MR 입문강좌 - adipo.tistory.comadipo.tistory.com/attachment/jk2.pdf · 인사말 존경하는전국의자기공명기술학회회원여러분! 그리고mr을배우고자하는학생여러분!

MR 입문강좌

대한자기공명기술학회

인사말

존경하는 전국의 자기공명기술학회 회원 여러분!

그리고 MR을 배우고자 하는 학생여러분!

금년에도 이렇게 여러분을 모시고 MR입문강좌를 열게 된

것을 참으로 기쁘게 생각합니다. 우리 학회의 입문강좌를

돌이켜보면 지난 1995년 제 2대 이정우 회장님 임기 중에

서울대학교 병원에서 처음 시작한 이래로 3년 동안 모두 5

회에 걸쳐 전국을 순회하며 입문강좌를 개최, 전국 회원들로부터 많은 호응

을 받았으며, 또한 MR기술의 저변 확대에 크게 기여했다고 자부하고 있습

니다. 그 동안 각 분야가 그렇듯이 MR분야도 눈부시게 발전하여 하루가

다르게 새로운 기술과 장비가 출현하고 있습니다. 우리 학회에서도 그 동안

이에 뒤질세라 해마다 학술대회와 연수강좌, 뉴스레터 등을 통하여 신기술

의 소개와 보급을 게을리 하지 않고 있습니다. 그러나 MR분야가 워낙 방대

하고 난해한 부분이 많아 새로 MR에 입문하는 회원이나 재학생들에게는

접근하기에 어려움이 많아 예전 같은 기초 입문 과정이 필요하다는 절실한

요구가 있어 이에 입문 과정을 다시 개최하게 되었습니다. 강의내용은 MR

에 입문할 때 누구나 고민하고 관심이 많은 공통 테마를 선정하여 MR입문

의 길잡이가 될 수 있도록 노력하였습니다. 특히 강사진은 10년 이상 MR실

무 경력을 가진 우리 학회 임원들로 구성하였습니다. 따라서 MR에 새로 입

문하는 사람들의 어려움과 궁금증을 누구보다 잘 알고 있을 뿐 아니라 확실

하게 그 문제의 해결책을 제시해 줄 수 있는 강의가 되리라고 믿습니다. 그

리고 이번 입문강좌에서는 정보화사회를 맞이하여 교재를 CD로 제작하였

습니다. 이 시도는 비용절감과 함께 보다 빠르고 편리한 정보전달 효과

를 제공할 것이라고 확신합니다. 오늘강좌가 여러분들에게 부디 유익한 시

간이 되길 빌며 앞으로도 우리 학회에 지속적인 사랑과 관심 부탁 드립니다.

감사합니다.

2002년 7월 6일

대한자기공명기술학회장 정 호 용

제 1 장 Basic Principle and Relaxation

1-1 Basic Principle

1-2 Relaxation

제 2 장 MR Parameter and Pulse Sequence

2-1 Image Parameters

2-2 Pulse Sequence

제 3 장 Image Formation

3-1 Gradient Coil

3-2 경사자계와 주파수

3-3 Slice selection 과 thickness

3-4 Slice 안에서의 pixel 위치잡이

3-5 자유유도감쇄 (Free Induction Decay)

3-6 K-Space

목 차

제 4 장 Flow Phenomena and MR Angiography

4-1 혈류의 이해 및 영향

4-2 자기공명영상에서 유속의 영향

4-3 MR 영상에서의 혈관 내 신호

4-4 자기공명 혈관 조영술 (MR Angiography)

제 5 장 MR Instrumentation

5-1 Magnet

5-2 자장보정 (Shimming)

5-3 경사자계 코일 (Gradient coil)

5-4 RF 코일

5-5 고주파 관련 장치

5-6 Operating console

5-7 컴퓨터 시스템

5-8 RF Shield room

5-9 항온 항습기

5-10 냉각장치

제 6 장 MR Clinical Application

6-1 Signal intensity 와 Pulse sequence

6-2 Indication and contraindication

6-3 Cranial tissue의 contrast enhancement

6-4 Clinical application

목 차

제1장 Basic Principle and Relaxation

제 1 장 Basic Principle and Relaxation

1-1 Basic Principle

1-1-1 핵 스핀과 핵자기 쌍극자

1-1-2 세차운동 (Precession)

1-1-3 순자화 (Net Magnetization Vector)

1-1-4 공명 (Resonance)

1-1-4-1 MR에서의 공명현상

1-1-4-2 공명의 결과

1-1-5 전자기파 (Electromagnetic wave)

1-2 Relaxation

1-2-1 T1 relaxation

1-2-2 T2 relaxation

Basic Principle and Relaxation

1-1 Basic Principle

1-1-1 핵 스핀(Nuclear Spin)과 핵자기 쌍극자(Nuclear Magnetic Moment)

원자는 핵과 전자로 구성되어 있다. 특히 수소원자(1H)는 양전하를 가진

양성자 1개와 그 주위를 움직이고 있는 1개의 전자로 구성되어 있다. 수소

핵(proton)은 조그만 위성과 비슷하게 마치 지구가 자전하는 것처럼 꾸준

히 축을 중심으로 돌고 있는데 이를 수소 핵이 스핀(spin)을 가졌다고 한다

(그림1-1).

그림1-1. 양전하를 띤 수소핵의 스핀

이때, 양전하가 수소 핵에 붙어서 축을 중심으로 회전하는 것과 같아 양

전하를 띤 수소의 핵 스핀으로 인하여 전류가 생성된다.

전자기학에 의하면 전하의 움직임은 전류의 흐름을 말하고, 전류의 흐름

이 있으면 자장이 발생하는 것으로 알려져 있다. 예를 들어 철로 된 못에

에나멜선을 감고 건전지를 연결하면 그 못을 중심으로 감긴 전선을 따라

회전하는 전류에 의해 못이 전자석이 되는 원리처럼 수소 핵의 스핀에 의

해서도 자장이 형성된다. 이때 형성된 자장의 방향과 세기를 벡터로 표현

한 것을 핵자기 상극자(Nuclear Magnetic Moment)라 한다.


즉, 양전하를 띤 수소 핵은 스핀을 가지고 있어서 양전하가 수소 핵을 중

심으로 돌고 있으며, 이 양전하의 회전은 자장을 형성시켜 수소 핵은 마

치 조그만 막대자석처럼 행동하게 된다 (그림1-2). 이때의 막대자석처

럼 행동하는 핵을 자기 쌍극자(Magnetic dipole)라고 한다. 핵자기 쌍극

자의 세기는 핵의 질량, 전하량, 핵의 회전속도에 의해 결정되므로 핵 자

신 또는 외부의 상태 에 따라 달라진다. 또한, 수소원자 뿐만 아니라 홀

수의 양성자나 중성자를 가지고 있는 원자는 자기 쌍극자를 가지고 있다.

그림1-2. 수소원자는 마치 작은 막대자석 같이 행동한다.

1-1-2 세차운동 (Precession)

나침반이 지구의 북극과 남극을 가리키듯이 막대자석을 실에 매달아 큰

자석의 N극과 S극 사이의 자장 내에 두면 막대자석도 N극은 큰 자석의 S

극 쪽으로 일정한 방향을 가리킨다. 자장 내에 놓인 핵은 위와 같은 성질

을 가지고 있지만 회전하는 작은 입자로 된 핵은 조금 다른 양상의 행동을

하게 된다.


핵 스핀과 비슷하게 행동하는 예로 중력 하에서의 자이로스코프 팽이

운동이다. 이 팽이는 자신의 축을 중심으로 도는 자전운동(spin)과 자전

축이 중력방향에 대해 각도를 가지고 회전하는 세차운동(precession)을

동시에 하게 된다. 핵도 마찬가지로 핵의 회전축을 중심으로 한 회전운

동과 이 회전축이 자장을 중심으로 회전하는 세차운동을 한다 (그림1-3).

ω0 =γ× B0

그림1-3 외부자장 B0에 놓여있는 원자핵의 세차운동

세차운동은 회전 운동이므로 그 빠르기를 나타낼 때 회전축이 자장을 중

심으로 1초당 회전수로 표시하며 이를 세차주파수(Precession frequency)

또는 라모아 주파수(Larmor frequency) 라고 하고 Hz(1/sec)의 단위를

쓴다. 세차주파수는 외부에서 가해준 자장의 세기에 비례하는데 식 1-1

과같이 외부 자장의 세기를 알면 세차운동의 속도를 정확히 알

수 있다.


ω0 =γ× B0

ω0 : 세차주파수 (MHz)

γ : 자기회전비 (MHz/T)

B0 : 자장의 세기 (Tesla)

여기서 세차주파수로 MHz 의 단위를 쓰고 B0는 외부자장의 세기로

Tesla (1T=10,000Gauss)의 단위를, γ는 비례상수로 자기회전 비

(gyromagnetic ratio)이며, MHz/T의 단위를 쓴다. 이 수식을 보면 자장의

세기가 강할 수 록 세차주파수도 높아지는 것을 알 수 있다. 정확한 관계

는 자기회전 비에 의해 결정되는데 이 비율은 핵의 종류에 따라 달라진다.

수소 핵의 자기회전 비는 42.57(MHz/T)이고 인(phosphorus)의 자기회전

비는 17.25(MHz/T)이다. 따라서 1.0 Tesla의 자장에서 수소 핵은

42.57MHz의 세차주파수를, 인은 17.25MHz의 세차주파수를 갖는다.

Nucleus

1H

19F

31P

23Na

13C

0.5T

21.3 MHz

20.0 MHz

8.6 MHz

5.7 MHz

5.4 MHz

1.0T

42.6 MHz

40.1 MHz

17.2 MHz

11.3 MHz

10.7 MHz

1.5T

63.8 MHz

60.2 MHz

25.7 MHz

17.1 MHz

16.1 MHz

표1-1 각 원소들의 자장별 세차주파수


1-1-3 순자화 (Net Magnetization Vector)

앞에서 단일 원자핵의 행동이 외부에서 가해준 자장 내에 있을 때 어떻

게 움직이는가에 대해 알아보았다. 그러나 실제로는 인체내의 무수히 많

은 원자핵의 운동을 각각 알아보는 것은 불가능하고 각 핵들 운동의 결과

로 나타나는 전체적인 현상을 관찰하게 된다. 외부에서 자장을 가해주지

않은 경우에는 이 많은 핵들이 제멋대로 배열하여 전체적으로는 핵 스핀

의 배열이 없는 것처럼 보인다 (그림1-4a). 이 핵들의 외부의 자장 안에

놓이게 되면 그림1-4b처럼 핵 스핀들이 외부자장과 평행하게 또는 반대

방향으로 2가지의 배열을 하므로 전체적으로 이들의 합으로 나타나는 배

열 방향을 관찰할 수 있게 된다.

그림1-4 (a) 외부의 자장이 없을 때의 자기 쌍극자

(b) 외부의 자장에 의해 규칙적으로 배열된 자기 쌍극자

(a) (b)


이때, 핵 스핀의 분포는 자장방향과 평행방향으로 배열하는 것이 반대

방향으로 배열하는 것보다 약간 많게 되는데 이것은 평행방향의 에너지

준위가 낮기 때문이다. 이 상태는 마치 물이 낮은 곳(위치에너지 또는

potential energy가 낮은 곳)에 모이는 것과 같은 이치이다.

서로 반대방향으로 향하고 있는 스핀들은 핵자기 쌍 극자가 서로 상쇄되

어 외부에서 볼 때는 마치 없는 것처럼 보여서 서로 상쇄되지 않은 여분의

핵자기 쌍 극자들(그림1-5)의 벡터 합만 관찰하게 된다. 이 전체의 합 벡

터를 순자화(Net Magnetization)라 한다.

M = Σ μ

M : 순자화 (Net Magnetization)

μ : 개별의 핵자기 쌍 극자

그림1-5. 자장과 평행한 핵스핀과 반대방향의 핵스핀들이 상쇄되고 남은 핵스핀들의 합


1-1-4 공명 (Resonance)

공명에 관해서 쉬운 예를 들자면, 우리가 어렸을 때 가지고 놀던 소리굽

쇠를 들 수 있다.

진동수가 다른 소리굽쇠를 마주 보게 한 후 한쪽의 소리굽쇠를 치게 되

면 다른 한쪽의 소리굽쇠는 울리지 않는다. 그러나 진동수가 같은 소리

굽쇠를 마주보게 한 후 치게 되면 다른 한쪽은 치지 않았는데도 같이 울리

는 것을 볼 수 있다. 이것은 진동수가 같은 소리굽쇠 간의 소리에너지가

전달된 것인데, 이것이 바로 공명 현상이다. 또 다른 예를 들면 실제로 발

생했던 사건으로, 1940년 11월7일 미국 워싱턴주의 타코마시의 Tacoma

Narrows suspension bridge가 다리 자신의 자연 주파수와 주의환경(바람,

약한 지진에 의한 미동 등)에 의한 주파수가 우연히 같아져서 다리가 주위

의 환경에너지를 흡수함으로써 진동이 점점 커져 결국 무너진 경우도 있

었다 (그림1-6).

그림1-6. 무너지기 전과 공명현상으로 무너진 후의 다리 모습


1-1-4-1 MR에서의 공명현상

MR에서 신호를 얻기 위해서는 자장방향(종축)으로 배열하여 있는 순자

화를 횡축방향으로 이동 시켜야 하는데 이때 이용되는 것이 공명 현상이

다. 앞에서 수소 원자핵은 외부의 자장에 비례하여 세차운동을 한다고

하였다. 이때 수소원자의 세차주파수와 동일한 주파수의 전자기파(RF)

를 입사하여 수소원자핵에 외부의 에너지를 전달하는 현상을 MR에서의

공명 현상이라 한다. 그래서 세차주파수를 공명주파수라고도 한다.

1-1-4-2 공명의 결과

공명의 첫 번째 결과는 수소원자가 전자기파(RF)라는 외부의 에너지를

받으므로 서 낮은 에너지 상태의 핵들(자장과 평행방향)이 높은 에너지 상

태(자장과 반 평행방향)로 이동하게 된다 (그림1-7). 둘째로 각각의 위상

(out of phase)을 가지고 세차운동 하던 원자핵들이 전자기파가 입사 되

는 순간 모두 같은 위상(in phase)이 된다 (그림1-7). 결과 적으로 공명

현상으로 종축의 자화는 없어지고 새로이 횡축의 자화가 생긴다.

그림1-7a. 공명되기 전에는 종축 자화가 있다.

그림1-7b. 공명이 되면 종축자화는 없어지고 횡축자화가 생긴다.

그림1-7a 그림1-7b


1-1-5 전자기파 (Electromagnetic wave)

전자기파 스펙트럼은 주파수의 범위나 파장의 길이로 정의되며, 저주파

인 라디오파(RF)에서 부터 고주파인 우주선까지 해당된다. 전자파 스펙

트럼의 일반적인 분류는 그림1-8과 같다.

그림1-8. 전자기파 스펙트럼


자기공명에서 이용되는 공명주파수는 라디오주파수 영역에 속하는데,

그림 1-9와 같이 전기장과 자기장의 진동방향은 직교하고 있고 어느쪽도

진행방향에 대해서 수직이다.

수소원자핵은 이러한 전자기파를 공명현상에 의해 에너지를 흡수하고,

전자기파를 차단하면 흡수했던 에너지를 방출하게 된다.

그림 1-9. 전기장과 자기장의 진행방향


1-2 Relaxation

1-2-1 T1 relaxation

공명 된 상태에서 고주파펄스를 끊게 되면 순자화가 원래의 평형상태로

회복되는데, 이를 이완(relaxation)이라 한다.

이때 두 가지 일이 동시에 발생되는데, 이중에서 종축 자화가 원래의 상

태로 회복되는 과정을 T1 이완(Relaxation) 또는 종축이완(Longitudinal

relaxation)이라 하고, T1 이완(Relaxation)이 일어나기 위해서는 수소 원

자핵의 에너지를 주위물질(Lattice)에 전달하기 때문에 spin-lattice 이완

이라고도 한다. 또한 원래의 자화의 63% 까지 회복될 때까지의 시간을 그

물질의 T1 relaxation time 이라 정의한다. T1이완시간의 두 배가되면 91%

의 종축자화가 회복되며, 3배의 시간 후에는 97%가 회복된다 (그림2-1).

그림2-1. T1 이완(relaxation) 곡선


T1이완시간이 가장 긴 물질로는 순수한 물로써 약 3초 이상이다. 인체

내에서는 순수한 물은 아니더라도, 비점액성 액체의 분자는 매우 빠르게

움직이므로, 에너지 전달이 매우 느리고, 이완시간이 길다. 뇌척수액이나

소변과 같이 전해질만 조금 있고, 큰 분자가 없는 액체는 T1이완시간이

2-3초로 매우 길다.

물질의 이완시간은 그 양자가 존재하는 분자의 크기에 따라 달라진다.

물처럼 작은 분자는 빠르게 움직이므로 이완효율이 낮고 이완시간이 길다.

지방 조직 안에 있는 지방산은 활동이 제한되어 있어, T1 이완 효율이 높

아 인체 조직 중에서 T1이완 시간이 가장 짧다. 단백질 같은 큰 분자의 양

자는 T1 이완시간과 횡 이완이 너무 빨라 영상화 하기 힘들다.

그림2-2. 물질에 따른 T1 이완시간


1-2-2 T2 relaxation

전자기파는 외부자장과 나란하게 종축(Z)으로 배열되어 있는 자화(또는

spin)를 횡축(X-Y) 평면으로 눕게 한다. 이렇게 누운 스핀은 종축성분

(Mz)과 횡축성분(Mxy)으로 나눌 수 있는데, 이들 중 Mxy 만이 RF Coil에

의해 MR 신호로 검출된다. 만일 90°RF Pulse가 X-Y 평면으로 가해졌다

고 하면 종축자화는 0(zero)가 될 것이고 횡축자화는 최대가 될 것이다.

이때 spin들의 위상을 살펴보면 동위상(in-phase)이다. 시간이 지남에

따라 동위상의 spin들은 spin과 spin의 상호작용(interaction)에 의해 횡축

평면에서 흩어지게 되는데 이를 dephasing이라 하고, dephase가 많이 되

면 될수록 MR 신호도 점점 작아져 나중에는 사라져 버린다. 이와 같이

spin들간의 상호작용에 의하여 MR 신호가 감소하는 현상을 T2

relaxation(decay)이라 하고, 횡축에서 일어난다고 하여 횡 이완

(transverse relaxation) 또는 spin-spin relaxation 이라 한다.

그림2-3. T2 이완(relaxation) 곡선


어떤 물질의 T2 relaxation time은 횡축자화가 37% 남을 때까지의 시간

으로 정의하며, 항상 그 물질의 T1 이완시간 이하이다. 또한, T2

relaxation 은 T1 relaxation과 동시에 일어나지만 서로 별개의 과정이다.

물 분자의 경우는 분자의 운동이 너무 빠르기 때문에 스핀간의 에너지

교환이 비효율적이어서 T2 이완시간이 길다. 한편, 지방의 경우는 분자의

크기가 크고, 고도로 구조화되어 있어 분자의 운동이 상대적으로 느리다.

그렇기 때문에 스핀간의 에너지 교환이 효율적이어서 T2 이완시간이 짧다.

그림2-2. 물질에 따른 T2 이완시간


T1 relaxation time

180

270

390

480

520

600

800

2000

2500

T2 relaxation time

90

50

90

80

100

40

180

300

2500

조직 (tissue)

지방 (fat)

간 (liver)

백질 (white matter)

비장 (spleen)

회백질 (gray matter)

근육 (muscle)

혈액 (blood)

뇌척수액 (CSF)

물 (water)

(ms)(ms)

표2-1. 1.0T 자장세기에서 각 조직의 이완시간


2장 MRI Parameters and Pulse Sequences

제 2 장 MRI Parameters and Pulse Sequences


2-1-1 고유인자

2-1-1-1 T1-weighted image

2-1-1-2 T2-weighted image

2-1-1-3 Proton density image

2-1-2 부가인자

2-1-2-1 TR (Time Repetition)

2-1-2-2 TE (Time Echo)

2-1-2-3 Bandwidth

2-1-2-4 Flip Angle

2-1-2-5 Slice thickness

2-1-2-6 Distance factor (GAP)

2-1-2-7 FOV (Field Of View)

2-1-2-8 Matrix

2-1-2-9 AVG (Average), NEX

2-2 Pulse Sequences

2-2-1 SE (Spin Echo)

2-2-2 TSE (Turbo Spin Echo), FSE

2-2-3 IR (Inversion Recovery)

2-2-4 GE (Gradient Echo), FE (Field Echo)


2-1-1 고유인자

2-1-1-1 T1 강조영상 (T1 weighted image)

MRI(자기공명영상)란 인체 내에 있는 원자핵에 외부로부터 에너지를 주

어 그 핵에서 발생하는 신호 (signal)를 얻어 영상화 하는 것인데, MRI에서

주로 이용되는 원자핵은 수소원자핵 내의 양성자(proton)이다. 결국, 해당

양성자와 외부 에너지와의 상호작용에 의해 MR 영상에 관련된 대조도를

묘사 할 수 있는데, 그 대조도는 Fat과 Water 두 가지 물질이 기준이 된다.

지방(Fat)의 T1시간은 물(Water)보다 짧기 때문에 Fat의 종축자화는 RF

excitation pulse 후 본래상태로 회복되는 시간이 물보다 빠르게 된다.

Fat 과 Water 사이에 종축으로 회복되는 T1 시간 차이의 기전을 이용하

여 영상화 한 것을 T1강조 영상이라고 하고, 다른 조직들의 T1 회복시간은

Fat 과 Water사이에 존재한다. 정확한 T1강조 영상을 얻기 위해서는 T2

효과가 없는 상태에서 영상의 data 를 받아야 하는데, 이런 상황을 만들기

위해 임의적으로 조절하는 것이 TR(Time Repetition), TE(Time Echo) 이

다.

MRI Parameters and Pulse Sequences

그림1)은 Fat 과 Water 두 조직의 T1 이완을 나타낸 것으로, 에너지를

인가 하는 TR을 B 이후에서 선택해 RF pulse 를 주면 Fat 과 Water 가 모

두 회복되어 큰 T1 contrast 를 나타낼 수가 없다.

T1강조 영상에 가장 적절한 TR은 A지점도 아닌, 두 조직 T1 이완의 차

이가 클 때(A 와 B 사이) 선택하는 것이 영상화에 가장 적절한 TR로 적용

된다.

(400ms ∼ 600ms)

그림1) TR에 의한 Fat과 Water회복시간

TE/ms

Mz

Fat

Water

A B

100%

63%


Mz signal

Short TR

Short TE

Fat

CSF

TE/ms

그림2) T1 강조영상과 신호 및 대조도

그림2)는 T1강조영상을 위한 TR과 TE 관계를 동시에 나타낸 그림인데,

Fat 과 Water 두 조직 T1 회복시간이 선으로 표시되어 있고, 수직의 점선

은 TR 과 signal 크기를 나타낸 것으로, 짧은 TR(500ms)을 선택하면 Fat

과 Water는 큰 차이의 신호를 만든다.

또한 횡축은 TE를 나타낸 선으로 TE가 15ms 일 때 두 조직의 Signal차

이가 크게 형성되고, TE를 더욱 짧게 한다면 더 큰 차이의 T1 강조영상이

되지만, 고유물질의 신호 대 잡음 비 및 T1 시간을 고려하여야 하며, 장치

의 성능도 이를 뒷받침 될 수 있어야 한다. (현재 8ms 까지 가능)

여기서 TE가 15ms 보다 큰 쪽으로 선택한다면, T1 강조가 감소된

Signal이 나올 것이다. 결론적으로, T1 weighted 영상은 TR, TE 모두 짧

게 해야 된다.(TR : 400∼600ms, TE : 10∼30ms).

임상적으로 T1 강조 영상은 해부학적 정보에 주로 이용되는 영상으로,

조직간의 대조도를 증가시킬 목적으로 조영제 사용 시 이용되고 있다.


2-1-1-2 T2 강조영상 (T2 weighted image)

우리 인체에 영상을 만들기 위한 필요 에너지 즉, 공명주파수(RF pulse)

를 가한 직 후 RF pulse를 끊는 순간부터 Fat과 Water의 횡축 자기화는

Spin-Spin 상호간의 간섭과 local magnetic field inhomogenity 에 의해서

빠르게 Dephasing 된다.

Fat은 물보다 빠르게 Dephasing 되고, Water는 서서히 Dephasing 되어,

일정 시간(80ms) 후에 Fat의 신호는 물보다 작게 보이고, Water의 신호는

크게 보이는데, 이런 영상을 T2 강조 영상이라고 한다. T2 강조영상도 T1

강조영상 처럼 TR 과 TE 두 Factor를 조절하여 영상화 할 수 있다.


그림3)은 T2-weighted image의 Diagram으로 T1-weighted image를

위해서는 TR을 두 조직에 T1 성분차이가 많은 A지점에서 주었고, T2 강조

영상은 TR을 T1 성분이 되도록 없는 상태에서 이루어져야 하기 때문에 두

조 직 이 거 의 다 회 복 되 는 B 지 점 에 서 T R 을 선 택 해 야 한 다 .

또한 RF pulse를 가한 직 후, Signal을 받는 시간(TE)이 중요한데, T2 강

조 영상은 에너지를 받은 원자핵이 열을 방출하는 차이를 이용하는 것이므

로 긴 TE(80ms 이상)를 선택해 신호를 받으면 Fat과 Water 두 조직의

Signal 차이가 큰 T2강조영상이 된다. 결국, T2강조영상은 가능한 TR을

T1 성분이 없는 긴 TR 이어야 하고(1000ms 이상) TE는 길게

(80∼150ms)) 선택해 T2차이가 많은 신호를 하며 받아야 된다. 즉, TR

과 TE 모두 길게 하고, 임상적으로 병소를 찾는데 이용된다.

Long TR Long TE

A B

signal

Fat

FatCSF

CSF

Mz

TE/ms

그림3) T2 강조영상과 신호 및 대조도


2-1-1-3 Proton density 강조영상 (PD weighted image)

Proton density강조영상은 환자의 일정 범위 속에 존재하는 원자핵, 즉

조직의 Proton 수에 비례한 대조도를 얻은 영상으로, 영상에 대조도는 없

고 전체적인 신호강도가 커서, 넓은 범위의 조직들을 관찰하는데 주로 이

용된다. T1과 T2 성분을 최대한 감소시킬 때 진정한 Proton density 강조

영상이 된다. T1과 T2 성분을 배제하기 위해서는 TR과 TE의 관계를 잘 선

택해야 한다.


Long TR Short TE

signal

Fat

FatCSF

CSF

Mz

TE/ms

그림4) 양성자 강조영상과 신호 및 대조도

그림4)는 Proton density강조영상을 설명한 그림으로, TR을 짧게 (TR :

500ms) 선택하면 두 조직의 T1 회복 차이가 큰 Signal 을 나타내게 되므

로, TR를 길게 (TR : 2500ms) 선택해 두 조직의 T1 회복차이를 최소화 시

킨다. 또한, T2 성분을 최소화하기 위해 TE의 조절이 요구되는데, TE가 길

게 되면 Fat 과 Water 조직간에 큰 T2 성분 차이를 나타내는 Signal도 얻어

진다. 그러므로 T2 성분을 배제하기 위하여 TE를 어느 정도 짧게 해야 하

는데, 임상적으로는 TE:10-30ms 지점이 된다. 결론적으로, 긴 TR에서

Fat과 Water의 종축자기화가 거의 회복되어있어 T1 성분을 감소 시킬 수

있고, 짧은 TE는 Fat과 Water의 횡축자기화가 흩어지기 시작하므로 T2 성

분을 최소화 시킬 수 있다.

Proton density 강조 영상은 긴 TR(1000 ms이상)과 짧은 TE(10-30ms)

를 이용 해 얻는 영상으로, 전체적인 신호가 크고, Scan 시 TR이 T2WI와

같이 길기 때문에 Slice 수도 많아 질 수 있다. 임상적으로 PDWI, T2WI은

영상 획득 시 long TR을 사용하기에 한 TR 내에서 두 개의 TE를 선택,

Proton density강조영상과 T2 강조영상을 동시에 얻는 방법을 Routine으

로 사용하고 있으며, PDWI는 영상 contrast를 강조한 Image는 아니다.


2-1-2 부가인자

2-1-2-1 TR (Repetition time)

MRI의 고유인자(PD, T1, T2WI)의 영상화를 위해 조절되는 부가 인자들이

있는데, 그 대표적이고 기본적인 인자로 TR을 들 수 있다.

90o 180o

TR

FID ECHO

그림5) SE(Spin Echo) pulse sequence diagram

그림5)는 SE(Spin Echo) pulse sequence diagram의 일부이다. SE 기

법은 90° RF pulse와 Refocusing 시키는 180° RF pulse를 인가한 후 만

들어지는 하나의 echo를 받아서 영상화 한 것이다. 위 그림에서 TR은

처음 echo를 얻기 위해 사용한 90° RF pulse에서 다음 echo를 얻기 위해

이용된 90° RF pulse까지 의 시간을 TR이라고 하며. 또는 조직이 에너지를

흡수하는 시간이라고도 말한다. 이 TR은 MR 영상에 중요한 인자로 임

상에 결정적인 여러 부가인자를 조절하게 된다.


가) Scan time

2D = TR × Phase encoding × AVG (Nex)

3D = TR × Phase encoding × AVG (Nex) × Partition(No.slice)

2D TSE = TR × Phase encoding × AVG(Nex)/ETL

(TR↑ = Scan time↑, TR↓ = Scan time↓)

나) SNR (Signal to Noise ratio)

(TR↑ = SNR↑, TR↓ = SNR↓)

다) Slice number

(TR↑ = Slice number↑, TR↓ = Slice number↓)

라) 그 외에도 Pre-saturation이나 Fat-saturation 등의 Extra RF pulse 사

용 여부등에 관계가 밀접하다.

2-1-2-2 TE (Echo time)

MR 영상을 만들기 위해서는 인체에 필요한 양의 에너지를 주고 그 에네

지를 끊으면 그 순간 몸(object)으로 부터 발생하는 신호(signal)를 RF coil

로 포착하여 영상화 하는 것이다.

신호를 만들기 위해 인가한 여기 RF pulse부터 생성된 신호를 얻는데 까

지 걸린 시간을 TE라고 표현하며. 또 TE는 조직이 흡수한 에너지를 밖으

로 방출하는데 걸리는 시간이라고 말 할 수 있다.


90o 180o

FID ECHO

90o

TE

그림6) TE(echo time)

그림 6)은 TE관계를 나타낸 Diagram으로 여기 pulse인 90º RF pulse와

Refocusing 180° RF pulse를 사용 후 echo가 생성되는데, 여기 pulse 부

터 echo까지 총 걸린 시간을 TE라고 한다. 이 TE를 조절 변화 시킴으로써

PD,T1, T2WI를 영상화 할 수 있다.


2-1-2-3 Bandwidth

Bandwidth에는 Receiver Bandwidth와 Transmit Bandwidth가 있는데,

이는 영상화 하는 Matrix, 1pixel내에 포함되는 주파수의 범위로서 자장강

도 기준에 의해 적절히 수동 또는 자동으로 그 주파수 폭이 조절되어 진다.

(Fat과Water 주파수 차이). 주로 영상에 미치는 Bandwidth는 Receiver

Bandwidth로 Low Bandwidth를 선택하게 되면 SNR, Chemical Shift

artifact, Sampling Time, Motion artifacts가 증가하며, sampling time

(Data 획득시간) 증가로TE가 길어지며 그로 인해 slice수도 감소된다. 이

런 Band width는 FOV 및 여러 인자들과 장치의 능력에 의해 자동적으로

조절되기도 한다.

SNR 증가 요인

Magnet field strength ↑ TR ↑

TE ↓ Phase-encoding ↓

FOV ↑ Slice thickness ↑

Surface Coil 사용 Low Bandwidth


2-1-2-4 Flip angle

요구되어진 RF flip angle은 눈으로 확인 할 수 없기에 RF adjust, RF coil,

RF pulse shape 등 여러 가지 특성 및 조절 인자에 의해 좌우되며 영상에

영향을 미친다. 이 RF flip angle에 의해 영상의 contrast가 변화되기에

scan option중 flip angle을 변화시켜 사용함에 있어 부위에 따라 적절한

flip angle을 적용 할 수 있도록 세심한 관찰 및 기본이론의 숙지가 필요하

다. 이것은 꼭 GE(gradient echo)에서 만 가능한 것은 아니고, SE에도 유

용하게 사용할 수 있다, 중 저 자장강도 세기에서 Gradient echo 이용 시

large flip angle을 사용하여 more T1 WI를 얻어내기도 한다.

2-1-2-5 Slice thickness

Slice thickness는 자장의 강도, gradient 성능을 표현하는데 관련이 있으

며 장치의 능력 평가 기준이 되기도 한다. 넓은 slice는 SNR이 증가되나

resolution, sharpness의 감소를 초래함과 동시에 세밀한 부위 관찰 시는

partial volume effect 로 인해 판독 시 바람직하지 못하다. 높은 해상력을

장점으로 한 MRI는 low field 에서 high field로 점차 변천하면서 얇은 두께

의 영상이 가능하게 되었고, SNR의 증가와 함께 좋은 영상을 묘사하고 있

다. 대체로 얇은 두께의 기준은 3mm - 1mm의 해상력을 의미하며, 일정

SNR을 유지하기 위한 scan time도 증가하지 않아야 한다.주 적용부위는

Pituitary gland, Temporal area (TM joint), IAC, C-spine,T-spine 에서는

sagittal, knee joint, shoulder joint 등이며, T1WI 보다는 특히 T2WI 에서

SNR의 감소나 contrast의 변화가 없어야 한다. 이는 자장 세기에도 크게

좌우되고 있기에, 자장의 세기가 감소되는 기간(center frequency)을 고려

한 QA를 통해 정확한 Slice가 선택, 조절되는지를 RF pulse bandwidth나

selection gradient amplitude로 확인 할 필요성이 있다. 절편 두께가 넓을


현재 No gap (gapless)기법도 출현했지만, MR image가 sine-shape 또

는 Gaussian-shape의 형태에 의해 scan되므로 특정 절편과 절편 사이에

도 gap이 있어야 이상적이다. 왜냐하면 영상자체에는 noise를 항상 포함

하고 있기 때문이다. 그렇기 때문에 이론상으로는 약 slice thickness에 25%

정도는 gap이 있어야 한다. 그러나 현실적으로 TR과 TE에 의해 slice 수의

허용범위가 결정되므로 한번에 lesion을 다 포함할 경우 no gap 으로 검사

하기엔 부위에 따라 어려움이 있어 Gap을 적절히 이용하면 효과적이다.

Gap의 관련된 문제를 해결하기 위해 순차적으로 RF excitation을 하지 않

고 alternative 하게 excitation하기도 한다.(Interleaved) No gap 보다

Gap이 있으면 SNR이 증가하며, gradient 에도 무리가 없으며 필히 no gap

이 필요하다면 interleave 방법을 이용하는 것도 하나의 방법이다. 그러나

결국은 S/W(Soft Ware)에 의해 Gapless가 보편화 될 것이다.

2-1-2-6 Inter slice spacing (GAP)

경우는 average를 감소시켜도 영상의 SNR에는 크게 변화가 없다 (단

motion제외). Gradient 세기가 증가하고, RF bandwidth 가 좁아지면,

slice 두께가 얇아지는 현상으로 인해 생기는 trade-off도 고려해야 한다.

일례로 low-field 에서는 얇은 두께를 적용할 경우 높은 SNR을 위해 몇 배

의 average를 해주어야 한다. 또한 같은 slice thickness라 할지라도 사용

하 고 있 는 적 용 기 법 에 의 해 S N R 의 변 화 를 초 래 한 다 .


FOV의 조절 허용 범위는 Gradient Amp 용량에 의해 좌우되며 scan time

과는 무관하다. Small FOV 사용 시 주의점은 arising artifact를 발생한다.

임상적으로 적용되는 FOV는 확대, 축소의 범위가 약 8cm-48cm이며, 그

이하는 Gradient성능에 좌우된다.

Pixel size =

Matrix size

FOV

2-1-2-7 Field of View (FOV)

주어지는 matrix size와 FOV에 의해 각 Pixel size가 결정되며, 이는

image resolution에 관계되는 인자이다. Small FOV는 작고 많은 matrix를

포함하므로 높은 해상력을 나타내며 상대적으로는 SNR을 감소시킨다.

2-1-2-8 Matrix

Image resolution과 scan time은 matrix에 의해 결정된다. 결정된 pixel

내에서 위상변화를 통해 image의 해상력을 좌우하는데, 그것을 phase-

encoding, frequency encoding이라고 하며 전자는 data 변화의 view 수

(coding), 후자는 sampling 수(reading)를 의미한다.


여기서 획득한 raw data는 Fourier transform에 의해 영상화 된다. 이것

은 각각 motion artifact와 flow 방향, chemical shift에 영향을 미치며,

SNR에도 결정적인 요소이다. image size와 matrix의 관계는 퍼센트로 표

기하기도 하며 256*128, 256*256, 256*180 이라고 표시한다. 일반적으

로 matrix가 증가하면 image 해상력 증가, SNR 감소, scan time 증가와

함께 주위 인자가 변화된다. 특히 phase-encoding은 spatial resolution

을 결정하며, phase encoding 수에 의해 artifact가 유발되기도 한다.

이 matrix인자는 환자질병상태 및 부위에 따라 적절히 변화시켜 주어야

하며 FOV와 관계된 Arising artifact에 대한 영향도 고려해야 한다.

Spatial Resolution =

Phase encoding

FOV

Phase encoding = coding = views

Frequency encoding = reading = sampling

2-1-2-9 Average (NEX)

결정된 matrix에 의해 TR 횟수가 결정되며 그 전체 반복주기를 Average

(NEX)라 표현한다. Average의 증가는 scan time을 증가 시키나 motion

artifact를 감소 시킬 수 있다. 일반적으로 2 -4번의 averaging 하며, 가능

한 짝수로 하는 것이 바람직하다.

Scan time = TR * matrix * Average


2-2 Pulse sequences

2-2-1 SE (Spin Echo)

주로 임상에 이용되는 echo에는 크게 4가지로 대별되는데, 그것은

SE(spin echo), GE(gradient echo), RF echo, Stimulated echo 등이다.

이 중에서 가장 대표적인 것이 Spin echo로써 SE 방식은 여기 pulse인

90°RF pulse를 준 후에 Refocusing pulse인 180°RF pulse를 인가하면 신

호가 생성되는데, 이 신호를 영상화 하는 것이 Spin echo기법이다.


TE

RF

Gs

Gp

Gr

그림7) Spin Echo

그림 7)은 SE Sequence diagram으로 여기 pulse(90°RF)를 주면, 자장의

불 균일성과 Spin-Spin 상호작용에 의해 T2의 Dephasing 이 생기고, 그때

신호가 급격히 감소하는 FID(Free Induction Decay) Signal이 나타난다.

이 FID signal은 불안정한 상태에서 생성된 신호이기 때문에 임상적인 가치

로서의 영상에는 좋은 신호가 되기 어렵다. 그래서 좀 더 안정된 상태의 신

호를 얻기 위해 Dephasing 된 spin을 다시 모아주는 180° RF pulse를 주

면, FID 신호가 다시 모여 안정된 echo가 나타난다. Gs로 표시된 것은 90°

와 180° pulse를 줄 때 Slice Selection gradient가 걸리는 것을 나타낸 것

이고, Gp는 여기 pulse 후 Phase encoding gradient가 한 TR 내에서 한

Step씩 증가 또는 감소되어 걸리는 관계이며, Gr는 먼저 Rephasing 시키

는 Frequency encoding gradient가 걸린 다음 일정시간 후 그 크기의 2배

가 되는 Gradient가 걸리면 그 중간에서 echo가 만들어 진다.

Gr을 readout or sampling gradient라고도 한다.


90O RF pulse 180O RF pulse

Bo

FID ECHO

그림8) SE 신호 생성과정

그림 8)은 Spin echo가 생성되는 것을 설명한 것으로, 먼저 여기 90°RF

pulse를 인가하면 각 조직의 vector는 종축자기화에서 Mxy 평면으로 눕게

된다. 여기 pulse를 끊는 순간부터 각 원자핵들은 Dephasing이 시작되는

데, 이때 FID signal이 나온다.

RF pulse를 끊는 직후에 원자핵들은 그림 처럼 같은 위상에 있으므로 신

호가 크고, 시간이 지나면서 신호가 감소되기에 다시 180°RF pulse를 주게

되면 빠르게 흩어졌던 fat과 느리게 흩어지던 water가 다시 모이기 시작해

어느 시점에 안정된 신호가 나타나는데, 이 신호를 포착하는 방법이 Spin

echo 방식이다. Spin echo 방식은 Refocusing pulse를 한번만 가했을 때

는 한 개의 echo가 생성되고, 여러 개의 180° pulse를 인가하면 여러 개의

echo가 생성된다.


90° RF pulse 180° RF pulse 가) one echo

나) multi echo

90° RF pulse 180° 180° 180° 180° 180° 180°

Echo 1 2 3 4 5 6

echo

그림 9) SE using one echo and Multi echo를 나타내는 그림으로, 가)

와 같이 여기 pulse 후 한 개의 Refocusing pulse를 한 개 이용하면 한 개

의 echo를 얻을 수 있고, 나) 와 같이 여러 개의 Refocusing pulse를 연속

적으로 사용하면 한번의 여기 pulse로 여러 개의 echo를 얻는데, Multi

echo 방식은 TE를 조절하여 PD와 T2WI를 동시에 얻는데 이용된다.

그림 9) SE using one echo and Multi echo


그림10) Turbo(Fast) SE diagram

그림10)은 TSE의 diagram인데 SE의 Multi echo를 얻기 위해 180°pulse

를 가하는 것처럼, Turbo spin echo도 90°∼ 180°∼180°… 180°와 같이

여러 번의 180°를 가한다. SE와 다른 점은 매번 echo를 얻기 전에 Gp

Step을 각각 다르게 인가하고, signal을 얻은 다음 반대쪽에 Gp를 인가하

여 다음 180°pulse를 줄때 Phase가 가하지 않는 상태로 한 후 다시

180°pulse를 가한다. 결국, 한번에 TR내에서 여러 개의 Phase encoding

이 된 Data Line을 얻게 된다. Spin echo는 한 TR 내에서 한 개의 Phase

encoding된 echo를 얻는데 비해, TSE는 위 그림에서 보다시피 한 TR 내

에서 8개의 Phase encoding된 echo를 얻을 수 있다. 그러므로 Scan time

은 TR × Phase encoding × AVG ÷ ETL(echo train length)이 되므로, SE

보다 짧은 시간 내에 Scan이 가능하다.

90O RF pulse 180O

RF

Gs

Gp

Gr

Echo

180O 180O 180O 180O 180O 180O

2-2-2 Turbo Spin echo (Fast spin echo)

SE는 앞 장에서 설명 한 바와 같이, 90° RF pulse와 180° RF pulse 사이

에 Phase encoding gradient(Gp)를 가해, 각 TR마다 Gp가 한 Step 증가

또는 감소되어 한 개의 Signal을 획득한다.


이용하여 echo를 얻는 방법으로 TI(Inversion time)에 따라 영상의 대조

도가 다르게 나타난다.

90O pulse 90O pulse 180O pulse 90O pulse

Mz Mz

TR TR

가) SR 나) IR

그림 11) SR과 IR의 Recovery time

그림11) fat과 water가 Recovery되는 것을 나타낸 것으로 가)그림은

Saturation Recovery 방법을 이용한 것으로 T1 회복시간의 차이가 짧고,

나)그림은 IR pulse를 이용했기 때문에 가)그림 보다는 T1 회복시간 차이가

더욱 커서 T1 효과를 효과적으로 나타낸 영상이 된다. 최근에는 TI, TR,

TE 등을 변화시켜 Fat과 Water Suppression 기법을 영상화 하는데 이용되

고 있다. 그러나 일반적으로 오직 T1WI위한 방법을 이용하기에는 시간이

많이 소요되므로 Routine pulse sequence로 이용되지 않고 있다.

2-2-3 IR (Inversion Recovery)

IR은 Spin echo와는 달리 먼저180°pulse를 사용하여 종축자기화를 반대

방향으로 반전(Inversion)시킨 다음, Spin echo나 Turbo spin echo 방식을


그림12)는 신호 포착하는 위치에 따라 Fat, Water 분리 영상화 시킬 수 있

는 기법의 예로, 만약 A지점에서 신호를 포착한다면, Fat의 원자핵은 X,Y

평면에 있기 때문에 종축자기화가 거의 없는 상태가 되고, 그때 다른 조직

들의 종축자기화는 존재하기 때문에 signal이 나온다. 이런 방법을 이용한

것이 Fat Suppression 방법이다. 이때 TI는 약 150ms 정도가 된다(STIR).

B지점에서 Data를 얻는다면, Water의 종축자기화는 거의 없고 다른 조직

의 종축자기화는 존재하기 때문에 Signal이 나온다. 이런 방법을 이용하고

있는 것이 FLAIR(Flow attenuation IR)이라고 한다. 이때 TI는

2,000∼2,500ms로 상당히 긴 시간이 필요하다.

Mz

FAT

CSF

A B

180O 90O 180O

180O 90O

180O 180O180O 180O180O

TI : 150ms (STIR)

TI : 220ms (FLAIR)

그림 12) Fat or Water Suppression method


최근 pulse sequence 중에서 GE는 hardware와 software의 발달로 이용

도가 급격히 증가 추세이다. GE는 임상적으로 Cardiac Study, MRA(MR

Angiography), Breath hold Study, Dynamic Study 등 여러 곳에 응용되고

있다. GE는 FID signal을 Gradient를 이용하여 신호를 받아 T2 effect와

Susceptibility effect가 강조된 영상이 만들어 질 수 있기 때문에 Muscular

skeletal Study및 여러 질병의 확진에 부가적 사용으로 많이 이용되고 있다.

GE는 SE와 비교할 때 크게 다른 점이 3가지가 있는데, 첫번째는 SE 에서

여기 pulse로 90°를 주었는데 GE는 90°보다 작은 여기 pulse를 이용한다.

두 번째는 SE 에서 여기 pulse 후에 생성된 FID가 Dephasing 될 때까지 기

다렸다가 Refocusing 시키는 180°를 이용했지만 GE는 FID를 강제로

Dephasing 시키는 Gradient를 걸어주고 180°pulse 대신에 Gradient로

Reverse 시켜 이 때 생성된 echo를 받는다. 마지막으로 작은 Flip Angle

사용으로 종축자기화로 회복되는 시간이 짧기 때문에 TR과 TE를 짧게 할

수 있어 Scan time이 짧게 걸린다.

그림13)은 IR sequence diagram인데, SE와 달리 TI(Inversion time)가

있고, TR은 처음 180° 반전 pulse를 준 시점부터 다음 echo를 얻기 위해

준 180° 반전 pulse 까지의 시간을 TR 이라고 한다. TE는 반전 pulse 후

90° 여기 pulse 부터 echo 까지 시간을 말한다.

180O 90O 180O 180O

TI TE

FID ECHO

TR

그림 13) Inversion Recovery Diagram


그림14)는 GE sequence diagram 이다. 임의의 αo RF pulse를 주면 이

pulse에 의해서 FID signal이 나오는데 이때 사용된 αo pulse 의 Flip

Angle은 90°보다 작은 각도이다. 이렇게 생성된 FID signal이 Dephasing

되는 것을 SE 처럼 기다리는 것이 아니라 Dephasing gradient를 이용, 강

제로 Dephasing 시킨다.

RF

Gr

Signal

Gradient echo

αo pulse

그림14) GE sequence diagram

2-2-4 GE (Gradient Echo), FE (Field Echo)


Magnetic momentsIn phase

Magnetic momentsOut of phase

Direction ofprecession

Direction ofprecession

F

Nuclei speed up

Nuclei slowly down

GRADIENT

S

그림15) Dephasing gradient

그림15)는 Dephasing gradient를 나타낸 것이다. 여기 pulse를 주고 난

후 각 조직의 원자핵들은 Mxy 평면에서 처음에는 같은 위상에 있다가 시간

이 지나며 흩어지는데, 가)는 Gradient를 가하지 않은 상태에 모든 조직의

원자핵은 In phase 상태이다. 여기에 나)와 같이 Dehpasing 시키는

Gradient가 걸리면 Gradient 세기가 높은 쪽의 원자핵은 빨리 돌고 낮은 세

기가 있는 쪽은 느리게 움직이므로 결국 FID signal은 감소된다. 그 다음에

FID signal을 다시 모아 echo를 얻기 위해 Rephasing gradient를 걸어 주

어야 하는데 SE 에서는 180°를 이용했지만 GE는 Rephasing gradient를

이용한다.


Magnetic momentsIn phase

Magnetic momentsOut of phase

precession

F S

FS

Nuclei slowly down

Nuclei speed up

GRADIENT

precession

그림16) Rephasing gradient


그림16)은 Re phasing gradient를 나타낸 것이다. 가)는 De phasing

gradient에 의해 자장의 세기가 높은 쪽의 원자핵은 빠르게 돌고 낮은 쪽

은 느리게 도는데 나) 처럼 De phasing과 반대의 Gradient를 걸어주면 가)

에서 빨리 돌던 원자핵은 느리게, 또 느리게 돌던 원자핵은 빨리 돌아 결

국은 Gradient가 가하지 않는 상태 즉 다)와 같이 되는데 이렇게 원자핵이

한곳에 있을 때 (In phase)가 가장 신호가 크다. 이때 생성된 echo를

Gradient echo라고 한다. GE는 TR, TE 그리고 Flip Angle를 적절히 조절

하여 T1weighted Image와 T2* 그리고 Proton Density weighted Image

를 얻을 수 있다. T2* : 순수한 T2현상에서 얻은 신호가 아니라, 영상 내

에 Static magnetic field inhomogeneities가 포함된 것을 의미한다.




3-1 Gradient Coil

3-1-1 Z - Gradient coil

3-1-2 X - Gradient coil

3-1-3 Y – Gradient coil

3-1-4 결합된 3가지 coil의 기능

3-1-5 X, Y, Z Gradient coil의 작용과 변화




3-4-1 주파수 부호화 경사자계

3-4-2 Sampling

3-4-3 위상 부호화 경사자계


3-6 K-Space

일반적으로 디지털 영상이라고 하는 것은 디지털 컴퓨터를 사용해서 얻

은 영상이라고 할 수 있으며, 컴퓨터를 떠나서는 영상을 만들어 낼 수가

없다. 왜냐하면 마치 x-ray가 증감지라는 매개체와 함께 사용하듯이 자기

공명 신호도 혼자서는 모든 과정을 다 이루어 낼 수가 없기 때문이다. 즉

자기공명 신호는 공간주파수(spatial frequency)를 얼마만큼 포함하고 있

느냐에 따라 결정되는 것이다.

각각의 pixel들로 구성되어진 자기공명영상은 가로, 세로에 어떻게 분포

되어 있느냐에 따라 저 분해능 영상, 고 분해능 영상으로 구별할 수 있다.

이것은 128×128, 256×256, 512×512등의 수치로 표시되고 있는데 이것

을 우리는 matrix size 라고 부른다. 만약 일정한 FOV(Field Of View)가

주어진 상태에서 matrix size는 pixel size와 공간 분해능을 결정하며, 각

각의 pixel size는 FOV/matrix size 라는 공식으로 얻을 수 있다. 여기서

pixel은 picture element의 약자이고 Voxel 또는 volume element의 2차원

적 표시라고 할 수 있다. 즉 영상은 pixel들의 집합체이며, 이러한 pixel들

은 영상을 구성함에 있어 신호강도와 위치를 결정해 주게 된다. 만약 영

상에서 검은 부분과 밝은 부분이 있다면 이것은 spin에 의해 방출되는 신

호 강도와 관련이 있게 되는데, 검은 부분은 낮은 신호강도를 지닌 pixel들

로 표시되고 밝은 부분은 높은 신호강도를 지닌 pixel들로 나타날 것이다.

또한 자기공명 영상에서 pixel의 위치는 경사자계에 의해서 결정되고 이것

은 pulse sequence에 의해 T1, T2 , PD(SD)의 대조도로 구분된다.

이제 개별적으로 한 항목씩 세부적으로 접근해가며 영상이 어떻게 만들

어지는 가에 대해 알아보기로 하겠다.


Image Formation

3-1 Gradient coil

경사코일은 MR 검사를 시행하게 되면 쿵땅 쿵땅거리는 소음을 발생하게

되는데 이것은 경사코일이 플라스틱 원통에 감겨 있으면서 자장과 전기에

너지의 상호작용에 의해 플라스틱 원통에 힘이 가해져서 소음이 발생되는

것이다.

RF pulse가 spin의 자기 벡터를 Mxy 평면으로 숙이고 난 후 신호를 받게

되는데, 조직의 모든 spin들이 똑같은 신호를 방출하게 되면, 컴퓨터가

spin의 위치를 결정하기가 불가능해진다. 영상을 재생할 수 있는 정보를

얻기 위해서는 기본적인 자기공명 신호 위에 공간위치 부호화 정보

(spatial encoding information)가 더해져야 한다. 이러한 정보를 얻기 위

해 경사자장(magnetic field gradient)은 정자장(static magnetic field) 위

에 추가로 더해진다. 경사코일은 영상을 만드는 변수를 결정하는데 있어

서 매우 중요하며, 코일 내부에 작은 전류를 흐르게 함으로써 자장에 변화

를 일으키고, 양끝에 있는 경사자장 증폭기(gradient amplifier)가 경사자

장의 기울기를 크거나 작게 만들 수 있다. 3차원의 공간적인 정보를 얻기

위해서는 세 개의 경사자장이 필요하므로 X, Y, Z축에 대해 세 쌍의 경사

코일이 이용된다(그림 1-2). 이 경사코일은 단면선택 부호화(slice

selection encoding), 위상 부호화(phase encoding), 주파수 부호화

(frequency encoding)에 이용된다.

경사코일은 shim coil에서 바라볼 때, 드럼(drum)의 안쪽으로 3쌍의 코일

들이 띠 모양으로 감겨져 있는데 이것을 경사코일(gradient coil, gradient

magnetic coil)이라고 부르며, X-gradient , Y-gradient , Z-gradient로

각각 이루어져 있다.

Image Formation

그림1-1 경사코일의 상대적 위치

그림 1-2 X, Y, Z-gradient coil의 위치

Image Formation

3-1-1 Z - Gradient coil

이것은 보통 한 쌍의 원형 coil로 이루어져 있고 그 각각은 그림 1-2 에

서와 같이 드럼에 감겨져 있다.

만약 그림 1-3과 같이 반대극성을 가진 직류 전류가 두 coil을 통해서 양

쪽의 반대 극으로 흐르면 Z축을 따라서 매우 조그마한 변화가 자기장에

생기게 된다. 이러한 자장세기의 변화는 자석의 축을 따라서 단면의 선

택을 할 수 있도록 허용해 준다.

Z-Gradient에 의해 인가되는 전류가 강할수록 기울기가 큰 경사자계가

걸리며 이것은 곧 얇은 단면의 선택을 가능하게 해준다. Z-Gradient는 항

상 횡단면 (transaxial plane)의 선택에 사용되며 우리는 이것을 단면선택

(slice selection) 이라 부른다.

그림 1-3. Z축에서의 전류의 흐름과 단면선택

Image Formation

3-1-2 X - Gradient coil

그림 1-4는 X-gradient가 환자의 좌 우측에 경사자장이 위치하고 있는

것을 보여주고 있다. X축은 환자의 수평축에 가로질러 위치하고 있으며

이러한 coil들은 Z-gradient coil과 같은 방법으로 작동되며, 반대

측을 가진 직류전류는 경사자장을 만들게 된다.

X-Gradient에 의해 생긴 경사자장은 Z-Gradient에서와 비슷하게 환자

의 X-축을 따라 공간 위치를 가능하게 해주며 주파수 부호화에 사용된다.

그림 1-4. X축에서의 전류 흐름과 단면 선택

Image Formation

3-1-3 Y - Gradient coil

보통 Y축은 환자의 위아래에서 통하는 축이라고 할 수 있으며 주로 위상

부호화에 사용된다.

그림 1-5. Y축에서의 전류의 흐름과 단면 선택

Image Formation

3-1-4 결합된 3가지 coil의 기능

영상에 있어서 trans-axial, sagittal, coronal plane을 선택하기 위해서

는 X, Y, Z 가 각각 작용할 것이다. 만약 동시에 3 coil이 작동한다면 3쌍

의 coil에 흐르는 전류는 3부분으로 분리되어 자장을 형성하지 않고 오히

려 하나의 합성된 자장을 만들게 된다.

그림 1-6은 oblique한 영상을 얻기 위해 3가지 coil이 모두 작동되고 있

는 것을 보여주고 있다. 각각의 Gradient coil에 흐르는 전류를 조절 할

수 있다면 원하고자 하는 영상의 Plane을 정확히 나타낼 수 있을 것이며,

X. Y - Gradient는 각 pixel로 부터 나온 신호를 위치잡이 해주는 기능을

가지게 된다.

그림 1-6. 동시에 3 coil이 작동했을 때 얻은 oblique 단면

Image Formation

각 coil은 축을 따라 작은 경사자계를 만들어 내고 주자장에 더해진다.

이렇게 경사자장이 부가되면 서로 다른 위치에 있는 spin의 공명주파수

또한 달라지게 되는데 경사자계가 강하게 걸린 부분은 약하게 걸린 부분

보다 더 빨리 세차운동 을 하게 된다. 일반적으로 경사코일은 균등한 자

장을 불 균등하게 만들고 있는데 이러한 목적은 하나의 영상을 만들기 위

해 바로 단면의 선택과 pixel의 위치잡이를 하기 위해서다.

3-1-5 X, Y, Z Gradient coil의 작용과 변화

MR 장점중의 하나라고 할 수 있는 다 방향 검사가 가능하다고 하는 것은

곧 3쌍의 경사코일이 있기 때문에 가능한 것이다. 3차원의 공간에 환자가

들어가 있다면 어떤 3차원의 기능이 있어야 할 것이다. 바로 이것이 3쌍으

로 형성된 경사코일이며, 각각 작용하는 모습은 그림 1-8 에서와 같다.

그림 1-8. X,Y,Z Gradient coil의 변화

Image Formation

그림에서 보는 바와 같이 X-gradient가 켜지면 X축을 따라 경사자장이

변화 하며 Y축에서도 Y축을 따라 경사자장이 크고 작아진다는 것을 볼 수

있을 것이다.

그렇다면 Z 방향은 어떻게 변화할까?

Z-gradient가 켜지면 Z축 방향과 같기 때문에 중심에서는 변화가 작고 바

깥 부분에서는 변화가 커지게 된다.


환자가 자석 안에 들어가면, 그리고 아무런 외부에너지를 주지 않았다면

균일한 자장 내에 있다는 것을 알 수 있다. 또한 어느 정도 균등한 자장

이 형성되어 있다면 몸 안에 있는 모든 spin들은 모두 같은 주파수를 갖게

될 것이다.

이것은 우리가 얻고자 하는 단면의 선택에 있어서 아무런 도움을 주지

못하는 것이다. 따라서 균등한 자장에 위치에 따라 다른 경사자장을 부가

하면 각각의 위치에 따라서 부가된 경사자장을 곱한 만큼 주파수가 달라

지게 될 것이다. 이때 부가된 경사자장을 경사자계(magnetic gradient

field)라고 하며 경사자계는 주자석 내부에 설치된 경사자계 코일에 전류

증폭기로 전류를 흘려 발생시킨다.

그림 2-1. 비균일 자장과 주파수의 관계

Image Formation

경사자장(gradient)은 매우 빠른 변화 자장이다. 그림 2-1에서 자장 경

사를 변화하여 자기장에 적용시켜 보면 각 지점에서 Larmor 방정식이 다

르기 때문에 공명을 일으키는 RF 주파수가 조금씩 다르게 된다.

실제 MR에서 경사자계는 3차원이다. 하나의 경사는 영상화 되는 해부학

적 단면과 수직으로 존재하며, 이 경사를 단면 선택 경사(slice selection

encoding)라고 한다. 정 자장에서는 주로 Z축 방향으로 적용되므로 단면

선택 경사는 횡단면이 Z축을 따라 존재하며, Y축에 대해서는 관상면

(coronal section), X축에 대해서는 시상면(sagittal section)으로 존재한

다. 주파수 부호화 경사(frequency encoding gradient)는 X축 방향에서

voxel의 위치에 대한 정보를 제공하며 위상 부호화 경사(phase encoding

gradient)는 Y축의 위치정보를 구분해 준다.

경사자장의 기울기는 최소 절편 두께(minimum slice thickness)와 최소

촬영 영역(minimum FOV)을 결정하는 가장 중요한 요소이다. 기울기가

크면 클수록 얇은 단면의 두께와 작은 영역을 볼 수 있게 되어 그만큼 해

상도가 높은 영상을 얻을 수 있다. 하지만 큰 기울기의 경사와 자장의 균

일성을 동시에 유지한다는 것은 기술적으로 상당히 어려운 문제라고 할

수 있다.

그림 2-1에서 보는 바와 같이 위치에 따라서 부가된 경사자장이 다른 경

우에 위치에 따라서 주파수 또한 틀리게 나타난다. 그림 2-1에서와 같이

눈, 몸통, 다리의 위치와 서로 다른 경사자계를 곱해야만 해당 위치에서의

주파수를 우리는 알 수 있게 된다. 만약 1.5T 에서 medium frequency

가 63MHz이고 경사자계가 10G/cm라면 그림 2-1에서 눈을 여기 시키려

면 공명 주파수는 얼마일까?

경사자계가 10G/cm 라는 것은 1cm당 10G의 기울기 변화가 있다는 것

을 뜻한다. 눈에 해당되는 high frequency의 위치는 몸통에서부터 100cm

떨어져 있다. 즉, 10G/cm 에서 1000G/100cm 이되며 자장의 세기가

15,000G 였으므로 눈에서의 경사자계는 주자장에 1000G를 더한 것이 되

므로 16000G 가 된다.

공명주파수(Wo) = 42.6 × 16000 = 68.1 MHz

Image Formation


1.0T 에서 공명 주파수는 42.6MHz가 된다. 한쪽 끝의 spin들은 42.7MHz

로 돌고 또 다른 쪽의 세차 주파수는 42.5MHz가 될 것이다. 만약

42.7MHz로 된 RF pulse를 주면 gradient line위에 있는 42.7MHz 위치에

서 모든 spin들은 Z축에 수직인 방향으로 자극을 받게 된다. 그리고 그 밖

의 모든 spin들은 42.7MHz 주파수를 접하지 못하는데 이것은 바로 그들

의 공명주파수가 벗어나기 때문이다. 바로 이러한 방법으로 하나의 횡단

면은 선택적으로 여기 된다. 만약 Z-gradient 대신에 X-gradient가 걸리

면 단면선택은 sagittal plane이 될 것이며, Y-gradient는 coronal plane

이 될 것이다.

Image Formation

B

f1f2

f2f1

G1

G2

a bc d

그림 3-1. Slice selection 과 thickness의 변화

그림 3-1에서와 같이 한 단면을 선택할 때에는 균등한 자장에 또 다른

경사자계를 부가해야 한다. 즉 a와 b, 또는 c와 d 의 위치에 해당하는

spin들의 주파수 또한 달라지게 될 것이다.

이미 알고 있는 바와 같이 공명주파수(Lamor Frequency)라는 공식에서

(Wo=r·B) 자장의 세기에 따라서 세차주파수가 달라짐을 앞의 계산식에서

점검을 해보았다.

따라서 점선 부분과 실선 부분에 있는 spin들은 f1 이나 f2의 주파수에 영

향을 받을 것이다. 고정된 RF를 주면 a와 b, 또는 c와 d의 spin들은 RF

에너지를 받아 X-Y평면상에 넘어질 것이다. 곧 이어 RF 에너지를 끓어

주게 되면 자유유도감쇠(FID) signal을 방출하게 된다. 단면선택의 두께는

고정된 f1과 f2의 주파수를 사용한다고 볼 때 그림 3-1에서 보는 바와 같

이 경사자계의 기울기가 클수록 slice는 얇아지게 되며 RF pulse의 폭이

좁을수록 더 얇은 slice를 얻을 수 있을 것이다.

Image Formation


3-4-1 주파수 부호화 경사자계

RF pulse와 거의 동시에 Z-gradient 에 의해 한 slice 안에서 spin들은

선택적으로 여기 된다. RF pulse를 끊어주면 모든 spin들은 그들 원래의

평형 상태로 되돌아가려 할 것이고 그때까지도 Z-gradient가 계속 작용하

고 있다고 가정하면 모든 spin들은 같은 주파수를 가진 FID로 나타낼 것이

다. 따라서 여기까지 수신된 신호를 개별적으로 위치를 구분 시킬 수 있

는 방법이 없기 때문에 FID를 받아들이는 동안 Z-gradient를 꺼야 하고

좌우측면에 있는 slice를 통과하는 새로운 X-gradient를 걸어줘야 한다.

이것은 곧 영상에 있어서 한 부분을 구분 짓는 것이다. 예를 들어 이것을

가로줄이라 가정해 보자. 이제 여기 된 spin들은 FID 라는 과정을 거치는

동시에 X-gradient에 의해 X축으로 다른 자장의 세기를 경험하게 되는 것

이다. 그 이유는 공명주파수(Wo=r·B)때문이며 또한 FID는 서로 다른 주

파수를 가지고 있는 pixel의 가로 열(column)과 연관되어 있기 때문이다.

이러한 가로 열을 구분하기 위해 부가되는 경사자계 즉, X-gradient를 보

통 주파수 부호화 경사 자계라 명명한다. Pixel의 위치잡이는 이러한 가로

열을 구분할 수 있는 대신에 다른 측면 즉 세로줄(row)로 부터의 구분이

필요하다. 그래야 각각의 pixel의 위치잡이가 가능해 지는 것이다.

이제 세로줄(row)로부터 세부적인 구분을 하기 위해서 새로운 Y-

gradient를 걸어줘야 할 것이다. Pixel의 위치잡이를 하기 위해서는 128

번, 256번 반복적으로 spin을 여기하고 FID를 수집해야 하며 이때 매번 Y

gradient의 세기를 일정한 간격으로 바꿔줘야 한다. 촬영시간은 반복되는

위상 부호화의 횟수에 의해 영향을 받지만 주파수 부호화는 phase

encoding으로 만들어진 data를 수집하는 동안에 인가된다. 이 data는

analog data이므로 computer로 처리할 수 있는 digital data로 변환해 주

어야 되는데 이 변환을 얼마나 상세하게 하는가에 따라 주파수 부호화의

matrix가 결정된다.

Image Formation

Frequency encodinggradient

Relative phase Angle

Echo

A

B

+

0

그림 4-1의 A에서와 같이 경사자계를 부가하면 화살표로 된 각 spin들

의 위치가 저마다 틀려지게 된다. 이것은 spin들마다 경험하는 자장의 세

기가 다르기 때문이다. 그림 4-1의 B에서 보는 바와 같이 negative

gradient가 첫번째로 부가되면 spin들은 자신의 위치에서 서로 다른 속도

록 세차운동이 일어난다. 즉 negative gradient가 끝나는 부분에서 위상

이 저마다 흩어지는 상태 일명 dephase, incoherent, fan out 현상이 일

어 나게 된다.

그 다음 극성이 반대이면서 똑같은 크기의 positive gradient를 부가하면

negative에서 세차운동 하던 spin들의 위상이 반대가 된다.

즉 늦게 세차운동 하는 spin들은 점점 속도가 증가하고 빠르게 세차운동

하는 spin들은 반대로 느리게 세차운동 하게 될 것이다. 그 결과 negative

와 positive의 면적이 같아지는 시간에 spin들은 다시 모여 높은 신호를 방

출하게 된다. 바로 이때의 높은 신호를 Gradient echo signal 이라고 부

른다.

그림 4-1. 주파수 부호화 경사자계

Image Formation

3-4-2 Sampling

신호를 수집하는 동안 주파수 부호화 경사자계가 켜지는데 이것을

readout gradient라고 부른다. 그리고 신호를 읽는 동안 주파수 부호화

경사자계가 작동하는데 이것을 sampling time이라고 말한다. 현재 이

sampling time 동안 주파수 부호화 경사자계에 의해 최고 512개의 서

로 다른 주파수를 구별할 수 있다. 신호는 그림 4-2-①과 같이 각 지점

에서 받아들여지는데 이러한 주파수의 range를 receive bandwidth 라

고 하며 얼마나 많은 주파수들이 한 영상 안에 포함될 것인가를 결정해

준다. 각각의 주파수 차이는 그림에서와 같이 주파수축에 따라 다르게

나 타 나 며 이 것 은 주 파 수 축 을 따 라 F O V 에 표 시 된 다 .

그림 4-2-① Sampling

Image Formation

Sampling time, sampling rate, receive bandwith는 Nyquist 이론에 의하

여 모두 연관되어 있다. Nyquist 이론이란 어떠한 신호도 한번의 cycle당

적어도 2번 sampling 되어야 한다는 것이다. 그림 4-2-②의 A에서와 같

이 1 cycle당 한번 sampling을 하면 하나의 선으로 밖에는 인식하지 못한

다. 이것은 우리가 원하는 영상을 만들기에 부적합하다. 따라서 4-2-②

의 B에서와 같이 1cycle당 적어도 두 번의 sampling을 해야 정확하게 위

치를 나타낼 수 있는 것이다.

그림 4-2-② Nyquist 이론

예를 들면 256 sampling을 얻는다고 가정할 때 각 cycle당 2번 sampling

을 한다면 sampling time동안 적어도 128 cycle이 필요한 것이다. 그리

고 초당 일어 나는 cycle의수는 receive bandwidth에 의해 결정되고

sampling rate에 비례한다. 즉 sampling rate가 증가하면 bandwidth가 증

가한다. 그러나 sampling time은 sampling rate에 반비례하는데 receive

bandwidth가 감소하면 sampling time은 증가하게 된다.

Image Formation

그림 4-2-③ Bandwidth 와 Sampling의 관계

그림 4-2-③과 같이 sampling이 8 msec 동안 128 cycle이 일어나고

bandwidth가 16,000 Hz 라고 가정해 보자 만약 8 msec 동안 256개의

frequency sampling들을 얻는다면 각 cycle은 Nyquist 이론에 의해 cycle

당 2번 sampling 되어야 한다. 따라서 256개의 sample들을 얻기 위해서

는 128cycle이 필요하다. 그런데 만약 bandwidth가 8000 Hz로 감소하면

8 msec 동안 단지 64 cycle만 일어날 것이다. 즉 64개의 cycle로 부터

128개의 sample들을 얻을 수 있을 것이다. 따라서 bandwidth가 감소 했

을 때 그림에서와 같이 sampling time은 반드시 증가되어야 한다.

Bandwidth = Sampling interval

1

Sampling interval = Number of Sampling

Sampling time

Image Formation

일반적으로 echo의 중심은 readout gradient의 중간에 위치하는데

sampling time이 증가된다는 것은 앞에서도 배웠듯이 frequency

encoding gradient가 오랫동안 작용하는 것이며 이것은 RF pulse로 부터

echo의 중심지가 좀더 멀리 이동한다는 것을 의미하며 그림 4-2-④와 같

다.

그림 4-2-④ Sampling과 TE

Image Formation

TE가 매우 짧다면 echo의 중심점이 readout gradient의 중심에 있지 않

고 앞쪽으로 이동하게 되는데 이와 같이 신호의 전체가 아니라 한 부분만

이 sampling될 때, 우리는 이것을 Partial Echo또는 Fractional echo라고

말한다. 여기서 나타나는 신호는 K-space의 주파수 축과 관련되어 있으

며 K-space의 채워지지 않은 주파수부분(측정되지 않은 신호)은 받아들

인 부분(측정된 부분)의 거울상이라 할 수 있다. 따라서 Fractional echo

는 RF pulse를 주고 난 다음 신호가 나올 때 까지의 거리가 짧아짐으로써

생기는 것으로 대부분의 MR 장비에서 20 msec보다 적은 TE를 사용하고

있으며 T1 강조를 증가시키거나 flow artifact를 감소시킬 때 그리고 자기

친화성 인공물(magnetic susceptibility artifact)을 감소 시킬 때 주로 사

용 한다.

3-4-3 위상 부호화 경사자계

RF pulse를 주고 나면 모든 spin들은 X,Y plane으로 넘어질 것이다. 이

들은 같은 주파수로 X,Y plane에서 세차운동을 하고 있으며, Z-gradient

를 걸어주는 동안에 90°RF pulse를 주게 된다. 만약 Y 방향에 경사자계

를 걸어주면 경사자계가 큰 위치의 spin들은 경사자계가 작은 위치의spin

들보다 더 빨리 세차운동을 할 것이다.

만약 같은 자장의 세기를 경험하고 있는 spin들은 세로줄(row)에서 구분

을 할 수가 없게 된다. 일반적으로 더 빨리 세차운동을 하는 spin들은 더

늦게 세차 운동하는 spin에 비해서 positive 위상을 갖는다고 한다.

RF pulse를 주기전에는 spin들은 같은 주파수로 세차운동을 하고 있는데

90°pulse를 주고 나면 같은 방향 뿐만 아니라 같은 주파수로 세차운동을

한다. 즉 이것은 같은 위상을 갖는다는 것을 의미한다. 만약 Y-gradient로

걸어주면 다른 세로줄(row)에서의 spin들은 Y-gradient를 걸어주는 동안

에 다른 자장의 세기를 경험 할 것이다. 따라서 서로 다른 주파수로 세차

운동을 하게 된다.

Image Formation

즉, 그림 4-3에서와 같이 인접된 세로줄에서의 spin의 위치는 저마다 틀

려지게 된다.

만약 Y-gradient가 꺼지면 모든 spin들은 다시 같은 자장의 세기를 경험

할 것이고 같은 주파수로 회전할 것이다.

그러나 서로 다른 세로줄에서의 spin들은 잠시동안 Y-gradient에 의해

위치에 따라 다른 크기의 경사자장을 경험했으므로 같은 주파수로 회전하

면서도 각자 다른 방향으로 위치하고 있다.

따라서 세로줄(row)을 구분하기 위해서 부가 되는 경사자계 즉 Y-

gradient를 위상 부호화 경사 자계라 한다.

그림 4-3. Y-gradient 가 증가되었을 때 위상변화

Image Formation


사람이 자석 안에 들어가면 몸 안의 spin들은 외부 자기장의 방향과 평

행하게 되며 이것을 순자화(Net magnetization)라고 한다. 여기에 RF

pulse를 주면 어떤 현상이 일어날까?

① Z 축에 있던 spin 들은 신호를 방출하지 않는다.

이것은 spin들이 평형상태에 있기 때문이다.

즉, 낮은 에너지 상태(안정상태)를 뜻한다.

② Z축에 있던 spin들은 RF pulse에 의해 X-Y 평면상으로 넘어질 것이

다.

이것은 spin들이 RF 에너지를 흡수했으며 이제 더 이상 평형상태가

아니며 높은 에너지 상태 (불안정한 상태)를 뜻한다.

③ Mxy에 넘어진 spin들은 Mxy에서 최대가 되고 Mz성분은 최소가 될 것

이다. 이때 신호가 가장 최대가 된다.

④ RF pulse를 끊으면 X-Y 평면상에 있던 spin들은 원래의 평형상태 즉

Z축으로 돌아가려 할 것이다.

- 불안정한 상태에서 안정된 상태로 되돌아간다.

- 높은 에너지 상태에서 낮은 에너지 상태로 되돌아간다.

- 평형 상태로 되돌아간다.

- 다시 Mxy가 최소가 되고 Mz가 최대가 된다.

- 시간이 흐를수록 신호는 감소한다.

- Mxy에서 Mz로 되돌아가면서 신호를 방출한다.

⑤ 이와 같이 RF pulse를 끊어준 뒤 Mxy에서 Mz 방향으로 되돌아가면서

나오는 신호를 FID 라고 하며, 그림 5-1, 5-2 와 같다.

Image Formation

그림 5-1. RF를 주고 난 다음 이완되는 과정

그림 5-2. 자유 유도 감쇠(FID)

Image Formation

Spin의 자기 벡터가 안테나에 전류를 유도함으로서 신호가 생기는데 이

제 신호를 받아들일 수 있도록 안테나 역할을 하는 RF coil이 있다고 했을

때, 그림 5-3 에서와 같이 나타나는 FID 신호를 살펴보도록 하자

그림 5-3. FID의 세부적인 관찰

① X-Y 평면상태에서 신호가 최대가 되는 것이다. 즉 RF pulse가 중단된

후 최대가 되는 것과 같다.

② 만약 ①번에서 X축에서 최대가 되었다면 spin들은 세차운동을 하기

때문에 시계 반대 방향인 Y 평면상에 위치하게 된다.

③ 다시 ①번과 방향이 반대가 된다.

④ 다시 ②번과 방향이 반대가 된다. 즉 그림 5-4와 같이 된다.

그림 5-4. FID에서 표시된 위치변화

Spin들은 원래의 평형상태로 되돌아가면서 Mxy 성분이 점점 줄어들기 때

문에 신호 또한 그림 5-2와 같이 된다.

Image Formation

3-6 K-Space

RF Pulse를 주고 난 다음 위상 부호화 경사자계의 크기를 각 단계별로

변화시키면 여러 위치 정보를 가지고 있는 신호를 얻을 수 있는데 이러한

data를 raw data라 부른다. 여기에는 위치정보와 대조도 정보를 함께 갖

고 있으며 K-space는 한 개의 영상을 만들 수 있는 raw data의 집합을 의

미 한다.

Frequency axis

lines of K-space

positive

negative

outer

outer

center

phase a

xis

그림 6-1. K-Space에서 각 부분의 명칭

그림 6-1과 같이 K-space의 위상 축은 수평선 중앙에서 중심 축으로,

그리고 주파수 축은 수직선 중앙에서 중심 축으로 표시된다.

Image Formation

위상부호화 경사자계와 주파수 부호화 경사자계에 의해 수집된 신호는

K-space에 채워지게 되는데 각각의 TR동안 각각의 slice는 위상과 주파

수 부호화 경사자계에 의해 위치정보를 구분하게 된다. 기울기가 다른 위

상 부호화 경사자계는 K-space의 line을 결정하게 되는데 K-space의 전

체를 채우기 위해서는 각각의 TR마다 위상 부호화 경사자계의 기울기를

매번 변화시켜 주어야 한다. 만약 위상 부호화 경사자계를 변화시키지

않는다면 시종 K-space의 같은 line으로 data가 채워질 것이다.

K-space line의 수는 몇 개의 단계로 위상 부호화 경사자계가 걸리느냐

에 따라 결정되며 만약 256개의 서로 다른 위상 부호화 경사자계를 걸어

주면 K-space의 256 line이 모두 채워져야 검사가 끝나는 것이다.

현재 K-space의 최대치는 512개의 line이며 그림 6-1에서와 같이 위상

축에서의 윗부분을 positive라 하고 아래 부분을 negative라고 부른다.

즉 Fractional Echo에서와 같이 K-space의 위상 축에서 negative 부분은

positive부분의 거울상이라 할 수 있으며 주파수 축의 오른쪽은 왼쪽의 거

울상이라 할 수 있다. 그리고 K-space의 중간부분을 중심선(central line)

이라 하는데 중심선은 기울기가 작은 위상 부호화 경사자계를 걸어준 후

data가 채워진다. 위상 축에서 positive나 negative로 부터 거리가 먼 부

분을 K-space의 outer line이라 부르는데 이러한 outer line은 기울기가

큰 위상 부호화 경사자계를 걸어준 후에 K-space가 채워진다.

즉, K-space의 positive부분은 positive gradient에 의해 채워지고

negative부분은 negative gradient에 의해 채워진다. 만약 256개의

phase encoding을 한다면 128개의 positive와 128개의 negative부분으

로 나누어져 data가 채워지게 된다.

여기에는 두 가지 방법이 있는데, 첫번째는 positive 끝이나 negative 끝

에서부터 중심선을 지나 반대 끝까지 data를 채워가는 방식이 있고( -

128 , -127 , … , 0 , … +127 , +128), 두 번째는 중심선(기울기가 작은

위상 부호화 경사자계)에서 부터 positive나 negative의 끝으로 가는 방

식( -1 , +1 , -2 , +2 , … -127 , +128)이 있다.

Image Formation

그림 6-2. K-space에 data를 채우는 2가지 방식

기울기가 작은 위상 부호화 경사자계를 걸어주면 위상변화가 크지 않기

때문에 진폭이 큰 신호를 만들며 기울기가 큰 위상 부호화 경사자계를 걸

어주면 위상변화가 크기 때문에 진폭이 작은 신호를 만들게 된다.

위상 부호화의 수는 위상 부호화축을 따라 FOV를 구성하고 있는 pixel의

수로 결정된다. 만약 위상 축을 따라 FOV에 512개의 pixel이 필요하다면

256개의 pixel보다 더 작아지게 되며 기울기가 큰 위상 부호화 경사자계는

영상에서 공간 분해능이 큰 data로 채워진다.

그림 6-3. 위상 부호화의 경사에 따른 신호 진폭의 변화

Image Formation

주파수 부호화 경사자계에 의해 서로 다른 신호 진폭을 가지고 있는

data는 주파수축을 따라 채워지게 되는데 echo의 중심은 모든 spin들의

magnetic moment 가 동위상(In-phase)에서 처럼 높은 진폭을 가진 신호

로 나타내고 양쪽 끝에서는 spin들이 rephasing 또는 dephasing 상태에

서처럼 낮은 진폭을 가진 신호로 나타난다. 즉 그림 6-4와 같이 주파수축

의 왼쪽은 rephasing 부분이 되며 오른쪽은 dephasing 부분이 된다.

그림 6-4

Image Formation

결론적으로 K-space의 중심은 위상 축과 주파수 축을 따라 높은 진폭을

가진 신호로 나타나는데 기울기가 작은 위상 부호화 경사자계에 의해 낮

은 공간 분해능을 가진 data로 채워지며 조직의 대조도 정보를 가지고 있

다.

그리고 K-space의 바깥부분은 위상 축과 주파수 축을 따라 낮은 진폭을

가진 신호로 나타나는데 기울기가 큰 위상 부호화 경사자계에 의해 높은

공간 분해능을 가진 data로 채워지며 영상에서의 세부적인 묘사나 조직

간의 경계를 나타내 준다.

그림 6-4. 주파수 축에서의 신호 진폭의 변화

Image Formation

제 4 장 Flow Phenomena & MR Angio)

제 4 장 Flow Phenomena and MR Angio


4-1-1 혈류의 종류

4-1-2 혈류역학 (Hemodynamics)


4-2-1 유체의 MR신호 크기에 대한 영향

4-2-2 유속의 MR 신호 위상에 대한 영향


4-3-1 혈관이 MR 영상에서 어둡게 보이는 경우

4-3-2 혈관이 MR 영상에서 밝게 보이는 경우


4-4-1 TOF (Time of Flight)

4-4-1-1 2D TOF MRA방법


4-4-2 PC (Phase Contrast)기법

4-4-2-1 2D PC MRA 방법


4-4-3 조영 증강 자기공명 혈관 조영술

4-4-4 데이터 후 처리 기법

자기공명 혈관 조영술(MR Angio, MRA)은 혈관질환을 평가하는데 유용

한 방법이나 영상의 질이 디지털 감산 혈관 촬영술(Digital Subtraction

Angiography, DSA)에 비해 떨어지며, 영상을 얻는데 시간이 오래 걸리는

단점 때문에 디지털 감산 혈관 촬영술을 대신하지 못하였으나 최근 계속

되는 기술의 진보로 영상의 질이 획기적으로 향상되고 또한 비교적 짧은

시간에 혈관 묘사가 가능하게 되어 실제 임상적용에 충분할 정도로 개발

되었으며, 자기공명 혈관 조영술에 있어서 고식적인 혈관 촬영술을 대체

하여 가고 있는 상태로 그 미래는 매우 밝으며 이러한 자기공명을 이용한

다양한 혈류 검사는 자기공명영상에서 매우 유용한 검사로 자리잡았

다. 자기공명 혈관촬영과 이에 의한 영상을 정확히 이해하고 검사하기

위해서는 몇 가지 유체의 기본적인 특성을 이해하여야 한다. 또한 이러한

유체의 특성을 이해하는 것은 자기공명혈관촬영과 디지털감산혈관촬영의

차이를 이해하는데 큰 도움을 준다. 이 양자 사이의 가장 큰 차이점은 자

기공명혈관촬영은 유체의 생리학적 특징을 그대로 반영하는데 비해 디지

털감산혈관촬영은 혈관 내를 조영제로 채움으로써 혈관 내강의 형태만을

반영한다는 것이다.


4-4-1 혈류의 종류

혈관 내 혈액의 흐름은 일정한 속도가 아니라 맥동성이므로 심장박동에

따라 수축기에는 빨라지고 이완기에는 느려지며 물에 비하여 약 3배의 점

도를 가지고 있어 여러 가지 양상으로 나타나는데 혈관의 형태에 따라서

다양한 흐름의 변화를 보이기도 한다.

Flow Phenomena and MR Angio

혈류의 유형을 살펴보면 층류(laminar flow), 용적류(plug flow), 난류

(turbulent flow), 분리유체(flow separation) 등으로 나눈다.

① 층류 (laminar flow)

혈관 내를 흐르는 혈류는 가장 바깥쪽을 흐르는 혈류와 혈관의 벽으로부

터 마찰에 의해 흐름에 대항하는 방해를 받는다. 그리고 이 저항은 유체의

점성에 의하여 흐름 전체로 퍼져나가는데, 층류는 퍼져나가는 양상이 중

심 쪽을 향하여 서서히 작아져서 속도의 분포가 이차 포물선 형태를 띤

다.(그림1) 단면 중심의 속도를 Vmax라고 할 때 중심에서 r만큼 떨어진

위치의 혈류속도 v(r) 는 다음과 같다.

이때, 단면 전체의 평균혈류속도는 다음과 같다.

그림1) Laminar Flow


② 용적류 (plug flow)

가장 이상적인 형태의 혈류로 단면 중심부와 변연부 혈류의 속도가 모두

동일한 경우를 말한다.(그림2) 상행 대동맥과 같은 큰 직경의 혈관에서 나

타나며, 이는 심장박동에 의한 혈액의 맥동류에 영향을 받기 때문이다. 각

위치의 속도와 평균속도와의 관계는 다음과 같다.

그림2) Plug Flow


③ 난류 (turbulent flow)

갑작스런 단면적의 변화로 좁은 혈관을 지나서 그 혈관이 커진 부분이나

혈관분지에서 일어난다 (그림3). 난류는 제멋대로의 혈류속도와 유체의

점성과 관계가 있다. 이러한 유발 인자들과 상관관계는 Reynolds 수(Re)

로 유체의 특성을 나타낼 수 있다.

Reynolds 수 Re이 약 2000정도에서 불안정한 흐름을 형성하고, 2100

이하면 층류(laminar flow)이고, 그 이상이면 난류(turbulent flow)를 보인

다고 한다.

그림3) Turbulent Flow


④ 분리유체 (flow separation)

주유체(main stream)의 운동방향과 혈관 벽이 이루는 각이 클 때 발생되

는 흐름으로 혈관 벽 부위에서 혈관내의 주유체에서 떨어진 별도의 유체

가 관찰된다. 인체의 동맥류는 펄스형의 유체이므로 분리유체도 시간에

따라 다른 양상을 가진다.

4-1-2 혈류역학 (Hemodynamics)

자기공명영상에서 한 화소의 신호의 크기(signal intensity: SI)는 R.F파

형의 반복시간 (TR), 반향시간(TE), 조직의 T1, T2 이완시간, 스핀밀도를

ρ라 할 때

로 표시된다. 여기서 T1이 길고 T2가 짧은 조직에서 나오는 신호는 작은

반면 T1이 짧고 T2가 긴 조직에서 나오는 신호는 크다는 것을 알 수 있다.

정체된 혈액인 경우는 T1은 중간 정도이고 T2가 길어 비교적 큰 SI 값을

갖는다. 흐르는 혈액의 경우는 SI 를 결정하는 추가조건 F(V)가 더 들어가

위의 식을 다음처럼 고칠 수 있다.

여기서 V는 혈액의 유속이고 F(V)는 혈류에 의한 SI 변화율이다.

공간상의 한 점 (x,y)에서 유량은 혈관의 단면을 단위시간당 흐르는 혈액

의 양을 말하고 혈관의 단면적과 유속의 곱으로 표시된다. Bernoulli의 원

리에 의하면 관내의 임의의 두 점에서 유량은 같다. 이는 v를 평균혈류속

도, A를 단면적, r을 혈관의 반지름이라 할 때 위치 1,2 에서 다음과 같이

표시할 수 있다.


위 식에서 혈액이 흐르는 혈관의 단면적이 달라질 경우 혈액의 유속은

(1/혈관반지름)2의 함수가 됨을 알 수가 있다.


MR 신호는 (x-y)평면에 누운 자화 M의 Mxy 성분이 검출기인 RF coil에

전기적 신호로서 검출된다. Mxy는 x축의 Mx성분, y축의 My 성분으로 나

눌 수가 있어 복소수(complex) 신호를 형성하며 각각 Mxy의 실수부, 허수

부로 불리기도 하다.

이들을 제곱하여 더한 후 제곱근 을 구하면 신호의 크기

(magnitude or intensity)가 되고 위상(phase)은 로 표시

됨을 알고있다. 비균일 자장 내에서 움직이지 않는 스핀은 경험하는 자

장의 세기가 변하지 않으므로 일정한 세차운동 주파수를 유지한다.

그러나 움직이는 스핀은 위치마다 경험하는 자장의 세기가 변하여 세차운

동 주파수가 달라지므로 위상은 Mx, My 변화로 시간에 대하여 축적되어 나

타난다. 즉 MR신호는 크기와 위상을 갖고 있으며 이 둘 다 움직이는 스

핀(유체)에 대하여 영상을 할 경우 영향을 받는다.


4-2-1 유체의 MR신호 크기에 대한 영향

▣ 유속신호 강조효과

MR신호의 유속영상은 1951년 최초로 Suryan에 의해 관측되었다. 그

는 정지된 액체에서 보다 흐르고 있는 유체에서 나오는 MR신호가 훨씬 크

다는 것을 알았다. 이를 유속신호강조(flow-related enhancement or

paradoxical enhancement)라 한다. 이 현상은 영상 단면내의 정지된 부

분에서 나오는 포화(saturation)된 신호보다 새로이 포화 되지 않은 스핀

이 영상단면으로 흘러 들어가 발생시키는 신호가 더 크다는 것이다. 여

기서 포화란 수소신호의 모임인 세로축 자화 Mz가 그 최대값인 평형자화

M0보다 작은 값을 갖는 것을 말한다. 조직내의 자화 Mz는 영상을 얻기 전

에는 가장 큰 값인 M0를 갖고 있다.

MR신호를 수집하기 시작하면 조직내의 수소원자 스핀들은 반복된 RF파

형을 받게 되는데 한번 RF를 받은 자화 M의 z성분 Mz은 시간이 지남에 따

라 의 관계로 커진다. 반복시간 TR이 T1보다 충

분히 긴 경우는 Mz가 거의 M0와 같아 스핀들은 비포화(평형) 상태가 된다.

TR이 T1보다 짧으면 위 식에 의해 Mz이 최대값인 M0로 다 커지기 전에

RF에 의해 가로평면으로 누워 신호를 만들어야 하므로 포화 된 작은 신호

를 발생한다.

TR이 짧을수록 포화 된 정도는 커지고 따라서 MR신호는 작아진다. 단

면 선택 RF를 사용할 경우 영상단면 바깥스핀은 RF를 경험하지 않아 비포

화 상태로 남아있게 된다. 영상단면의 정지된 조직 스핀들은 반복해서

RF를 경험하므로 포화 되어 신호가 작은 반면 혈액이 영상단면으로 흘러

들어갈 경우 비포화 상태의 새로운 혈액스핀이 영상단면 내로 흘러 들어

오면 RF를 처음 받게 되므로 M0의 큰 신호를 낸다.


결국 유속을 지닌 혈액은 T1이완시간이 길어도 정지된 조직내의 다른 신

호보다 큰 신호를 낸다. 이 현상을 유속신호 강조효과 (flow - related

signal enhancement)라고 한다.

그림4) 에서 윗 쪽을 향한 화살표를 두께 dz의 단면을 선택하는 90o RF 파

형이라고 하고 이 파형이 반복시간 TR마다 되풀이되며 그림4) b, c, d에

서 ▨의 직사각형이 이들 RF파형에 의해 선택된 단면이라고 하자.

관속의 유체속도 V가 0일 때는 그림4, b) 선택된 단면 내의 모든 스핀이

정지 상태여서 관 속이나 바깥의 선택된 단면에서 나오는 신호는 모두 반

복되는 RF 파형에 의해 포화 된 상태이고 신호는 앞에서 설명한 수식에

의한 Mz의 크기를 갖는다. 관속의 유체속도가 RF파형이 반복되는 동안

모두 빠져 나오지 못했을 때 즉, V＜dz/TR 일 때는 관속의 스핀 일부 (그

림4, c)의 ■는 비포화 상태로 있어 Mz보다 큰 신호를 내고 다른 일부 (그

림4, c)의 ▨는 선택단면을 빠져나가는 동안 최소한 한번이상 RF 파형을

받은 신호로 비포화 신호보다 작은 신호를 낸다. 비 포화 된 상태의 (그림

4, c)의 ▨로 표시된 곳에서 나오는 신호는 이전의 RF파형을 받아 신호를

낸 후 TR동안 선택단면을 빠져나간 스핀들로 다음 RF파형에 의해 신호를

만들지 못한다. 혈관의 유속이 빨라서 TR동안 이전의 RF를 받은 스핀들이

모두 선택된 단면을 빠져나간 경우 (그림4, d), 즉 V＞dz/TR이면 다음 RF

파형에 의해 신호를 낼 선택된 단면의 스핀은 모두 새로 유입된 비포화 상

태의 스핀들로 가장 큰 신호를 낸다. 이 경우 V=dz/TR 보다 큰 유속을 가

져도 신호를 내는 비포화 상태의 스핀 체적이 늘지 않으므로 신호는 더 커

지지 않고 일정하게 된다. V=dz/TR 일 때의 속도를 임계속도(critical

velocity)라 부르기도 한다.


이 유속신호 강조효과는 단일단면 선택 영상 법 (single slice imaging

method)에서 가장 흔히 볼 수 있으며 다단면 선택 영상 법 (multi-slice

imaging method)에선 유체가 흘러 들어가는 쪽 단면의 영상에서 가장

현저하게 나타난다.

그림4) 유속신호 강조효과


① 유입 절편 현상(Entry slice phenomenon)

유속신호 강조효과는 다단면 선택 영상 법 (multi slice imaging method)

에서 유체가 흘러 들어가는 쪽 단면의 영상에서 가장 현저하게 나타나며,

그 이후의 단면들에서는 포화현상이 나타나므로 신호가 감소된다. 즉, 다

단면 선택 영상 법에서의 유속신호 증가는 유체가 유입되는 첫 단면에서

가장 크며 이러한 것을 유입 절편 현상 이라고 한다.

② 사전포화방법 (Presaturation)

유속신호증강효과는 비 포화 된 스핀이 영상단면으로 들어와서 생기는

것이므로 영상단면을 선택하기 전이나 영상정보 수집 전에 비포화 스핀에

의한 신호를 억제 시켜 주면 그 신호가 없어질 것이다. 이를 사전포화방

법 이라 하며, 영상선택단면 전에 사전포화 RF 파형을 가하면 선택단면으

로 들어오는 혈액은 사전포화 RF 파형에 의해 포화 되어 강한 신호를 내

지 못한다. 이 기법은 arterial pulsation에 의한 잔상(ghost artifact)을 줄

이고 혈전(thrombus)과 혈류를 감별하는데 이용되며 MR angiography에

서 혈관선택에 이용된다.

그림5) 혈류(동.정맥)의 사전 포화 기법


▣ 유속신호 감쇄효과

유속신호가 감쇄되는 경우는 스핀 반향 영상법 (spin-echo sequence)

에서 나타난다. 고주파스핀반향신호(RF spin-echo signal)는 그림6) (a)

는 혈관 속의 혈류속도 V≤dz/(TE/2)로 흘러 단면선택용적 90°RF pulsef

를 경험한 스핀 중 TE/2 동안 선택된 단면을 빠져나간 부분(그림 a의 “▨”)

은 180°RF pulse를 경험하지 못해 신호를 내지 못하고 단면을 빠져 나가

지 못한 부분(그림 a의 “▩”)은 180°RF를 받아 신호를 낸다. 이때 신호

를 발생시킬 수 있는 부분의 체적은 속도가 빠를수록 감소하여 그 신호가

감소되며 이를 유속신호 감소효과(wash-out effect)라 한다. 이러한 신

호감소효과는 영상용적 내에서 90°pulse를 받아 여기 된 스핀이

180°pulse를 받아 재자화 되기 전에 그 영상용적을 빠져나감으로써 영상

신호를 내지 못한다 (그림6). b)

그림 6) 유속신호의 감쇄효과 (씻김 효과)


이 떄 신호를 발생시킬 수 있는 부분의 체적은 속도가 빠를수록 감소 하여

신호크기(SI)는 V=0 일 때 SI0의 신호크기를 갖고 단면의 두께를 dz, 그리

고 혈류속도를 V라고 하면 혈관내의 신호의 크기는 다음과 같은 식으로

나타내진다.

김 효과를 줄이고 혈관신호를 강조하려면 단면두께(dz)를 두껍게 하고

TE를 줄여야 하고 영상 파형을 심장의 확장(diastole) 상태에 동기 시켜

혈액의 속도가 최소 일 때 영상정보를 얻어 영상의 질을 높여야 한다(밝은

혈관영상). 반면에 혈관신호를 보이지 않게 하려면 씻김 효과를 극대화 시

키면 된다.(검은 혈관영상)

4-4-2 유속의 MR 신호 위상에 대한 영향

스핀이 그림7)의 r 위치에서 움직이지 않는다고 하면 경사자계의 세기는

G x r이 되어 세차주파수는 γ x G x r로 주어지므로 T 시간 이후의 스핀 위

상 Φs는 다음과 같다.

-------(2)

반면에 스핀이 경사자계가 걸려있는 공간상을 지나가면 지나는 위치마

다 세차주파수가 점점 변하면서 위상의 변화도 생긴다. 예를 들면 t=0이

란 시간에서 위상이 0인 스핀이 일정한 속도 V로 경사자계 G가 걸린 공간

상을 방향을 바꾸지 않고 지나간다고 하자.

-----(1)


처음 스핀이 위치한 곳을 r이라 두면 t 시간 동안 스핀이 움직인 거리는 V

x t가 되고 이곳에서의 자장세기는 G x r(=G x V x t)가 되어 t이후의 스

핀 세차운동 주파수 f는 γ x G x V x t가 된다. 즉 세차운동주파수는 시간

에 따라 달라지는데 속도에 따라 다른 주파수를 갖 는다. 유속에 의한 위

상 Φv는 주파수 f를 시간에 대해 적분한 꼴로 다음과 같이 표현된다.

----------- (3)

만약 그림7)처럼 폭이 T이고 세기가 G인 경사자계를 가하면 위상 Φv는

정지된 스핀의 위상 Φs와는 다른 꼴인 다음 식과 같이 주어진다.

------------- (4)

스핀의 움직임에 의해 변하는 신호의 위상은 속도와 가해진 경사자계

의 세기에 비례하고 경사자계의 폭에는 제곱에 비례함을 알 수 있다. 여

기서 유속에 의한 위상은 경사자계에 의해서 조절되는데 이를 경사자계

에 의한 유속 부호화(flow encoding)라 한다. 경사자계가 끝난 다음부터

는 스핀이 움직여도 G = 0이므로 위상 Φv는 γGVT2/2 (t=T)에서 변하지

않는다. 이처럼 경사자계가 걸린 상태에서 스핀의 움직임은 위상의 변화

로 알 수 있는데 이 움직임은 환자의 움직임, 혈관내의 혈류, 액체상태의

분자가 불규칙적인 Brownian 운동에 의한 확산운동(random diffusional

motion)등도 포함한다.


그림7) 유체의 속도와 스핀의 위상관계


유속현상을 응용하여 가장 많이 쓰이는 곳이 환자진단을 위한 MR 혈관

영상이다. 이 영상에서는 혈관이 검게 보이기도 하고 밝게 보이기도 하는

데 이러한 현상의 원리를 파악하여 보기로 한다.

4-3-1 혈관이 MR 영상에서 어둡게 보이는 경우

(Black blood)

유속신호 증가 효과에 의해 밝아진 혈관영상에서 때로는 혈관을 혈관 아

닌 림프절이나 혈관의 혈전(thrombus)으로 부터 구별하기 어려운 경우가

있다. 또 유속신호의 증가로 잔상(또는 가상,ghost)이 생겨 혈관 주위의

영상에 나쁜 영향을 주기도 한다.

대개 유속신호 강조효과는 비 포화 된 스핀이 영상단면으로 돌아와서


생기는 것이므로 영상단면을 선택하기 전이나 영상정보 수집 전에 비포화

스핀에 의한 신호를 억제 시켜주면 이러한 나쁜 영향을 줄일 수가 있다.

그림8) 혈류의 사전 포화 기법

사전포화 방법(Presaturation technique)은 이를 위해 많이 쓰는 방법중

의 하나이다. 영상선택 단면을 선택하기 전에 사전포화 RF 파형으로 혈액

이 선택단면으로 들어오는 방향의 앞쪽을 포화 시킨다. 선택단면으로 들

어오는 혈액은 이미 사전포화 RF 파형에 의해 포화 되어 있어 영상 파형

의 RF에 의해 형성된 영상에서 밝은 신호를 내지 못한다. 그림12)는 동맥

과 정맥이 서로 반대방향에서 영상단면으로 들어 올 때 사전포화 RF 파형

을 영상단면 양쪽에서 미리 포화 시킴으로써 동맥, 정맥 모두가 최종영상

에서 어둡게 보이도록 하는 방법을 설명하는 그림이다. 또 위상의 퍼짐 효

과 (dephasing effect)에 의해 혈관이 어둡게 보일 수도 있다. 혈관 내

혈액들이 난류를 형성 할 경우 즉, 한 화소 내의 스핀들이 제각기 다른 속

도와 방향으로 움직이는 경우에는 영상정보 수집 시에 스핀들의 위상이

제 각각이어서 그 신호들의 대수합이 0에 가깝게 작아진다.


4-3-2 혈관이 MR 영상에서 밝게 보이는 경우

(Bright blood)

① 유체 유입 단면신호 증가효과 (Enterance-slice phenomenon)

다단면 영상 법(multi-slice imaging method)은 다음단계의 위상 부호화

경사자계를 가하기 위한 파형 반복시간 즉 TR을 기다리는 동안 다른 단면

의 영상정보 수집을 의한 영상파형을 끼워 넣는 방법이다. 예를 들어 생

체의 다단면 영상을 얻고자 할 경우 정맥은 선택된 영상단면에 수직이 되

게 왼쪽에서 오른쪽으로, 동맥은 오른쪽에서 왼쪽으로 통과한다고 하

자. 그림9) 1의 단면에서는 정맥의 비포화 스핀이 왼쪽에서 TR 동안 계

속 유입되므로 유속 신호의 증가효과가 나타나나 동맥은 오른쪽에서 흘러

들어오므로 이미 단면 2, 3, 4에서 고주파 파형을 경험한 포화 된 스핀이

유입되어 혈관의 신호가 증가하지 못한다. 마찬가지로 4 단면에서도 정

맥신호는 증가하지 않고 동맥신호만 증가한다. 단면 2, 3은 동맥, 정맥

모두 단면 1, 2에서 포화 되었으므로 신호의 증가가 없다. 다시 말하면

다단면 선택 영상법에서는 유속 신호의 증가가 유체가 유입되는 첫 단면

에서 일어난다.

그림9) 유체유입 단면신호 증가 효과


TR 동안 비포화 스핀의 속도가 빨라서 첫 단면을 지나 둘째 단면까지 흘

러가면 둘째 단면에서도 유속신호증가효과가 나타난다. 셋째 단면까지

흘러가면 역시 셋째 단면도 유속신호 증가효과를 볼 수 있다. 즉, 속도에

따라 유체가 유입되는 쪽의 단면에서부터 유속신호 증가효과가 나타난다.

② 짝수 반향신호 위상모임 (Even-Echo Signal Rephasing)

90o RF파형 후 180o RF 파형을 가하면 반향신호(echo signal)가 생기는

데 뒤이어 다시 180o RF파형을 되풀이해서 가하면 두 180o RF파형 사이

에서 또 다른 반향 신호들이 계속해서 발생한다. 짝수 번째 180o RF 파

형에 의한 반향신호를 짝수반향신호(Even-echo signal)라 한다. 이때

그림10)과 같이 정지된 스핀은 반향(echo) 중심에서 항상 위상 재정열이

되지만, 움직이는 스핀의 위상은 그렇지 않고 유속에 따라 달라짐을 볼 수

있다. 그러나 짝수번째 반향에서는 속도에 관계없이 다시 같은 위상으로

재 정열되는 형상을 짝수반향신호위상모임 현상이라 한다.

그림10) 짝수반향신호 위상모임


홀수반향신호로 얻은 영상에서는 혈관이 어둡게 나오나 짝수 반향신호

로 얻은 영상에서 혈관이 밝게 나오는 경우는 짝수반향신호 위상모임현상

때문이다. 이 현상을 이용하면 일정한 속도를 지닌 스핀들의 위상 흩어짐

효과를 줄일 수 있어 밝은 혈관영상을 얻거나 유속에 의한 영상 질 저하를

감소 할 수 있다.



자기공명 혈관조영술은 MR을 이용하여 혈관영상을 얻는 방법으로써 비

침습적이며, 혈관자체만의 묘사뿐만 아니라 기능적인 정보까지 제공한다

는 장점을 가지고 있다. 혈관을 영상화 하기 위해서는 어떤 기법을 사용하

던지 간에 혈관과 주위 조직간의 차이를 만들고 이를 적당한 방법으로 나

타내야 한다.

MRA는 혈관의 형태학적 정보를 비 침습적으로 제공하는 MRI의 한 분야

로 혈류의 신호강도를 최대화하고 정지된 물질에서 나오는 신호는 최소화

함으로써 양자간에 대조도를 극대화 시켜 얻은 영상들을 최대강도투사

(Maximum Intensity Projection, 이하 MIP)방법을 이용하여 영상을 얻는

다. 자기공명 혈관 조영술의 방법에는 크게 두 가지로 나눌 수 있는데 고

식적 혈관 조영술과 조영제를 사용하는 조영 증강 기법이다. 고식적 혈관

조영기법은 대체로 두 가지 방법으로 나눌 수 있다. 한가지는 Time-of-

Flight(이하 TOF)효과를 이용한 혈관 영상이고 다른 하나는 Phase

Contrast(이하 PC)방법에 의한 기법이다. 또한 조영제를 사용한 호흡정지

혈관 영상기법이 개발되어 임상적용의 범위를 넓혔다.

4-4-1 TOF (Time of Flight)

유속신호증강효과(Flow related enhancement)를 이용하여 특정 용적

(volume)내로 들어오는 proton의 map을 그리는 방법으로서 포화펄스

(Saturation pulse)에 의해 절편이 포화 되었을 때, RF Pulse를 경험하지

않은 비포화 상태의 새로운 혈액스핀이 영상 단면 안으로 들어오면 RF


Pulse를 처음 받게 되어 큰 신호를 내며 정상 조직에서는 작은 신호를 낸

다. 이를 이용한 방법이 Time-Of-Flight이다. 이 방법은 기존 영상기법과

같이 2D 영상기법과 3D 영상기법을 모두 사용할 수 있으며 2D TOF 혹은

3D TOF 라고 부른다.

기본적으로 어느 위치의 spin은 한번의 고주파(RF)로 선택(selection) 된

후 일정시간이 지난 후 검출(detect) 되는데 (readout), 이 시간간격 사이

에 spin의 위치이동이 있으면 시간흐름(time-of-flight) 효과가 나타나는

데 이러한 현상에 의해 혈류가 고 신호 강도로 보이게 된다.

4-4-1-1 2D TOF MRA 방법

기본적으로 혈류보상 gradient echo 영상 방법이다. 영상절편

(Imaging slice) 내에 있는 조직의 정지된 spin은 RF pulse에 의해 포화

(saturation)되어 있으나 imaging slice로 들어오는 혈류는 완전히 자화 되

어 고 신호 강도를 보이게 된다. 만일 imaging slice의 위, 혹은 아래에서

포화 pulse를 주면 (사전포화 : presaturation), 그 방향에서 들어오는 혈

류의 신호를 모두 없앨 수 있어 선택된 방향의 혈류만 볼 수 있게 된다.

영상에 영향을 미치는 요인으로는 1)혈류 속도, 2)혈류 방향, 3)혈관의

모양, 4)혈액 및 조직의 T1, 5)pulse parameters 등이 있다. Imaging

slice 내에서 혈관의 모양에 따라 신호강도가 달라질 수 있다. 혈관이

imaging slice 내를 비스듬히 달릴 때 혈액은 상대적으로 많은 고주파를

받게 되므로 slice 내에서 포화 될 수 있다. 따라서 imaging plane과 평

행하게 달리는 혈관이 잘 보이지 않게 되는 현상이 생길 수 있다. 만일

절편두께(slice thickness)를 매우 얇게 한다면 이러한 “in-phase signal

loss”를 감소시킬 수 있으나, 신호 대 잡음비(signal-to-noise ratio, SNR)


가 감소하는 단점도 있다. 그밖에도 급경사의 경사자계가 필요하게 되고

큰 혈류 보상 경사자계가 필요하여 TE를 증가시킬 수밖에 없는 제약이

있다.

그림11) 2D TOF MRA 모식도

그림12) 2D TOF MR angio 영상 (좌, 2D TOF base영상 우, 2D TOF MIP영상)


2D TOF MRA는 일정 두께를 가지는 절편을 순차적으로 scan한 후 영상

을 재구성하여 보여주는 방법인데 이때 짧은 TR(50msec), flip angle( 45

～60°), 짧은 TE(9msec)를 사용한다. 장점은 각각의 절편이 모두 주입

되는 절편이므로 유속신호강조효과를 최대화 할 수 있고, 3D 보다 절편두

께(slice thickness)가 두꺼우므로 검사시간이 짧다는 것이다. 따라서 비

교적 느린 혈류를 관찰하기에 용이하며, 협착부위에서 흔히 나타나는 난

류 (turbulance or votex flow)현상에 의한 신호 소실에 매우 민감하다.


2D TOF 방법과 마찬가지로 주입되는 혈류의 유속신호강조현상을 이용

하는 방법이나 3D TOF 방법은 2D 기법과 비교하여 다음과 같은 장점이

있다. 1)대체로 3D volume acquisition 기법은 더 좋은 신호 대 잡음 비

(SNR)를 기대할 수 있다. 2)매우 얇은 절편의 영상이 가능하여 voxel 크

기를 감소시키고 따라서 intravoxel dephase를 줄일 수 있다. 이러한 이

유로 두개강 내 혈관성 병변의 진단에 많이 이용된다. 2D acquisition 과

는 달리 3D volume acquisition 방법으로 imaging slice 대신 imaging

slab 이라는 용어를 사용한다.

그림13) 3D TOF MRA 모식도


3D TOF 기법의 영상에 영향을 미치는 요인으로는, 1)혈류 속도,

2)imaging slab 에 대한 혈관의 방향, 3)imaging volume의 크기 (slab

thickness), 4)pulse parameters 등이 있다.

혈류 속도는 혈류가 연속적인 RF 사이에 imaging slab을 모두 지날 수

있을 정도로 빨라야 주입되는 효과가 충분히 나타나 좋은 혈류 신호 강도

가 나타나게 된다. 혈류 속도가 느린 경우 imaging slab을 흐르는 동안에

포화 될 수 있으므로 혈류의 신호강도가 감소하게 된다. 느린 혈류는 여

러 상황에서 있을 수 있는데 폐쇄성 혈관질환, 정맥 혈전증, 동맥류 내의

복잡한 혈류 등이 그 예이다. 2D TOF 방법은 imaging volume이 상대적

으로 얇기 때문에 느린 혈류가 imaging slice 내에서 모두 포화 되지 않으

므로 정맥 혹은 말초부위의 혈관 등을 검사하는데 유리하다.

3D TOF MRA는 주파수와 위상방향 이외에 절편선택(slice selection)방

향으로 z축 부호화(slice encoding) 을 해줌으로써 3 dimensional

volumetric data를 획득하는 방식이다. 이때 slab의 두께는 약 5cm 정도

로 하고 그 slab내에서 60개 절편까지의 slice encoding을 한다. 장점은

큰 volume에서 신호가 나오고 3 dimensional k-space filling 을 하므로

SNR이 높고 절편두께와 pixel 크기가 작으므로 높은 공간 분해능의 영상

이 가능하다. 난류(turbulence)에 영향을 덜 받으므로 협착 부위의 신호

손실 또는 허상이 덜하다. 단점으로는 포화효과(saturation effect)에 더

민감하고 느린 혈류는 잘 포착이 안 되다. 따라서 혈류속도가 빠른 뇌동

맥(cerebral artery)의 관찰에 유용하고 뇌동맥기형(AVM), 동맥류

(aneurysm) 등의 진단에 사용된다.

자화 전이(Magnetization Transfer, MT)기법은 background 신호를 감

쇄시켜서 조직의 대조도(contrast)를 증가시키는데 쓰는 방법이다.

Gradient echo sequence에 off-resonance RF puls를 줌으로써 지방,

뇌척수액, 혈액 등의 신호에 변화를 주지 않고 근육이나 뇌의 회백질


의 신호강도를 감소시킬 2D 또는 3D TOF에 적용함으로 가는 혈관이 잘

나타난다. off-resonance기법은 물 분자의 공명주파수로부터 수 kHz 떨

어진 주파수를 center frequency로 하는 CHESS pulse를 사용하여 물 분

자의 신호는 포화 시키지 않으면서 거대분자의 비유동성 양성자들만을 포

화 시키는 방법이다. 이외에도 지방 소거법(fat suppression technique)

를 추가하여 지방에서 나오는 밝은 신호강도를 감쇄 시킨다.

2D TOF 에서와 마찬가지로 짧은 T1의 물질이 고 신호 강도로 보여 두개

강 내 아급성 출혈의 methemoglobin이 혈류와 유사한 고 신호 강도로 보

이거나 혈류의 신호에 겹쳐서 보이는 단점이 있다. 검사하고자 하는 부

위의 혈류를 고려하여 혈류가 포화 되지 않도록 imaging slab의 방향을

결정할 필요가 있다. 두개강 내 혈관의 검사를 위하여 횡축 slab 을 주로

사용하는데, 1)비교적 작은 volume에 circle of Willis의 대부분의 혈관을

포함시킬 수 있고, 2)밑에서 imaging slab 에 직각 방향으로 올라오는 혈

류가 완전히 자화되어 영상에 적합하기 때문이다.

a) 3D TOF base영상

b)3D TOF MIP영상

그림14) TOF MR angio 영상


4-4-2 PC (Phase Contrast)기법

PC방법은 스핀이 자장경사를 이동할 때 생기는 위상이동(phase shift)

현상을 이용하는 방법이다. 영상획득(aquisition)방법에 따라 2D혹은 3D

PC가 있다. 이 영상법에서는 통상 유체에 대해 양극성(positive polarity)

과 음극성(negative polarity)을 갖는 서로 다른 경사(gradient)를 적용하

는 두 개의 영상을 얻고, 각각에서 유발된 양성위상이동(positive phase

shift)과 음성위상이동(negative phase shift)의 혈류영상을 서로 감산

(subtraction)하여 혈류에 의한 신호는 증푹 시키고 정지조직으로 부터의

신호는 감소시키게 된다.(그림 15) 이 방법에서는 혈류속도의 분포에 따라

위상 부호화 경사(phase encoding gradient)의 크기를 조정하여 줌으로

써 위상이동이 ±180°이상이 되었을 때 유발되는 aliasing현상을 방지하여

주어야 한다. 혈류속도 부호화(velocity encoding, VENC)가 특징인데 조

절된 최대속도 이하의 혈류가 aliasing없이 영상에 나타난다. 즉 지정된

VENC이상의 혈류는 저 신호강도로 보인다. 또한 3D PC방법에서 혈류를

3방향으로 다 부호화(encoding)하여주기 위해서는 최소 4번의 영상을 얻

어야 함으로 영상시간이 길어지는 단점이 있다. 그러나 PC방법을 선택하

는 이유는 첫째는 우수한 baekground를 제거함으로써 저속 혈류 혈관들

의 검출에 이용할 수 있고, 둘째는 혈관 고유의 velocity-phase와 연관되

어 영상화 된 vessle들의 유동력에 관한 정보를 제공할 수 있다. 반면 TOF

기법은 종축자화(longitudinal magnetization)에 의한 차이 원리를

두고 있으며, PC기법은 횡축자화(transverse magnetization)에 의한 차이

에 원리를 두고 있다.


그림15) Phase Contrast Angiography (PCA) 영상원리

그림16) Phase Contrast Angiography (PCA) 영상



영상획득시간이 짧아 3D PC를 하기 전에 적절한 VENC를 찾을 수 있도

록 가능하게 하여 시간이 많이 걸리는 3D PC를 적절하게 할 수 있는 장점

이 있다. 제한적인 부위에서 속도 부호화(encoding)를 바꾸어 가면서 검

사를 할 수 있으며 여러번의 acquisition을 averaging 하여 허상 없는 영

상을 얻을 수 있다. 2D PCA는 TE/TR/flip angle/Venc = 8.7/33/20/30,

slice(slab) thickness = 20～70mm, FOV = 20cm, matrix = 256×192,

NEX= 8 등의 parameters로 scan을 하게 되며 Nex를 늘일수록 pulsatile

artifact는 감소된다. 간 문맥, 뇌척수류 검사와 위치 또는 VENC 등을 알

수 있는 목적으로 유용하다. Cine PCA는 2D PCA의 일종으로 cardiac

gating후 다양한 cardiac cycle에서 2D PC영상을 얻고 cine-loop mode

로 보여주는 방식으로 장점으로는 혈류 흐름을 역동적으로 잘 관찰할 수

있다는 것이다. 촬영후의 영상처리는 거의 쓰이지 않으며 촬영 후 바로 혈

관 촬영상이 관찰될 수 있기 때문에 검사를 하고 있는 동안에 이상 소견

부위를 확인할 수 있는 장점이 있으며 촬영시간도 보통 2～6분으로 먼저

전체상을 파악할 수 있고 심박동기와 결부시켜 박동류의 동태적 관찰에

적합하다. 그러나 다양한 재 투사영상이 불가능하고 voxel크기가 클수록

intervoxel dephasing이 증가한다는 단점이 있다.

그림17) 2D PC MRA 모식도


그림18) 2D PC MR angio 영상


경사자장 내에서 이동하는 혈류는 그 속도에 비례하는 위상이동(phase

shift)을 가지게 되는데 이 위상변화(phase change)를 이용하여 영상을

만드는 기법이 PCA이다. 같은 크기와 정반대극성을 가지는 bipolar

gradient를 Gx, Gy, Gz에 모두 걸어주면(flow encoding) 정지된 조직은

상쇄되어 없어지나 혈류는 velocity에 비례하는 위상이동이 생기게 된다.

이러한 위상의 shift정도를 이용하여 영상화하며 moving proton의 위상이

동이 클수록 즉, 속도가 빠를수록 밝은 신호강도를 나타낸다. 이때

bipolar gradient의 진폭(amplitude)와 지속시간(duration)을 조절함으로

써 혈류속도의 sensitivity를 변화시킬 수 있다. 이렇게 얻어진 정보(data)

를 유속 부호화(flow encoding)하기 전의 영상으로 감산(subtraction) 해

주면 moving proton 에 의한 영상(flow image)이 얻어지게 되어 혈관영

상이 가능하다. 이러한 감산으로 background 신호는 소실되고 혈류신호

는 두 배로 커지게 된다.


자장의 불 균질에 의해 background 위상이동에 차이가 있을 수 있으나 감

산하면 같이 소실되므로 무방하다. 이와 같이 background 소거가 완벽하

므로 다른 MRA 기법에서 단점으로 작용하는 짧은 T1 이완시간을 가지는

구 조 물 이 나 e n h a n c e d s t r u c t u r e 의 영 향 이 거 의 없 다 .

3D PC 영상에 영향을 미치는 요인은 1) 혈류 방향, 2)속도 encoding,

3)phase dispersion, 4)saturation effect 등이 있다.

만일 어느 혈관이 최대속도 이하로 부호화(encoding) 되었다면, 부호화

된 이상의 혈류는 저속의 혈류처럼 aliasing 되어 나타나게 되어 저 신호

강도로 보인다. 대체로 한 혈관에서 최대속도를 보이는 부위는 laminar

flow의 중심부이므로 혈관의 중심부가 저 신호 강도로 나타나게 된다. 매

우 낮게 속도 부호화를 하면 (20cm/sec) 빠른 혈류는 aliasing 되어 흐리

게 보이고, 속도가 느린 말초 혈관이 상대적으로 고 신호 강도를 보이게

된다. 이와 같이 PC 방법으로 혈류속도의 정량적 평가가 가능하여 검사하

고자 하는 부위, 혈관질환의 종류 (혈관내부에 저속 혈류가 있을 수 있는

aneurysm 혹은 AVM 의 저속 venous component 등)에 따라 속도 부호

화를 조절하여 검사할 수 있다는 장점이 있다. 한편 PCA는 느린 혈류의

검사에 유용하며 혈류 자체의 정량화(quantification)가 가능하다. mask

image와 x, y, z 방향의 flow image를 받아야 하므로 TOF 기법보다 대략

4배 이상의 검사시간이 필요하다는 단점이 있다. 더구나 x, y, z 방향으로

bipolar gradient를 주기 전에 각각의 mask image를 얻는 경우에 는 6배

이상의 시간이 필요하다. 또한 난류(turbulence)에 매우 민감하고 검사대

상 혈류의 최고velocity를 예측하여 입력하여야 하는 단점도 있다. PCA의

pulse sequence는 bipolar flow encoding gradient와 standard gradient

recalled echo(GRE) 이며 TE는 bipolar gradient를 추가해야 하므로 TOF

MRA때 보다 약간 길어져서 8.3 msec정도이다.


감산하여 재구성함으로 혈관을 뚜렷하게 나타내어야 하는데 포화효과에

덜 민감하므로 TR은 TOF 보다 짧게 사용할 수가 있어 30 msec 정도이다.

flip angle은 20～30°이며 Nex는 1～2회이다. PCA를 하기 위해서는

velocity encoding(VENC)이라는 변수를 입력해야 하는데 이것은 검사대

상 혈류에 최대로 근접한 velocity (cm/sec) 이다.(표 1) 이것은 velocity

범위를 지정하여 검사함으로써 최대의 신호를 얻기 위함이다. 즉 얻고자

하는 혈관의 혈류가 VENC 와 일치할 때 SNR 이 최고인 영상을 얻을 수

있다. 이러한 VENC는 bipolar gradient의 범위로 결정하게 되는데 180°까

지 phase shift시킬 flow velocity를 결정하는 것과 같다. 즉 실제의

velocity가 VENC보다 큰 경우 180°이상의 phase shift를 가지게 되고 이

것은 반대방향의 느린 velocity flow로 인식된다 (velocity aliasing or

phase wrap). 예를 들어 VENC를 30cm/sec로 설정했지만 실제 혈류속도

가 40cm/sec인 경우 이 혈류는 phase image(flow image)상 -10

cm/sec의 속도로 나타난다 (Aliased Velocity = VENC - Actual Velocity).

그러나 대체로 중심 혈류가 빠른 velocity를 가지므로 가장자리 느린 혈류

에 의해서 혈관의 margin은 잘 구분되다. VENC를 작게 줄수록 느린 혈류

에 더 민감한 영상이 얻어지므로 정맥(venous flow), 난류(turbulent or

vortex flow), 또는 가는 가지 혈관의 검사에 유용하고 크게 할수록

moving spin의 위상이동 작아져 빠른 혈류 외에는 background 와 구분이

잘 어렵다. 한 절편에서 동시에 서로 다른 VENC를 설정할 수도 있다.

PCA 질을 향상시키기 위한 방법으로서 조영 증강(contrast enhanced)

PCA를 이용할 수도 있는 데 이는 포화효과를 최소화하여 SNR을 높이기

위함이다. 이때 조영제의 농도와 신호강도는 비례하게 되는데 0.5

mmol/kg이상의 농도에서는 T2 이완시간의 shortening(T2* 효과) 이 와

서 신호강도는 오히려 감소되게 된다. 따라서 0.3 mmol/kg 정도의 농도가

적당하다고 하며 이때, 신호강도는 100%가 증가된다.


부 위

Circle of Willis

Vert / Basilar

Sagittal Sinus

Carotid

Renal

Arms / Legs

Hands / Feet

Vopt (Optimal Velocity Range)

60 – 80 cm/s, axial

30 – 45 cm/s, coronal

10 – 30 cm/s, sagittal

45 – 60 cm/s, sagittal

30 – 45 cm/s, axial

10 – 30 cm/s, coronal / sagittal

05 – 10 cm/s, coronal / sagittal

이 와 같이 혈류의 속도와 방향을 정량적으로 검사할 수 있다는 것이

PCA의 가장 큰 장점이 라고 하겠다. 반대로 두 번 영상을 얻어

subtraction 영상을 얻는 방법이므로 두 배 가까운 시간이 걸리는 단점이

있고 많은 시간이 걸리는 검사일수록 움직임에 따른 영상의 질 저하가 있

을 수 있다.

그림19) 3D PC MR angio 영상

표1) 각 부위별 Vopt의 수치


MRA 기법

2D TOF

3D TOF

2D PC

3D PC

장 점

속도가 느린 혈류에도 예민

하다.

영 상 획 득 시 간 이 짧 다 .

공 간 해 상 도 가 높 다 .

중간 또는 빠른 혈류에 민

감하다.

신호 대 잡음비가 높다.

영 상 획 득 시 간 이 짧 다 .

혈류의 속도나 방향을 알

수 있다.

경사자계를 조절하면 다양

한 속도를 가진 혈류를 영

상화 할 수 있다.

배경신호 억제가 아주 우수

하다.

포 화 효 과 가 거 의 없 다 .

단 점

영상절편과 평행하게 주행하는

혈관은 잘 보이지 않는다.

( I n-p l an e f l ow e f f e c t )

환자의 움직임에 예민하다.

T1 WI에서 고 신호로 보이는

물 질 이 혈 류 처 럼 보 인 다 .

정맥 같은 느린 혈류에 덜 예민

하다.

두꺼운 절편에서는 포화효과가

나타난다.

T1 WI에서 고 신호로 보이는

물 질 이 혈 류 처 럼 보 인 다 .


화적소가 크면 위상 분산이

커 서 신 호 가 감 소 한 다 .


혈류속도를 미리 예측하여야

한다.

영 상 획 득 시 간 이 길 다 .

와류에 의한 신호소실이 TOF

에 비해 심하다.

표2) 자기공명혈관조영술에 이용되는 각 영상 기법간의 장, 단점


4-4-3 조영 증강 자기공명 혈관 조영술

(Contrast Enhance MRA)

최근 Soft ware의 발전으로 TR/TE를 매우 짧게 함으로써 3D기법을 적

용하더라도 고해상도의 3D영상을 짧은 시간에 획득 할 수 있다. 이렇게

짧은 TR, TE를 사용하는 경우 heavily T1강조영상을 획득하게 되며 주변

조직들을 포화가 심하게 일어나서 아주 작은 신호를 만드는 반면 혈액은

조영제에 의해 상대적으로 포화가 적게되어 아주 우수한 대조도의 영상을

획득 할 수 있다. 한편 조영제를 원하는 혈관의 적절한 조영도를 얻기 위

해서 정맥을 주입하는 것이 중요하다. 조영제 주입 후 영상을 얻기 시작

하는 시간을 결정하는 것은 적절한 동맥영상과 정맥영상을 분리하는데,

중요한 역할을 하게 된다. 환자의 상태나 질환에 따라 순환시간이 차이

가 있으나 건강한 성인에 있어 조영제의 폐동맥에 도달시간은 3.7초, 대동

맥은 12.8초, 하지동맥은 15.2초로 각각 보고되고 있다. 필요에 따라 공

식을 이용하거나 조영제 1cc정도를 주입하여 1초 간격으로 연속촬영을

하여 검사 시작 시간을 결정하는 방법을 사용하기도 한다 (그림20). 비교

적 검사시간이 짧은 CE MRA의 장점은 1) 짧은 시간에 촬영이 가능하므로

multi phase 촬영 시 동맥기와 정맥기의 영상을 분리하여 관찰할 수 있으

며, 2) 호흡정지기법이 가능하므로 종전 MRA의 호흡운동에 의한 영상잡

음이나 영상의 흐름을 방지 할 수 있다. 3) 조영제의 T1 shortening 효과

로 촬영이 가능하므로 종전 MRA에서 와류나 역류 등에 의한 신호소실의

가능성이 배제되며, 4) 동맥 내 조영제의 순환에 따라 최종기관도 나타나

므로 복부에서 kidney등에서 perfusion의 차이를 알 수 있으며, 5) 종래

의 MRA보다 SNR과 CNR이 월등히 향상되는 장점이 있다. 그러나

1)18gauge이상의 도관으로 다량의 조영제를 정맥 주사하는 것이 필요하

며, 2) 촬영까지 적절한 시간차를 맞춰야 좋은 영상을 얻을 수 있으며, 3)

상대적으로 관찰면이 넓으므로 대조도는 좋으나 해상도는 나쁜 단점이 있

다. 경동맥 협착 정도와 복부 혈관에서 매우 유용하게 사용되고 있다.


기존의 magnetic resonance flow imaging에 비해 contrast-enhanced

MR angiography는 short acquisition time이 가능한 pulse sequence를

이용하므로 motion에 의한 장애가 적으며 검사시간 자체도 단축될 수 있

다. 또한 T1 shortening effect를 가지는 조영제를 혈류에 포함시킴으로

써 data acquisition plane 내에서의 spin saturation을 최소화 시킬 수 있

어 혈류의 방향과 무관한 acquisition plane의 설정이 가능하다. 즉,

acquisition plane을 transverse 하게 가로지르는 혈관의 영상화도 가능하

여 long vessel을 갖는 extremity나 aorta를 longitudinal plane으로 scan

할 수 있다. 따라서 data acquisition시 slice number를 최소화 할 수 있

고 acquisition time을 짧게 할 수 있다. 조영제를 포함한 혈류는 high

velocity나 turbulent flow에 의한 signal void를 보이지 않으므로 협착 부

위의 검사 시 혈류에 영향을 덜 받게 되어 혈류의 영상화가 아닌 혈관자체

의 영상화가 가능하다. 이러한 조영제의 특성으로 인해 기존의 혈류영상

에서 가장 문제시 되었던 협착정도의 overestimation을 줄일 수 있어

lesion 부위를 더욱 실제에 가깝게 관찰할 수 있다. 조영제를 이용하여

혈관을 영상화 할 경우 조영제의 주입 전후 영상을 subtraction 시킴으로

써 조영되지 않은 부분을 제거한 영상을 얻을 수 있다.

Contrast-enhanced MR angiography의 단점은 contrast bolus에 의해

조영된 soft tissue 나 venous structure가 영상의 질을 감소 시킬 수 있어

data acquisition time을 최대한 짧게 하여야 하고 대상 혈관의 최대 조영

시점에서 data acquisition이 이루어져야 하므로 scan timing을 정확히 맞

추어야 한다는 것이다. 또한 조영제 주입 전과 후의 영상을 subtraction

시켜 영상을 처리할 경우 환자의 움직임에 의한 화질의 저하가 생길 수 있

다. 장점은 동맥을 천자할 필요 없이 표재 정맥을 통해 조영제를 주입하

므로 환자의 고통이 덜하며 외래환자를 대상으로도 시행할 수 있다. 또

한 3D data acquisition이 가능한 pulse sequence를 이용할 경우 다양한

면에서 혈관의 삼차원적 구조를 검사할 수 있으며 복잡한 혈관의 위치 파

악도 할 수 있다.


Contrast-enhanced MR angiography를 시행함에 있어 중요한 요소는

pulse sequence, acquisition time & scan timing, contrast injection

method, post processing technique 등이다. 현재 널리 이용되고 있는

pulse sequence는 주로 3dimensional fast gradient echo technique이

며 여기에는 3D turbo FLASH, 3D FISP, 3D fast SPGR, 3D fast field

echo 등이 속한다. Short acquisition time을 이용해 반복 촬영하여 cine

imaging을 하는 경우는 (time-resolved contrast-enhanced MR

angiography) 주로 2dimensional fast gradient echo (2D turbo FLASH

등)를 이용하게 된다. 그 외에도 MR flow imaging에 사용되던 Phase

contrast technique 이나 time of flight technique을 이용해 좋은 결과를

얻을 수 있다. 조영제를 bolus injection한 후 대상 혈관이 최대로 조영

된 순간 central k-space에 data를 채우기 위해 scan의 시작 시점은 매우

중요하다. K-space의 중심(center)에는 low frequency data가 채워지

므로 화질의 대부분을 결정하게 되고 말단(periphery)에 채워지는 high

frequency data는 화질에 큰 영향을 미치지는 못하나 영상의 contrast (대

조도)를 결정하는 역할을 하게 된다. 따라서 central k-space filling

time을 최적화하는 것이 효율적으로 좋은 영상을 얻을 수 있는 방법이다.

이러한 최적의 scan timing을 구하기 위해 여러 가지 방법들이 연구되었

는데 대부분이 1～2 ml의 조영제 (test dose)를 bolus injection 한 후 대

상혈관 근처에서 1초 간격으로 영상을 얻어 time-intensity curve를 그린

후 peak enhancement time(Tp)을 측정하는 방법을 기본적으로 사용하고

있다.


그림20) 조영제 사용 시 time curve 식

그림21) Test Bolus Procedure


그림22) 조영 증강 MRA 영상


현재 contrast-enhanced MR angiography는 distal tibial artery level까

지 비교적 정확한 검사가 가능해 수술에 필요한 정도의 해상도는 충분히

제공한다. 특히 renal artery의 동맥 경화에 의해 신기능이 저하되어

Iodine 조영제를 대량으로 사용하는 digital subtraction angiography 후

dialysis가 필요한 경우 이 검사법의 유용성은 배가된다. 또한 환자가 외

래 내원 시 검사가 가능해 불필요한 입원을 줄일 수 있고 동맥 내로

catheter를 삽입하지 않으므로 환자에 대한 고통을 줄일 수 있다. 또한

data acquisition time을 아주 짧게 할 수 있는 pulse sequence를 이용 할

경우 반복촬영에 의해 contrast bolus에 의한 혈관의 조영 과정을 순차적

으로 관찰할 수 있는 cine image를 얻을 수 있어 혈류역학적 분석이나 복

잡한 혈관성 병변을 검사하는데 도움을 받을 수 있다(그림24)

4sec 8sec 12sec 16sec 20sec 24sec 28sec 32sec

그림23) Dynamic MRA

그림24) Dynamic CEMRA image


4-4-4 데이터 후 처리 기법

Data acquisition이 끝난 후 Postprocessing과정을 거쳐 원하는 대상혈

관을 더욱 잘 관찰할 수 있는데 이에는 주로 Subtraction 과 Maximum

intensity processing (MIP) Technique이 사용된다. 먼저 contrast-

enhanced image에서 non-enhanced mask image를 subtraction하고

다시 MIP reconstruction을 시행해 조영된 혈관만을 관찰할 수 있다. 3D

data acquisition을 한 경우 oblique MIP reconstruction에 의해 다양한

각도에서 혈관을 관찰할 수 있는데 이 경우 slice thickness에 따라 화질이

결정되므로 가능한 많은 slice number를 설정해 주어야 한다.

그림25) 최대강도투사(Maximum Intensity Projection)기법

기본적으로 2차원 자기공명영상 기법이나 3차원 자기공명영상 기법의

데이터는 3차원적 데이터구조를 가지고 있다. 2차원영상은 펄스시퀀스

변수에 따라 달라지지만 통상 평면 pixel은 1mm×1mm가량으로

isotropic하지만 slice방향으로는 2～3mm정도의 해상도를 가지므로

anisotropic하다.


3차원의 경우도 펄스시퀀스의 변수에 따라 다를 수 있지만 높은 신호 대

잡음 비로 1mm×1mm×1mm의 해상도로 isotropic한 voxel을 얻을 수 있

는 장점이 있다.

삼차원적 데이터를 2차원적인 평면상에서 표현하기 위해서는 어떠한 각

도이든 원하는 각도에서 데이터를 표현할 수 있어야 한다. 그림26) 은 밝

은 혈관 신호를 강조하기 위하여 최대 강도투사(Maximum Intensity

Projection, MIP)기법은 가장 많이 사용하고 있는 방법으로 각 영상절편을

쌓아올린 후 보고자 하는 방향에서 투사하였을 때 가장 강한 신호를 내는

화소만 골라 영상을 재구성하는 방법으로 혈관신호가 배경보다 약하거나

두 개 이상의 혈관이 겹칠 경우 약한 신호강도의 혈관은 보이지 않게 된다.

이런 경우는 원래의 영상절편(source images)을 참조하는 것이 좋다.

그림26) MIP Reconstruction




5-1 Magnet

5-1-1 영구 자석( Permanent Magnet)

5-1-2 상전도 자석(Resistive Magnet)

5-1-3 초전도 자석(Super Conductive Magnet)



5-3-1 Z축 경사자계

5-3-2 X축 경사자계

5-3-3 Y축 경사자계

5-3-4 Combined 경사자계

5-4 RF 코일

5-4-1 고주파 코일

5-4-2 코일의 종류



5-6-1 Start-up

5-6-2 Image acquisition

5-6-3 Imaging processing


5-7-1 Storage capacity

5-7-2 Operating system

5-7-3 Memory system

5-8 RF Shield room


5-10 냉각장치

5. MR Instrumentation

1946년 미국의 bloch와 purcell에 의해 NMR현상이 발견된 이후, 현재

MR 장치는 매우 빠른 속도로 발전하고 있으며 진단가치 또한 가장 높은

장비로 각광 받고 있다.

MR 검사실은 크게 magnet room, console room, computer room 등과

같은 3개의 방으로 구성되어 있다 (그림1).

그림1) MR실의 기본 구성

MR Instrumentation

Magnetic room은 gantry(bore)와 환자용 테이블(couch)로 구성되어 있

다. Bore는 외부로부터 주자장(main magnetic field)을 만드는 1차 코일

이 있고 그 안쪽에 정 자장을 균일하게 만드는 2차 코일인 shim 코일, 경

사자계 코일, RF 발신 및 수신코일이 있다. Console room 에는 operator

console이 있다. 그리고 computer room에는 각종 cabinet (x, y, z

gradient amplifier) 과 data 저장장치, 항온 항습기, 냉각수 공급장치, 극

저온 냉각장치 등이 있다.

MR Instrumentation

5-1 Magnet

5-1-1 영구 자석( Permanent Magnet)

영구형 자석이나 초전도형 자석의 자장형태는 매우 비슷하다. 초기 자석

은 철로서 제작되었는데 페라이트(아철산염) 자석이라고 하였다. 1930년

대에는 철, 알루미늄, 니켈, 코발트를 합금 시킨 ‘alnico’라는 합금자석으

로 제작되었는데, 이것은 페라이트 자석보다 좀 더 자장의 세기를 높일 수

있었다. 이렇게 상업용 자석 제작이 활성화되고 최근에는 희토류계 산화

물 자석이 소개되어 예전보다 훨씬 강한 세기의 자석을 만들고 있다.

그림2-1은 전형적인 영구자성체를 사용하는 MR 장치를 나타낸다.

이것은 폐쇄 공포증이 있는 환자에게 편안함을 주고 소아 검사 시 부모가

함께 있을 수 있게 제작되어 개방형 장비라고 일컫는다. 그림2-2는 다양

한 형태의 자성을 띤 벽돌이다.

그림2-1 그림2-2

MR Instrumentation

영구자석 MR 장치의 단면은 주자장이 상하 두 개의 벽돌로 만든 틀에서

발생된 자장에 의해 형성되는 것을 알 수 있다. 이 주자장은 거대한 iron

yoke에 의해서 유지가 되는데 iron yoke는 MR 장치가 신호를 변조하고

구성하는 기능을 하며 주자장의 강도를 증가시킨다. 일반적으로 영구자

석 MR장치에는 shim 코일이 없는데, 그 이유는 주자장의 균일도 형성은

양극을 조절함으로써 이루어 지는 특성이 있기 때문이다 (그림3).

그림3

자장의 형성은 강자성체 세라믹 재료를 벽돌 사이즈로 제작하여 서로 상

극으로 나누어 전자장내에 극을 하전 시켜서 자장을 발생시킨다. 한번

자화 시키는데 있어서 벽돌들은 한 쪽 극이 1M 정도의 높이로 약 2개에서

5개 층이 쌓인 형태로 제작된다. 따라서 작은 벽돌 하나하나가 만든 자

장이 모여서 커다란 자장을 형성한 구조물을 만들기란 그리 쉬운 것이 아

니다. 이러한 특성으로 인해 자장의 세기가 큰 상태에서 만약 한 개의 벽

돌 위치가 잘못된다면 부적합한 자장이 발생되는 결과를 초래할 수 있는

위험성이 있다.

MR Instrumentation

5-1-2 상전도 자석 (Resistive Magnet)

상전도 자석은 솔레노이드에 전류를 흘려 자기장을 형성한 후 검사를 한

다. 솔레노이드는 긴 도선을 원통 표면에 나선모양으로 촘촘하게 감은 것

이며 솔레노이드 내부에서의 자기장 선은 솔레노이드의 중심 축에 평행하

게 형성되고 그 결과 솔레노이드의 내부장은 균일한 자장을 형성하게

된다 (그림 4).

그림4) Solenoid- type

상전도 자석은 솔레노이드의 코일에 직류전류를 흘려 자장을 형성하며

도체의 저항에 의한 전류 손실은 열로 발산된다. 따라서 발생된 열(저항)

을 냉각시키기 위하여 대용량의 냉각수 공급장치가 설치되어야 하고 안정

된 전류를 흘리기 위한 직류전원장치가 필요하다. 또한 상전도 자석은

shimming을 하는데 다소 어려움이 있고 자장형성 속도가 서서히 진행이

되기 때문에 쉽게 자장을 상실할 수 있는 위험성을 갖고있다. 반면에 무

게가 4,000~9,000kg정도로 초전도 자석과 영구 자석보다 가벼워 설치가

수월한 이점도 있다.

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5-1-3 초전도 자석(Super Conductive Magnet)

초전도 자석장치의 규모는 약 폭 3m, 높이 3m, 길이 5m정도 이다. 이

렇게 큰 이유는 주자장의 코일을 낮은 온도로 유지시키는데 필요하고, 극

저온의 상태에서 복합성 단열 chamber들이 작동하기 때문이다 (그림5).

그림 5) 초전도 자석 MR 장치의 구성도

모든 도체는 절대 온도인 -273°C(0°K)에서 전기저항이 사라지는 초 전

도체가 되며 이러한 초전도체로 전자석을 만들면 초전도 자석(super-

conductive magnet)이 된다. 이러한 초전도 현상을 만들기 위해 극저온

을 유지하여야만 하는데, 그러기 위해 액체상태의 온도가 약 -269°C인 액

체헬륨을 냉매로 사용한다. 초전도 체는 주로 니오비움티타늄 합성물질

로 만든 코일을 사용한다. 이러한 초전도 체 코일을 액체헬륨 속에 놓고

전류를 흘리면 전기저항이 없으므로 높은 전류를 흘려 고 자장을 만들 수

있으며, 한번 전류를 인가한 후 폐 회로를 만들면 손실이 없으므로 코일의

전 류는 외 부전원의 인가 없이 지속적으로 흘러 고 자장을 유

지 한다.

MR Instrumentation

초전도형 자석의 냉매로 사용되는 액체헬륨은 액체에서 기체로 기화

(boil-off)되는 온도가 –269°C이다. 냉매로 사용된 액체헬륨은 외부온도

의 영향으로 기화되어 밖으로 배출 되는데 이를 일정기간 마다 보충해 주

어야 한다. 이러한 손실을 줄이기 위해 자석은 외부온도와의 차단을 위해

그림 5와 같이 많은 단열 층으로 구성되었으며, 실내온도와의 차이를 줄

이고자 중간 냉매로서 액화질소를 사용하기도 한다. 또한 자석 내부온도

를 낮춰 액체헬륨의 손실을 더욱 줄이기 위해 가스헬륨을 냉매로 사용하

여 약 -250°C까지 냉각하는 극저온 냉동기를 설치하기도 한다.

초전도 자석은 냉매인 액체헬륨의 부족이나 초 전도체의 불안정, 액체헬

륨 보충작업 시 액체헬륨 보다 높은 온도의 헬륨가스가 자석 내에 유입될

때는, 높은 전류가 흐르고 있는 초 전도체 코일은 초전도 상태를 상실하게

된다. 이를 quench라고 하며 초전도 상태를 잃은 코일에 흐르는 전류는

코일의 저항 때문에 높은 열을 내면서 사라지고 액체헬륨은 이로 인해 기

화되어 버린다. 액체헬륨이 기화되면, 부피가 700배 정도로 커지므로 순

식간에 엄청난 양이 발생되며 이 기체를 즉시 배기하기 위한 설비(vent

pipe)가 magnet room에 설치되어야 한다 (그림 6).

그림6) Quenching

MR Instrumentation

이와 같은 quench가 발생되면 고가의 냉각제를 증발시키는 손실이 발

생하므로 초전도 자석의 설계나 설치에 있어서는 충분한 대책이 강구되어

야 한다. 초전도 자석은 quenching으로 인해 파괴되는 일이 거의 없지만

재가동에는 많은 시간과 경제적인 손실이 발생된다. 초전도 자석은 고가

의 액체헬륨을 주기적으로 공급해야 하므로 운영 및 유지비가 많이 드는

단점이 있으나(최근 들어 수년에 한번만 헬륨을 보충하는 장치가 개발되

어 나오고 있다) 고 자장을 발생시킬 수 있어 영상의 고해상도, 짧은 검사

시간, spectroscopy, functional MRI등 특수기법이 가능하기 때문에 각광

을 받고있는 방식이다.

그림 7)은 주자장에 대한 shim 코일, 경사자계 코일, RF 코일의 위치를

나타낸 것이다.

그림 7

환자가 들어가는 bore 입구에 인접한 보조자장 코일은 경사자계 코일이

다. 이 코일은 대개 전기적 유도체로서 검사부위의 protocol에 의해 진행

이 될 때 아주 짧은 시간 내에 on/off하여 변조된 경사자장을 형성한다. 경

사 자장과 주자장 장치 사이에 shim 코일이 위치한다.

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일반적으로 shim 코일은 상온에서 유지되나 좀 더 강한 자장 내에선 저

온유지장치 내에 보관된다. 주자장은 상자성 shim 코일보다는 초전도성

shim 코일일 때 좀 더 균일한 자장을 형성한다. 고자장(1 Tesla 이상)의

자석에서는 자장의 세기가 컴퓨터의 모니터나 X-ray 장비와 같은 외부의

각종 장비에 영향을 끼치므로 이를 차단하기 위한 자장차폐(magnetic

field shield)를 해야 된다. 자석을 철판으로 감싸는 수동적 차폐(passive

shield) 방법과 초전도 코일 바깥쪽에 반대방향의 전류를 흘려 외부로 나

가는 자장을 상쇄시키는 능동적 차폐(active shield) 방법이 있다.


인체내의 proton을 자화 시키는 자장의 크기는 자석내부의 위치에 따라

그 크기가 일정하지 않으면 일정한 공명주파수와 경사자장을 만들 수 없

게 된다. 자석이 만드는 자장은 자석의 내부구조 및 자석이 놓여있는 건

물의 철근, 주변의 여러 자성물질 등의 영향으로 인해 불 균일 해진다.

이런 불 균일한 자장을 균일한 자장으로 만드는 것을 shimming이라고 하

며 수동적 방법 (passive shimming)과 능동적 방법(active shimming) 그

리고 두 가지 방법을 함께 사용하는 혼용방법 (hybrid shimming)이 있다.

자장의 세기를 측정하는 가우스 측정기(Gauss meter)로 자석 내부 일정

공간 통상 ; 50㎝ DSV(-Diameter of Superficial Volume)로 자장을 측정

한 다음, 컴퓨터로 그 균일도와 보상에 필요한 철 편의 양과 위치를 계산

하여, 손바닥만한 얇은 철 편을 자석의 내부 벽에 붙여서 균일도를 개선하

는 방법이 수동적 shimming 으로써 주로 1 Tesla 이하의 장비에서 사용된

다.

MR Instrumentation

능동적 shimming은 자석내부에 여러 방향으로 코일이 감긴 shim tube

를 설치하고 각각의 코일에 매우 안정된 직류전류를 흘려 여러 방향으로

자장을 발생시켜서 주자장의 균일도를 개선하는 방법이다. 일반적으로 이

방법을 단독으로 사용하지는 않고 먼저 수동적 shimming으로 균일도를

개선한 다음 마지막 과정에서 능동적 shimming을 사용해서 shimming을

마무리하는 혼용shimming이 일반적이며 주로 1.5Tesla 이상에서 사용된

다.

Shimming은 ppm이라는 단위를 사용한다. 1.0T자장에서 shimming 이

±0 이면 정확한 자장 균일성이 형성된 것이고 ±1ppm이면 ±1µT의 편차범

위가 발생되는 것이다. 일반적으로 6개의 코일로 구성된 초전도자석이

형성하는 자장은 ±100ppm정도의 균일성을 나타내는데, shim 코일을 사

용하면 ±10ppm정도로 향상시킬 수 있다. 고해상도의 영상이나 fat

suppression기법을 사용할 땐 매 주 혹은 매 월 자장의 균일성을 점검할

필요성이 있다.

MR Instrumentation


기계와 환자가 움직이지 않는 상태에서 자석에 의한 주 자장의 세기를

위치에 따라 일시적인 경사를 만들고 공명주파수를 다르게 하여 위치 정

보를 얻을 수 있게 하는 경사자장 발생장치는, 크게 magnet 내부의 원통

에 감긴 X, Y, Z축 세 쌍의 경사자장 코일과 이 코일에 전류를 흘리는 경사

자장 신호 증폭기 (gradient pulse amplifier)로 구성된다 (그림8) .

그림8) 경사자계 코일(3쌍)

그림9)와 같이 Z축 경사자장 코일에 일정 시간동안 전류를 흘리면, 경사

자장 코일이 만드는 자장과 같은 극성의 주자장 방향은 자장의 세기가 더

욱 커지고, 주자장과 반대극성을 만드는 경사자장 코일쪽의 세기는 감소

하여 자석 중심으로 위치에 따라 자장의 세기가 경사진 모양으로 만들어

진다. 즉, 경사자장(gradient field)이 만들어지며 이때 공명주파수는 경사

자장의 크기에 따라 크거나 작게 변화된다.

MR Instrumentation

그리고 특정위치에 해당하는 고주파 신호를 라디오 주파수 코일(RF-coil)

을 통하여 인가하면 그 단면의 proton만이 공명을 일으킨다. 즉 단편 구분

(slice selection)이 된 것이다 (그림9).

그림9 양쪽 코일에 흐르는 전류의 방향이 반대면,

점선과 같은 주자장의 세기가 경사자장이 된다.

이렇게 Z축으로 선택된 특정단편만 공명을 일으켜놓은 상태에서, 이 특

정단편의 Y축 코일에 잠시동안 전류를 인가하면 전류가 흐르는 동안 Y축

의 위치에 따라 공명주파수가 변화하게 되며 전류를 끊으면 다시 원래의

주파수로 일정하게 회전한다. 그러나 잠시동안 Y축을 따라 크기가 다른

자장을 경험한 proton들은 그 공명주파수가 다시 일정해졌어도, 회전위상

(phase)의 크기가 Y축의 위치에 따라 변화되어진 상태에서 회전을 하게

된다. 즉 proton의 회전주파수는 일정해도 빠른 위치에서 회전하는

proton이 보다 좀 느린 위치에서 회전하는 proton 등으로 위치에 따라 위

상 값의 변화가 생긴 것이다. 이것을 위상 부호화(phase encoding)이라

한다 (그림10).

그림 10 위상 부호화(phase encoding)

MR Instrumentation

Z축으로 선택된 단면이 위상 부호화된 상태에서 신호를 발생할 때, X코

일에 잠시 전류를 인가하면 X축을 따라서 proton의 회전 주파수가 변화되

어 (frequency encoding이 된 상태), proton 위치에 따라 주파수가 다른,

여러 주파수의 복합된 신호를 한꺼번에 방출하게 된다. 이 신호를 수집

하여 주파수를 구별하면 X축으로 위치를 알아낼 수 있게 된다.

이와 같이 경사자장의 역할은 X, Y, Z의 축으로 공명주파수 및 위상의 변

화를 일으켜 위치정보를 얻을 수 있게 하는 중요한 일을 한다. 만약 경사

자장의 세기가 계산된 값보다 크면 그 방향으로 길쭉한 타원모양의 영상

이 얻어진다(위치에 따라 변화되는 주파수 및 위상의 변화가 더욱 크게 일

어나게 되고 주파수 및 위상의 크기는 화면상의 위치를 결정하는데, 큰 주

파수 신호는 작은 주파수 신호보다 화면상에서 위치정보가 더 먼 곳에 위

치되므로 결국 그 방향으로 타원모양이 된다). 경사사장의 크기가 불규

칙적으로 인가되면 영상은 위상 부호화(phase encoding) 방향으로 번져

서 ghost 또는 smearing artifact의 형태로 나타난다.

경사자장의 크기는 자석 중심에서 1M 떨어진 지점의 자장의 세기를 얼

마나 변화 시킬 수 있는 가로 표시된다. 25mT(250G)만큼 변화를 시킬

수 있으면 25mT/M로 표시한다. 또한 최대 경사자장까지 이르는 시간도

매우 중요하며 rising time(µsec) 또는 slew rate(T/m/s)로 나타낸다. 경

사자장은 짧은 시간(1ms이하의 rising time)에 높은 전류를 경사자계 코

일에 흘려서 주자장의 크기를 강제적으로 변화시킨다. 자석 안쪽(bore)

을 구성하는 재질은 전기가 흐르는 도체로서 자장의 변화가 있으면 전류

가 유도되어 와류(eddy current)가 발생하게 된다. 경사자장 코일에 의

한 주자장의 변화는 자석 bore에 와류를 만들고자 하는 경사자장 과는 반

대 방향으로 생긴다. 따라서 이를 보상하여 원하는 경사자장을 만드는

것을 와류보상(eddy current compensation)이라 하며 화질을 좌우하는

중요한 요소이다.

MR Instrumentation

와류보상 방법으로는 경사자장펄스 원래의 모양에서 발생하는 양만큼

더하여 인가하면 손실을 상쇄시킬 수 있게 된다. 또 다른 방법은 경사자

장 코일의 바깥쪽에 반대 방향의 전류를 흘리는 코일을 붙이면 외부로 나

가는 경사자장의 세기를 서로 상쇄시켜서 양을 대폭 감쇄 시킬 수 있다.

이를 능동적 경사자장코일(active gradient coil)이라 부르며 일반적으로

위의 두 방법을 모두 사용하여 보상하게 된다.

경사자장은 잠시동안만 인가되는 펄스 모양의 전류에 의해 발생되며 이

를 경사자장 펄스라 부른다. 경사 자장 증폭기는 사용자가 선택한 촬영

매개변수에 따라 computer의 조절에 의해 경사자장 파형 발생장치

(gradient waveform generator) 가 만든 펄스를 경사자장 코일에 흘릴 수

있는 큰 전류로 증폭하는 장치이다.

검사 중 발생하는 소음은, 자석이 서로 밀고 당기는 힘을 갖는 것처럼 경

사자장 코일이 만드는 경사자장이 주자장과 서로 밀고 당기는 자력이 발

생하여 경사자장코일은 코일이 감겨있는 원통 지지대에 커다란 충격을 준

다. 이때 ‘탕 탕 탕”하는 소리가 발생하게 된다.

경사자장증폭기와 경사자장 코일의 성능은 자석의 자장세기가 정해진

상태에서 장치의 영상성능을 결정하는 매우 중요한 요소로서, EPI (Echo

Planar Imaging)와 같은 고속촬영기법을 위해서는 더욱 높은 전류를 더욱

빠르고 안정되게 흘릴 수 있어야 하므로 지속적인 개발이 진행중이다.

MR Instrumentation

그림11

5-3-1 X축 경사자계

약간의 둥그런 형태로 양쪽 벽으로 코일이 설치되어 있다(그림11). 따

라서 환자의 양측면 자세의 영상을 얻을 수 있으며 위의 Z축 경사자계와

비슷하다. 단면설정이 횡단면(coronal) 방향일 경우 X축 경사자계가 위상,

혹은 주파수 부호화 방향으로 설정된다.

그림12

MR Instrumentation

5-3-2 Y축 경사자계

Y축 경사자계 코일은 bore의 위쪽과 아래쪽으로 1쌍이 설치가 되어있어

서 환자와 수직방향으로 영상이 얻어진다 (그림12). 역시 발생방법은 같

으며 횡단면 영상일 경우 X ,Y 경사자계는 각 화소에서 나오는 신호위치

가 어딘지를 정확하게 파악해 준다.

5-3-4 Combined 경사자계

각 경사자계에 전류가 흐르면 독립된 단면영상을 얻을 수 있을 뿐 아니

라 3쌍의 경사자장을 합성하면 영상, 즉 사위상의 자장이 형성되어 사위

면의 영상을 얻을 수 있다 (그림14).

그림14

MR Instrumentation

5-3-3 Z축 경사자계

Z축 경사자계 코일은 한 쌍의 코일로 양쪽 끝 실린더에 감겨있다 (그림

13). 균질한 자장이 형성되면 위상 혹은 주파수 부호화에 의해 Z축을 따

라서 영상단면을 얻을 수 있다. 만약 횡단면의 영상이 얻어지면 이때의

Z축 경사자계를 단면설정 경사자계(slice selection gradient)라 한다.

그림13

5-4 RF 코일

5-4-1 고주파 코일

자석이 만든 외부자장에 자화되어 라모어(Lamour) 주파수로 회전하는

proton에 동일한 주파수의 RF Pulse를 인가하면 공명현상이 일어나

proton은 신호를 방출한다. 코일은 이 RF-pulse를 인가하고 proton으로

부터 신호를 받는 안테나 역할을 한다 (그림15).

그림15: RF-pulse에 의해 proton은 Mxy면에 누워 회전한다.이 회전하는

Mxy신호가 코일에 전류를 유도 시킨다(코일에 직각방향으로 자석

이 회전하므로 발전기와 같이 자기유도의 법칙에 의해 전류발생)

RF코일은 두 가지 type이 있다. Homogeneous 코일(head, body,

ext remity 코일과 같은 RF를 송.수신하는 기능을 가진 코일)과

inhomogeneous 코일(표면코일과 같은 수신기능만이 있는 코일)이 있다.

MR Instrumentation

환자에게서 나오는 MR 신호는 2가지 요소, signal과 noise로 구성되어

있다. Signal은 단지 단면영상에서 나오는 것이지만 noise는 코일에 의해

발생이 된다.

5-4-2 코일의 종류

► Quadrature 코일 (circularly polarized 코일)

전류를 줄이고 신호 대 잡음비를 증가시켜 뛰어난 영상을 만들도록 고안

한 RF코일이다 두개의 코일을 90° 회전시키면 분리되는 동종코일로 만들

어 졌으며 tissue magnetization의 두 transverse component간의 위상차

를 조화시키는 작용을 한다. 따라서 이론상 소요RF전력의 50%정도로 90°

pulse를 만들어 낼 수 있다.

► Body 코일

Body 코일은 인체 모든 부분의 영상을 얻을 수 있고 경사자계 코일내부에

둘러싸여있다.

역시 송, 수신 기능이 있으며 body 코일과 경사자계가 하나의 시스템으로

이루어진 것도 있다.

► Head 코일

Head 코일은 두부검사 시 사용된다

전형적인 quadrature birdcage head 코일은 neck 코일에 부착할 수 있다.

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► Surface 코일

RF 코일은 RF를 송신하고 수신하는 기능을 한다. 하지만 그 중 한 가지 기

능만을 제공하는 코일이 surface 코일이다. 이 코일은 피부와 근접한 인

체에 대해 높은 SNR영상을 얻는데 사용이 된다. 다양한 크기와 형태가

있으며 extremity, T-M joint, orbit, prostate, breast 처럼 특수 부위에 맞

게끔 제조된 코일들이 있다.

► Array 코일

넓은 부위를 촬영하기 위해 수신코일을 크게 만들면 감도가 떨어지게 되

므로 가능하면 촬영부위에 근접시킬 수 있는 모양으로 작게 만들어야 한

다. 최근에는 다수의 수신코일을 배열하여 그 신호를 합성하는 array 코

일을 사용한다. Array 코일은 수신코일의 장점인 고감도와 body 코일의

장점인 넓은 촬영영역을 모두 갖게 되므로 우수한 영상을 얻을 수 있다.

Array 코일 내에 있는 각각의 surface 코일은 각자 amplifier, receiver,

memory board를 작동하며 그 신호를 합성하여 한 영상에 나타낸다

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RF 시스템은 주파수 합성기(synthesizer), RF power amplifier, pre

amplifier, coupler 등으로 구성되어 있다. RF 코일에 필요한 RF pulse는,

촬영 매개변수(parameter)가 결정되면 computer의 계산에 의해 그 모양

이 만들어지고 변조기(modulator)에서 공명주파수 신호를 만드는 신호발

생장치(signal generator)의 출력이 변조된다. 이 신호는 경사자장에 의

해 위치에 따라 공명주파수가 변화된 일정단면을 선택할 수 있는 특정 주

파수 성분을 갖고 있는데, 이를 선택적 라디오 주파수 펄스(selective RF

pulse)라 한다. 특정주파수 성분을 갖는 이 신호는 RF amplifier에서 증

폭되어 코일에 인가된다. RF amplifier는 방송국의 송신기와 유사한 장

치로서 RF pulse를 증폭하여 proton을 필요에 따라 90°또는 180°로 RF

코일을 통하여 여기(excitation)시키게 된다.

RF코일은 RF pulse를 송신한 다음 인체에서 나오는 미약한 신호를 받아

서 RF pre amplifier로 보내준다. 이 신호는 pre amplifier에서 증폭

(50∼100 dB 정도)되고 복조기(demodulator)에서 신호처리를 거친 다음,

아나로그 신호를 컴퓨터가 처리할 수 있는 디지탈 신호로 변환시켜주는

ADC(analog to digital converter)로 보내 digital data가 되며 영상을 재

구성하는 컴퓨터로 전달된다. 코일은 RF pulse를 인체에 인가하기 위해

RF amplifier에 연결되기도 하고 인체로부터의 신호를 증폭하기 위해 Pre

amplifier에 연결하기도 한다. 이 과정은(1∼5msec 정도) 매우 빠르게

이루어지므로 특별한 전자 개폐기가 필요하며 T/R(transmitter/receiver)

switch라 부른다. coupler는 RF signal의 전송방향을 조절하는데 쓰인다.

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일반적으로 영상 획득과 구성 절차가 operating console에 의해 이루어

진다. MR 영상을 보여주는 모니터, scan 조건과 scan 상황을 보여주는

판넬과 키보드로 구분되어지며 CT와 같이 operating console을 응용하여

MR console를 제작하였기 때문에 거의 유사한 모습을 하고 있으나

image acquisition control은 크게 차이가 있다. MR 장치가 CT 장치와

비교했을 때 장치작동과 영상 재구성 과정이 비슷하지만 원칙적으로 다른

부분은 다음과 같다.

5-6-1 Start-up

1. Power on/off – 통상 시스템에 전기를 공급하는 스위치 형태로 되어 있

다.

2. Emergency off - 긴급통제기능은 강자성체 장치에선 결코 사용하면

안된다.

3. Intercom – 검사 중 환자와의 의사소통을 위한 것이다.

4. CRT control – 비디오 모니터의 밝기, 대조도, 전원공급 역할을 한다.

5. Annotation – 알파벳과 특수키로 환자와 영상에 관련된 정보를 입력한

다.

MR Instrumentation

5-6-2 Image acquisition

1. Tuning control – 컴퓨터 명령어 수행 하에 여러 개의 키 입력이 환자

또는 영상화 하는 부분에 맞추어 시스템의 공명주파수를

조절하기 위해 설계되어 있다.

2. Pulse sequence – operator는 검사하는데 사용되는 partial

saturation, inversion recovery, spin echo, 경사자계

echo를 선택할 수 있다.

3. Repetition time(TR) – TR이 길어지면 검사시간이 길어진다. 하지만

더 길게 했을 경우 하나의 scan으로 복합 sequence기법을

사용하여 더 많은 영상단면을 얻을 수 있다.

4. Inversion time(TI) – 이것은 반전회복 pulse sequence 기법에서 사

용 되며, TI가 길수록 T1 강조영상이 된다.

5. Echo time(TE) – 반전영상과 스핀에코기법에서 사용되며 길수록 T2-

강조영상이 된다.

6. Number of view – 화소 수는 보통 128 혹은 256을 사용하며 더 클수

록 해상력은 증가하나 검사시간이 증가된다.

7. Number of excitation(NEX) – 신호획득수 혹은 신호에 대한 여기수라

고도 하며 이것이 클수록 신호 대 잡음비가 제곱근에 비례

해서 증가되고 검사시간은 정비례한다.

8. Field of view(FOV) - FOV를 감소시키는 것이 공간 분해능을 증가시

키지만 signal acquisition이 증가하면 신호 대 잡음비가 커

진다.

9. Slice thickness – 단면두께 감소는 부분 용적현상의 감소로 공간분해

능이 좋아지며 신호획득을 증가하면 적절한 신호 대 잡음

비를 유지한다.

MR Instrumentation

5-6-3 Imaging processing

1. Window width/level – 보여지는 영상에 대해 대조도와 회색 단계별 농

도를 조절한다.

2. Cursor on/off – 조이스틱이나 트랙 볼 혹은 마우스로 커서를 화면에

위치 시킨다.

3. Region of interest(ROI) – ROI는 측정하고자 하는 부분의 계산, 평균

치 각 화소의 표준수치를 알고자 할 때 사용된다.

4. Zoom – 영상을 확대하는 기능으로써 몇몇 장비는 확대율이 고정이 되

어 있으나 그 밖의 장비는 유동적이다. 단지 눈에 보이는 영

상을 확대했을 뿐 CT 장비와는 달리 보고자 하는 부분의 영

상을 확대하여 재구성하는 것은 불가능하다.

5. Profile/histogram – 막대그래프나 히스토그램처럼 보고자 하는 부분을

축으로 삼아 해당 화소들의 수치를 좌표로 나타낸 것이다.

6. High light – 주어진 영상 내 특정부분을 강조하기 위해 픽셀들의 밝기

를 조절할 수 있다.

7. Collage – 한 화면 내에 재구성된 여러 이미지를 축소하여 나열할 수가

있는데 획득하고 재구성하는 MR 특성상 아주 필요한 기능이

다.

MR Instrumentation


MR 장치에서 사용되는 컴퓨터의 기본사양은 보고자 하는 영상의 수와

MR 신호 특성상 저장공간이 커야 하며 기초데이터를 빠르게 획득하고 영

상 재구성하는데 사용되는 수많은 데이터를 저장하기 위해서는 속도가 빨

라야 한다. 영상 재구성 과정에 소요되는 시간은 5초 이내여야 한다.

5-7-1 Storage capacity

MR 영상은 다른 의료영상과 비교했을 때 많은 양의 데이터가 만들어진

다. 예를 들어 심장 MR 검사일 경우 128 x 128 매트릭스에 50개의 영상을

필요로 한다. 만약 각 화소가 2바이트라면 총 데이터 용량은 1.6MB가 되

는 것이다.

지속적인 컴퓨터의 발전과 더불어 MR장치에 사용되는 컴퓨터의 용량은

최소한 Main CPU는 64GB, memory는 256MB, RAM, main system은

4.3GB driver 정도는 갖추어져야 할 것이다..

5-7-2 Operating system

Operating system은 데이터 획득, 영상 재구성, 계산된 영상 전처리을

동시에 수행하기 위해 복합적인 기능을 갖춰야 한다. 이를 위해선 다양한

프로그램이 하드웨어적으로 설치가 되어야 하지만 이로 인해 해당 프로그

램을 사용할 때 속도가 떨어질 수 도 있다.

이상적인 operating system은 하드웨어 혹은 소프트웨어끼리의 에러를

최소화 하여야 한다.

다른 console에서 검사가 진행되는 동안 또 다른 console에선 그 검사

에 대해 review하기 위해서 operating system은 다양한 기능이 지원되어

야 한다.

MR Instrumentation

5-7-3 Memory system

저장장치는 메모리와는 별도로 장기간 데이터를 보관하는 보조적인 역

할을 하는 장치로서, disk와 tape가 많이 사용된다. Disk는 magnetic ,

floppy , optical disk 등이 있는데, magnetic disk는 computer의 운영체

제 등 동작에 필수적인 프로그램이나 데이터를 저장시키는데 사용되며 다

른 저장장치에 비해 고속동작이 가능한 저장 장치이다. Floppy disk는 타

저장장치에 비해 저 용량, 저속이기 때문에 간단한 데이터의 백업(back-

up)등에 사용되며, 특히 개인용 computer에 널리 사용된다. Optical disk

는 대용량의 저장장치로서 읽고 쓰기가 모두 가능한 것과 한번 쓰고는 읽

기만 가능한 것 등이 있다. 따라서 MR장치에서는 MOD(Magnetic

Optical Disk)와 DAT(Digital Audio Tape) 등 두 가지를 선택적으로 사용

한다.

5-8 RF Shield room

환자로부터의 MR 신호는 미약한 전파와 같아서 일반 방송용 전파를 차

단하지 않으면 양질의 영상을 얻을 수 없다. MR 장치 주변에 고주파 발생

장치가 있으면 noise 발생을 유발하여 화질저하의 원인이 되며 MR 영상

에 영향을 줄 수 있다. 그러므로 영상의 화질관리를 위해 외부로부터의

영향(고주파)을 차폐 해야만 한다. 방법으로는 약 2mm두께의 얇은 동판

으로 검사실을 둘러싸서 차폐한다

MR Instrumentation

그림16 검사실 차폐

고주파 차폐는 10~100MHz정도의 모든 전자기파에 대해서 최소

100dB이하로 감쇠가 충족되어야 한다 (그림16). 공명주파수(1Tesla에서

는 42MHz, 1.5Tesla에서는 63.86MHz)에서 외부의 전자파 감쇄 율은

90dB 이상이 필요하다. 이 shield room에 문제가 있어서 공명주파수 근

처의 외부 전파가 RF 코일에 검출되면 영상에서는 위상 부호화 (phase

encoding) 방향으로 line이 나타난다. 검사실로 들어오고 나가는 모든

케이블도 고주파 신호를 차단하는 고주파 신호 감쇄기를 거치게 해야 된

다.

그림17 RF Shield 측정기

MR Instrumentation


컴퓨터실의 온도와 습도는 항상 일정하게 유지되어야 하므로 그림 18과

같은 항온 항습기 시설이 필요하다. 일반적으로 온도는 22℃±2℃, 습도

는 50%∼60% 정도로 유지한다. 에어컨을 밤사이 꺼놓고 아침에 켜게

되면, 실내온도가 급격히 변화하게 된다. 이러한 급격한 온도변화는 실

내 습기의 결로현상을 일으켜서 컴퓨터에 나쁜 영향을 끼치게 된다. 그래

서 에어컨은 24시간 켜놓는 것이 좋다. 습도가 높으면 각종 전자부품의

수명을 단축하고 고압회로에선 누설전류로 인해 고장의 원인이 되며, 습

도가 너무 낮으면 정전기 방전 등으로 부품의 파손 우려가 있으므로 적정

습도를 유지해야 한다. 액체헬륨의 주입시에는 헬륨가스가 누출되어 촬영

실 내부에 산소량이 부족할 수 도 있으므로 내부공기와 외부공기를 순환

할 수 있는 환기장치를 에어컨에 부착 시키는 것이 좋다.

그림 18 항온항습기 에어컨

MR Instrumentation

5-10 냉각장치

초전도 자석을 사용하는 MR 장치는 초전도 상태를 계속적으로 유지하기

위해서는 액체헬륨이 필요하며, 그 가격이 리터 당 약 1만원 내외의 고가

이므로 소모를 줄이기 위해서는 극저온 냉동기(refrigerator)(그림19)를 사

용하는데, 이 냉동기의 응축기(compressor)에 외부에서 냉각수를 별도로

공급한다. 또한 경사자계 power amplifier와 경사자장 코일에는 고 전류

가 흐르게 되며 이로 인해 많은 열이 발생하게 된다. 이러한 열을 식히기

위해 장비에 따라 공기로 식히는 것과 물로 식히는 두 가지 방법이 있는데,

물로 식히는 경우 냉각수 공급장치를 사용하게 된다. 냉각수 장치가 실외

에 위치하였을 경우에는 동절기 동파방지를 위한 제반조치로 부동액을 일

정량 사용하되 사용량은 지역에 따라 다르나 서울의 경우 약 30% 정도로

한다. 실내에 설치할 경우에는 운영도중 물이 넘치는 경우가 생겨 MR 장

치에 직접적인 피해를 입힐 수도 있으므로 물 넘침 센서를 이중으로 설치

하여 물 넘침 발생시 인입 밸브를 자동적으로 차단시키고 경고음을 내도

록 하여 급히 수리되도록 해야 한다.

냉각수 공급장치의 효과적인 성능을 위해 냉각수 속에 있는 이 물질을

제거하는 수세 필터(water filter)가 필요하며 이는 주기적으로 교체하여

청결히 유지되도록 해야 하고 교체 시기는 병원의 급수 수질에 따라 달라

질 수 있으나 약 2주에 한 번씩 교체 하도록 한다. 수세관(water pipe)의

경우 외기 온도와의 차이로 인한 결로현상이 발생할 수 있으므로 단열재

를 사용하여 보온처리를 해야 한다.

MR Instrumentation

그림19 극저온 냉동기(shield cooler)

MR Instrumentation







6-4-1 Head

6-4-1-1 Brain tumor

6-4-1-2 Degenerative atrophy (변성, 위축성 질환)

6-4-1-3 Cerebrovascula disease

6-4-2 SPINE의 일반적인 MRI 적용

6-4-2-1 Cervical disc herniation (경추간판 탈출증)

6-4-2-2 Lumber disc herniation

6-4-2-3 Spinal stenosis(척추관 협착증)

6-4-2-4 Spondylolysis and Spondylolisthesis

6-4-2-5 Spinal cord tumor(척수종양)

6-4-2-6 Syringomyelia (척수공동증)

6-4-2-7 Spinal cord injury (척수손상)

6-4-3 Musculoskeletal disease

6-4-3-1 Hip joint

6-4-3-2 Shoulder joint(견관절)

6-4-3-3 Knee joint

6-4-4 Hepatobiliary disease

6-4-4-1 Hepatic tumor

6-4-4-2 담도 결석

6-4-4-3 담도 종양


MR image에 있어서 gray scale은 signal intensity와 직접적으로 관계가

있다. 어떤 structure의 signal intensity는 그것의 T1 relaxation time과 T2

relaxation time, blood flow, 그리고 proton density등 4가지 요소에 의해

좌우된다. 이것은 영상의 음영도를 결정하는 중요한 parameter로써 이들 4

가지 parameter의 각각에 대한 정보를 다양한 pulse sequence 의 방법에

의해 영상화 할 수 있다는 데에 MR의 특징과 장점이 있다. MR 영상에서

signal intensity가 높은 structure는 밝게 나타나고 중간정도의 signal

intensity나 낮은 signal intensity는 각각 회색, 검정 색으로 어둡게 나타나

게 된다. spin echo pulse sequence는 보통 두 가지 type으로 사용되는데,

하나는 short repetition time (TR 200-1000msec)과 short echo time을

사용하는 T1 weighted image이다. T1 weighted image에서는 CSF와

cortical bone, air그리고 혈류가 빠른 혈액 등은 무시해도 될 만한 signal을

가지지만 안와(orbit)의 지방(fat)이나 scalp(두피) 그리고 bone marrow 등

은 매우 높은 signal intensity를 가진다. 뇌조직은 중간정도의 signal

intensity를 가지는데 gray matter가 white matter보다 약간 어둡게 나타난

다.

또 다른 일반적인 type의 SE sequence는 보통 여러 개의 TE와 long TR

(2000 ms 이상)를 갖는다. 통상적으로 long TR sequence에 short TE와

long TE를 사용하여 두 image를 얻고 있다. long TR short TE image의

signal intensity는 proton density와 깊은 관계가 있다. 이 image에서는

fat이 밝게 나타나는 것에 비해서 CSF는 dark한 signal을 보이며, gray

matter와 white matter는 중간정도의 intensity를 나타낸다.

Gray matter에 비해 약간 낮은 signal intensity를 가지는 white matter는

어둡게 나타난다. air와 cortical bone, 또는 흐름이 빠른 혈액은 검정색으

로 나타나는데 그것은 signal이 검출되지 않기 때문이다.

Long TR, long TE image에서의 signal intensity는 T2와 가장 관계가 깊

다. T2 weighted image에 있어서 CSF는 white matter와 gray matter의 어

두운 signal에 비해 밝은 signal intensity를 나타낸다.

MR Clinical Application

Cortical bone과 air, 그리고 빠르게 흐르는 혈액은 무시해도 좋을 만큼

signal이 약하다. T2 weighted image에서의 Fat은 proton density image

에서의 signal보다 낮은 강도의 signal를 나타낸다. 전체적으로 낮은 S/N비

를 가지는 T2 weighted image 는 같은 sequence 의 proton density

image 에 비해 거칠게 보이지만 뇌 영상에 있어서 T2 weighted image 는

매우 유용하다. 그것은 demyelination, edema, 그리고 tumor infiltration

등은 영상에서 high signal intensity를 나타내어 정상조직과의 확실한 대조

도를 보여주기 때문이다.


비침습성 imaging technique인 MRI는 거의 모든 환자와 거의 모든 환자

상태에서 사용될 수 있다. Brain MRI검사에 있어서 aneurysm clip을 제외

한 vascular clip과 정형 외과적 이식물질, 치과적 충전물질 그리고

ventricular shunt등을 가진 환자도 검사를 받을 수 있다. 비록 금속이

artifact의 원인이 되지만 head image의 quality나 환자의 안정성에 큰 영

향을 미치지는 않는다. 커다란 치과 교정기구만 아니면 대부분의 치과적 충

전물질은 cerebral image에 아주 적은 영향을 줄 뿐이다. MR에 있어서 금

기 사항은 몸 속에 상전도 물질이 있는 경우로 예를 들면 두개 강 내의

aneurysm clip이 있거나 눈 속의 이 물질로서 그것이 자장에 의해 움직여

주변 조직에 damage를 줄 가능성이 있는 경우, 그리고 자장 내에서 작동

이상을 일으킬 수 있는 인공 심장 박동기를 가지고 있는 경우 등이다. 임신

한 환자의 MR검사는 고 자장과 RF energy가 태아에 미치는 영향이 아직

명확하게 확인 되지 않았으므로 신중을 기하여 결정하여야 한다. 폐쇄공포

증이 있는 사람은 MR 검사에 적합하지가 않다. 왜냐하면 긴 MR 검사시간

을 참을 수 있는 그들의 능력이 의문스럽기 때문이다.



Gadolinium 을 이용한 post enhancement image는 거의 모든 tumor에

서 routine으로 사용되는데 tumor와 주위 edema의 구별, 양성교종과 악성

교종의 감별, 조직검사를 위한 정확한 종양부위의 파악 등을 위해서 주로

시행된다. MR에 있어서 상자성체인 Gadolinium-DTPA는 CT에 있어서의

정맥 주사용 조영제와 유사하다. 이때 조영 증강의 양상이나 기전은 CT의

그것과 같으나 MR에서의 조영 증강은 대체로 CT에서 보다 훨씬 더 예민하

게 나타난다. Gadolinium-DTPA 는 체중 1Kg 당 0.1 m mol정도를 IV하여

사용하는데 이것은 0.5 mol/l 주사액의 0.2 cc에 해당된다.

T1 weighted image에 있어서 조영제는 blood-brain barrier가 결핍되어

있거나 불완전한 상태인 structure들의 signal intensity를 증가 시킴으로써

enhance되게 하는 것이다. 조영 증강이 되는 부위는 거의 틀림없이 종양세

포를 가지고 있다고 할 수 있으나, 조영 증강 자체는 BBB(blood brain

barrier)의 이상에 의해 조영제의 혈관 외 유출(extravasations)을 보여주는

것이지 종양조직을 직접 나타내는 소견은 아니다. 바꾸어 말하면 BBB가 손

상되지 않은 종양은 enhance 되지 않는다고 말할 수 있다. T1 weighted

image에서 정상적으로 enhance되는 structure는 cavernous sinuses,

pituitary gland, infundibulum, sinus mucosa, 그리고 dural reflection과

작은 vein들이다. 정상 뇌조직과 혈류가 빠른 혈관들은 enhance 되지 않는

다.


6-4-1 Head

6-4-1-1 Brain tumor


뇌종양의 분류는 조직학적인 소견, 환자의 나이 및 종양의 최초발생 위치,

그리고 해부학적인 부위등에 따라 다양하게 분류될 수 있다. 뇌종양의 분류

는 Zuelch와 Rubinstein 의 분류법을 지역별로 사용해 오다가 종양의 명칭

과 분류를 일원화하기위한 연구가 거듭되어 1979년 첫 번째 분류가 완성되

어 뇌종양의 표준 분류법으로 사용되었다. 그 후 전자현미경 검사 및 급속

히 발달한 방사선학적 영상발달에 따라 많은 새로운 지견이 추가 되었고 새

로운 조직학적 특성을 가지는 종양들 혹은 과거에 생각했던 것과 다른 기원

이 밝혀지는 등 많은 변화가 있었다. 그 결과 1992년 WHO의 뇌종양 분류

의 개정안이 나오게 되었다.

뇌종양의 발생빈도를 보면 glial cell(아교세포)로 부터 유래한 glioma가

33.1%로서 제일 빈발하고 신경세포(neuron)로 부터 유래한 종양은 0.6%

에 불과하다. 그 밖에 meningioma(뇌척수막종)21.5%, pituitary

adenoma(뇌하수체 선종)15%, neurinoma(신경초종)8.9%순으로 호발한

다. glioma, meningioma, pituitary adenoma, neurinoma가 뇌종양 전체

의 78.5%를 차지한다.

* Brain tumor의 분류와 발생

* Brain tumor의 MRI 적용

MR은 환자 position의 변화 없이 axial, sagittal, 그리고 coronal등 세 방

향의 image를 얻을 수 있고 연부 조직의 대조도가 CT보다 훨씬 우수하다

는 점에서 CT보다 잇점을 갖는다.

MR에서는 CT에서와 같이 brain의 검사에서 axial image를 가장 일반적으

로 얻는다. coronal plane은 sella와 juxasella area를 검사할 때 사용된다.

axial이나 coronal image에서는 양쪽 side의 비교 관찰이 가능하며 sagittal

image는 midline structure의 검사에 매우 유용하다. sella tumor, pineal

mass, brainstem tumor, verman mass, 그리고 congenital malformation

을 관찰하기에 용이하다.


MR의 direct sagittal image는 CT의 reformatted sagittal image보다 좋

은 해부학적 해상도를 제공해준다.

일반적으로 뇌종양은 허혈증, 경색, 부종등과 함께 T1 강조영상에서 약간

의 낮은 신호강도 (slightly low signal intensity)를 보이나 동등신호강도

(iso-signal intensity)로도 나타나므로 정상조직과의 대조도가 T2 강조영상

만큼 확실하지는 못하다. acoustic neuroma나 meningioma와 같은 두개

강 내부의 extra-axial tumor는 T1 weighted image에서 인접한 brain과 매

우 유사한 signal intensity를 갖는다. T2 weighted image에서는 이러한

Tumor들은 CSF의 high intensity signal에 의해 가려져서 종종 구별하기

어렵게 되는 경우도 있다. Gadolinium DTPA를 사용한 T1 weighted image

에서는 이러한 명백하게 enhance되는 Tumor들은 쉽게 구별될 수 있다. 또

한 유사한 signal intensity를 갖는 tumor 주변의 edema는 tumor와 쉽게

구별이 되지 않는다. Gadolinium DTPA의 IV는 비정상 혹은 불완전하거나

blood-brain barrier가 결핍된 intracerebral tumor의 이러한 부분

을 enhance 하여 결과적으로 T1 weighted image에서 high signal

intensity를 내게 한다. intracerebral tumor의 enhance된 부분의 주위를 싸

고 있는 edema는 enhance 되지 않는다. 그러나 enhance된 tumor와 주변

edema사이의 경계면이 tumor의 바깥 margin이라고 반드시 정의할 수는

없다. 그것은 edema의 내부에도 blood-brain barrier가 완전히 변화되지

않아 enhance되지 않는 tumor가 존재할 수 있기 때문이다. 따라서 뇌종양

의 MRI검사에는 많은 경우에 T1 weighted image에서 병변 조직이 정상처

럼 보여지는 위 음성(false negative)이 나타날 수 있으므로 T1 weighted

image, T2 weighted image, Proton density image 등을 얻는 것은 물론

MRI용 조영제인 Gd-DTPA를 사용한 조영 증강영상도 함께 얻어 병변의 묘

출 능력을 향상시키고 병소의 크기 및 위치 등을 정확하게 나타내어 MRI의

임상적 이용가치를 높이고 있다.


a. Glioma (신경교종)

Brain의 glial cell에서 기원한 종양이며 형태학적으로 cell의 type에 따라

성상 세포종(astrocytoma),상의세포종(glioblastoma),희돌기교세포종

(oligodendroglioma)등으로 다시 분류된다.

일반적으로 glioma의 T1 과 T2 이완시간은 모두 연장되므로 T1 weighted

image에서는 low signal intensity 영역으로 나타나고 T2 weighted image

에서는 high signal intensity로 나타난다. 따라서 glioma에 동반하는

edema 등도 T1치 가 비슷하여 낭포의 경계가 불분명하거나 묘출하기 어려

우며 T2 weighted image에서도 부종 또는 낭포와의 감별이 곤란한 경우가

있으므로 Gd-DTPA를 투여 후 T1 weighted image를 얻는 것이 바람직하

다.


b. Meningioma (수막종)

수막종은 중추신경계에 발생하는 원발성 뇌종양중 glioma 다음으로 호발

하는 양성종양으로 대부분 중년기에 발병한다. 수막이 경수막과 연수막으

로 구분되어 기원하는 세포도 다르겠으나 일반적으로 수막종은 지주막육아

(arachnoid granulation)에서 발생된다. 수막종의 육안적 소견은 보통구형

(global)이고 경막(duramater)에 견고하게 부착되어 있으며 주위조직과는

뚜렷한 경계를 이루고 있다. 수막종의 MRI적용은 Glioma와 같이 T1, T2치

가 길어지지만 많은 경우에서 정상뇌조직과 같은 T1, T2치를 나타내는 경우

도 있으며 뇌척수액에 둘러싸인 수막종은 묘출이 곤란한 경우가 있어 반드

시 Gd-DTPA를 사용해야 한다. 수막종의 MRI적용은 두개 내 이외의 부위

의 진단이 용이하고 병변이 정맥동내로 진전되는 상태를 묘출할 수 있다는

잇점이 있다.


c. Pineal tumor (송과체 종양)

일반적으로 송과체종양이라고 하면 배아종(germinoma)을 가리키는 경

우가 많으며 시교차부(opticchiasm),제3뇌실 저부등에 발생한 경우 이소성

송과체종(ectopic pinealoma)라고 한다. 송과체 종양은 제3뇌실후부에서

발생하여 중뇌수도(cerebral aqueduct)를 조기에 폐색하여 수두증을 일으

키게 된다. 송과체에 종양이 생기면 단순 두개골 촬영상 25-75%에서 송과

체 칼슘침착이 있으며 송과체 석회화의 크기가 어느 방향으로든 10mm 이

상이면 비정상임을 의심해야 한다. 송과체 종양의 진단은 최근 MRI에 의해

해부학적으로 정확히 규명되므로 혈관조영술 없이 진단할 수 있다.

d. Lipoma

지방종의 호발부위는 뇌교(pons) 전면으로 부터 후각고랑(olfactory

gloove)에 이르는 중앙선 뇌량(corpus callosum)의 등쪽(dorsal side)등이

며 특히 뇌량주변에 생긴다. 임상적으로 과반수가 특히 증상이 없으며 나머

지 과반수에서는 간질이나 기능저하, 성격변화 등이 나타난다. MR에서의

지방종은 T1,T2 weighted image 에서 모두 high signal intensity로 나타난

다.


e. Metastatic brain tumor

전이성 뇌종양은 전체 두개강 내 종양의 양 10-15% 를 차지하며 암 환자

의 약 25-30%가 병중에 두개강 내 전이를 일으키는 것으로 알려져 있다.

원발 부위는 lung cancer가 가장 많고 유방암,위장관암, 자궁암, 신장암,

간암 등의 순이며 원발 병소를 알 수 없는 경우도 있다. 전이암의 경우 원발

성 뇌종양이나 다른 공간점유 병소와 구별이 어려우며 임상 소견만으로는

진단에 어려움이 있으므로 병력을 잘 알아야 한다. 대개의 전이성 종양은

피질하에 위치하고 빠르게 성장하며 작은 경우에도 주변에 광범위한 부종

을 동반한다. 전이성 뇌종양의 MRI적용은 원발성 뇌종양, Abcess, infarct,

출혈과의 감별진단에 도움이 되며 일반적으로 뇌실질전이의 가장 전형적인

소견은 둥근 종괴와 주변 부위의 부종이며 다발성인 경우가 많다. 전이성

뇌종양에서의 Gd-DTPA 투여후 소견은 대게 낭성인 환형 조영증강을 보

이며 급성출혈에 의해 종양자체는 잘 안보이는 경우가 있으므로 Gd-DTPA

를 반드시 투여한다.


f. Pituitary adenoma

전체뇌종양의 15% 정도를 차지하며 30-50세 성인에게 호발 한다. 뇌하

수체 선종이 터어키 안 내에서 발육되면 터어키 안저의 침하,dorsum sella

의 비박화 및 터어키 안의 확대가 일어나며 터어키 안저가 완전히 파괴되어

종양이 접형골동 내로 탈출하거나 접형골 하벽을 파괴하여 비인후부로 진

전하는 경우도 있다. 유즙분비나무월경등 내분비 이상에 의해 발견되는 뇌

하수체 선종은 직경 10mm이내의 microadenoma로서 단순 X-선 촬영에

서는 진단할 수 없으며, CT의 coronalsection에서 안장가로막(diaphragm

sellae)의 편위, 뇌하수체경(pituitary stalk)의 편위 등이 나타난다. 단순 X-

선 촬영 및 CT에 비해 MRI는 선명한 상을 얻을 수 있고 두개골의 artifact가

없으며 특히 고 자장 MRI에 의한 microadenoma의 진단율도 증가하고 있

다. 하수체 선종의 일반적인 MRI 소견은 T1 weighted image에서 low

intensity로서 나타나지만 T2 weighted image 에서는 다양한 형태로 묘출

되고 종양의 내부구조는 균질이지만 낭포 형성, 출혈, 석화화를 동반하는

것이 있고 시상면, 관상면 등에 의해 종양 상방이나 외측으로부터의 진전이

나 시신경교차, 시상하부, 해면 정맥등으로의 진전이 잘 묘출된다. 뇌하수

체선종에서 GD -DTPA를 주입하면 정상조직은 조영 증강되고 종양은 증강

효과를 나타내지 않는 경우가 있으므로 세심한 관찰이 요구된다.


성공적인 SELLA의 검사법은 관상면(coronal plane)을 위주로한 protocol

과 microadenoma감별을 위한 역동적(danamic) 검사법이 사용되어야 한

다.

g. Calcification (석회화)

종양 내 석회화는 oligodendroglioma, craniopharyngioma에서 가장 많

이 나타나며, meningioma, ganglioglicoma, ependymoma등에서도 종종

나타난다. 석회화는 CT에서 고밀도를 보여 쉽게 알 수 있지만 MRI에서는

발견하기 어렵다. T1 및 T2 강조영상에서 대체로 저 신호강도를 보이나 경

우에 따라서 동등신호 강도 혹은 고 신호강도를 보이기도 한다. 석회화가

T1 강조영상에서 고 신호 강도를 보일 수도 있는데 그 기전은 분명히 밝혀

져 있지 않다.

h. Cerebral cysticercosis (뇌낭미충증)

뇌 낭미충증은 유구조충인 TAENIA SOLIUM의 유충이 조직 내에 기생하

는 질환으로 우리나라에서 조직생검을 통하여 진단되는 기생충 질환중 비

교적 흔한 질환이다. 뇌낭미충증의 증상은 뇌실질내에 광범위하게 감염되

어 동시에 유충이 죽을 경우에는 염증성 반응을 보이며 일반적인 증상은 경

련이 가장 흔하고 낭미충의 크기,위치에 따라 뇌압항진, 의식변화등을 초래

하며 낭미충의 침범부위는 수질,백질,회백질, 뇌실 등 다양하다. MRI에서

의 낭미충증의 진단은 과거력과 혈청학적 검사 및 뇌척수액 검사와 병행하

는 것이 좋으며 뇌실이나 지주막하강의 확대나 뇌실질의 변위 등을 잘 나타

낼 수 있으므로 비교적 정확한 진단이 이루어진다. 또한 뇌 낭미충의 진단

에서는 Gd-DTPA를 주입하여 검사하는 것이 도움이 된다.


i. Hematoma

Hematoma의 MR영상은 그것이 발생된 후 경과된 기간에 따라 다르게 묘

출된다. 발생 1주일 미만의 hematoma는 T1 weighted image에서 있어서

Gray matter와 거의 같거나 약간 높은 signal intensity를 보인다. 어떤

hematoma는 주변에 edema가 둘러 싸고 있는데 T2 weighted image에서

높은 signal intensity를 갖는다. 1주일에서 1개월 사이의 hematoma는 용

해된 RBC를 함유하고 있는데 methemoglobin은 T1 과 T2 weighted image

에서 매우 높은 signal intensity를 갖는다. contusion과 아급성 (subacute)

그리고 chronic hematoma에 있어서 응혈은 T1 과 T2 weighted image 양

쪽 모두에서 high signal intensity를 갖는 유일한 병리학적 조직이다. 높은

signal intensity는 처음에는 hematoma의 주변 가장자리 (periphery)에 나

타나다가 hematoma전체가 밝은 signal을 낼때 까지 점차적으로 중심부로

향하게 된다. 1주일이 지난 hematoma의 T1 weighted image에 있어서 주

변의 hematoma보다 어두운 signal을 내는 얇은 테두리가 보이는데 여기에

는 hemosiderin(혈철소)이 macrophage(대식세포)속에 모여있다.


j. Demyelinating Desease

MR은 cerebrum과 posterior fossa에서의 demyelination을 아주 효과적

으로 보 여준다. multiple sclerosis에 있어서 demyelinated plaque(반점)

에 관한 MR의 sensitivity 는 자주 강조되어 왔다. 그것은 T2 weighted

image 에서 작고 sharp 한 조각 처럼 보이는데 특징적으로 ventricle 주변

의 white matter에 존재한다. 대부분의 plaque들은 T1 weighted image에

서 signal intensity가 감소된 부분처럼 보인다. multifocal한 cerebral

infarct도 이와 유사한 모습을 보인다. 연로한 환자의 경우 ventricle 주변의

abnomality는 노쇠한 leukodystrophy를 의미하거나 infarction의 오래된

병소를 나타내는 것도 흔히 볼 수 있다. long TR image에 있어서 frontal

horn의 상부에서 측면 까지의 작은 대칭 모양의 high signal intensity는 정

상이다. Radiation이 결과적으로 demyelination을 초래할 수 있는데 그것

은 때때로 방사선 치료에 있어서 white matter signal intensity의 균등한 증

가를 가져온다.

6-4-1-2 Degenerative atrophy (변성, 위축성 질환)

Degenerative atrophy 질환은 정상의 크기까지 발육한 장기나 조직 또

는 세포가 세포기질의 상실로 인해 세포가 수축된 상태를 의미하며 장기

나 조직의 크기는 감소되거나 위축된다. Cerebral atrophy는 CT에서도

잘 나타날 수 있으나 brainstem 의 atrophy는 posterior fossa의 bone에

의한 beam hardening artifact가 없는 MRI에서 더욱 잘 볼 수 있다.


a. Seizure

경련성 질환(seizure disorders)은 두부외상, 중추신경계의 급성감염, 뇌

의 발육이상, 뇌염, 뇌막염, 뇌종양, 혈관장애, 약물중독, 등의 여러 원인에

의해서 일어날 수 있다.이 중에서도 측두엽의 가장 안쪽에 위치하는 근심측

두엽(mesial temporal lobe)에 위치한 해마(hippocampus)의 위축

(atrophy)이나 경화(sclerosis)로 인해 경련(seizure)이 일어나는 경우가 가

장 많다. 근심측두엽의 경화는 신경원의 소실과 신경교증(gliosis)으로 특징

되어진다.신경원은 신경에 자극을 전달하는 역할을 하고 신경교증은 신경

이 어떤 원인으로 인해 뭉쳐져서 제 기능을 하지 못하는 것을 말한다. 근심

측두엽 경화의 자기공명영상 소견은 해마부위의 신호강도가 변화하는 것인

데 이것은 대개 해마의 위축과 조직 내의 유리되는 물의 양의 증가에 기인

한다. 양쪽 측두골 해마부위의 크기를 비교하여 해마의 위축 및 신호강도의


이상유무를 판단하는 검사이므로 thin slice로 검사하고 보고자 하는 부위

를 충분히 포함하며 해부학적인 위치상 횡단면상(axial plane) 보다는 관상

면(coronal)을 얻는 것이 유용하며 일반 스핀에코(conventional spin echo)

나 반전회복(inversion recovery), 고속 스핀에코(fast spin echo)등의 다양

한 pulse sequence를 사용하여 병변을 검출해 낼 수 있다.


6-4-1-3 Cerebrovascula disease

a. Infarction

뇌의 혈류 공급이 감소하면 우선 신경세포의 신호전달과 관련된 전기적

기능에 이상이 생겨 뇌파의 이상과 신경학적 증상이 나타난다. 이어 혈류공

급이 더욱 감소하거나 지속되면 비가역적(irreversible)인 신경세포의 손상,

즉 뇌경색(Cerebral Infarction)에 이르게 되며 신경세포에 산소와 포도당

의 공급중단은 세포내 Na+, Ca++ 와 Cl-가 증가하여 세포독성 부종

(Cytotoxic edema)이 일어나며 무산소성 해당작용에 의한 여러 가지 생화

학적인 반응에 의하여 세포막의 기능이 소실되어 주위혈관이 팽창하여 혈

류의 흐름이 급격히 감소하여 세포사로 이어지게 된다. 이를 뇌경색

(Cerebral Infarction)이라고 한다. 뇌경색(Cerebral infarction)은 T1과 T2

WI에서 CSF와 거의 같은 강도의 Signal을 보인다. 그러므로 Brain의 경색

된 부분(infarcted area)은 T1 WI에서는 정상 Brain보다 약간 낮은 신호강

도를 나타내고 T2 WI에서는 약간 높은 신호강도를 낸다. 초급성뇌경색

(Hyperacute infarction) 및 급성뇌경색(Acute infarction)인 경우는 특히

CT로 감별하기 어려우므로 MR을 이용한 검사가 필수적이다. 특히 초급성

뇌경색(발병 6시간 내)인 경우는 일반자기공명영상으로도 진단하기 힘들다.

이때 확산강조영상(Diffusion Weighted Image)을 이용하여 대뇌에서의 미

세한 물분자의 움직임의 변화를 관찰할 수 있어 초기 뇌경색의 진단 방법에


가장 적합하다 하겠다. cerebral infarction은 T1 과 T2 weighted image에

서 CSF와 거의 같은 강도의 signal을 보인다. 그러므로 brain의 경색된 부

분 (infarcted area)은 T1weighted image에서는 정상 brain보다 약간 낮은

신호강도를 나타내고 T2 weighted image에서는 약간 높은 신호강도를 낸

다. edema로 분명히 식별되는 최근에 발생한 infarction 부위는 불분명한

margin을 갖는 old infarction area와 비교해 유사한 signal intensity를 갖

는다.

Types of Brain Infarction

Cause Type

Blood clotsCerebral Thrombosis

Cerebral EmbolismInfarction

Ruptured vessels or aneurysm

Cerebral Hemorrhage

SAHHemorrhage

Stages of Brain Infarction

Stage On set of Symptom

Hyper acute 3 - 6 Hr

Acute 6 - 24 Hrearly

late

Sub acute 24 Hr - 6 Wks

Chronic 6 Wks



b. Aneurysm (동맥류)

Aneurysm 의 발생기전은 퇴행성 변화에 의한 연령,고혈압 동맥경화 등의

인자에 의해 혈관 벽이 변화되어 발생한다는 학설과 선천성이라고 주장하

는 학설이 있으나 타당성을 인정 받지는 못하고 있다. aneurysm의 호발 부

위는 전대뇌동맥, 전 교통동맥, 내경동맥과 후 교통동맥 및 중 대뇌동맥 등

이다. aneurysm은 MRI에서 T1 ,T2 weighted image 모두에서 원 모양으로

low signal intensity를 보이는데 혈전이 있는 경우에는 high signal 영역이

보인다. 즉,혈전이 혈류와 접해있는 부위는 ring상의 high signal intensity

로 나타나며 주위의 hematoma 및 edema는 aneurysm과의 구별이 가능하

지만 aneurysm의 석회화는 저 신호강도이므로 혈류부분과의 감별이 어렵

다.

c. Vascular Malformation

빠르게 흐르는 혈액은 T1 weighted image, proton density, 그리고 T2

weighted image에서 모두 무시해도 될만한 signal을 갖는다. 느리게 흐르

는 혈액은 TR과 단면의 방향과 flow rate에 따라 상대적으로 강한 signal을

낸다. 예를 들면 작은 vein들은 그것의 cross section으로 보여 졌을 때 밝

은 signal을 가질 수 있다. 거대한 aneurysm은 혈류에 따라 signal이 없거

나 불균질한 signal을 가질 수 있다. AVM은 가장 흔하게 볼 수 있는 선천성

혈관 기형으로서 출혈성 뇌졸증이나 발작등에 의해 증상이 나타나며 비대

혈관은 검은 band가 엉켜진 모습으로 나타난다.


6-4-2 SPINE의 일반적인 MRI 적용

척추간판(intervertebral disc)은 각 척추의 추체(Vertebral body) 와 추체

를 연결하는 구조로서 척추에 가해지는 충격을 완화하고 척추의 운동을 원

활하게하는 기능을 하며 중앙에 수핵 (Nucleus pulposus)과 이를 둘러싸

고있는 섬유륜(annulus fibrous)으로 구성된다.

Spine 영상의 가장 일반적인 적용은 intervertebral disc의 질병이 의심되

는 경우이다. Myelopathy나 radiculopathy는 대게 disc degeneration과

bony spur(증식성 돌기)를 동반하게 된다. short TR/TE image에서

myelopathy의 원인이 되는 disc의 degeneration에 의해 spinal cord가 밀

리거나 압박받는 모습을 잘 볼 수 있다. Disc herniation은 gradient echo

image에서 잘 관찰할 수 있는데 cord compression의 원인이 되는

osteophyte는 short TR/TE spin echo image에서는 잘 보이지 않는다. 이

것은 bone과 CSF가 T1 weighted image에서 약한 signal을 내기 때문인데

CSF가 high signal을 내는 long TR/TE image나 gradient echo image에

서는 잘 나타난다. myelopathy의 원인이 되는 disc의 degeneration을 보

기 위해서는 sagittal 5mm thickness scan이 효과적이다.

또한 측 후방 herniation을 오게 하는 disc degeneration은 radiculopathy

를 유발 할 수가 있는데, radiculopathy를 위한 MR검사는 myelopathy를

검사할 때와 다른 technique이 요구된다. sagittal과 parasagittal image는

neural foramina를 검사하는데 상대적으로 적합하지 않다. axial image와

함께 neural foramina의 long axes에 직각인 vertical oblique image에서

spinal nerve root와 neural foramina를 잘 볼 수 있다. vertical oblique

image에서는 하나의 image에서 여러개의 neural foramina를 관찰할 수 있

고 nerve root를 단면으로 확인할 수 있다. 그리고 자주 radicular

compression의 원인이 되고 있는 facet과 uncovertebral joint의 퇴행성변

화(degenerative changes)를 하나의 image에서 모두 관찰 할 수 있다.


T2 image에 있어서 degeneration, dehydration 그리고 chemical

change(화학적 변화)등은 intervertebral disc의 signal intensity의 감소를

가져온다. 대부분의 herniated disc fragment 는 정상인 disc에 비해 다른

signal intensity를 갖는데, 확실한 herniation이나 bulging annular의 증거

가 없는 disc들도 signal interisty가 감소되기도 한다. 그러므로 signal

intensity의 감소가 명확한 sign이라고 할 수는 없으며 그것의 중요성은 아

직 연구 중에 있다. Disc 질환 보다는 덜 보편적이지만 spinal cord의 비

정상은 MR에서 매우 중요한 indication이 된다. MR imaging은 spinal cord

의 퇴행성 변화와 intramedullary neoplasm(수질 내 신생물질),

yringomyelia(척수공동증)를 찾아내는 가장 적합한 검사 방법이다. 이러한

수질내의 질환은 spinal cord 내부에 특징적으로 긴 T1과 T2의 부위를 생기

게 하는데 T1과 T2 weighted image에서 찾아낼 수가 있다.

Hydromyelia와 syringomyelia와 같은 낭포성 질환은 주로 CSF와 비슷한

T1 과 T2 relaxation time을 나타내고 cord 내부에 sharp한 margin을 가지

고 homogeneous하게 보이기도 하고, 때때로 cord의 확장을 보여주는 특

징이 있다. 수질 내 신생물질(intramedullary neoplasm)은 code의 확장을

가져오고, CSF와 cord의 중간정도의 signal intensity를 가지며 보통

margin이 뚜렷하지 않은 특징이 있다.

또한 외상성 myelopathy, central cord syndrome, cord infarction,

transverse myelitis, 그리고 viral myelitis등은 margin이 불분명하고 cord

diameter는 정상이거나 narrow하다. 수질내 질환 (intramedullary process)

에서 T1 이 짧은 것은 드물다. cord의 T1 weighted image에서 밝은 signal

을 내는 것은 hematoma와 lipoma등을 포함한다. hemogrobin이 산화하여

methemogrobin 상태인 아급성혈종(subacute hematoma)은 short T1을

갖는다. hematoma가 발달함에 따라 주변의 edma는 long T1과 T2를 갖는

다. T2 weighted image에서 궁극적으로 대식세포(macrophages)속의

hemosiderin을 나타내는 매우 검고 가느다란 rim이 hematoma 바로 인접

하게 나타나게 된다.



6-4-2-1 Cervical disc herniation (경추간판 탈출증)

Cervical disc herniation은 연성(soft)과 경성(hard)으로 구분하며 급성과

만성으로 세분하기도 한다. 급성 연성 추간판 탈출 증은 외상과 관계가 깊

으며 해부학적 구조 때문에 후 측방보다는 후 중앙부로 많이 발생하므로

spinal code에 대해 직접적인 압박을 가하여 사지의 운동기능 마비나 배뇨

및 배변 장애를 일으킬 수 있다.

경추간판 질환은 C5-C6와 C6-C7간의 퇴행성 변화율이 다른 부위보다

비교적 높으며 약90% 정도가 이곳에서 발생한다. 경추간판 탈출의 MRI적

용은 T2WI가 필히 routine protocol에 포함되어야 하며 spinal canal이 작

으므로 thin slice section을 해야 한다.

일반적으로 정상적인 disc의 신호강도는 vertebral body 와 비교하여

T1WI에서는 slightly hypointensity, T2WI에서는 hyperintensity하게 보이며

연령에 따라 disc의 신호강도가 변화하게 된다.


6-4-2-2 Lumber disc herniation

Lumber disc herniation은 활동이 많은 연령층에 많이 발병하며 무거운

물건을 불완전한 자세에서 들어올리거나 무리한 허리운동, 외상 등에 의해

발병되나 원인 불명인 것이 많으며 대부분이 L4-L5 disc와 L5-S1 발병한

다. Annulus fibrous 섬유륜의 tear는 통증의 원인이 되며 결국 herniation

을 유발하게 되는데 일반적으로 bulging disc형, protrusion disc형,

extrusion disc형, free fragment disc형 등으로 구분된다. degeneration이

있는 disc의 MRI 신호강도는 T2WI에서 저신호강도로 나타나며 disc의

height 가 감소하게 된다. 요추간판 탈출증에서의 Gd-DTPA사용은 routine

protocol은 아니지만 좋은 SNR의 영상을 얻고 herniation된 disc와 주위조

직과의 관계를 판별하는데 도움을 주며 수술후의 검사에서는 수술에 의한

scar와 재발된 disc를 구별하기위해 필수적으로 사용해야 한다.

6-4-2-3 Spinal stenosis (척추관 협착증)

척추관 협착증은 척추의 퇴행성 변화인 골극, 황색인대, 탈출 된 추간판

등이 주요원인이 되며 척추관의 중앙부가 좁아진 경우를 중앙부협착

(Central stenosis)이라고 하고 척추관의 측부와(lateral recess)가 좁아져

nerve root나 신경근 혈관을 누르는 경우를 lateral stenosis라 하여 요통,

둔부및 하지의 동통을 일으키며 일정한 거리를 걷게 되면 통증, 감각이상

등이 일어나 더 이상 걷지 못하게 된다.

척추관 협착증의 MRI 적용은 sagittal과 coronal image를 동시에 얻으므로

척추체의 퇴행성변화 및 골극형성 유무, 추간공의 협착 유 무등을 판별할

수 있으며 상, 하관절돌기(sup, Inferior articular process)의 이상이나

disc herniation 등을 진단할 수 있다.


6-4-2-4 Spondylolysis and Spondylolisthesis

Spondylolysis(척추분리증)는 척추궁의 협부(pars interarticularis)에 편

측이나 양측성으로 열극 (cleft)이 있을때 발병하며 spondylolisthesis (척

추전방전위증)는 척추분리증이 진행되어 척추가 전방으로 전위 되는 것을

말한다.

척추분리증 및 척추전방전위증의 MRI적용은 sagittal image 에서 계측을

할 수 있으므로 유용하게 적용되며 이형성 척추전방전위증, 협부형 척추전

방전위증, 퇴행성 척추전방전위증, 외상성 척추전방전위증, 병적 척추전방

전위증 등의 진단에 도움을 준다.

6-4-2-5 Spinal cord tumor (척수종양)

척수관이나 주변에 발생하며 spinal code, nerve root등을 압박하는 종

양을 말하며 경막내 종양, 경막 외 종양으로 나누며 척수종양은 뇌종양의


약 1/4정도의 발생빈도를 보인다. 발생부위는 흉부, 요부, 경추부의 순으

로 발병하고 척수 내 종양으로서는 상의세포종, 성상세포종, 전이성종양,

지방종, 기형종등이 있으며 경막내 척수외 종양으로는 수막종과 신경섬유

종이 있다. 척수종양의 MRI적용은 T1WI에서 정상척수와 등신호강도를 보

이는 경우가 많으나 T2WI에서는 대부분의 종양이 고 신호강도를 나타내므

로 우선적으로 적용할 수 있다. 또한 척추내 종양과 부종의 경계를 명확하

게 묘출할 수 없는 경우에는 반드시 Gd-DTPA를 사용하여야 하며 지방종

의 경우에는 T1, T2모두에서 high signal intensity로 나타난다.


6-4-2-6 Syringomyelia (척수공동증)

척수실질내에 공동을 형성하는 것으로서 선천적 또는 후천적으로 척수의

중심관부근에 낭종성공동이 생기며 경수부위에 호발하며 공동이 뇌간으로

파급되면 연하장애, 언어장애, 복시등의 증상이 나타난다. 지주막염, 척수

손상, 척수종양등이 척수공동증의 원인이 될수 있으며 병변이 경수부위에

있을 경우에는 상지의 운동기능이상, 근위축 및 분비이상등을 초래한다. 척

수공동증의 MRI적용은 종래의 척수조영술이나 CT에서 얻어진 정보보다 더

많은 진단정보를 제공하는데 T1WI에서는 저신호강도로 나타나고 T2WI에서

는 공동형성의 유형에 따라 다양한 신호강도로 나타나며 척수공동증의 공

동은 경수에 국한된 것에서부터 흉수 및 흉수 아래 부분까지 파급되어 광범

위한 공동을 형성하는 것 등 다양하다.


6-4-2-7 Spinal cord injury (척수손상)

Spinal cord injury는 주로 남성에게서 많이 발생하며 그 원인으로는 교통

사고 및 추락 등에 의한 것이 대부분이다. 척추 및 척수의 손상을 일으키는

데는 힘의 방향에 따라 굴곡손상(flexion injury), 신전손상(extension

injury), 회전손상(rotation injury), 압박손상(compression injury), 복합 손

상 ( c o m b i n e d i n j u r y ) 으 로 나 누 며 굴 곡 손 상 이 가 장 흔 하 다 .

굴곡손상은 대개 추체의 앞부분이 단순히 압박되어 후방의 극돌기간 인대

(intraspinous process ligament)의 파열로 인해 상,하의 극돌기 간 거리가

넓어져 있으며 신전송상은 전종인대(anterior longitudinal ligament)의 파

열이나 손상으로 추간판의 앞부분이 넓어지고 후방의 상,하극돌기 간격이

좁아지게 된다.

척추골절 및 척수손상의 부위별 발생빈도는 경추부가 55%로서 가장 많고

흉추부가 35%이고 요, 천추부가 10%를 차지하고 있다.

척수손상의 MRI적용은 sagittal, axial, coronal 등을 쉽게 영상화할 수 있

고 여러가지 parameter를 이용하여 검사 함으로써 손상의 정도 또는 척수

진탕(spinal cord concussion) 척수쇼크(spinal shock)등의 진단에 도움을

주고 있다.


6-4-3 Musculoskeletal disease

* 지방신호억제기법 (Fat suppression Technique)

근골격계를 비롯한 물과 지방이 상존하는 곳에 빠지지 않는 검사기법이라

고 할 만하다. MR영상에서 물과 지방의 신호강도(signal intensity) 차이는

판독에 영향을 줄 만큼 심각 할 수도 있다. 이에 물과 지방의 신호강도를 억

제 시킬 수 있는 많은 방법이 개발되고 사용 되어져 왔다. 그 중에서도 물과

지방의 주파수의 위상차이가 3.5ppm이란 점에 착안 지방성분을 미리 소거

시키는 RF pulse를 인가해 지방신호를 억제 시키는 주파수 선택포화

(Frequency Selective Presaturation (Chemsat)) 방법이 많이 이용되어 진

다.

이러한 지방신호억제방법의 장점은

a. 조직 특성화(Tissue Characterization)를 정확히 하고

b. 질환의 파급정도를 간결하게 알 수 있으며

c. 화학적 이동, 부호화 방향 신호제거, 운동성 인공물을 감소 시키고

d. CNR을 증가 시키고

E. GD 조영 증강에서 지방신호와 상자성영향에 의한 신호증가를 감별 할 수 있다.

Chemical shift3.5 ppm



6-4-3-1 Hip joint

고관절은 대퇴골두와 관골구 사이에 이루어 지는 구상관절로서 강한 관절

낭으로 싸여 있다. 대퇴골두는 acetabulum속에 깊게 들어 있어 해부학적

으로 매우 안정되어 있으며 강한 관절인대와 관절 주변의 두텁고 강한 근육

층에 의해 싸여 있다.

Hip joint의 MRI적용은 무혈성 괴사(AVN), 탈구(Dislocation), 외상

(Trauma), 점액낭염(Bursitis), 골관절염(Osteoarthritis), 류마티스관절염

(Rheumatoid arthritis)등의 진단에 이용되며 특히 무혈성괴사의 MR 소견

은 가장 민감한 검사 방법으로서 최근에는 질환의 진행속도와 초기무혈성

괴사의 예후 판정에도 도움을 주고있다. AVN(avascular necrosis)의 많은

원인중에는 corticosteroids, trauma, alchol, sickle cell anemia,

pancreatitis등이 포함된다. AVN은 병변 주변에 low signal margin이 나타

나는 특징이 있다.


T1WI GE

T2WIT2WI

T1WI SAG

고관절 무혈성 괴사 (AVN)

Femoral head AVN의 MR signal은 T2 weighted image에서 high signal

intensity 가장자리에 띠 모양의 low signal intensity margin이 나타나는

데 이것은 double line sign 이라 하며 femoral head AVN 특유의 MR소견

이다.


6-4-3-2 Shoulder joint(견관절)

견관절은 상완골두와 견갑골 관절강 사이에 형성되는 구상관절로서

인체의 관절중 가장 넓은 운동범위를 가지고 있으며 관절을 싸고 있는 인대

가 빈약하여 탈구를 가져올 수 있는 불안정한 관절이다.

견관절의 MR적용은 rotator cuff injury, 상완관절불안정(Glenohumeral

instability), 상완이두건 손상(biceps tendon abnormalities)등의 진단에

효과적으로 이용되며 T1 weighted image 에서 지방조직은 hightest

signal 로 나타나고 근육과 연골조직은 intermediate signal, 뼈와 인대,

건, 관절낭은 low signal로 나타난다.


* Rotator cuff

Routine shoulder imaging은 먼저 axial T1 weighted image 를 얻고 나

서 여기서 해부학적 위치를 확인하고 촬영계획을 세운다. 이것을 localizer

혹은, scout image, pilot image라고 부르기도 한다. 이 image에서

glenohumeral joint를 통해 acromioclavicular joint부근의 해부학적 구조

를 확인한다.localizer image에서 결정된 supraspinatus tendon의 방향에

평행하게 conventional 혹은 fast spin echo를 사용하여 T2 weighted

coronal oblique image를 얻는다. T2* weighted image가 rotator cuff의

퇴행성 진단에 민감하지만 cuff의 퇴행과 tear에서 보이는 변화의 범위를

판별 하는 데에는 long TR long TE T2 weighted image가 더 명확하다.


Tendon(건)의 퇴행부위는 T2* weighted image 에서 signal intensity가

때때로 증가되는 것을 보여줄 때가 있는데 이것은 radiologist를 매우 혼란

스럽게 할 수가 있다. 이러한 이유로 shoulder의 routine protocol로 T2* 보

다 T2 weighted coronal image를 사용하는 것이 보다 더 적절하다고 할 수

있다. 그러나 rotator cuff와 glenohumeral capsule 그리고 labrum을 진단

하는데 있어서 T2* weighted coronal oblique image도 axial 처럼 역시 유

용하다. T2 weighted sagittal oblique image에서는 supraspinatus와

infraspinatus tendon의 conjoined insertion(결합착점)과 rotator cuff tear

의 범위와 크기를 진단한다. sagittal plain image는 coracoacromial arch

와 capsular ligament의 anatomy와 pathology를 묘사하는데 중요하다.


6-4-3-3 Knee joint

Trauma 및 Degeneration에 의한 knee joint injury는 joint 내에 조영제를

투입하는 arthrogram이나 arthroscopy등에 의해 진단을 해왔으나,MR의

출현으로 환자에게 고통을 주지 않고 진단을 할 수 있게 되었다. 특히

knee joint meniscus tear 및 ligaments의 rupture 감별에 상당한 유용성이

인정되어지고 있다. knee joint는 medial meniscus와 lateral meniscus,

ACL(Anterior Cruciate Ligament)과 PCL (Posterior Cruciate Ligament),

Medial collateral ligament, Lateral collateral ligament 등으로 구성되어

진다.

Normal meniscus는 섬유연골(Fibrous cartilage)로 되어있어 T1,T2 모두

low signal로 나타나므로 meniscus가 high signal로 나타나거나 shape

change가 보이면 Tear(파열)임을 확인할 수 있게 된다. MR의 sagittal

image에서는 meniscus의 Ant.와 Post. horns의 전반적 구조를 잘 볼 수

있고 coronal image에서는 meniscus의 body를 진단하기에 중요한 view

이다. Meniscus tear는 signal의 변화에 따른 분류와 tear된 형태에

따른 분류로 구분되어 지는데 다음과 같다.


** A. Signal의 변화에 따른 분류 **

1) Grade Ⅰ

Meniscus내의 focal한 high signal이 meniscus의 Sup. or Inf. surface

에 도달하지 않음 ; 병리학적으로 퇴행성 1단계에 속함.

2) Grade Ⅱ

Meniscus내에 linear한 high signal이 meniscus 의 articular surface에

extend 되지 않음 ; 병리학적으로 퇴행성 2단계에 속함.

3) Grade Ⅲ

High signal이 meniscus의 articular surface의 어느 한쪽 또는 양쪽에

extend된다.

Ⅲa ; Smooth한 linear intrameniscal signal이 articular surface에

extend.

Ⅲb ; Irregular signal이 articular surface에 extend.

** B. Tear의 형태에 따른 분류 **

` 1) Discoid tears

2) Bracket handle tears

3) Horizontal tears

4) Longitudinal tears



Ligaments는 MR에서 low signal로 표출된다. ligament injury의 MR 소견

은 ACL의 경우 low signal intensity의 연속성 단절로 나타나기도 하고,

edema나 hemorrhage에 의해 ligaments가 blurring되어 보이기도 한다.

또한 ACL이 소실되기도 하는데 이러한 ligament injury는 T2WI에서 High

signal intensity로 나타난다. PCL은 low signal intensity의 연속성 단절로

보이기도 하고, irregular한 signal intensity의 증가로 나타난다.


6-4-4 Hepatobiliary disease

6-4-4-1 Hepatic tumor

복부의 MRI는 호흡운동 및 장의 운동에 의해 image quality의 저하로 인

하여 두경부나 척추에 비하여 상대적으로 임상적 효용성이 적다. 간종양에

서는 다른 대부분의 종양에서와 같이 T1과 T2가 정상조직보다 길어진다. 따

라서 T1 강조영상에서는 종양은 주위의 간조직보다 저 신호강도로, T2 강조

영상에서는 고 신호강도로 나타난다. 그러므로 간 종양에 대한MRI 검사 방

법은 정상조직과 종양의 신호강도의 차이를 극대화하는 heavi ly

T2 weighted image pulse sequence를 사용하는 것이 바람직하다.

간종양중 비교적 흔한 양성 종양인 간 혈관종과 간 세포암의 감별은 매우

중요하다. 형태학적으로 간혈관종은 비교적 margin이 분명하고 피막이 없

으며 종양이 작은 경우 내부 신호강도가 균일한데 간세포암은 피막이 없는

경우 margin이 불분명하고 내부신호강도가 불균일한 점이 감별상 도움이

된다. 또한 TR 500msec, TE 30msec의 T1 강조영상에서는 간세포암이 간

혈관종보다 주위의 간조직과의 신호강도 비율이 높으나 TR, TE를 연장한

pulse sequence 에서는 간혈관종이 간세포암에 비하여 높으며 TR

2000msec, TE 120msec 이후의 T2 강조영상에서 간세포암은 신호강도 비

율이 감소하는 반면 간혈관종에서는 증가하는 소견이 양자의 감별에 도움

을 준다.



6-4-4-2 담도 결석

담도계 질환에 대한 자기공명영상의 역할은 간 질환보다 떨어진다. 그 이

유는 초음파 검사 등의 다른 영상진단법의 효용성이 담낭 및 담관질환에 매

우 높기 때문이다. 따라서 담도계 질환에 대한 MR의 효용성은 현재 단층해

부학에 의한 질환의 정보제공보다는 기능적인 면에 대한 정보의 제공이 기

대된다. 담석은 MRI 상 칼슘성분에서는 신호가 나오지 않으므로 골조직이

나 공기와 같이 보이지 않으며 CT나 초음파검사에 비하여 MRI의 진단적 가

치가 떨어진다.

그러나 담석은 주위에 담즙으로 둘러싸여 있고 담즙은 T1 강조영상에서

저 신호강도를 보이고 T2 강조영상에서 고 신호강도를 보이며 특히 공복 시

에 담당 내의 담즙은 간 내의 담즙보다 강한 신호강도를 보이고 복부질환의

MRI검사는 공복으로 시행하기 때문에 담낭은 T2 강조영상에서 고 신호강도

를 내며 따라서 담석은 충만결손으로 담낭 내에서 관찰된다.


6-4-4-3 담도 종양

담도내에 생긴 종양의 경우 간종양과 같이 T1및 T2가 연장되므로 T2 강조

영상에서 주위조직보다 고신호 강도로 관찰이 가능하나 변연부 담관암일

경우는 조직소견 자체가 선암으로 T1에서 저신호강도로 T2에서 고신호강도

로 나타나며 형태학적 특성은 CT에서 보는 것과 같다

*MR Cholangio Pancreatography (MRCP)

GB나 CBD의 Stone 또는 Tumor인 환자의 경우 종래에는 PTC나 ERCP

등의 직접 담도조영술을 사용하여 진단하여 왔으나 이 검사들은 환자에게

침습적이고 조영제를 사용해야 하는 단점이 있었다. 특히, CBD의 폐색이

나 조영제에 부작용이 있는 환자의 경우는 CT나 SONO의 단면 영상만으로

진단을 내려야 하므로 확진에 어려움이 있었다. 이를 보완하는 방법으로

TSE(Turbo spin echo)나 HASTE(Half Fourier Acquisition Single Shot

Turbo Spin Echo), PSIF(Reversed-FISP)등의 pulse sequence를 이용한

MRCP가 있다.



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MR 입문강좌 - adipo.tistory.comadipo.tistory.com/attachment/jk2.pdf · 인사말 존경하는전국의자기공명기술학회회원여러분! 그리고mr을배우고자하는학생여러분!