and the resonance frequency ⁇ MV may be variable according to ⁇ m ⁇ > reflecting the size of the nanoparticles.
  • the magnetic nanoparticles 100 according to Equation 1 will be referred to as "magnetic nanoparticles having a magnetic vortex structure (110)".
  • the magnetic nanoparticles 100 have the magnetic vortex structure 110, the magnetic nanoparticles 100 have a resonance frequency changed according to their diameters.
  • the magnetic nanoparticle 100 may have a magnetic swirl structure 110.
  • the magnetic vortex structure 110 can have a magnetic vortex core component 120, a horizontal magnetization component 130, and a spiral magnetization component 140.
  • the magnetic vortex core component 120 may penetrate the central portion of the magnetic nanoparticle 100, and the magnetic force may have a + Z direction.
  • the + Z direction may be determined by the direction of the magnetic field that the magnetic nanoparticle 100 has in advance, or may be determined by the direction of the external magnetic field applied.
  • the horizontal magnetization component 130 may be positioned to rotate clockwise or counterclockwise with an orbit about the magnetic vortex core 120.
  • the horizontal magnetization component 130 may have orbits in the form of concentric circles or ellipses, depending on the shape, material, and / or crystal direction of the magnetic nanoparticles.
  • the horizontal magnetization component 130 may have an angle with respect to the magnetic vortex core 120 and may be vertical, for example.
  • the horizontal magnetization component 130 has a magnetization direction component in the direction of the magnetic vortex core 120 or a magnetization in the opposite direction of the magnetic vortex core 120, depending on the physical properties, shape, and / or size of the magnetic nanoparticles 100. Since the aromatic component may have a certain degree, the magnetic vortex core 120 and the horizontal magnetization component 130 may not be perpendicular to each other.
  • the horizontal magnetization component 130 may be present over the entire volume of the magnetic nanoparticles 100.
  • the spiral magnetization component 140 may be positioned adjacent to the magnetic vortex core 120 and may face in the same direction as the magnetic vortex core 120 faces.
  • the spiral magnetization component 140 may be influenced by the horizontal magnetization component 130, and thus may have a form of rotating in a helical manner. Due to the spiral magnetization component 140, the magnetization direction inside the magnetic nanoparticles 120 may be gradually changed from the magnetic vortex core 120 to the horizontal magnetization component 130. That is, the magnetization direction inside the magnetic nanoparticles 120 may be gradually changed from the Z direction to the Y direction according to the internal position of the magnetic nanoparticles 100.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the magnetization behavior of magnetic nanoparticles with respect to an applied external magnetic field.
  • the magnetization direction of the magnetic nanoparticles may be changed by an external magnetic field.
  • the + Z direction is used to indicate an average magnetization direction of the magnetic nanoparticles
  • the + Y direction is used to indicate a direction of a magnetic field applied to the magnetic nanoparticles from the outside. It is not limited to.
  • the + Z direction and the + Y direction mean different directions, and may be perpendicular to each other or may not be vertical.
  • FIG. 2 (a) is before the external magnetic field is applied to the magnetic nanoparticles, the magnetic nanoparticles may have a magnetization direction in the + Z direction. That is, the magnetic vortex core of the magnetic nanoparticles may face the + Z direction.
  • Figure 2 (b) is immediately after applying a relatively weak external magnetic field in the + Y direction to the nanoparticles.
  • the magnetic field is applied to the magnetic nanoparticles in the + Y direction, which is different from the + Z direction, which is the average magnetization direction of the magnetic nanoparticles
  • the magnetic vortex core is directed in the + Y direction, and the magnetic vortex is formed around the magnetic vortex core. do. Then, the magnetization gradually saturates in the + Y direction.
  • FIG. 3 is a graph showing a change in resonance frequency according to the size of the magnetic nanoparticles with respect to the first magnetic field.
  • the resonance frequency decreases as the magnetic nanoparticles increase in diameter.
  • the resonance frequency increases as the magnitude of the first magnetic field increases.
  • the reduction rate of the resonance frequency of the magnetic nanoparticles having a magnetic vortex structure of 30 nm or more increases rapidly as the external magnetic field increases.
  • Table 1 is a table listing the resonance frequencies of the magnetic nanoparticles of the permalloy material and the size of the external static magnetic field.
  • FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an exemplary method of applying a direct current field and an alternating magnetic field to the magnetic nanoparticles 100 in order to examine the resonance of the magnetic fields applied to the magnetic nanoparticles 100.
  • a DC magnetic field is applied in the + Z direction, which is the direction of the magnetic vortex core component 120 of the magnetic nanoparticle 100, and is different from the + Z direction, for example, in the + Y direction that is vertical.
  • Apply an alternating magnetic field As shown in Table 1, the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may be determined according to the diameter of the magnetic nanoparticles 100 and the magnitude of the direct current magnetic field.
  • the AC magnetic field may be smaller than the size of the DC magnetic field, and the behavior of the magnetic nanoparticles 100 will be observed by changing the frequency of the AC magnetic field.
  • the magnetic nanoparticle 100 selects a diameter of 30 nm and 80 nm.
  • the direct current magnetic field applied in the Z direction is selected to a size of about 100 Oe.
  • the alternating magnetic field applied in the Y direction is selected to a size of about 10 Oe.
  • the frequency of the alternating magnetic field selects the resonance frequency of the magnetic nanoparticles of 30 nm diameter and 281 MHz, and the 50 MHz resonance frequency of the magnetic nanoparticles of 80 nm diameter.
  • FIG. 5 is graphs showing resonances of magnetic nanoparticles according to sizes of magnetic nanoparticles when an alternating magnetic field having a different frequency is applied.
  • 5A and 5B show magnetic nanoparticles having a diameter of 30 nm
  • FIGS. 5C and 5D show magnetic nanoparticles having a diameter of 80 nm.
  • the magnetic nanoparticles may be activated as the magnetic field having its resonance frequency is applied, as the magnetic field becomes active, such as precession.
  • the magnetic nanoparticles having a magnetic vortex structure have different resonance frequencies depending on the material, the size (direct) or the first magnetic field (or the external magnetic field), the magnetic nanoparticles may have their own resonance frequency with respect to the resonance frequency of the applied magnetic field. It can be activated selectively depending on the diameter.
  • a method for obtaining a bio image includes (a) providing a magnetic nanoparticle 100 having a magnetic swirl structure 110, and (b) the magnetic nanoparticle 100 sets a resonance frequency. Applying a first magnetic field to the magnetic nanoparticles 100 so as to have it, (c) applying a second magnetic field having a resonance frequency to the magnetic nanoparticles 100, (d) releasing the application of the second magnetic field (E) the time taken for the Z-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles 100 to recover to a predetermined ratio (T1v), or the X-axis or Y-axis magnetization component of the magnetic nanoparticles 100 decreases to a predetermined ratio. Measuring the time taken (T2v), and (f) acquiring an image signal from at least one of T1v or T2v time.
  • the magnetic nanoparticles 100 having the magnetic swirl structure 110 may be provided. Providing the magnetic nanoparticles 100, the magnetic nanoparticles 100 having the magnetic swirl structure 110 is injected into a specific portion of the object 20 to obtain an image, the object 20 or the object 20 It can be understood that a portion of the is made by moving into the magnet system 250 of the magnetic vortex resonance device 200 (see FIG. 11).
  • the magnetic nanoparticles 100 may have a resonance frequency.
  • the magnetic nanoparticles 100 may have a resonance frequency changed according to their diameters, as described with reference to FIG. 5.
  • the first magnetic field may be a direct current magnetic field.
  • the DC magnetic field may be understood as a static magnetic field formed by the static magnetic field coil unit 251 (see FIG. 12) of the magnetic vortex resonance device 200 to be described later.
  • the direct current magnetic field may be in a range that does not change the magnetic vortex structure 110 of the magnetic nanoparticles 100.
  • the magnetic nanoparticle is a spherical permalloy alloy (Permalloy, Ni 80 Fe 20 )
  • the direct current magnetic field may be in the range of several Oe to several hundred Oe, for example, 10 Oe to 1000 Oe.
  • the range of the direct current magnetic field is exemplary and not limited thereto.
  • the size of the allowable first magnetic field may be increased as shown in FIG. 3.
  • the magnetic vortex cores 120 (see FIG. 1) of the magnetic nanoparticles 100 may be aligned in the same direction.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may vary depending on the size of the first magnetic field. For example, as the size of the first magnetic field applied to the magnetic nanoparticles 100 increases, the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may increase.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may vary depending on the size of the magnetic nanoparticles 100. For example, as the diameter of the magnetic nanoparticles 100 increases, the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may decrease.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may be referred to Tables 1 and 2 described above.
  • the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may vary depending on the material, size, and / or shape of the magnetic nanoparticles 100.
  • step (c) a second magnetic field equal to the resonance frequency of the magnetic nanoparticles 100 may be applied to the magnetic nanoparticles 100.
  • the second magnetic field may be an alternating magnetic field or a pulsed magnetic field.
  • the AC magnetic field may be understood as an RF pulse formed by the RF coil unit 255 (see FIG. 12) of the magnetic vortex resonance device 200 which will be described later.
  • the second magnetic field may be applied in a direction having a predetermined angle with a direction in which the first magnetic field is applied, and a direction having a predetermined angle may be vertical.
  • the magnetic nanoparticle 100 having the magnetic vortex structure 110 undergoes a strong precession motion and a reversal of magnetization, thereby causing a change in the magnetization axis.
  • FIG. 6 illustrates a magnetic nanoparticle having a magnetic vortex structure in which longitudinal external magnetization (or a first magnetic field or a direct-current magnetic field) B 0 is applied in the Z direction to form longitudinal axis magnetization, in a direction perpendicular to the B 0 direction.
  • the movement of the magnetic vortex nucleus is shown when an external RF pulse (or a second magnetic field or an alternating magnetic field) is applied.
  • Long arrows from left to right in FIG. 6 indicate time, and bold arrows in each diagram indicate the direction of the magnetic vortex core.
  • the magnitude of the longitudinal axis magnetization (that is, the magnitude of m Z, which is a component of the Z direction of the magnetization) gradually decreases and the horizontal axis
  • the magnitude of the magnetization (that is, the magnitude of m Y which is the Y-direction component of the magnetization) is increased.
  • step (d) application of the second magnetic field (RF pulse) may be released.
  • the vortex nucleus in the high energy state in which the transverse magnetization is formed returns to the low energy state in the same direction as the first magnetic field, and the magnitude of the longitudinal axis magnetization gradually increases and the magnitude of the transverse magnetization decreases.
  • FIG. 7 illustrates the movement of the magnetic vortex nucleus when the external RF pulse is removed from the magnetic nanoparticles having the transverse magnetization by the external RF pulse.
  • Long arrows from right to left in FIG. 7 indicate time, and bold arrows in each diagram indicate the direction of the magnetic vortex core.
  • the magnetic vortex nucleus which has been precessed in close proximity to the XY plane before removing the external RF pulse, returns to the B 0 direction when the external RF pulse is removed, thereby increasing the magnitude of the longitudinal axis magnetization (ie, magnetization).
  • FIG. 8 (a) shows a graph illustrating a change in magnitude (m Z ) of Z-axis magnetization with time after removing the external RF pulse.
  • 8 (b) shows a graph showing a change in magnitude (m Y ) of the Y-axis magnetization with time.
  • step (e) the time (T1v) for the Z-axis magnetization component of the magnetic nanoparticle 100 to recover to a predetermined ratio, or the X-axis or Y-axis magnetization component of the magnetic nanoparticle 100 to a predetermined ratio.
  • the time taken to decrease (T2v) can be measured.
  • the magnetic moment direction of the magnetic nanoparticles 100 recovers in the direction of the static magnetic field and is accompanied by a change in the magnitude of the longitudinal axis magnetization (m Z ) and the transverse axis magnetization (m Y ). In the process, a magnetic vortex resonance signal is emitted.
  • the magnetic moment direction of the magnetic nanoparticles 100 decreases in the direction of the static magnetic field and in the transverse magnetic field direction.
  • Time may vary.
  • subcutaneous, magnetic nanoparticles 100 located near the bone marrow and magnetic nanoparticles 100 located near the muscle tissue are affected by surrounding body tissues, and magnetic nanoparticles located near these different body tissues.
  • 100 is substantially the same magnetic nanoparticles 100, the recovery behavior after the external RF pulse release is different from each other.
  • a spin-lattice relaxation time (T1v Relaxation Time) or a spin-spin relaxation time (T2v) as a parameter that may indicate a difference in the recovery behavior. Relaxation Time).
  • the spin-lattice relaxation time is when the direction of the magnetic moment is rotated by an angle corresponding to the applied RF pulse in the aligned direction by the static field, and when it returns to about 63.2% in the conventional direction by the static field. Elapsed time.
  • T1v relaxation time refers to the time taken for the Z-axis magnetization component m Z to recover to about 63% of the initial magnetization m 0 . This is represented by Equation 2, where 63% is the value of the natural index function (1-e -1 ).
  • the spin-spin relaxation time is that when the RF pulse is applied, the magnetic nanoparticles 100 become excited states having high energy, which is the elapsed time from the blocking of the RF pulse to 36.8% of the maximum energy.
  • the relaxation time T2v Relaxation Time (T2v) is such that the X-axis or Y-axis magnetization component (m X , m Y ) (or XY plane magnetization component (m XY )) is about 63% of the initial magnetization (m 0 ). The time it takes to decrease (or die up to 37%). This is represented by Equation 3, where 37% is a value of e ⁇ 1 .
  • m X m 0 e -t / T2v
  • m Y m 0 e -t / T2v
  • an image signal may be acquired from at least one of T1v and T2v.
  • the spin-lattice relaxation time T1v or the spin-spin relaxation time T2v of the magnetic nanoparticle 100 may be measured.
  • the time (T1v, T2v) to recover the magnetic moment direction of the magnetic nanoparticles 100 located in different body tissues may be different.
  • the controller 210 (see FIG. 11), which will be described later, may have a predetermined value of T1v and T2v in each body tissue with respect to the size of each magnetic nanoparticle 100. Therefore, the controller 210 may determine the body tissue at the portion where the magnetic nanoparticle 100 is located, based on the measured T1v and T2v.
  • a predetermined magnetic field pulse is applied to the magnetic nanoparticles 100.
  • the magnetic field pulse may be a variety of magnetic field pulses such as a spin echo magnetic field pulse (Spin Echo Pulse Sequence), a gradient echo magnetic field pulse (Gradient Echo Pulse Sequence).
  • the RF coil unit 255 may acquire an image signal (magnetic vortex resonance image signal) of a body tissue in which the magnetic nanoparticles 100 are located in response to an applied magnetic field pulse.
  • the obtained image signal may be digitized to form a magnetic vortex resonance image and displayed on the display.
  • free induction attenuation refers to a phenomenon in which the transverse magnetization component decreases faster in addition to the relaxation time T2v described above due to the local nonuniformity of the first magnetic field (or direct current magnetic field).
  • the transverse magnetization component red arrow in the + Y direction decreases faster than the relaxation time T2v. Can be.
  • Free induction attenuation takes into account the relaxation time T2 *, where the X-axis or Y-axis magnetization component (m X , m Y ) (or XY plane magnetization component (m XY )) is about 63% of the initial magnetization (m 0 ). It is a measure of how long it takes to decrease (or disappear by 37%).
  • the time (T2 *) at which the magnetic moment direction of the magnetic nanoparticles 100 located in different body tissues is restored may be different.
  • the controller 210 (see FIG. 11) to be described later may have a pre-input value of T2 * in each body tissue for the size of each magnetic nanoparticle 100. Therefore, the controller 210 may determine the body tissue at the portion where the magnetic nanoparticle 100 is located, based on the measured T2 *.
  • a predetermined magnetic field pulse is applied to the magnetic nanoparticles 100.
  • the magnetic field pulse may be a variety of magnetic field pulses such as a spin echo magnetic field pulse (Spin Echo Pulse Sequence), a gradient echo magnetic field pulse (Gradient Echo Pulse Sequence).
  • the RF coil unit 255 may acquire an image signal (magnetic vortex resonance image signal) of a body tissue in which the magnetic nanoparticles 100 are located in response to an applied magnetic field pulse.
  • the obtained image signal may be digitized to form a magnetic vortex resonance image and displayed on the display.
  • FIG. 10 is a schematic diagram showing the change in magnetization component in the spin echo method.
  • spin echo method as a method that can represent the difference in the recovery behavior.
  • the spindle (red arrow) can be excited by the application of an external RF pulse (or a second magnetic field, alternating magnetic field) of 90 degrees (see Fig. 10 (a)).
  • the excited spindles may then exhibit different degrees of dephase depending on their environment (see FIG. 10 (b)).
  • the degree of dephase of the spindle of the magnetic nanoparticles 100 located in different body tissues may be different.
  • each spindle may be magnetized inverted (lateral magnetization inverted) (see FIG. 10C).
  • the dephased spindles gather again in the same phase by magnetization reversal, they may generate a strong magnetic signal (see FIG. 10 (d)).
  • the RF coil unit 255 may acquire an image signal (magnetic vortex resonance image signal) of the body tissue in which the magnetic nanoparticles 100 are located by obtaining the strong magnetic signal.
  • the obtained image signal may be digitized to form a magnetic vortex resonance image and displayed on the display.
  • Magnetic Vortex Resonance Imaging should be understood as an imaging technique using the resonance principle of the magnetic nanoparticle 100 having the magnetic vortex structure 110 described above.
  • the magnetic resonance imaging (MRI) device is a device for measuring the difference of the signal coming out of the resonance of the hydrogen atom nucleus
  • the magnetic vortex resonance imaging device is a magnetic having the above-described magnetic vortex structure 110 instead of the hydrogen atom nucleus
  • the basic components of the magnetic vortex resonance imaging apparatus may be conceptually the same as the magnetic resonance imaging apparatus.
  • FIG. 11 is a schematic diagram illustrating a magnetic vortex resonance imaging apparatus 200 according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 12 is a schematic diagram illustrating a magnet system 250 according to an embodiment of the present invention.
  • the magnetic vortex resonance imaging apparatus 200 may include a control unit 210, an operation unit 230, and a magnet system 250. Each component is not physically separated as shown in FIG. 11, but may form an integrated component.
  • the controller 210 may control the static magnetic field coil unit 251, the gradient coil unit 253, the RF coil unit 255, and the like of the magnet system 250.
  • the magnet system 250 may be controlled by interpreting a command regarding an operation from a user received through the manipulation unit 230.
  • the magnetic vortex resonance signal received by the magnet system 250 may be analyzed, and an image signal corresponding thereto may be generated and transmitted to the display of the operation unit 230.
  • the controller 210 may include a processing processor for interpreting the magnetic vortex resonance signal and generating an image signal, a storage unit for storing the magnetic vortex resonance signal, the image signal, and the like.
  • the operation unit 230 may include a keyboard for inputting control of the magnetic vortex resonance imaging apparatus 200 from a user, an input device such as a mouse, a display for checking an image, and the like.
  • the object 20 may be moved into the magnet system 250 by a cradle 270.
  • the magnet system 250 may include a static field coil unit 251, a gradient coil unit 253, and an RF coil unit 255.
  • the magnet system 250 may have a cylindrical shape and may be disposed about a coaxial axis, but is not limited thereto.
  • the magnetic field coil unit 251, the gradient coil unit 253, and the RF coil unit 255 may be arranged in the order from the outside, and the object 20 may be positioned inside the RF coil unit 255. It may have a hollow shape.
  • the static field coil unit 251 may form a static magnetic field (or a first magnetic field or a direct current magnetic field) inside the magnet system 250.
  • the direction of the static magnetic field may be parallel to or perpendicular to the longitudinal direction of the object 20, but it will be described herein as assumed to be parallel to the longitudinal direction of the object 20.
  • the static magnetic field coil unit 251 may use a permanent magnet, a superconducting magnet, an electromagnet, or the like. Since the magnetic vortex resonance image of the present invention does not need a high magnetic field of about T as in the magnetic resonance image, the magnetic vortex resonance image may include a static magnetic field coil unit 251 capable of forming a magnetic field of several mT to several hundred mT. Suffice. Therefore, there is an advantage that the cost of the equipment can be significantly lower than the conventional magnetic resonance imaging apparatus.
  • the gradient coil unit 253 may generate a gradient in the static magnetic field to form a gradient field. Since the gradient magnetic fields for all of the X, Y, and Z axes are required to obtain three-dimensional information, the gradient coil unit 253 may be provided for the three axes 253a, 253b, and 253c.
  • a gradient magnetic field may be formed in the Z-axis direction.
  • the Z-axis gradient coil unit 253c may be used for slice selection.
  • gradient magnetic fields by the X-axis and Y-axis gradient coil units 253a and 253b may be formed in the selected plane, and the frequency and the phase may be encoded. Thus, spatial coding of each spindle can be performed.
  • the RF coil unit 255 may apply an RF pulse (or a second magnetic field or an alternating magnetic field) to excite the magnetic nanoparticles 100 having the magnetic swirl structure 110 in the object 20.
  • the RF coil unit 255 may include a transmitting coil for transmitting an RF pulse and a receiving coil for receiving electromagnetic waves (magnetic vortex resonance signals) emitted by the excited magnetic nanoparticles 100.
  • the controller 210 may reconstruct an image of the object 20 by receiving the magnetic vortex resonance signal received from the RF coil unit 255.
  • the reconstructed image may be displayed on the display of the manipulation unit 230.
  • the present invention generates resonance of the magnetic nanoparticles 100 having the magnetic vortex structure 110 having ferromagnetic properties. Since the low magnetic field of several mT to several hundred mT is used, the cost of equipment can be reduced. .
  • the magnetic nanoparticle 100 exhibits a stronger magnetic fraction than the hydrogen nucleus, and the magnetic nanoparticle 100 uses the magnetic magnetic moment because the magnetic nanoparticle 100 having the bundle of the magnetic moment of electrons is used instead of the nuclear magnetic moment. It can get 2000 times the signal sensitivity than the resonance image, and it has the effect of fast shooting.

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Description

자성 나노 입자의 공명 현상을 이용한 바이오 영상 획득 방법
본 발명은 바이오 영상 획득 방법에 관한 것이다. 보다 상세하게는, 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자의 Z축 자화 성분이 소정 비율까지 회복되는데 걸리는 시간, 또는 상기 자성 나노 입자의 X축 또는 Y축 자화 성분이 소정 비율까지 감소하는데 걸리는 시간을 측정하여, 이를 통해 자기 소용돌이 공명 영상(Magnetic Vortex Resonance Imaging)을 획득하는 바이오 영상 획득 방법에 관한 것이다.
의료용 영상 장치는 환자의 신체에 대한 정보를 영상으로 제공하는 것으로서, 대표적으로 자기공명영상장치, X-ray 장치, 초음파 진단 장치 등이 있다. 이 중에서, 자기 공명 영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치는 방사선을 사용하지 않고, 근육, 인대, 뇌 신경계와 같은 연부 조직을 높은 해상도로 촬영할 수 있으며, 많은 진단 정보를 제공하므로 의료용 영상 장치에서 중요하게 취급된다.
자기 공명 영상은 원자핵에 일정한 자기장을 가한 상태에서 일정한 주파수와 에너지를 공급하여 원자핵으로부터 방출된 에너지를 신호로 변환하여 인체 내부를 진단하는 원리를 사용한다. 원자핵, 특히, 물에서 수소원자핵을 구성하는 양성자는 스스로가 스핀 각운동량과 자기 쌍극자를 갖기 때문에 자기장을 가해주면 자기장의 방향으로 정렬되고, 자기장의 방향을 중심으로 원자핵이 세차운동을 한다. 이러한 세차운동에 의해 핵자기 공명 현상을 통한 인체의 영상을 획득할 수 있다.
하지만, 자기 공명 영상은 1-11T 정도의 고자기장을 인가할 수 있는 초전도체 자석이 포함된 장비를 사용하므로, 에너지 소모가 크고, 장비가 고가인 문제점이 있었다. 또한, 극소량의 자화 분율을 나타내어 신호 감도가 매우 낮으므로, 촬영에 30분 이상의 긴 시간이 소모되는 문제점이 있었다.
자기 공명 영상을 보다 선명하게 획득하기 위해, 외부에서 조영제를 주입하여 영상대조도를 증가시키는 방법이 제안되었다. 물분자의 핵스핀(nuclear spin)이 평형상태로 돌아가는 이완 시간(relaxation time)은 조직마다 다른데, 조영제는 조직간의 이완 시간의 차이를 벌림으로써 MRI의 영상을 보다 선명하게 할 수 있다.
하지만, 수용성이 높고, 물과 결합하여 높은 자기이완을 나타내는 조영제가 드문 실정이다. 또한, 조영제는 열적 요동에 의한 자기 손실이 크고, 생체 내에서 세포 독성이 비교적 높은 문제점이 있었다.
본 발명은 상술한 문제점을 모두 해결하는 것을 그 목적으로 한다.
본 발명은 종래 자기 공명 영상 획득 장치에 비해 저자기장을 인가하여 인체의 영상을 획득할 수 있는 바이오 영상 획득 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
그리고, 본 발명은 자기 공명 영상보다 높은 신호 감도를 가지고 빠르게 촬영할 수 있는 바이오 영상 획득 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
본 발명의 일 관점에 따르면, (a) 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자를 제공하는 단계; (b) 상기 자성 나노 입자가 공진 주파수를 가지도록, 제1 자기장을 상기 자성 나노 입자에 인가하는 단계; (c) 상기 공명 주파수를 가지는 제2 자기장을 상기 자성 나노 입자에 인가하는 단계; (d) 상기 제2 자기장의 인가를 해제하는 단계; (e) 상기 자성 나노 입자의 Z축 자화 성분이 소정 비율까지 회복되는데 걸리는 시간 T1v, 또는 상기 자성 나노 입자의 X축 또는 Y축 자화 성분이 소정 비율까지 감소하는데 걸리는 시간 T2v를 측정하는 단계; 및 (f) 상기 T1v 또는 T2v 중 적어도 어느 하나로부터 영상 신호를 획득하는 단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법이 제공된다.
상기 T1v는 신체 조직에서 상기 자성 나노 입자의 종축 이완 시간일 수 있다.
상기 T2v는 신체 조직에서 상기 자성 나노 입자의 횡축 이완 시간일 수 있다.
상기 T2v는 상기 횡축 이완 시간에 자유유도감쇠(Free Induction Decay)가 더해진 것일 수 있다.
상기 소정의 비율은 63%일 수 있다.
상기 T1v 및 T2v는 상기 자성 나노 입자의 물질, 크기, 상기 제1 자기장의 세기, 및 상기 자성 나노 입자의 주변 신체 조직에 따라 기설정된 값을 가질 수 있다.
복수의 자성 나노 입자의 T1V 또는 T2V를 기설정된 값과 대조(contrast)하여 상기 자성 나노 입자가 위치하는 신체 조직의 영상 신호를 획득할 수 있다.
상기 (f) 단계는, (f1) 상기 T1V 또는 T2V 시간에 상기 자성 나노 입자에 소정의 자기장 펄스를 인가하는 단계; 및 (f2) 상기 자기장 펄스에 대한 응답을 통해 상기 자성 나노 입자가 위치하는 신체 조직의 영상 신호를 획득하는 단계를 포함할 수 있다.
상기 제1 자기장은 직류 자기장일 수 있다.
상기 제2 자기장은 교류 자기장 또는 펄스 자기장일 수 있다.
상기 제2 자기장은 상기 제1 자기장이 인가되는 방향과 소정의 각도를 가지는 방향으로 인가될 수 있다.
상기 자성 나노 입자의 상기 공명 주파수는 상기 제1 자기장의 크기에 따라 변화할 수 있다.
상기 자성 나노 입자의 상기 공명 주파수는 상기 자성 나노 입자의 물질 또는 크기에 따라 변화할 수 있다.
상기 자성 나노 입자는 30 nm 내지 500nm 범위의 직경을 가질 수 있다.
상기 자성 나노 입자는 Permalloy(Ni80Fe20), Maghemite(γ-Fe2O3), Magnetite(γ-Fe3O4), BariumFerrite(BaxFeyOz; x, y, z는 임의의 조성) 및 CoFe2O4 중 적어도 어느 하나를 포함할 수 있다.
본 발명에 따르면, 초전도체 자석을 사용함이 없이 저자기장을 인가하여 인체의 영상을 획득할 수 있는 효과가 있다.
그리고, 본 발명에 따르면, 의료 장비 구축 비용이 절감되며, 유지비가 낮기 때문에 환자의 진료 부담을 줄일 수 있는 효과가 있다.
그리고, 본 발명에 따르면, 자기 공명 영상보다 높은 신호 감도를 가지고 빠르게 촬영할 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자를 도시하는 모식도이다.
도 2는 인가된 제1 자기장에 대한 자성 나노 입자의 자화 정렬을 나타내는 모식도이다.
도 3은 제1 자기장에 대한 자성 나노 입자의 크기에 따른 공명 주파수 변화를 나타내는 그래프이다.
도 4는 자성 나노 입자에 인가되는 자기장에 대한 공진을 검토하기 위하여 자성 나노 입자에 직류 자기장과 교류 자기장을 인가하는 예시적인 방법을 도시하는 개략도이다.
도 5는 주어진 물질 및 크기를 가지는 나노입자의 세차운동이 특정한 공명 주파수에서만 반응함을 보여주는 예시 그래프들이다.
도 6 및 도 7은 자성 나노 입자에 외부 RF 펄스를 인가/해제한 경우의 스핀-소용돌이 핵의 움직임을 도시하는 모식도이다.
도 8은 교류 자기장 인가의 해제시 자성 나노 입자의 Z축 자화 성분 및 Y축 자화 성분의 변화를 나타내는 그래프이다.
도 9는 자기유도감쇠(Free Induction Decay)를 나타내는 그래프이다.
도 10은 스핀 에코(Spin Echo) 방법에서 자화 성분의 변화를 나타내는 모식도이다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 공명 영상 장치를 도시하는 개략도이다.
도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 자석 시스템을 도시하는 개략도이다.
<부호의 설명>
20: 대상체
100: 자성 나노 입자
110: 자기 소용돌이 구조
120: 자기 소용돌이 코어 성분
130: 수평 자화 성분
140: 나선 자화 성분
200: 자기 소용돌이 공명 영상 장치
210: 제어부
230: 조작부
250: 자석 시스템
251: 정자장 코일부
253: 경사 코일부
255: RF 코일부
후술하는 본 발명에 대한 상세한 설명은, 본 발명이 실시될 수 있는 특정 실시예를 예시로서 도시하는 첨부 도면을 참조한다. 이들 실시예는 당업자가 본 발명을 실시할 수 있기에 충분하도록 상세히 설명된다. 본 발명의 다양한 실시예는 서로 다르지만 상호 배타적일 필요는 없음이 이해되어야 한다. 예를 들어, 여기에 기재되어 있는 특정 형상, 구조 및 특성은 일 실시예에 관련하여 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 다른 실시예로 구현될 수 있다. 또한, 각각의 개시된 실시예 내의 개별 구성요소의 위치 또는 배치는 본 발명의 정신 및 범위를 벗어나지 않으면서 변경될 수 있음이 이해되어야 한다. 따라서, 후술하는 상세한 설명은 한정적인 의미로서 취하려는 것이 아니며, 본 발명의 범위는, 적절하게 설명된다면, 그 청구항들이 주장하는 것과 균등한 모든 범위와 더불어 첨부된 청구항에 의해서만 한정된다. 도면에서 유사한 참조부호는 여러 측면에 걸쳐서 동일하거나 유사한 기능을 지칭한다.
이하, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 하기 위하여, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 구성을 상세하게 설명하도록 한다.
[자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자]
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)를 도시하는 모식도이다.
자성 나노 입자(100)는 금속을 포함할 수 있고, 예를 들어 철, 코발트, 니켈, 또는 이들의 합금 등을 포함할 수 있다. 자성 나노 입자(100)는 강자성체일 수 있다. 자성 나노 입자(100)는, 예를 들어 Permalloy(Ni80Fe20), Maghemite(γ-Fe2O3), Magnetite(γ-Fe3O4), BariumFerrite(BaxFeyOz; x,y,z는 임의의 조성) 및 CoFe2O4등일 수 있다. 그러나, 이러한 자성 나노 입자(100)의 재질이 이에 한정되는 것은 아니다.
자성 나노 입자(100)는 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 범위의 크기를 가질 수 있다. 예를 들어 구형(球形) 퍼멀로이 합금(Permalloy, Ni80Fe20)인 경우에는 수십 nm 내지 수백 nm, 예를 들어, 30 nm 내지 500nm 범위의 직경을 가지는 구체일 수 있다. 그러나, 자성 나노 입자의 크기와 형상은 예시적이며, 구형이 아닌 다른 형상을 가지거나 200nm 보다 큰 직경을 가지는 경우도 본 발명의 기술적 사상에 포함된다.
작은 크기의 자성 입자에 외부에서 일정한 크기의 외부 자기장을 가하면, 자성 입자의 자기 소용돌이 핵이 외부 자기장 방향으로 정렬한다. 이렇게 정렬된 상태에서 특정 공명 주파수의 교류 자기장 또는 펄스 자기장을 인가할 경우, 자기 소용돌이 핵은 제1 자기장 방향[또는, 외부 자기장 방향]을 중심으로 강한 세차 운동(precessional motion)을 하게 된다(이 현상은 전자, 핵 스핀의 자기공명현상과 형태적으로 매우 유사함). 이러한 세차 운동은 회전체의 회전축이 움직이지 않는 어떤 축의 둘레를 도는 현상을 의미하며, 중심력장 속에서 운동하고 있는 전자계에 외부 자기장이 인가되면, 각운동량의 자기 모멘트가 외부 자기장의 방향을 축으로 하여 회전하게 된다.
이러한 세차 운동의 주파수(ωMV)는 수학식 1과 같이 나타난다.
[수학식 1]
ωMV=γeffHDC , [γeff=γ<mГ> ]
(여기에서 <mГ>는 자기 소용돌이 핵 방향으로의 평균 자화값, γ은 자이로 자기 계수)
반면, 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)는 γeff 를 따르며, 나노 입자의 크기를 반영하는 <mГ>에 따라 공명주파수 ωMV이 가변적일 수 있다.
본 명세서에서는, 상기 수학식 1을 따르는 자성 나노 입자(100)를 "자기 소용돌이 구조(Magnetic Vortex Structure; 110)를 가지는 자성 나노 입자"로 지칭하기로 한다. 예를 들어, 자성 나노 입자(100)가 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 경우에는, 자성 나노 입자(100)는 자신의 직경에 따라 변화된 공명 주파수를 가지게 된다.
도 1을 더 참조하면, 자성 나노 입자(100)는 자기 소용돌이 구조(110)를 가질 수 있다. 자기 소용돌이 구조(110)는 자기 소용돌이 코어(Magnetic Vortex Core) 성분(120), 수평 자화 성분(130), 및 나선 자화 성분(140)을 가질 수 있다.
자기 소용돌이 코어 성분(120)은 자성 나노 입자(100)의 중앙 부분을 관통하고, 자기력의 방향이 +Z 방향을 가질 수 있다. +Z 방향은 자성 나노 입자(100)가 미리 가지고 있는 자기장의 방향에 의하여 결정되거나 또는 인가되는 외부 자기장의 방향에 의하여 결정될 수 있다.
수평 자화 성분(130)은 자기 소용돌이 코어(120)를 축으로 하여 궤도를 가지고 시계 방향 또는 반시계 방향으로 회전하도록 위치할 수 있다. 수평 자화 성분(130)은 자성 나노 입자의 형상, 재질, 및/또는 결정 방향에 따라 동심원의 형태의 궤도를 가지거나 또는 타원 등 다양한 형태의 궤도를 가질 수 있다. 수평 자화 성분(130)은 자기 소용돌이 코어(120)에 대하여 소정의 각도를 가질 수 있고, 예를 들어 수직일 수 있다. 그러나, 수평 자화 성분(130)은 자성 나노 입자(100)의 물성, 형상, 및/또는 크기에 따라 자기 소용돌이 코어(120)의 방향의 자화 방향 성분 또는 자기 소용돌이 코어(120)의 반대 방향의 자화 방향 성분을 일정 정도 가질 수 있으므로, 자기 소용돌이 코어(120)와 수평 자화 성분(130)은 서로 수직하지 않을 수 있다. 수평 자화 성분(130)은 자성 나노 입자(100)의 전체 부피에 걸쳐서 존재할 수 있다.
나선 자화 성분(140)은 자기 소용돌이 코어(120)에 인접하여 위치할 수 있고, 자기 소용돌이 코어(120)가 향하는 방향과 동일한 방향으로 향할 수 있다. 나선 자화 성분(140)은 수평 자화 성분(130)에 의하여 영향을 받을 수 있고, 이에 따라 나선형으로 회전하는 형태를 가질 수 있다. 이러한 나선 자화 성분(140)에 의하여 자성 나노 입자(120) 내부의 자화 방향이 자기 소용돌이 코어(120)로부터 수평 자화 성분(130)으로 점진적으로 변화할 수 있다. 즉, 자성 나노 입자(120) 내부의 자화 방향이 자성 나노 입자(100)의 내부 위치에 따라 Z 방향으로부터 Y 방향으로 점진적으로 변화할 수 있다.
도 2는 인가된 외부 자기장에 대한 자성 나노 입자의 자화 거동을 나타내는 모식도이다.
도 2를 참조하면, 외부 자기장에 의하여 자성 나노 입자는 자화 방향이 변화될 수 있다. 도 2에서, +Z 방향은 상기 자성 나노 입자의 평균 자화 방향을 나타내는 것으로 사용되었으며, +Y 방향은 상기 자성 나노 입자에 외부에서 인가되는 자기장의 방향을 나타내는 것으로 사용되는 것으로서, 본 발명이 이러한 방향에 한정되는 것은 아니다. 또한, +Z 방향과 +Y 방향은 서로 다른 방향을 의미하는 것으로서, 서로 수직일 수 있고, 또는 수직이 아닐 수 있다.
도 2(a)는 자성 나노 입자에 외부 자기장이 인가되기 전으로서, 자성 나노 입자는 +Z 방향의 자화 방향을 가질 수 있다. 즉, 자성 나노 입자의 자기 소용돌이 코어가 +Z 방향을 향할 수 있다.
도 2(b)는 상기 나노 입자에 +Y 방향으로 상대적으로 약한 외부 자기장을 인가한 직후이다. 자성 나노 입자의 평균 자화 방향인 +Z 방향과는 다른 방향인 +Y 방향으로 자성 나노 입자에 자기장을 인가하면, 자기 소용돌이 코어는 +Y 방향으로 향하게 되며, 자기 소용돌이 코어를 중심으로 자기 소용돌이가 형성된다. 이어서, +Y 방향으로 자화가 점진적으로 포화된다.
도 3은 제1 자기장에 대한 자성 나노 입자의 크기에 따른 공명 주파수 변화를 나타내는 그래프이다.
도 3을 참조하면, 제1 자기장을 인가하는 경우, 자성 나노 입자는 직경이 커짐에 따라 공명 주파수가 감소된다. 또한, 공명 주파수는 제1 자기장의 크기가 증가됨에 따라 증가한다. 자기 소용돌이 구조를 가지는 30 nm 이상의 자성 나노 입자의 공명 주파수의 감소율은 외부 자기장이 커짐에 따라 급격하게 증가된다.
표 1은 일 실시예로서, 퍼멀로이 물질의 자성 나노 입자의 직경과 외부 정자기장에 크기에 대한 공명 주파수를 정리한 표이다.
10 Oe 50 Oe 100 Oe 200 Oe 300 Oe
20 nm 28 MHz 140 MHz 280 MHz 562 MHz 844 MHz
30 nm 28 MHz 140 MHz 280 MHz 562 MHz 844 MHz
40 nm 24 MHz 124 MHz 250 MHz 516 MHz 782 MHz
60 nm 10 MHz 50 MHz 98 MHz 194 MHz 294 MHz
80 nm 4 MHz 24 MHz 50 MHz 102 MHz 156 MHz
100 nm 2 MHz 16 MHz 32 MHz 64 MHz 98 MHz
120 nm 2 MHz 12 MHz 22 MHz 44 MHz 66 MHz
도 4는 자성 나노 입자(100)에 인가되는 자기장에 대한 공진을 검토하기 위하여 자성 나노 입자(100)에 직류 자기장과 교류 자기장을 인가하는 예시적인 방법을 도시하는 개략도이다.
도 4를 참조하면, 자성 나노 입자(100)의 자기 소용돌이 코어 성분(120) 방향인 +Z 방향으로 직류 자기장을 인가하고, +Z 방향과는 다른 방향, 예를 들어 수직 방향인 +Y 방향으로 교류 자기장을 인가한다. 표 1에서 나타난 바와 같이, 자성 나노 입자(100)의 직경과 직류 자기장의 크기에 따라 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수가 결정될 수 있다. 교류 자기장은 직류 자기장의 크기에 비하여 작을 수 있고, 교류 자기장의 주파수를 변경하여 자성 나노 입자(100)의 거동을 관찰하기로 한다.
예를 들어, 자성 나노 입자(100)는 30 nm 직경과 80 nm의 직경을 선택한다. Z 방향으로 인가되는 직류 자기장은 약 100 Oe의 크기로 선택한다. Y 방향으로 인가되는 교류 자기장은 약 10 Oe의 크기로 선택한다. 교류 자기장의 주파수는 30 nm 직경의 자성 나노 입자의 공명 주파수인 281 MHz와 80 nm 직경의 자성 나노 입자의 공명 주파수인 50 MHz를 선택한다.
도 5는 다른 주파수를 가지는 교류 자기장을 인가할 때의 자성 나노 입자의 공진을 자성 나노 입자의 크기에 따라 도시하는 그래프들이다. 도 5의 (a) 및 (b)는 직경 30 nm의 자성 나노 입자의 경우이고, 도 5의 (c) 및 (d)는 직경 80 nm의 자성 나노 입자의 경우이다.
도 5을 참조하면, 직경 30 nm의 자성 나노 입자의 경우에는 50 MHz의 주파수의 교류 자기장을 인가하는 경우에는 변화가 나타나지 않으나[(a) 참조], 자신의 공명 주파수인 281 MHz의 주파수의 교류 자기장을 인가하는 경우에는 이에 반응하여 강한 세차 운동과 자화 반전 등의 운동을 활발하게 하게 되는 것을 나타낸다[(b) 참조].
직경 80 nm의 자성 나노 입자의 경우에는 281 MHz의 주파수의 교류 자기장을 인가하는 경우에는 변화가 나타나지 않으나[(d) 참조], 자신의 공명 주파수인 50 MHz의 주파수의 교류 자기장을 인가하는 경우에는 이에 반응하여 강한 세차 운동과 자화 반전 등의 운동을 활발하게 하게 되는 것을 나타낸다[(c) 참조].
즉, 자성 나노 입자는 자신의 공명 주파수를 가지는 자기장이 인가되면, 상기 자기장에 의하여 세차 운동 등의 운동의 활발해짐에 따라 활성화 될 수 있다.
또한, 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자는 물질, 크기(직격) 또는 제1 자기장[또는, 외부 자기장]에 따라 다른 공명 주파수를 가지게 되므로, 인가되는 자기장의 공명 주파수에 대하여 자성 나노 입자는 자신의 직경에 따라 선택적으로 활성화될 수 있다.
[자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자를 이용한 바이오 영상 획득 방법]
이하에서는, 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)를 이용한 바이오 영상 획득 방법을 설명하기로 한다.
본 발명의 일 실시예에 따른, 바이오 영상 획득 방법은, (a) 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)를 제공하는 단계, (b) 자성 나노 입자(100)가 공명 주파수를 가지도록, 제1 자기장을 자성 나노 입자(100)에 인가하는 단계, (c) 공명 주파수를 가지는 제2 자기장을 자성 나노 입자(100)에 인가하는 단계, (d) 제2 자기장의 인가를 해제하는 단계, (e) 자성 나노 입자(100)의 Z축 자화 성분이 소정 비율까지 회복되는데 걸리는 시간(T1v), 또는 자성 나노 입자(100)의 X축 또는 Y축 자화 성분이 소정 비율까지 감소하는데 걸리는 시간(T2v)를 측정하는 단계, 및 (f) T1v 또는 T2v 시간 중 적어도 어느 하나로부터 영상 신호를 획득하는 단계를 포함한다.
먼저, (a) 단계로, 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)를 제공할 수 있다. 자성 나노 입자(100)의 제공은, 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)가 영상을 획득하고자 하는 대상체(20)의 특정 부위에 주입되고, 대상체(20) 또는 대상체(20)의 일부가 자기 소용돌이 공명 장치(200)의 자석 시스템(250) 내부로 이동[도 11 참조]함에 따라 이루어지는 것으로 이해될 수 있다.
이어서, (b) 단계로, 자성 나노 입자(100)에 제1 자기장이 인가됨에 따라 자성 나노 입자(100)가 공명 주파수를 가질 수 있다. 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 경우에, 자성 나노 입자(100)는 자신의 직경에 따라 변화된 공명 주파수를 가질 수 있음은 도 5에서 살펴본 바와 같다.
제1 자기장은 직류 자기장일 수 있다. 직류 자기장은 후술할 자기 소용돌이 공명 장치(200)의 정자장 코일부(251)[도 12 참조]에서 형성하는 정자장으로 이해될 수 있다. 직류 자기장은 자성 나노 입자(100)의 자기 소용돌이 구조(110)를 변화시키지 않는 범위일 수 있다. 예를 들어 자성 나노 입자가 구형(球形) 퍼멀로이 합금(Permalloy, Ni80Fe20)인 경우에는 직류 자기장은 수 Oe 내지 수백 Oe, 예를 들어, 10 Oe 내지 1000 Oe 범위일 수 있다. 그러나, 직류 자기장의 범위는 예시적이며 이에 한정되는 것은 아니다. 예를 들어, 자성 나노 입자(100)의 크기가 증가되면 허용되는 제1 자기장의 크기는 증가될 수 있음은 도 3에서 살펴본 바와 같다.
제1 자기장 방향에 의해, 자성 나노 입자(100)의 자기 소용돌이 코어(120)[도 1 참조]가 동일한 방향으로 정렬될 수 있다.
자성 나노 입자(100)의 공명 주파수는 제1 자기장의 크기에 따라 변화할 수 있다. 예를 들어, 자성 나노 입자(100)에 인가되는 제1 자기장의 크기가 증가됨에 따라 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수는 증가될 수 있다.
또한, 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수는 자성 나노 입자(100)의 크기에 따라 변화할 수 있다. 예를 들어 자성 나노 입자(100)의 직경이 커짐에 따라 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수는 감소할 수 있다. 자성 나노 입자(100)의 상기 공명 주파수의 변화는 상술한 표 1 및 표 2를 참조할 수 있다.
또한, 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수는 자성 나노 입자(100)의 재료, 크기, 및/또는 형상에 따라 변화할 수 있다.
이어서, (c) 단계로, 자성 나노 입자(100)의 공명 주파수와 동일한 제2 자기장을 자성 나노 입자(100)에 인가할 수 있다.
제2 자기장은 교류 자기장 또는 펄스 자기장일 수 있다. 교류 자기장은 후술할 자기 소용돌이 공명 장치(200)의 RF 코일부(255)[도 12 참조]에서 형성하는 RF 펄스로 이해될 수 있다. 제2 자기장은 제1 자기장이 인가되는 방향과 소정의 각도를 가지는 방향으로 인가될 수 있고, 소정의 각도를 가지는 방향은 수직일 수 있다.
도 5에서 살펴본 바와 같이, 제2 자기장 인가시 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)는 강한 세차 운동과 자화 반전 등의 운동이 활발하게 일어나면서 자화축의 변화가 일어나게 된다.
예시적으로 도 6에는 Z 방향으로 외부 정자기[또는, 제1 자기장, 직류 자기장] B0가 인가되어 종축자화를 이루고 있는 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자에, B0방향에 수직한 방향으로 외부 RF 펄스[또는, 제2 자기장, 교류 자기장]를 인가한 경우의 자기 소용돌이 핵의 움직임이 도시되어 있다. 도 6의 왼쪽에서 오른쪽으로 진행하는 긴 화살표는 시간, 각 도식 내에 굵은 화살표는 자기 소용돌이 핵의 방향을 나타낸다.
도 6을 참조하면, 자기 소용돌이 핵은 공명 주파수를 가지는 제2 자기장에 의해 여기되어 세차운동을 하면서, 종축자화의 크기(즉, 자화의 Z 방향 성분인 mZ의 크기)는 점점 줄어듦과 동시에 횡축자화의 크기(즉, 자화의 Y방향 성분인 mY의 크기)가 늘어나게 된다.
이어서, (d) 단계로, 제2 자기장(RF 펄스)의 인가를 해제할 수 있다. 이에 따라 횡축자화를 형성하였던 고에너지 상태의 자기 소용돌이 핵이 제1 자기장과 같은 방향인 저에너지 상태로 되돌아 가면서 종축자화의 크기가 점차로 증가하고 횡축자화의 크기는 감소하게 된다.
예시적으로 도 7에는 외부 RF 펄스에 의해 횡축자화를 이루고 있는 자성 나노 입자에 외부 RF 펄스를 제거한 경우의 자기 소용돌이 핵의 움직임이 도시되어 있다. 도 7의 오른쪽에서 왼쪽으로 진행하는 긴 화살표는 시간, 각 도식 내에 굵은 화살표는 자기 소용돌이 핵의 방향을 나타낸다.
도 7을 참조하면, 외부 RF 펄스를 제거하기 전 XY 평면에 매우 근접하여 세차운동을 하고 있던 자기 소용돌이 핵은, 외부 RF 펄스를 제거하게 되면 B0 방향으로 되돌아 오면서 종축자화의 크기(즉, 자화의 Z 방향 성분인 mZ의 크기)는 점점 늘어남과 동시에 횡축자화의 크기(즉, 자화의 Y방향 성분인 mY의 크기)는 줄어든게 된다.
도 8(a)에는 외부 RF 펄스를 제거한 후 시간에 따른 Z축 자화의 크기(mZ) 변화를 도시한 그래프가 나타나 있다. 도 8(b)에는 시간에 따른 Y축 자화의 크기(mY) 변화를 도시한 그래프가 나타나 있다.
이어서, (e) 단계로, 자성 나노 입자(100)의 Z축 자화 성분이 소정 비율까지 회복되는데 걸리는 시간(T1v), 또는 자성 나노 입자(100)의 X축 또는 Y축 자화 성분이 소정 비율까지 감소하는데 걸리는 시간(T2v)을 측정할 수 있다.
제2 자기장의 인가를 해제함에 따라 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향은 정자장 방향으로 회복되면서 종축자화의 크기(mZ) 및 횡축자화(mY)의 크기변화를 수반하게 되며, 이 과정에서 자기 소용돌이 공명 신호를 방출하게 된다.
한편, 자성 나노 입자(100)가 어떤 신체 조직에 포함되어 있는지 여부에 따라, 외부 RF 펄스 해제시 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향이 정자장 방향으로 회복되는 시간 및 횡자장 방향으로 감소하는 시간이 달라질 수 있다. 예를 들어, 피하, 골수 부근에 위치한 자성 나노 입자(100)와 근육 조직 부근에 위치한 자성 나노 입자(100)는 주변의 신체 조직의 영향을 받게 되며, 이러한 서로 다른 신체 조직 부근에 위치한 자성 나노 입자(100)는 실질적으로 서로 동일한 자성 나노 입자(100)임에도 외부 RF 펄스 해제 후의 회복 거동이 서로 상이하게 된다.
본 발명의 일 실시예에 따른, 상기 회복 거동의 차이를 나타낼 수 있는 파라메터로서 스핀-격자 이완 시간(Spin-Lattice Relaxation Time, T1v Relaxation Time) 또는 스핀-스핀 이완 시간(Spin-Spin Relaxation Time, T2v Relaxation Time)이 있다.
구체적으로, 스핀-격자 이완 시간은 자기 모멘트의 방향이 정자장에 의한 정렬된 방향에서 인가된 RF 펄스에 상응하는 각도만큼 회전되었을 때, 정자장에 의한 종전의 방향으로 약 63.2%까지 복귀되었을 때의 경과 시간이다. 다시 말해, 이완시간 T1v(T1v relaxation time)는 Z축 자화 성분(mZ)이 처음 자화(m0)의 약 63%까지 회복되는데 걸리는 시간을 말한다. 이는 수학식 2로 표현되며, 이때 63%는 자연지수함수(1-e-1)의 값이다.
[수학식 2]
mZ=m0(1-e-t/T1v)
그리고, 스핀-스핀 이완 시간은, RF 펄스를 인가하면 자성 나노 입자(100)들이 높은 에너지를 가지는 여기 상태가 되는데 RF 펄스를 차단한 때부터 에너지 최대치의 36.8%에 도달할 때까지의 경과 시간이다. 다시 말해, 이완시간 T2v(T2v Relaxation Time)는 X축 또는 Y축 자화 성분(mX, mY)[또는, XY 평면 자화 성분(mXY)]이 처음 자화(m0)의 약 63%까지 감소[또는 37%까지 소멸]되는데 걸리는 시간을 말한다. 이는 수학식 3으로 표현되며, 이때 37%는 e-1의 값이다.
[수학식 3]
mX=m0e-t/T2v, mY=m0e-t/T2v
이어서, (f) 단계로, T1v 또는 T2v 중 적어도 어느 하나로부터 영상 신호를 획득할 수 있다.
즉, 상술한 바와 같이, 자성 나노 입자(100)의 스핀-격자 이완 시간(T1v) 또는 스핀-스핀 이완 시간(T2v)을 측정할 수 있다. 각각 다른 신체 조직에 위치한 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향이 회복되는 시간(T1v, T2v)은 차이가 있을 수 있다. 후술할 제어부(210)[도 11 참조]에서는 각각의 자성 나노 입자(100)의 크기에 대한, 각각의 신체 조직에서의 T1v, T2v의 기입력된 값을 가질 수 있다. 따라서, 제어부(210)에서는 측정된 T1v, T2v에 근거하여, 해당 자성 나노 입자(100)가 위치하는 부분에서의 신체 조직을 판별할 수 있다.
또한, 제어부(210)는 어느 특정 신체 조직에 위치한 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향이 RF 펄스 인가 전의 상태로 회복된 것을 판단한 경우, 자성 나노 입자(100)에 소정의 자기장 펄스(Pulse Sequence)를 인가할 수 있다. 즉, 제어부(210)는 T1v 또는 T2v의 시간이 경과된 것을 판단한 경우, 자성 나노 입자(100)에 소정의 자기장 펄스를 인가할 수 있다. 자기장 펄스는 스핀 에코 자기장 펄스(Spin Echo Pulse Sequence), 그레디언트 에코 자기장 펄스(Gradient Echo Pulse Sequence) 등 다양한 자기장 펄스일 수 있다.
후술할 RF 코일부(255)[도 12 참조]는 인가한 자기장 펄스에 대한 응답을 통해 자성 나노 입자(100)가 위치하는 신체 조직의 영상 신호(자기 소용돌이 공명 영상 신호)를 획득할 수 있다. 획득된 영상 신호는 디지털화되어 자기 소용돌이 공명 영상을 구성하여 디스플레이에 표시될 수 있다.
도 9는 자기유도감쇠(Free Induction Decay)를 나타내는 그래프이다.
한편, 본 발명의 다른 실시예에 따른, 상기 회복 거동의 차이를 나타낼 수 있는 파라메터로서 자유유도감쇠(Free Induction Decay, FID, T2* Relaxation Time)가 있다.
구체적으로, 자유유도감쇠는 제1 자기장[또는, 직류 자기장]의 국소적인 불균일성으로 인해 상술한 이완시간 T2v에 더하여 횡축 자화 성분이 더 빨리 감소하는 현상을 말한다. 도 9의 상부를 참조하면, 제1 자기장의 국소적인 불균일성(복수개의 검은색 화살표로 표시됨)으로 인해 +Y 방향으로의 횡축 자화 성분(붉은색 화살표)이 이완시간 T2v보다 더 빨리 감소하는 것을 확인할 수 있다.
자유유도감쇠는 상기 이완시간 T2* 까지 고려한 것으로서, X축 또는 Y축 자화 성분(mX, mY)[또는, XY 평면 자화 성분(mXY)]이 처음 자화(m0)의 약 63%까지 감소[또는 37%까지 소멸]되는데 걸리는 시간을 측정하는 것이다.
각각 다른 신체 조직에 위치한 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향이 회복되는 시간(T2*)은 차이가 있을 수 있다. 후술할 제어부(210)[도 11 참조]에서는 각각의 자성 나노 입자(100)의 크기에 대한, 각각의 신체 조직에서의 T2*의 기입력된 값을 가질 수 있다. 따라서, 제어부(210)에서는 측정된 T2*에 근거하여, 해당 자성 나노 입자(100)가 위치하는 부분에서의 신체 조직을 판별할 수 있다.
또한, 제어부(210)는 어느 특정 신체 조직에 위치한 자성 나노 입자(100)의 자기 모멘트 방향이 RF 펄스 인가 전의 상태로 회복된 것을 판단한 경우, 자성 나노 입자(100)에 소정의 자기장 펄스(Pulse Sequence)를 인가할 수 있다. 즉, 제어부(210)는 T2*의 시간이 경과된 것을 판단한 경우, 자성 나노 입자(100)에 소정의 자기장 펄스를 인가할 수 있다. 자기장 펄스는 스핀 에코 자기장 펄스(Spin Echo Pulse Sequence), 그레디언트 에코 자기장 펄스(Gradient Echo Pulse Sequence) 등 다양한 자기장 펄스일 수 있다.
후술할 RF 코일부(255)[도 12 참조]는 인가한 자기장 펄스에 대한 응답을 통해 자성 나노 입자(100)가 위치하는 신체 조직의 영상 신호(자기 소용돌이 공명 영상 신호)를 획득할 수 있다. 획득된 영상 신호는 디지털화되어 자기 소용돌이 공명 영상을 구성하여 디스플레이에 표시될 수 있다.
도 10은 스핀 에코(Spin Echo) 방법에서 자화 성분의 변화를 나타내는 모식도이다.
한편, 본 발명의 다른 실시예에 따른, 상기 회복 거동의 차이를 나타낼 수 있는 방법으로 스핀 에코 방법이 있다.
구체적으로, 90도의 외부 RF 펄스[또는, 제2 자기장, 교류 자기장]의 인가에 의해 스핀들(붉은색 화살표)이 여기될 수 있다[도 10의 (a) 참조]. 이어서, 여기된 스핀들은 각자의 환경에 따라 다른 탈위상(Depahse) 정도를 보일 수 있다[도 10의 (b) 참조]. 각각 다른 신체 조직에 위치한 자성 나노 입자(100)의 스핀들의 탈위상 정도는 차이가 있을 수 있다.
이때, 180도의 외부 RF 펄스를 인가하면 각 스핀들은 자화 반전(횡 자화 반전)이 이루어질 수 있다[도 10의 (c) 참조]. 탈위상 되던 스핀들이 자화 반전에 의해 동 위상으로 다시 모여 순간적으로 최대가 될 때 강한 자기 신호를 발생할 수 있다[도 10의 (d) 참조].
후술할 RF 코일부(255)[도 12 참조]는 위 강한 자기 신호를 획득하여 자성 나노 입자(100)가 위치하는 신체 조직의 영상 신호(자기 소용돌이 공명 영상 신호)를 획득할 수 있다. 획득된 영상 신호는 디지털화되어 자기 소용돌이 공명 영상을 구성하여 디스플레이에 표시될 수 있다.
[자기 소용돌이 공명 영상 장치]
이하에서는, 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 공명 영상 장치(200)를 설명하기로 한다. 자기 소용돌이 공명 영상(Magnetic Vortex Resonance Imaging)은 상술한 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)의 공명 원리를 사용한 영상 기술로 이해되어야 한다. 다시 말해, 자기 공명 영상(MRI) 장치가 수소 원자핵의 공명 중 나오는 신호의 차이를 측정하고 이를 영상화시키는 장치인데 반해, 자기 소용돌이 공명 영상 장치는 수소 원자핵 대신 상술한 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)의 공명 중 나오는 신호의 차이를 측정하고 이를 영상화시키는 장치로 이해되어야 한다. 이 외에, 자기 소용돌이 공명 영상 장치의 기본적인 구성 요소는 자기 공명 영상 장치와 개념적으로 동일할 수 있다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 자기 소용돌이 공명 영상 장치(200)를 도시하는 개략도이고, 도 12는 본 발명의 일 실시예에 따른 자석 시스템(250)을 도시하는 개략도이다.
도 11을 참조하면, 자기 소용돌이 공명 영상 장치(200)는 제어부(210), 조작부(230), 자석 시스템(250)을 포함할 수 있다. 각 구성은 도 11에 도시된 것처럼 물리적으로 분리되어 있지 않고, 통합된 하나의 구성체를 이룰 수 있다.
제어부(210)는 자석 시스템(250)의 정자장 코일부(251), 경사 코일부(253), RF 코일부(255) 등을 제어할 수 있다. 그리고, 조작부(230)를 통해 전달받은 사용자로부터의 동작에 관한 명령을 해석하여 자석 시스템(250)을 제어할 수 있다. 그리고, 자석 시스템(250)에서 수신한 자기 소용돌이 공명 신호를 해석하고, 이에 해당하는 영상 신호를 발생하여 조작부(230)의 디스플레이에 전달할 수 있다.
제어부(210)는 자기 소용돌이 공명 신호를 해석하고, 영상 신호를 발생하기 위한 처리 프로세서, 자기 소용돌이 공명 신호, 영상 신호 등을 저장하기 위한 저장부 등을 포함할 수 있다.
조작부(230)는 사용자로부터 자기 소용돌이 공명 영상 장치(200)의 제어를 입력받기 위한 키보드, 마우스 등의 입력 장치, 영상을 확인할 수 있는 디스플레이 등을 포함할 수 있다.
대상체(20)는 크레들(cradle; 270)에 의해 자석 시스템(250) 내부로 옮겨질 수 있다.
도 12를 참조하면, 자석 시스템(250)은 정자장 코일부(251), 경사 코일부(253), RF 코일부(255)를 포함할 수 있다. 자석 시스템(250)은 원통 형상을 가지며, 동축을 중심축으로 하여 배치될 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 그리고, 바깥쪽에서부터 정자장 코일부(251), 경사 코일부(253), RF 코일부(255) 순서로 배치될 수 있으며, RF 코일부(255)의 내부는 대상체(20)가 위치할 수 있도록 중공 형태를 가질 수 있다.
정자장 코일부(251)는 자석 시스템(250) 내부에 정자장(Static Magnetic Field) [또는, 제1 자기장, 직류 자기장]을 형성할 수 있다. 정자장의 방향은 대상체(20)의 길이 방향과 평행 또는 수직일 수 있으나, 본 명세서에서는 대상체(20)의 길이 방향과 평행한 것으로 상정하여 설명한다.
정자장 코일부(251)는 영구 자석, 초전도 자석, 전자석 등이 이용될 수 있다. 본 발명의 자기 소용돌이 공명 영상은, 자기 공명 영상과 같이 수 T 정도의 고자기장이 필요하지는 않으므로, 수 mT 내지 수백 mT 정도의 자기장을 형성할 수 있을 정도의 정자장 코일부(251)를 구비하면 충분하다. 따라서, 종래의 자기 공명 영상 장치보다 장비 원가를 대폭 낮출 수 있는 이점이 있다.
경사 코일부(253)는 정자장에 경사(Gradient)를 발생시켜 경사자장(Gradient Field)를 형성할 수 있다. 3차원의 정보를 얻기 위해서는 X, Y, Z축 모두에 대한 경사자장이 요구되므로, 경사 코일부(253)는 세 축(253a, 253b, 253c)에 대해서 구비될 수 있다.
반대 극성의 직류전류가 두개의 Z축 경사 코일부(253c) 각각에 반대 방향으로 흐르면 Z축 방향으로 경사자장이 형성될 수 있다. Z축 경사 코일부(253c)는 슬라이스 선택에 사용될 수 있다. 그리고, 선택된 평면 내에서 X축과 Y축 경사 코일부(253a, 253b)에 의한 경사자장이 형성될 수 있고, 주파수와 위상을 부호화 할 수 있다. 그리하여 각 스핀들의 공간 위치를 부호화(Spatial Coding) 할 수 있다.
RF 코일부(255)는 대상체(20) 내의 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)를 여기하기 위한 RF 펄스[또는, 제2 자기장, 교류 자기장]를 인가할 수 있다. RF 코일부(255)는 RF 펄스를 송신하는 송신 코일 및 여기된 자성 나노 입자(100)가 방출하는 전자기파(자기 소용돌이 공명 신호)를 수신하는 수신 코일 등을 포함할 수 있다.
제어부(210)는 RF 코일부(255)로부터 전달받은 자기 소용돌이 공명 신호를 입력받아 대상체(20)에 대한 영상을 재구성할 수 있다. 재구성된 영상은 조작부(230)의 디스플레이에 표시될 수 있다.
이처럼 본 발명은, 강자성을 가지는 자기 소용돌이 구조(110)를 가지는 자성 나노 입자(100)의 공명을 발생하는데, 수 mT 내지 수백 mT 정도의 저자기장이 사용하므로, 장비 원가를 낮출 수 있는 효과가 있다. 또한, 자성 나노 입자(100)는 수소핵보다 강한 자화 분율을 나타내며, 핵자기 모멘트를 이용하는 것이 아닌 전자의 자기모멘트가 다발로 존재하는 자성 나노 입자(100)를 이용하기 때문에 핵자기 모멘트를 이용하는 자기 공명 영상보다 2000배 정도의 신호 감도를 얻을 수 있으며, 빠르게 촬영할 수 있는 효과가 있다.
이상과 같이 본 발명에서는 구체적인 구성 요소 등과 같은 특정 사항들과 한정된 실시예 및 도면에 의해 설명되었으나 이는 본 발명의 보다 전반적인 이해를 돕기 위해서 제공된 것일 뿐, 본 발명은 상기의 실시예에 한정되는 것은 아니며, 본 발명이 속하는 분야에서 통상적인 지식을 가진 자라면 이러한 기재로부터 다양한 수정 및 변형이 가능하다.
따라서, 본 발명의 사상은 설명된 실시예에 국한되어 정해져서는 아니되며, 후술하는 특허청구범위뿐 아니라 이 특허청구범위와 균등하거나 등가적 변형이 있는 모든 것들은 본 발명 사상의 범주에 속한다고 할 것이다.

Claims (15)

  1. (a) 자기 소용돌이 구조를 가지는 자성 나노 입자를 제공하는 단계;
    (b) 상기 자성 나노 입자가 공명 주파수를 가지도록, 제1 자기장을 상기 자성 나노 입자에 인가하는 단계;
    (c) 상기 공명 주파수를 가지는 제2 자기장을 상기 자성 나노 입자에 인가하는 단계;
    (d) 상기 제2 자기장의 인가를 해제하는 단계;
    (e) 상기 자성 나노 입자의 Z축 자화 성분이 소정 비율까지 회복되는데 걸리는 시간 T1v, 또는 상기 자성 나노 입자의 X축 또는 Y축 자화 성분이 소정 비율까지 감소하는데 걸리는 시간 T2v를 측정하는 단계; 및
    (f) 상기 T1v 또는 T2v 중 적어도 어느 하나로부터 영상 신호를 획득하는 단계;
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 T1v는 신체 조직에서 상기 자성 나노 입자의 종축 이완 시간인 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 T2v는 신체 조직에서 상기 자성 나노 입자의 횡축 이완 시간인 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  4. 제3항에 있어서,
    상기 T2v는 상기 횡축 이완 시간에 자유유도감쇠(Free Induction Decay)가 더해진 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 소정의 비율은 63%인 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 T1v 및 T2v는 상기 자성 나노 입자의 물질, 크기, 상기 제1 자기장의 세기 및 상기 자성 나노 입자의 주변 신체 조직에 따라 기설정된 값을 가지는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  7. 제6항에 있어서,
    복수의 자성 나노 입자의 T1v 또는 T2v를 기설정된 값과 대조(contrast)하여 상기 자성 나노 입자가 위치하는 신체 조직의 영상 신호를 획득하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 (f) 단계는,
    (f1) 상기 T1v 또는 T2v 시간에 상기 자성 나노 입자에 소정의 자기장 펄스를 인가하는 단계; 및
    (f2) 상기 자기장 펄스에 대한 응답을 통해 상기 자성 나노 입자가 위치하는 신체 조직의 영상 신호를 획득하는 단계
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 제1 자기장은 직류 자기장인 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 제2 자기장은 교류 자기장 또는 펄스 자기장인 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 제2 자기장은 상기 제1 자기장이 인가되는 방향과 소정의 각도를 가지는 방향으로 인가되는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  12. 제1항에 있어서,
    상기 자성 나노 입자의 상기 공명 주파수는 상기 제1 자기장의 크기에 따라 변화하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  13. 제1항에 있어서,
    상기 자성 나노 입자의 상기 공명 주파수는 상기 자성 나노 입자의 물질 또는 크기에 따라 변화하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  14. 제1항에 있어서,
    상기 자성 나노 입자는 30 nm 내지 500 nm 범위의 직경을 가지는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
  15. 제1항에 있어서,
    상기 자성 나노 입자는 Permalloy(Ni80Fe20), Maghemite(γ-Fe2O3), Magnetite(γ-Fe3O4), BariumFerrite(BaxFeyOz; x, y, z는 임의의 조성) 및 CoFe2O4 중 적어도 어느 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 바이오 영상 획득 방법.
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