MR 입문강좌 대한자기공명기술학회

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1 MR 입문강좌 대한자기공명기술학회

2 인사말 존경하는전국의자기공명기술학회회원여러분! 그리고 MR을배우고자하는학생여러분! 금년에도이렇게여러분을모시고 MR입문강좌를열게된것을참으로기쁘게생각합니다. 우리학회의입문강좌를돌이켜보면지난 1995년제2대이정우회장님임기중에서울대학교병원에서처음시작한이래로 3년동안모두5 회에걸쳐전국을순회하며입문강좌를개최, 전국회원들로부터많은호응을받았으며, 또한 MR기술의저변확대에크게기여했다고자부하고있습니다. 그동안각분야가그렇듯이 MR분야도눈부시게발전하여하루가다르게새로운기술과장비가출현하고있습니다. 우리학회에서도그동안이에뒤질세라해마다학술대회와연수강좌, 뉴스레터등을통하여신기술의소개와보급을게을리하지않고있습니다. 그러나 MR분야가워낙방대하고난해한부분이많아새로 MR에입문하는회원이나재학생들에게는접근하기에어려움이많아예전같은기초입문과정이필요하다는절실한요구가있어이에입문과정을다시개최하게되었습니다. 강의내용은 MR 에입문할때누구나고민하고관심이많은공통테마를선정하여 MR입문의길잡이가될수있도록노력하였습니다. 특히강사진은 10년이상MR실무경력을가진우리학회임원들로구성하였습니다. 따라서 MR에새로입문하는사람들의어려움과궁금증을누구보다잘알고있을뿐아니라확실하게그문제의해결책을제시해줄수있는강의가되리라고믿습니다. 그리고이번입문강좌에서는정보화사회를맞이하여교재를 CD로제작하였습니다. 이시도는비용절감과함께보다빠르고편리한정보전달효과를제공할것이라고확신합니다. 오늘강좌가여러분들에게부디유익한시간이되길빌며앞으로도우리학회에지속적인사랑과관심부탁드립니다. 감사합니다. 2002년 7월 6일대한자기공명기술학회장정호용

3 목차 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 경사자계와주파수 3-3 Slice selection 과 thickness 3-4 Slice 안에서의 pixel 위치잡이 3-5 자유유도감쇄 (Free Induction Decay) 3-6 K-Space

4 목차 제 4 장 제 5 장 Flow Phenomena and MR Angiography 4-1 혈류의이해및영향 4-2 자기공명영상에서유속의영향 4-3 MR 영상에서의혈관내신호 4-4 자기공명혈관조영술 (MR Angiography) MR Instrumentation 5-1 Magnet 5-2 자장보정 (Shimming) 5-3 경사자계코일 (Gradient coil) 5-4 RF 코일 5-5 고주파관련장치 5-6 Operating console 5-7 컴퓨터시스템 5-8 RF Shield room 5-9 항온항습기 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

5 제 1 장 Basic Principle and Relaxation

6 Basic Principle and Relaxation 제 1 장 Basic Principle and Relaxation 1-1 Basic Principle 핵스핀과핵자기쌍극자 세차운동 (Precession) 순자화 (Net Magnetization Vector) 공명 (Resonance) MR에서의공명현상 공명의결과 전자기파 (Electromagnetic wave) 1-2 Relaxation T1 relaxation T2 relaxation

7 Basic Principle and Relaxation 1-1 Basic Principle 핵스핀 (Nuclear Spin) 과핵자기쌍극자 (Nuclear Magnetic Moment) 원자는핵과전자로구성되어있다. 특히수소원자 ( 1 H) 는양전하를가진양성자 1개와그주위를움직이고있는 1개의전자로구성되어있다. 수소핵 (proton) 은조그만위성과비슷하게마치지구가자전하는것처럼꾸준히축을중심으로돌고있는데이를수소핵이스핀 (spin) 을가졌다고한다 ( 그림1-1). 그림 1-1. 양전하를띤수소핵의스핀 이때, 양전하가수소핵에붙어서축을중심으로회전하는것과같아양전하를띤수소의핵스핀으로인하여전류가생성된다. 전자기학에의하면전하의움직임은전류의흐름을말하고, 전류의흐름이있으면자장이발생하는것으로알려져있다. 예를들어철로된못에에나멜선을감고건전지를연결하면그못을중심으로감긴전선을따라회전하는전류에의해못이전자석이되는원리처럼수소핵의스핀에의해서도자장이형성된다. 이때형성된자장의방향과세기를벡터로표현한것을핵자기상극자 (Nuclear Magnetic Moment) 라한다.

8 Basic Principle and Relaxation 즉, 양전하를띤수소핵은스핀을가지고있어서양전하가수소핵을중심으로돌고있으며, 이양전하의회전은자장을형성시켜수소핵은마치조그만막대자석처럼행동하게된다 ( 그림1-2). 이때의막대자석처럼행동하는핵을자기쌍극자 (Magnetic dipole) 라고한다. 핵자기쌍극자의세기는핵의질량, 전하량, 핵의회전속도에의해결정되므로핵자신또는외부의상태에따라달라진다. 또한, 수소원자뿐만아니라홀수의양성자나중성자를가지고있는원자는자기쌍극자를가지고있다. 그림 1-2. 수소원자는마치작은막대자석같이행동한다 세차운동 (Precession) 나침반이지구의북극과남극을가리키듯이막대자석을실에매달아큰자석의 N극과 S극사이의자장내에두면막대자석도 N극은큰자석의 S 극쪽으로일정한방향을가리킨다. 자장내에놓인핵은위와같은성질을가지고있지만회전하는작은입자로된핵은조금다른양상의행동을하게된다.

9 Basic Principle and Relaxation 핵스핀과비슷하게행동하는예로중력하에서의자이로스코프팽이운동이다. 이팽이는자신의축을중심으로도는자전운동 (spin) 과자전축이중력방향에대해각도를가지고회전하는세차운동 (precession) 을동시에하게된다. 핵도마찬가지로핵의회전축을중심으로한회전운동과이회전축이자장을중심으로회전하는세차운동을한다 ( 그림1-3). ω 0 =γ B 0 그림 1-3 외부자장 B 0 에놓여있는원자핵의세차운동 세차운동은회전운동이므로그빠르기를나타낼때회전축이자장을중심으로 1초당회전수로표시하며이를세차주파수 (Precession frequency) 또는라모아주파수 (Larmor frequency) 라고하고 Hz(1/sec) 의단위를쓴다. 세차주파수는외부에서가해준자장의세기에비례하는데식 1-1 과같이외부자장의세기를알면세차운동의속도를정확히알수있다.

10 Basic Principle and Relaxation ω 0 =γ B 0 ω 0 : 세차주파수 (MHz) γ : 자기회전비 (MHz/T) B 0 : 자장의세기 (Tesla) 여기서세차주파수로 MHz 의단위를쓰고 B 0 는외부자장의세기로 Tesla (1T=10,000Gauss) 의단위를, γ는비례상수로자기회전비 (gyromagnetic ratio) 이며, MHz/T의단위를쓴다. 이수식을보면자장의 세기가강할수록세차주파수도높아지는것을알수있다. 정확한관계 는자기회전비에의해결정되는데이비율은핵의종류에따라달라진다. 수소핵의자기회전비는 42.57(MHz/T) 이고인 (phosphorus) 의자기회전 비는 17.25(MHz/T) 이다. 따라서 1.0 Tesla의자장에서수소핵은 42.57MHz의세차주파수를, 인은 17.25MHz의세차주파수를갖는다. Nucleus 0.5T 1.0T 1.5T 1 H 21.3 MHz 42.6 MHz 63.8 MHz 19 F 20.0 MHz 40.1 MHz 60.2 MHz 31 P 8.6 MHz 17.2 MHz 25.7 MHz 23 Na 5.7 MHz 11.3 MHz 17.1 MHz 13 C 5.4 MHz 10.7 MHz 16.1 MHz 표 1-1 각원소들의자장별세차주파수

11 Basic Principle and Relaxation 순자화 (Net Magnetization Vector) 앞에서단일원자핵의행동이외부에서가해준자장내에있을때어떻게움직이는가에대해알아보았다. 그러나실제로는인체내의무수히많은원자핵의운동을각각알아보는것은불가능하고각핵들운동의결과로나타나는전체적인현상을관찰하게된다. 외부에서자장을가해주지않은경우에는이많은핵들이제멋대로배열하여전체적으로는핵스핀의배열이없는것처럼보인다 ( 그림1-4a). 이핵들의외부의자장안에놓이게되면그림1-4b처럼핵스핀들이외부자장과평행하게또는반대방향으로 2가지의배열을하므로전체적으로이들의합으로나타나는배열방향을관찰할수있게된다. (a) (b) 그림 1-4 (a) 외부의자장이없을때의자기쌍극자 (b) 외부의자장에의해규칙적으로배열된자기쌍극자

12 Basic Principle and Relaxation 이때, 핵스핀의분포는자장방향과평행방향으로배열하는것이반대방향으로배열하는것보다약간많게되는데이것은평행방향의에너지준위가낮기때문이다. 이상태는마치물이낮은곳 ( 위치에너지또는 potential energy가낮은곳 ) 에모이는것과같은이치이다. 서로반대방향으로향하고있는스핀들은핵자기쌍극자가서로상쇄되어외부에서볼때는마치없는것처럼보여서서로상쇄되지않은여분의핵자기쌍극자들 ( 그림1-5) 의벡터합만관찰하게된다. 이전체의합벡터를순자화 (Net Magnetization) 라한다. M = Σμ M : 순자화 (Net Magnetization) μ : 개별의핵자기쌍극자 그림 1-5. 자장과평행한핵스핀과반대방향의핵스핀들이상쇄되고남은핵스핀들의합

13 Basic Principle and Relaxation 공명 (Resonance) 공명에관해서쉬운예를들자면, 우리가어렸을때가지고놀던소리굽쇠를들수있다. 진동수가다른소리굽쇠를마주보게한후한쪽의소리굽쇠를치게되면다른한쪽의소리굽쇠는울리지않는다. 그러나진동수가같은소리굽쇠를마주보게한후치게되면다른한쪽은치지않았는데도같이울리는것을볼수있다. 이것은진동수가같은소리굽쇠간의소리에너지가전달된것인데, 이것이바로공명현상이다. 또다른예를들면실제로발생했던사건으로, 1940년 11월7일미국워싱턴주의타코마시의 Tacoma Narrows suspension bridge가다리자신의자연주파수와주의환경 ( 바람, 약한지진에의한미동등 ) 에의한주파수가우연히같아져서다리가주위의환경에너지를흡수함으로써진동이점점커져결국무너진경우도있었다 ( 그림1-6). 그림 1-6. 무너지기전과공명현상으로무너진후의다리모습

14 Basic Principle and Relaxation MR에서의공명현상 MR에서신호를얻기위해서는자장방향 ( 종축 ) 으로배열하여있는순자화를횡축방향으로이동시켜야하는데이때이용되는것이공명현상이다. 앞에서수소원자핵은외부의자장에비례하여세차운동을한다고하였다. 이때수소원자의세차주파수와동일한주파수의전자기파 (RF) 를입사하여수소원자핵에외부의에너지를전달하는현상을 MR에서의공명현상이라한다. 그래서세차주파수를공명주파수라고도한다 공명의결과공명의첫번째결과는수소원자가전자기파 (RF) 라는외부의에너지를받으므로서낮은에너지상태의핵들 ( 자장과평행방향 ) 이높은에너지상태 ( 자장과반평행방향 ) 로이동하게된다 ( 그림1-7). 둘째로각각의위상 (out of phase) 을가지고세차운동하던원자핵들이전자기파가입사되는순간모두같은위상 (in phase) 이된다 ( 그림1-7). 결과적으로공명현상으로종축의자화는없어지고새로이횡축의자화가생긴다. 그림 1-7a 그림 1-7b 그림 1-7a. 공명되기전에는종축자화가있다. 그림 1-7b. 공명이되면종축자화는없어지고횡축자화가생긴다.

15 Basic Principle and Relaxation 전자기파 (Electromagnetic wave) 전자기파스펙트럼은주파수의범위나파장의길이로정의되며, 저주파 인라디오파 (RF) 에서부터고주파인우주선까지해당된다. 전자파스펙 트럼의일반적인분류는그림 1-8 과같다. 그림 1-8. 전자기파스펙트럼

16 Basic Principle and Relaxation 자기공명에서이용되는공명주파수는라디오주파수영역에속하는데, 그림 1-9와같이전기장과자기장의진동방향은직교하고있고어느쪽도진행방향에대해서수직이다. 수소원자핵은이러한전자기파를공명현상에의해에너지를흡수하고, 전자기파를차단하면흡수했던에너지를방출하게된다. 그림 1-9. 전기장과자기장의진행방향

17 Basic Principle and Relaxation 1-2 Relaxation T1 relaxation 공명된상태에서고주파펄스를끊게되면순자화가원래의평형상태로회복되는데, 이를이완 (relaxation) 이라한다. 이때두가지일이동시에발생되는데, 이중에서종축자화가원래의상태로회복되는과정을 T1 이완 (Relaxation) 또는종축이완 (Longitudinal relaxation) 이라하고, T1 이완 (Relaxation) 이일어나기위해서는수소원자핵의에너지를주위물질 (Lattice) 에전달하기때문에 spin-lattice 이완이라고도한다. 또한원래의자화의 63% 까지회복될때까지의시간을그물질의 T1 relaxation time 이라정의한다. T1이완시간의두배가되면 91% 의종축자화가회복되며, 3배의시간후에는 97% 가회복된다 ( 그림2-1). 그림 2-1. T1 이완 (relaxation) 곡선

18 Basic Principle and Relaxation T1이완시간이가장긴물질로는순수한물로써약 3초이상이다. 인체내에서는순수한물은아니더라도, 비점액성액체의분자는매우빠르게움직이므로, 에너지전달이매우느리고, 이완시간이길다. 뇌척수액이나소변과같이전해질만조금있고, 큰분자가없는액체는 T1이완시간이 2-3초로매우길다. 물질의이완시간은그양자가존재하는분자의크기에따라달라진다. 물처럼작은분자는빠르게움직이므로이완효율이낮고이완시간이길다. 지방조직안에있는지방산은활동이제한되어있어, T1 이완효율이높아인체조직중에서 T1이완시간이가장짧다. 단백질같은큰분자의양자는 T1 이완시간과횡이완이너무빨라영상화하기힘들다. 그림 2-2. 물질에따른 T1 이완시간

19 Basic Principle and Relaxation T2 relaxation 전자기파는외부자장과나란하게종축 (Z) 으로배열되어있는자화 ( 또는 spin) 를횡축 (X-Y) 평면으로눕게한다. 이렇게누운스핀은종축성분 (Mz) 과횡축성분 (Mxy) 으로나눌수있는데, 이들중 Mxy 만이 RF Coil에의해 MR 신호로검출된다. 만일 90 RF Pulse가 X-Y 평면으로가해졌다고하면종축자화는 0(zero) 가될것이고횡축자화는최대가될것이다. 이때 spin들의위상을살펴보면동위상 (in-phase) 이다. 시간이지남에따라동위상의 spin들은 spin과 spin의상호작용 (interaction) 에의해횡축평면에서흩어지게되는데이를 dephasing이라하고, dephase가많이되면될수록 MR 신호도점점작아져나중에는사라져버린다. 이와같이 spin들간의상호작용에의하여 MR 신호가감소하는현상을 T2 relaxation(decay) 이라하고, 횡축에서일어난다고하여횡이완 (transverse relaxation) 또는 spin-spin relaxation 이라한다. 그림 2-3. T2 이완 (relaxation) 곡선

20 Basic Principle and Relaxation 어떤물질의 T2 relaxation time은횡축자화가 37% 남을때까지의시간으로정의하며, 항상그물질의 T1 이완시간이하이다. 또한, T2 relaxation 은 T1 relaxation과동시에일어나지만서로별개의과정이다. 물분자의경우는분자의운동이너무빠르기때문에스핀간의에너지교환이비효율적이어서 T2 이완시간이길다. 한편, 지방의경우는분자의크기가크고, 고도로구조화되어있어분자의운동이상대적으로느리다. 그렇기때문에스핀간의에너지교환이효율적이어서 T2 이완시간이짧다. 그림 2-2. 물질에따른 T2 이완시간

21 Basic Principle and Relaxation 조직 (tissue) (ms) T1 relaxation time (ms) T2 relaxation time 지방 (fat) 간 (liver) 백질 (white matter) 비장 (spleen) 회백질 (gray matter) 근육 (muscle) 혈액 (blood) 뇌척수액 (CSF) 물 (water) 표 T 자장세기에서각조직의이완시간

22 2 장 MRI Parameters and Pulse Sequences

23 제 2 장 MRI Parameters and Pulse Sequences 2-1 Image Parameters 고유인자 T1-weighted image T2-weighted image Proton density image 부가인자 TR (Time Repetition) TE (Time Echo) Bandwidth Flip Angle Slice thickness Distance factor (GAP) FOV (Field Of View) Matrix AVG (Average), NEX 2-2 Pulse Sequences SE (Spin Echo) TSE (Turbo Spin Echo), FSE IR (Inversion Recovery) GE (Gradient Echo), FE (Field Echo)

24 MRI Parameters and Pulse Sequence 2-1 Image Parameters 고유인자 T1 강조영상 (T1 weighted image) MRI( 자기공명영상 ) 란인체내에있는원자핵에외부로부터에너지를 주 어그핵에서발생하는신호 (signal) 를얻어영상화하는것인데, MRI에서주로이용되는원자핵은수소원자핵내의양성자 (proton) 이다. 결국, 해당양성자와외부에너지와의상호작용에의해 MR 영상에관련된대조도를묘사할수있는데, 그대조도는 Fat과 Water 두가지물질이기준이된다. 지방 (Fat) 의 T1시간은물 (Water) 보다짧기때문에 Fat의종축자화는 RF excitation pulse 후본래상태로회복되는시간이물보다빠르게된다. Fat 과 Water 사이에종축으로회복되는 T1 시간차이의기전을이용하여영상화한것을 T1강조영상이라고하고, 다른조직들의 T1 회복시간은 Fat 과 Water 사이에존재한다. 정확한 T1 강조영상을얻기위해서는 T2 효과가없는상태에서영상의 data 를받아야하는데, 이런상황을만들기 위해임의적으로조절하는것이 TR(Time Repetition), TE(Time Echo) 이 다.

25 MRI Parameters and Pulse Sequence Mz 100% Fat 63% Water A B TE/ms 그림 1) TR 에의한 Fat 과 Water 회복시간 그림1) 은 Fat 과 Water 두조직의 T1 이완을나타낸것으로, 에너지를인가하는 TR을 B 이후에서선택해 RF pulse 를주면 Fat 과 Water 가모두회복되어큰 T1 contrast 를나타낼수가없다. T1강조영상에가장적절한 TR은 A지점도아닌, 두조직 T1 이완의차이가클때 (A 와 B 사이 ) 선택하는것이영상화에가장적절한 TR로적용된다. (400ms 600ms)

26 MRI Parameters and Pulse Sequence Mz signal Fat CSF Short TR Short TE TE/ms 그림 2) T1 강조영상과신호및대조도 그림2) 는 T1강조영상을위한 TR과 TE 관계를동시에나타낸그림인데, Fat 과 Water 두조직 T1 회복시간이선으로표시되어있고, 수직의점선은 TR 과 signal 크기를나타낸것으로, 짧은 TR(500ms) 을선택하면 Fat 과 Water는큰차이의신호를만든다. 또한횡축은 TE를나타낸선으로 TE가 15ms 일때두조직의 Signal차이가크게형성되고, TE를더욱짧게한다면더큰차이의 T1 강조영상이되지만, 고유물질의신호대잡음비및T1 시간을고려하여야하며, 장치의성능도이를뒷받침될수있어야한다.( 현재8ms 까지가능 ) 여기서 TE가 15ms 보다큰쪽으로선택한다면, T1 강조가감소된 Signal이나올것이다. 결론적으로, T1 weighted 영상은 TR, TE 모두짧게해야된다.(TR : ms, TE : 10 30ms). 임상적으로 T1 강조영상은해부학적정보에주로이용되는영상으로, 조직간의대조도를증가시킬목적으로조영제사용시이용되고있다.

27 MRI Parameters and Pulse Sequence T2 강조영상 (T2 weighted image) 우리인체에영상을만들기위한필요에너지즉, 공명주파수 (RF pulse) 를가한직후 RF pulse 를끊는순간부터 Fat 과 Water 의횡축자기화는 Spin-Spin 상호간의간섭과 local magnetic field inhomogenity 에의해서빠르게 Dephasing 된다. Fat은물보다빠르게 Dephasing 되고, Water는서서히 Dephasing 되어, 일정시간 (80ms) 후에 Fat의신호는물보다작게보이고, Water의신호는크게보이는데, 이런영상을 T2 강조영상이라고한다. T2 강조영상도 T1 강조영상처럼 TR 과 TE 두 Factor를조절하여영상화할수있다.

28 MRI Parameters and Pulse Sequence Mz A B signal Fat CSF Fat CSF TE/ms Long TR Long TE 그림 3) T2 강조영상과신호및대조도 그림3) 은 T2-weighted image의 Diagram으로 T1-weighted image를위해서는 TR을두조직에 T1 성분차이가많은 A지점에서주었고, T2 강조영상은 TR을 T1 성분이되도록없는상태에서이루어져야하기때문에두조직이거의다회복되는 B지점에서 TR 을선택해야한다. 또한 RF pulse를가한직후, Signal을받는시간 (TE) 이중요한데, T2 강조영상은에너지를받은원자핵이열을방출하는차이를이용하는것이므로긴 TE(80ms 이상 ) 를선택해신호를받으면 Fat과 Water 두조직의 Signal 차이가큰 T2강조영상이된다. 결국, T2강조영상은가능한 TR을 T1 성분이없는긴 TR 이어야하고 (1000ms 이상 ) TE는길게 (80 150ms)) 선택해 T2차이가많은신호를하며받아야된다. 즉, TR 과 TE 모두길게하고, 임상적으로병소를찾는데이용된다.

29 MRI Parameters and Pulse Sequence Proton density 강조영상 (PD weighted image) Proton density강조영상은환자의일정범위속에존재하는원자핵, 즉조직의 Proton 수에비례한대조도를얻은영상으로, 영상에대조도는없고전체적인신호강도가커서, 넓은범위의조직들을관찰하는데주로이용된다. T1과 T2 성분을최대한감소시킬때진정한 Proton density 강조영상이된다. T1과 T2 성분을배제하기위해서는 TR과 TE의관계를잘선택해야한다.

30 MRI Parameters and Pulse Sequence Mz signal Fat CSF Fat CSF TE/ms Long TR Short TE 그림4) 양성자강조영상과신호및대조도그림4) 는 Proton density강조영상을설명한그림으로, TR을짧게 (TR : 500ms) 선택하면두조직의 T1 회복차이가큰 Signal 을나타내게되므로, TR를길게 (TR : 2500ms) 선택해두조직의 T1 회복차이를최소화시킨다. 또한, T2 성분을최소화하기위해 TE의조절이요구되는데, TE가길게되면 Fat 과 Water 조직간에큰 T2 성분차이를나타내는 Signal도얻어진다. 그러므로 T2 성분을배제하기위하여 TE를어느정도짧게해야하는데, 임상적으로는 TE:10-30ms 지점이된다. 결론적으로, 긴 TR에서 Fat과 Water의종축자기화가거의회복되어있어 T1 성분을감소시킬수있고, 짧은 TE는 Fat과 Water의횡축자기화가흩어지기시작하므로 T2 성분을최소화시킬수있다. Proton density 강조영상은긴 TR(1000 ms이상 ) 과짧은 TE(10-30ms) 를이용해얻는영상으로, 전체적인신호가크고, Scan 시 TR이 T2WI와같이길기때문에 Slice 수도많아질수있다. 임상적으로 PDWI, T2WI은영상획득시 long TR을사용하기에한 TR 내에서두개의 TE를선택, Proton density강조영상과 T2 강조영상을동시에얻는방법을 Routine으로사용하고있으며, PDWI는영상 contrast를강조한 Image는아니다.

31 MRI Parameters and Pulse Sequence 부가인자 TR (Repetition time) MRI 의고유인자 (PD, T1, T2WI) 의영상화를위해조절되는부가인자들이 있는데, 그대표적이고기본적인인자로 TR 을들수있다. 90 o 180 o FID TR ECHO 그림 5) SE(Spin Echo) pulse sequence diagram 그림 5) 는 SE(Spin Echo) pulse sequence diagram 의일부이다. SE 기 법은 90 RF pulse 와 Refocusing 시키는 180 RF pulse 를인가한후만 들어지는하나의 echo 를받아서영상화한것이다. 위그림에서 TR 은 처음 echo 를얻기위해사용한 90 RF pulse 에서다음 echo 를얻기위해 이용된 90 RF pulse 까지의시간을 TR 이라고하며. 또는조직이에너지를 흡수하는시간이라고도말한다. 이 TR 은 MR 영상에중요한인자로임 상에결정적인여러부가인자를조절하게된다.

32 MRI Parameters and Pulse Sequence 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 ) 그외에도 Pre-saturation이나 Fat-saturation 등의 Extra RF pulse 사용여부등에관계가밀접하다 TE (Echo time) MR 영상을만들기위해서는인체에필요한양의에너지를주고그에네지를끊으면그순간몸 (object) 으로부터발생하는신호 (signal) 를 RF coil 로포착하여영상화하는것이다. 신호를만들기위해인가한여기 RF pulse부터생성된신호를얻는데까지걸린시간을 TE라고표현하며. 또 TE는조직이흡수한에너지를밖으로방출하는데걸리는시간이라고말할수있다.

33 MRI Parameters and Pulse Sequence 90 o 180 o 90 o FID ECHO TE 그림 6) TE(echo time) 그림 6) 은 TE관계를나타낸 Diagram으로여기 pulse인 90º RF pulse와 Refocusing 180 RF pulse를사용후 echo가생성되는데, 여기 pulse 부터 echo까지총걸린시간을 TE라고한다. 이 TE를조절변화시킴으로써 PD,T1, T2WI를영상화할수있다.

34 MRI Parameters and Pulse Sequence Bandwidth Bandwidth에는 Receiver Bandwidth와 Transmit Bandwidth가있는데, 이는영상화하는 Matrix, 1pixel내에포함되는주파수의범위로서자장강도기준에의해적절히수동또는자동으로그주파수폭이조절되어진다. (Fat과Water 주파수차이 ). 주로영상에미치는 Bandwidth는 Receiver Bandwidth로 Low Bandwidth를선택하게되면 SNR, Chemical Shift artifact, Sampling Time, Motion artifacts가증가하며, sampling time (Data 획득시간 ) 증가로 TE 가길어지며그로인해 slice 수도감소된다. 이 런 Band width 는 FOV 및여러인자들과장치의능력에의해자동적으로 조절되기도한다. SNR 증가요인 Magnet field strength TR TE Phase-encoding FOV Slice thickness Surface Coil 사용 Low Bandwidth

35 MRI Parameters and Pulse Sequence Flip angle 요구되어진 RF flip angle은눈으로확인할수없기에 RF adjust, RF coil, RF pulse shape 등여러가지특성및조절인자에의해좌우되며영상에영향을미친다. 이 RF flip angle에의해영상의 contrast가변화되기에 scan option중 flip angle을변화시켜사용함에있어부위에따라적절한 flip angle을적용할수있도록세심한관찰및기본이론의숙지가필요하다. 이것은꼭 GE(gradient echo) 에서만가능한것은아니고, SE에도유용하게사용할수있다, 중저자장강도세기에서 Gradient echo 이용시 large flip angle을사용하여 more T1 WI를얻어내기도한다 Slice thickness Slice thickness는자장의강도, gradient 성능을표현하는데관련이있으며장치의능력평가기준이되기도한다. 넓은 slice는 SNR이증가되나 resolution, sharpness의감소를초래함과동시에세밀한부위관찰시는 partial volume effect 로인해판독시바람직하지못하다. 높은해상력을장점으로한 MRI는 low field 에서 high field로점차변천하면서얇은두께의영상이가능하게되었고, SNR의증가와함께좋은영상을묘사하고있다. 대체로얇은두께의기준은 3mm - 1mm의해상력을의미하며, 일정 SNR을유지하기위한 scan time도증가하지않아야한다. 주적용부위는 Pituitary gland, Temporal area (TM joint), IAC, C-spine,T-spine 에서는 sagittal, knee joint, shoulder joint 등이며, T1WI 보다는특히 T2WI 에서 SNR의감소나 contrast의변화가없어야한다. 이는자장세기에도크게좌우되고있기에, 자장의세기가감소되는기간 (center frequency) 을고려한 QA를통해정확한 Slice가선택, 조절되는지를 RF pulse bandwidth나 selection gradient amplitude로확인할필요성이있다. 절편두께가넓을

36 MRI Parameters and Pulse Sequence 경우는 average를감소시켜도영상의 SNR에는크게변화가없다 ( 단 motion제외 ). Gradient 세기가증가하고, RF bandwidth 가좁아지면, slice 두께가얇아지는현상으로인해생기는 trade-off도고려해야한다. 일례로 low-field 에서는얇은두께를적용할경우높은 SNR을위해몇배의 average를해주어야한다. 또한같은 slice thickness라할지라도사용하고있는적용기법에의해 SNR의변화를초래한다 Inter slice spacing (GAP) 현재 No gap (gapless) 기법도출현했지만, MR image가 sine-shape 또는 Gaussian-shape의형태에의해 scan되므로특정절편과절편사이에도 gap이있어야이상적이다. 왜냐하면영상자체에는 noise를항상포함하고있기때문이다. 그렇기때문에이론상으로는약 slice thickness에 25% 정도는 gap이있어야한다. 그러나현실적으로 TR과 TE에의해 slice 수의허용범위가결정되므로한번에 lesion을다포함할경우 no gap 으로검사하기엔부위에따라어려움이있어 Gap을적절히이용하면효과적이다. Gap의관련된문제를해결하기위해순차적으로 RF excitation을하지않 고 alternative 하게 excitation 하기도한다.(Interleaved) No gap 보다 Gap 이있으면 SNR 이증가하며, gradient 에도무리가없으며필히 no gap 이필요하다면 interleave 방법을이용하는것도하나의방법이다. 그러나 결국은 S/W(Soft Ware) 에의해 Gapless 가보편화될것이다.

37 MRI Parameters and Pulse Sequence Field of View (FOV) 주어지는 matrix size와 FOV에의해각 Pixel size가결정되며, 이는 image resolution에관계되는인자이다. Small FOV는작고많은 matrix를포함하므로높은해상력을나타내며상대적으로는 SNR을감소시킨다. FOV의조절허용범위는 Gradient Amp 용량에의해좌우되며 scan time 과는무관하다. Small FOV 사용시주의점은 arising artifact를발생한다. Pixel size = FOV Matrix size 임상적으로적용되는 FOV 는확대, 축소의범위가약 8cm-48cm 이며, 그 이하는 Gradient 성능에좌우된다 Matrix Image resolution과 scan time은 matrix에의해결정된다. 결정된 pixel 내에서위상변화를통해 image의해상력을좌우하는데, 그것을 phaseencoding, frequency encoding이라고하며전자는 data 변화의 view 수 (coding), 후자는 sampling 수 (reading) 를의미한다.

38 MRI Parameters and Pulse Sequence 여기서획득한 raw data는 Fourier transform에의해영상화된다. 이것은각각 motion artifact와 flow 방향, chemical shift에영향을미치며, SNR에도결정적인요소이다. image size와 matrix의관계는퍼센트로표기하기도하며 256*128, 256*256, 256*180 이라고표시한다. 일반적으로 matrix가증가하면 image 해상력증가, SNR 감소, scan time 증가와함께주위인자가변화된다. 특히 phase-encoding은 spatial resolution 을결정하며, phase encoding 수에의해 artifact가유발되기도한다. 이 matrix인자는환자질병상태및부위에따라적절히변화시켜주어야하며 FOV와관계된 Arising artifact에대한영향도고려해야한다. Spatial Resolution = FOV Phase encoding Phase encoding = coding = views Frequency encoding = reading = sampling Average (NEX) 결정된 matrix에의해 TR 횟수가결정되며그전체반복주기를 Average (NEX) 라표현한다. Average의증가는 scan time을증가시키나 motion artifact를감소시킬수있다. 일반적으로 2-4번의 averaging 하며, 가능한짝수로하는것이바람직하다. Scan time = TR * matrix * Average

39 MRI Parameters and Pulse Sequence 2-2 Pulse sequences SE (Spin Echo) 주로임상에이용되는 echo 에는크게 4 가지로대별되는데, 그것은 SE(spin echo), GE(gradient echo), RF echo, Stimulated echo 등이다. 이중에서가장대표적인것이 Spin echo 로써 SE 방식은여기 pulse 인 90 RF pulse 를준후에 Refocusing pulse 인 180 RF pulse 를인가하면신 호가생성되는데, 이신호를영상화하는것이 Spin echo 기법이다.

40 MRI Parameters and Pulse Sequence RF Gs Gp Gr TE 그림 7) Spin Echo 그림 7) 은 SE Sequence diagram으로여기 pulse(90 RF) 를주면, 자장의불균일성과 Spin-Spin 상호작용에의해 T2의 Dephasing 이생기고, 그때신호가급격히감소하는 FID(Free Induction Decay) Signal이나타난다. 이 FID signal은불안정한상태에서생성된신호이기때문에임상적인가치로서의영상에는좋은신호가되기어렵다. 그래서좀더안정된상태의신호를얻기위해 Dephasing 된 spin을다시모아주는 180 RF pulse를주면, FID 신호가다시모여안정된 echo가나타난다. Gs로표시된것은 90 와 180 pulse를줄때 Slice Selection gradient가걸리는것을나타낸것이고, Gp는여기 pulse 후 Phase encoding gradient가한 TR 내에서한 Step씩증가또는감소되어걸리는관계이며, Gr는먼저 Rephasing 시키는 Frequency encoding gradient가걸린다음일정시간후그크기의 2배가되는 Gradient가걸리면그중간에서 echo가만들어진다. Gr을 readout or sampling gradient라고도한다.

41 MRI Parameters and Pulse Sequence 90 O RF pulse 180 O RF pulse Bo FID ECHO 그림 8) SE 신호생성과정 그림 8) 은 Spin echo가생성되는것을설명한것으로, 먼저여기 90 RF pulse를인가하면각조직의 vector는종축자기화에서 Mxy 평면으로눕게된다. 여기 pulse를끊는순간부터각원자핵들은 Dephasing이시작되는데, 이때 FID signal이나온다. RF pulse를끊는직후에원자핵들은그림처럼같은위상에있으므로신호가크고, 시간이지나면서신호가감소되기에다시 180 RF pulse를주게되면빠르게흩어졌던 fat과느리게흩어지던 water가다시모이기시작해 어느시점에안정된신호가나타나는데, 이신호를포착하는방법이 Spin echo 방식이다. Spin echo 방식은 Refocusing pulse 를한번만가했을때 는한개의 echo 가생성되고, 여러개의 180 pulse 를인가하면여러개의 echo 가생성된다.

42 MRI Parameters and Pulse Sequence 가 ) one echo 90 RF pulse 180 RF pulse 나 ) multi echo echo 90 RF pulse Echo 그림 9) SE using one echo and Multi echo 그림 9) SE using one echo and Multi echo를나타내는그림으로, 가 ) 와같이여기pulse 후한개의Refocusing pulse를한개이용하면한개의 echo를얻을수있고, 나 ) 와같이여러개의 Refocusing pulse를연속적으로사용하면한번의여기 pulse로여러개의 echo를얻는데, Multi echo 방식은 TE를조절하여 PD와 T2WI를동시에얻는데이용된다.

43 MRI Parameters and Pulse Sequence Turbo Spin echo (Fast spin echo) SE 는앞장에서설명한바와같이, 90 RF pulse 와 180 RF pulse 사이에 Phase encoding gradient(gp) 를가해, 각 TR 마다 Gp 가한 Step 증가또는감소되어한개의 Signal 을획득한다. 90 O RF pulse 180 O 180 O 180 O 180 O 180 O 180 O 180 O RF Gs Gp Gr Echo 그림10) Turbo(Fast) SE diagram 그림10) 은 TSE의 diagram인데 SE의 Multi echo를얻기위해 180 pulse 를가하는것처럼, Turbo spin echo도 와같이여러번의 180 를가한다. SE와다른점은매번 echo를얻기전에 Gp Step을각각다르게인가하고, signal을얻은다음반대쪽에 Gp를인가하여다음 180 pulse를줄때 Phase가가하지않는상태로한후다시 180 pulse를가한다. 결국, 한번에 TR내에서여러개의 Phase encoding 이된 Data Line을얻게된다. Spin echo는한 TR 내에서한개의 Phase encoding된 echo를얻는데비해, TSE는위그림에서보다시피한 TR 내에서 8개의 Phase encoding된 echo를얻을수있다. 그러므로 Scan time 은 TR Phase encoding AVG ETL(echo train length) 이되므로, SE 보다짧은시간내에 Scan이가능하다.

44 MRI Parameters and Pulse Sequence IR (Inversion Recovery) IR은 Spin echo와는달리먼저180 pulse를사용하여종축자기화를반대방향으로반전 (Inversion) 시킨다음, Spin echo나 Turbo spin echo 방식을이용하여 echo를얻는방법으로 TI(Inversion time) 에따라영상의대조도가다르게나타난다. 90 O pulse 90 O pulse 180 O pulse 90 O pulse Mz Mz TR TR 가 ) SR 그림 11) SR 과 IR 의 Recovery time 나 ) IR 그림11) fat과 water가 Recovery되는것을나타낸것으로가 ) 그림은 Saturation Recovery 방법을이용한것으로 T1 회복시간의차이가짧고, 나 ) 그림은 IR pulse를이용했기때문에가 ) 그림보다는 T1 회복시간차이가더욱커서 T1 효과를효과적으로나타낸영상이된다. 최근에는 TI, TR, TE 등을변화시켜 Fat과 Water Suppression 기법을영상화하는데이용되고있다. 그러나일반적으로오직 T1WI위한방법을이용하기에는시간이많이소요되므로 Routine pulse sequence로이용되지않고있다.

45 MRI Parameters and Pulse Sequence Mz FAT CSF A B 180 O 90 O 180 O TI : 150ms (STIR) 180 O 180 O 180 O 180 O 180 O 180 O 90 O TI : 220ms (FLAIR) 그림 12) Fat or Water Suppression method 그림12) 는신호포착하는위치에따라 Fat, Water 분리영상화시킬수있는기법의예로, 만약 A지점에서신호를포착한다면, Fat의원자핵은 X,Y 평면에있기때문에종축자기화가거의없는상태가되고, 그때다른조직들의종축자기화는존재하기때문에 signal이나온다. 이런방법을이용한것이 Fat Suppression 방법이다. 이때 TI는약 150ms 정도가된다 (STIR). B지점에서 Data를얻는다면, Water의종축자기화는거의없고다른조직의종축자기화는존재하기때문에 Signal이나온다. 이런방법을이용하고있는것이 FLAIR(Flow attenuation IR) 이라고한다. 이때 TI는 2,000 2,500ms로상당히긴시간이필요하다.

46 MRI Parameters and Pulse Sequence 그림13) 은 IR sequence diagram인데, SE와달리 TI(Inversion time) 가있고, TR은처음 180 반전 pulse를준시점부터다음 echo를얻기위해준 180 반전 pulse 까지의시간을 TR 이라고한다. TE는반전 pulse 후 90 여기 pulse 부터 echo 까지시간을말한다. 180 O 90 O 180 O 180 O FID ECHO TI TE TR 그림 13) Inversion Recovery Diagram 최근 pulse sequence 중에서 GE는 hardware와 software의발달로이용도가급격히증가추세이다. GE는임상적으로 Cardiac Study, MRA(MR Angiography), Breath hold Study, Dynamic Study 등여러곳에응용되고있다. GE는 FID signal을 Gradient를이용하여신호를받아 T2 effect와 Susceptibility effect가강조된영상이만들어질수있기때문에 Muscular skeletal Study및여러질병의확진에부가적사용으로많이이용되고있다. GE는 SE와비교할때크게다른점이 3가지가있는데, 첫번째는 SE 에서여기 pulse로 90 를주었는데 GE는 90 보다작은여기 pulse를이용한다. 두번째는 SE 에서여기 pulse 후에생성된 FID가 Dephasing 될때까지기다렸다가 Refocusing 시키는 180 를이용했지만 GE는 FID를강제로 Dephasing 시키는 Gradient를걸어주고 180 pulse 대신에 Gradient로 Reverse 시켜이때생성된 echo를받는다. 마지막으로작은 Flip Angle 사용으로종축자기화로회복되는시간이짧기때문에 TR과 TE를짧게할수있어 Scan time이짧게걸린다.

47 MRI Parameters and Pulse Sequence GE (Gradient Echo), FE (Field Echo) RF α o pulse Gr Signal 그림 14) GE sequence diagram Gradient echo 그림 14) 는 GE sequence diagram 이다. 임의의 α o RF pulse 를주면이 pulse 에의해서 FID signal 이나오는데이때사용된 α o pulse 의 Flip Angle 은 90 보다작은각도이다. 이렇게생성된 FID signal 이 Dephasing 되는것을 SE 처럼기다리는것이아니라 Dephasing gradient 를이용, 강 제로 Dephasing 시킨다.

48 MRI Parameters and Pulse Sequence Magnetic moments In phase Magnetic moments Out of phase Direction of precession F S Direction of precession Nuclei speed up GRADIENT Nuclei slowly down 그림 15) Dephasing gradient 그림15) 는 Dephasing gradient를나타낸것이다. 여기 pulse를주고난후각조직의원자핵들은 Mxy 평면에서처음에는같은위상에있다가시간이지나며흩어지는데, 가 ) 는 Gradient를가하지않은상태에모든조직의원자핵은 In phase 상태이다. 여기에나 ) 와같이 Dehpasing 시키는 Gradient가걸리면 Gradient 세기가높은쪽의원자핵은빨리돌고낮은세기가있는쪽은느리게움직이므로결국 FID signal은감소된다. 그다음에 FID signal을다시모아 echo를얻기위해 Rephasing gradient를걸어주어야하는데 SE 에서는 180 를이용했지만 GE는 Rephasing gradient를이용한다.

49 MRI Parameters and Pulse Sequence Magnetic moments Out of phase F S precession Nuclei speed up Nuclei slowly down GRADIENT Magnetic moments In phase FS precession 그림 16) Rephasing gradient

50 MRI Parameters and Pulse Sequence 그림16) 은 Re phasing gradient를나타낸것이다. 가 ) 는 De phasing gradient에의해자장의세기가높은쪽의원자핵은빠르게돌고낮은쪽은느리게도는데나 ) 처럼 De phasing과반대의 Gradient를걸어주면가 ) 에서빨리돌던원자핵은느리게, 또느리게돌던원자핵은빨리돌아결국은 Gradient가가하지않는상태즉다 ) 와같이되는데이렇게원자핵이한곳에있을때 (In phase) 가가장신호가크다. 이때생성된 echo를 Gradient echo라고한다. GE는 TR, TE 그리고 Flip Angle를적절히조절하여 T1weighted Image와 T2 * 그리고 Proton Density weighted Image 를얻을수있다. T2 * : 순수한 T2현상에서얻은신호가아니라, 영상내에 Static magnetic field inhomogeneities가포함된것을의미한다.

51 제 3 장 Image Formation

52 제 3 장 Image Formation 3-1 Gradient Coil Z - Gradient coil X - Gradient coil Y Gradient coil 결합된 3가지 coil의기능 X, Y, Z Gradient coil의작용과변화 3-2 경사자계와주파수 3-3 Slice selection 과 thickness 3-4 Slice 안에서의 pixel 위치잡이 주파수부호화경사자계 Sampling 위상부호화경사자계 3-5 자유유도감쇄 (Free Induction Decay) 3-6 K-Space

53 Image Formation 제 3 장 Image Formation 일반적으로디지털영상이라고하는것은디지털컴퓨터를사용해서얻은영상이라고할수있으며, 컴퓨터를떠나서는영상을만들어낼수가없다. 왜냐하면마치 x-ray가증감지라는매개체와함께사용하듯이자기공명신호도혼자서는모든과정을다이루어낼수가없기때문이다. 즉자기공명신호는공간주파수 (spatial frequency) 를얼마만큼포함하고있느냐에따라결정되는것이다. 각각의 pixel들로구성되어진자기공명영상은가로, 세로에어떻게분포되어있느냐에따라저분해능영상, 고분해능영상으로구별할수있다. 이것은 , , 등의수치로표시되고있는데이것을우리는 matrix size 라고부른다. 만약일정한 FOV(Field Of View) 가주어진상태에서 matrix size는 pixel size와공간분해능을결정하며, 각각의 pixel size는 FOV/matrix size 라는공식으로얻을수있다. 여기서 pixel은 picture element의약자이고 Voxel 또는 volume element의 2차원적표시라고할수있다. 즉영상은 pixel들의집합체이며, 이러한 pixel들은영상을구성함에있어신호강도와위치를결정해주게된다. 만약영상에서검은부분과밝은부분이있다면이것은 spin에의해방출되는신호강도와관련이있게되는데, 검은부분은낮은신호강도를지닌 pixel들로표시되고밝은부분은높은신호강도를지닌 pixel들로나타날것이다. 또한자기공명영상에서 pixel의위치는경사자계에의해서결정되고이것은 pulse sequence에의해 T1, T2, PD(SD) 의대조도로구분된다. 이제개별적으로한항목씩세부적으로접근해가며영상이어떻게만들어지는가에대해알아보기로하겠다.

54 Image Formation 3-1 Gradient coil 경사코일은 MR 검사를시행하게되면쿵땅쿵땅거리는소음을발생하게되는데이것은경사코일이플라스틱원통에감겨있으면서자장과전기에너지의상호작용에의해플라스틱원통에힘이가해져서소음이발생되는것이다. RF pulse가 spin의자기벡터를 Mxy 평면으로숙이고난후신호를받게되는데, 조직의모든 spin들이똑같은신호를방출하게되면, 컴퓨터가 spin의위치를결정하기가불가능해진다. 영상을재생할수있는정보를얻기위해서는기본적인자기공명신호위에공간위치부호화정보 (spatial encoding information) 가더해져야한다. 이러한정보를얻기위해경사자장 (magnetic field gradient) 은정자장 (static magnetic field) 위에추가로더해진다. 경사코일은영상을만드는변수를결정하는데있어서매우중요하며, 코일내부에작은전류를흐르게함으로써자장에변화를일으키고, 양끝에있는경사자장증폭기 (gradient amplifier) 가경사자장의기울기를크거나작게만들수있다. 3차원의공간적인정보를얻기위해서는세개의경사자장이필요하므로 X, Y, Z축에대해세쌍의경사코일이이용된다 ( 그림 1-2). 이경사코일은단면선택부호화 (slice selection encoding), 위상부호화 (phase encoding), 주파수부호화 (frequency encoding) 에이용된다. 경사코일은 shim coil에서바라볼때, 드럼 (drum) 의안쪽으로 3쌍의코일들이띠모양으로감겨져있는데이것을경사코일 (gradient coil, gradient magnetic coil) 이라고부르며, X-gradient, Y-gradient, Z-gradient로각각이루어져있다.

55 Image Formation 그림 1-1 경사코일의상대적위치 그림 1-2 X, Y, Z-gradient coil 의위치

56 Image Formation Z - Gradient coil 이것은보통한쌍의원형 coil로이루어져있고그각각은그림 1-2 에서와같이드럼에감겨져있다. 만약그림 1-3과같이반대극성을가진직류전류가두 coil을통해서양쪽의반대극으로흐르면 Z축을따라서매우조그마한변화가자기장에생기게된다. 이러한자장세기의변화는자석의축을따라서단면의선택을할수있도록허용해준다. Z-Gradient에의해인가되는전류가강할수록기울기가큰경사자계가걸리며이것은곧얇은단면의선택을가능하게해준다. Z-Gradient는항상횡단면 (transaxial plane) 의선택에사용되며우리는이것을단면선택 (slice selection) 이라부른다. 그림 1-3. Z 축에서의전류의흐름과단면선택

57 Image Formation X - Gradient coil 그림 1-4는 X-gradient가환자의좌우측에경사자장이위치하고있는것을보여주고있다. X축은환자의수평축에가로질러위치하고있으며이러한 coil들은 Z-gradient coil과같은방법으로작동되며, 반대측을가진직류전류는경사자장을만들게된다. X-Gradient에의해생긴경사자장은 Z-Gradient에서와비슷하게환자의 X-축을따라공간위치를가능하게해주며주파수부호화에사용된다. 그림 1-4. X 축에서의전류흐름과단면선택

58 Image Formation Y - Gradient coil 보통 Y 축은환자의위아래에서통하는축이라고할수있으며주로위상 부호화에사용된다. 그림 1-5. Y 축에서의전류의흐름과단면선택

59 Image Formation 결합된 3 가지 coil 의기능 영상에있어서 trans-axial, sagittal, coronal plane을선택하기위해서는 X, Y, Z 가각각작용할것이다. 만약동시에 3 coil이작동한다면 3쌍의 coil에흐르는전류는 3부분으로분리되어자장을형성하지않고오히려하나의합성된자장을만들게된다. 그림 1-6은 oblique한영상을얻기위해 3가지 coil이모두작동되고있는것을보여주고있다. 각각의 Gradient coil에흐르는전류를조절할수있다면원하고자하는영상의 Plane을정확히나타낼수있을것이며, X. Y - Gradient는각 pixel로부터나온신호를위치잡이해주는기능을가지게된다. 그림 1-6. 동시에 3 coil 이작동했을때얻은 oblique 단면

60 Image Formation 각 coil은축을따라작은경사자계를만들어내고주자장에더해진다. 이렇게경사자장이부가되면서로다른위치에있는 spin의공명주파수또한달라지게되는데경사자계가강하게걸린부분은약하게걸린부분보다더빨리세차운동을하게된다. 일반적으로경사코일은균등한자장을불균등하게만들고있는데이러한목적은하나의영상을만들기위해바로단면의선택과 pixel의위치잡이를하기위해서다 X, Y, Z Gradient coil 의작용과변화 MR 장점중의하나라고할수있는다방향검사가가능하다고하는것은곧 3쌍의경사코일이있기때문에가능한것이다. 3차원의공간에환자가들어가있다면어떤 3차원의기능이있어야할것이다. 바로이것이 3쌍으로형성된경사코일이며, 각각작용하는모습은그림 1-8 에서와같다. 그림 1-8. X,Y,Z Gradient coil 의변화

61 Image Formation 그림에서보는바와같이 X-gradient가켜지면 X축을따라경사자장이변화하며 Y축에서도 Y축을따라경사자장이크고작아진다는것을볼수있을것이다. 그렇다면 Z 방향은어떻게변화할까? Z-gradient가켜지면 Z축방향과같기때문에중심에서는변화가작고바깥부분에서는변화가커지게된다. 3-2 경사자계와주파수 환자가자석안에들어가면, 그리고아무런외부에너지를주지않았다면균일한자장내에있다는것을알수있다. 또한어느정도균등한자장이형성되어있다면몸안에있는모든 spin들은모두같은주파수를갖게될것이다. 이것은우리가얻고자하는단면의선택에있어서아무런도움을주지못하는것이다. 따라서균등한자장에위치에따라다른경사자장을부가하면각각의위치에따라서부가된경사자장을곱한만큼주파수가달라지게될것이다. 이때부가된경사자장을경사자계 (magnetic gradient field) 라고하며경사자계는주자석내부에설치된경사자계코일에전류증폭기로전류를흘려발생시킨다. 그림 2-1. 비균일자장과주파수의관계

62 Image Formation 경사자장 (gradient) 은매우빠른변화자장이다. 그림 2-1에서자장경사를변화하여자기장에적용시켜보면각지점에서 Larmor 방정식이다르기때문에공명을일으키는 RF 주파수가조금씩다르게된다. 실제 MR에서경사자계는 3차원이다. 하나의경사는영상화되는해부학적단면과수직으로존재하며, 이경사를단면선택경사 (slice selection encoding) 라고한다. 정자장에서는주로 Z축방향으로적용되므로단면선택경사는횡단면이 Z축을따라존재하며, Y축에대해서는관상면 (coronal section), X축에대해서는시상면 (sagittal section) 으로존재한다. 주파수부호화경사 (frequency encoding gradient) 는 X축방향에서 voxel의위치에대한정보를제공하며위상부호화경사 (phase encoding gradient) 는 Y축의위치정보를구분해준다. 경사자장의기울기는최소절편두께 (minimum slice thickness) 와최소촬영영역 (minimum FOV) 을결정하는가장중요한요소이다. 기울기가크면클수록얇은단면의두께와작은영역을볼수있게되어그만큼해상도가높은영상을얻을수있다. 하지만큰기울기의경사와자장의균일성을동시에유지한다는것은기술적으로상당히어려운문제라고할수있다. 그림 2-1에서보는바와같이위치에따라서부가된경사자장이다른경우에위치에따라서주파수또한틀리게나타난다. 그림 2-1에서와같이눈, 몸통, 다리의위치와서로다른경사자계를곱해야만해당위치에서의주파수를우리는알수있게된다. 만약 1.5T 에서 medium frequency 가 63MHz이고경사자계가 10G/cm라면그림 2-1에서눈을여기시키려면공명주파수는얼마일까? 경사자계가 10G/cm 라는것은 1cm당 10G의기울기변화가있다는것을뜻한다. 눈에해당되는 high frequency의위치는몸통에서부터 100cm 떨어져있다. 즉, 10G/cm 에서 1000G/100cm 이되며자장의세기가 15,000G 였으므로눈에서의경사자계는주자장에 1000G를더한것이되므로 16000G 가된다. 공명주파수 (Wo) = = 68.1 MHz

63 Image Formation 3-3 Slice selection 과 thickness 1.0T 에서공명주파수는 42.6MHz가된다. 한쪽끝의 spin들은 42.7MHz 로돌고또다른쪽의세차주파수는 42.5MHz가될것이다. 만약 42.7MHz로된 RF pulse를주면 gradient line위에있는 42.7MHz 위치에서모든 spin들은 Z축에수직인방향으로자극을받게된다. 그리고그밖의모든 spin들은 42.7MHz 주파수를접하지못하는데이것은바로그들의공명주파수가벗어나기때문이다. 바로이러한방법으로하나의횡단면은선택적으로여기된다. 만약 Z-gradient 대신에 X-gradient가걸리면단면선택은 sagittal plane이될것이며, Y-gradient는 coronal plane 이될것이다.

64 Image Formation G1 B G2 f1 f2 a c b d f1 f2 그림 3-1. Slice selection 과 thickness 의변화 그림 3-1에서와같이한단면을선택할때에는균등한자장에또다른경사자계를부가해야한다. 즉 a와 b, 또는 c와 d 의위치에해당하는 spin들의주파수또한달라지게될것이다. 이미알고있는바와같이공명주파수 (Lamor Frequency) 라는공식에서 (Wo=r B) 자장의세기에따라서세차주파수가달라짐을앞의계산식에서점검을해보았다. 따라서점선부분과실선부분에있는 spin들은 f1 이나 f2의주파수에영향을받을것이다. 고정된 RF를주면 a와 b, 또는 c와 d의 spin들은 RF 에너지를받아 X-Y평면상에넘어질것이다. 곧이어 RF 에너지를끓어주게되면자유유도감쇠 (FID) signal을방출하게된다. 단면선택의두께는고정된 f1과 f2의주파수를사용한다고볼때그림 3-1에서보는바와같이경사자계의기울기가클수록 slice는얇아지게되며 RF pulse의폭이좁을수록더얇은slice를얻을수있을것이다.

65 Image Formation 3-4 Slice 안에서의 pixel 위치잡이 주파수부호화경사자계 RF pulse와거의동시에 Z-gradient 에의해한 slice 안에서 spin들은선택적으로여기된다. RF pulse를끊어주면모든 spin들은그들원래의평형상태로되돌아가려할것이고그때까지도 Z-gradient가계속작용하고있다고가정하면모든 spin들은같은주파수를가진 FID로나타낼것이다. 따라서여기까지수신된신호를개별적으로위치를구분시킬수있는방법이없기때문에 FID를받아들이는동안 Z-gradient를꺼야하고좌우측면에있는 slice를통과하는새로운 X-gradient를걸어줘야한다. 이것은곧영상에있어서한부분을구분짓는것이다. 예를들어이것을가로줄이라가정해보자. 이제여기된 spin들은 FID 라는과정을거치는동시에 X-gradient에의해 X축으로다른자장의세기를경험하게되는것이다. 그이유는공명주파수 (Wo=r B) 때문이며또한 FID는서로다른주파수를가지고있는 pixel의가로열 (column) 과연관되어있기때문이다. 이러한가로열을구분하기위해부가되는경사자계즉, X-gradient를보통주파수부호화경사자계라명명한다. Pixel의위치잡이는이러한가로열을구분할수있는대신에다른측면즉세로줄 (row) 로부터의구분이필요하다. 그래야각각의 pixel의위치잡이가가능해지는것이다. 이제세로줄 (row) 로부터세부적인구분을하기위해서새로운 Y- gradient를걸어줘야할것이다. Pixel의위치잡이를하기위해서는 128 번, 256번반복적으로 spin을여기하고 FID를수집해야하며이때매번 Y gradient의세기를일정한간격으로바꿔줘야한다. 촬영시간은반복되는위상부호화의횟수에의해영향을받지만주파수부호화는 phase encoding으로만들어진 data를수집하는동안에인가된다. 이 data는 analog data이므로 computer로처리할수있는 digital data로변환해주어야되는데이변환을얼마나상세하게하는가에따라주파수부호화의 matrix가결정된다.

66 Image Formation A B Frequency encoding gradient Relative phase Angle 0 + Echo 그림 4-1. 주파수부호화경사자계 그림 4-1의 A에서와같이경사자계를부가하면화살표로된각 spin들의위치가저마다틀려지게된다. 이것은 spin들마다경험하는자장의세기가다르기때문이다. 그림 4-1의 B에서보는바와같이 negative gradient가첫번째로부가되면 spin들은자신의위치에서서로다른속도록세차운동이일어난다. 즉 negative gradient가끝나는부분에서위상이저마다흩어지는상태일명 dephase, incoherent, fan out 현상이일어나게된다. 그다음극성이반대이면서똑같은크기의 positive gradient를부가하면 negative에서세차운동하던 spin들의위상이반대가된다. 즉늦게세차운동하는 spin들은점점속도가증가하고빠르게세차운동하는 spin들은반대로느리게세차운동하게될것이다. 그결과 negative 와 positive의면적이같아지는시간에 spin들은다시모여높은신호를방출하게된다. 바로이때의높은신호를 Gradient echo signal 이라고부른다.

67 Image Formation Sampling 신호를수집하는동안주파수부호화경사자계가켜지는데이것을 readout gradient라고부른다. 그리고신호를읽는동안주파수부호화경사자계가작동하는데이것을 sampling time이라고말한다. 현재이 sampling time 동안주파수부호화경사자계에의해최고 512개의서로다른주파수를구별할수있다. 신호는그림 4-2-1과같이각지점에서받아들여지는데이러한주파수의 range를 receive bandwidth 라고하며얼마나많은주파수들이한영상안에포함될것인가를결정해준다. 각각의주파수차이는그림에서와같이주파수축에따라다르게나타나며이것은주파수축을따라 FOV에표시된다. 그림 Sampling

68 Image Formation Sampling time, sampling rate, receive bandwith는 Nyquist 이론에의하여모두연관되어있다. Nyquist 이론이란어떠한신호도한번의 cycle당적어도 2번 sampling 되어야한다는것이다. 그림 4-2-2의 A에서와같이 1 cycle당한번 sampling을하면하나의선으로밖에는인식하지못한다. 이것은우리가원하는영상을만들기에부적합하다. 따라서 의 B에서와같이 1cycle당적어도두번의 sampling을해야정확하게위치를나타낼수있는것이다. 그림 Nyquist 이론 예를들면256 sampling을얻는다고가정할때각cycle당2번sampling 을한다면 sampling time동안적어도 128 cycle이필요한것이다. 그리고초당일어나는 cycle의수는 receive bandwidth에의해결정되고 sampling rate에비례한다. 즉 sampling rate가증가하면 bandwidth가증가한다. 그러나 sampling time은 sampling rate에반비례하는데 receive bandwidth가감소하면 sampling time은증가하게된다.

69 Image Formation 그림 Bandwidth 와 Sampling 의관계 그림 4-2-3과같이 sampling이 8 msec 동안 128 cycle이일어나고 bandwidth가 16,000 Hz 라고가정해보자만약 8 msec 동안 256개의 frequency sampling들을얻는다면각 cycle은 Nyquist 이론에의해 cycle 당 2번 sampling 되어야한다. 따라서 256개의 sample들을얻기위해서는 128cycle이필요하다. 그런데만약 bandwidth가 8000 Hz로감소하면 8 msec 동안단지 64 cycle만일어날것이다. 즉 64개의 cycle로부터 128개의 sample들을얻을수있을것이다. 따라서 bandwidth가감소했을때그림에서와같이 sampling time은반드시증가되어야한다. Bandwidth = 1 Sampling interval Sampling interval = Sampling time Number of Sampling

70 Image Formation 일반적으로 echo의중심은 readout gradient의중간에위치하는데 sampling time이증가된다는것은앞에서도배웠듯이 frequency encoding gradient가오랫동안작용하는것이며이것은 RF pulse로부터 echo의중심지가좀더멀리이동한다는것을의미하며그림 4-2-4와같다. 그림 Sampling 과 TE

71 Image Formation TE가매우짧다면 echo의중심점이 readout gradient의중심에있지않고앞쪽으로이동하게되는데이와같이신호의전체가아니라한부분만이 sampling될때, 우리는이것을 Partial Echo또는 Fractional echo라고말한다. 여기서나타나는신호는 K-space의주파수축과관련되어있으며 K-space의채워지지않은주파수부분 ( 측정되지않은신호 ) 은받아들인부분 ( 측정된부분 ) 의거울상이라할수있다. 따라서Fractional echo 는 RF pulse를주고난다음신호가나올때까지의거리가짧아짐으로써생기는것으로대부분의 MR 장비에서 20 msec보다적은 TE를사용하고있으며 T1 강조를증가시키거나 flow artifact를감소시킬때그리고자기친화성인공물 (magnetic susceptibility artifact) 을감소시킬때주로사용한다 위상부호화경사자계 RF pulse를주고나면모든 spin들은 X,Y plane으로넘어질것이다. 이들은같은주파수로 X,Y plane에서세차운동을하고있으며, Z-gradient 를걸어주는동안에 90 RF pulse를주게된다. 만약 Y 방향에경사자계를걸어주면경사자계가큰위치의 spin들은경사자계가작은위치의spin 들보다더빨리세차운동을할것이다. 만약같은자장의세기를경험하고있는 spin들은세로줄 (row) 에서구분을할수가없게된다. 일반적으로더빨리세차운동을하는 spin들은더늦게세차운동하는 spin에비해서 positive 위상을갖는다고한다. RF pulse를주기전에는 spin들은같은주파수로세차운동을하고있는데 90 pulse를주고나면같은방향뿐만아니라같은주파수로세차운동을한다. 즉이것은같은위상을갖는다는것을의미한다. 만약 Y-gradient로걸어주면다른세로줄 (row) 에서의 spin들은 Y-gradient를걸어주는동안에다른자장의세기를경험할것이다. 따라서서로다른주파수로세차운동을하게된다.

72 Image Formation 즉, 그림 4-3에서와같이인접된세로줄에서의 spin의위치는저마다틀려지게된다. 만약 Y-gradient가꺼지면모든 spin들은다시같은자장의세기를경험할것이고같은주파수로회전할것이다. 그러나서로다른세로줄에서의 spin들은잠시동안 Y-gradient에의해위치에따라다른크기의경사자장을경험했으므로같은주파수로회전하면서도각자다른방향으로위치하고있다. 따라서세로줄 (row) 을구분하기위해서부가되는경사자계즉 Y- gradient를위상부호화경사자계라한다. 그림 4-3. Y-gradient 가증가되었을때위상변화

73 Image Formation 3-5 자유유도감쇄 (Free Induction Decay) 사람이자석안에들어가면몸안의 spin들은외부자기장의방향과평행하게되며이것을순자화 (Net magnetization) 라고한다. 여기에 RF pulse를주면어떤현상이일어날까? 1 Z 축에있던 spin 들은신호를방출하지않는다. 이것은 spin들이평형상태에있기때문이다. 즉, 낮은에너지상태 ( 안정상태 ) 를뜻한다. 2 Z축에있던 spin들은 RF pulse에의해 X-Y 평면상으로넘어질것이다. 이것은 spin들이 RF 에너지를흡수했으며이제더이상평형상태가아니며높은에너지상태 ( 불안정한상태 ) 를뜻한다. 3 Mxy에넘어진 spin들은 Mxy에서최대가되고 Mz성분은최소가될것이다. 이때신호가가장최대가된다. 4 RF pulse를끊으면 X-Y 평면상에있던 spin들은원래의평형상태즉 Z축으로돌아가려할것이다. - 불안정한상태에서안정된상태로되돌아간다. - 높은에너지상태에서낮은에너지상태로되돌아간다. - 평형상태로되돌아간다. - 다시 Mxy가최소가되고 Mz가최대가된다. - 시간이흐를수록신호는감소한다. - Mxy에서 Mz로되돌아가면서신호를방출한다. 5 이와같이 RF pulse를끊어준뒤 Mxy에서 Mz 방향으로되돌아가면서나오는신호를 FID 라고하며, 그림 5-1, 5-2 와같다.

74 Image Formation 그림 5-1. RF 를주고난다음이완되는과정 그림 5-2. 자유유도감쇠 (FID)

75 Image Formation Spin의자기벡터가안테나에전류를유도함으로서신호가생기는데이제신호를받아들일수있도록안테나역할을하는 RF coil이있다고했을때, 그림 5-3 에서와같이나타나는 FID 신호를살펴보도록하자 그림 5-3. FID 의세부적인관찰 1 X-Y 평면상태에서신호가최대가되는것이다. 즉 RF pulse가중단된후최대가되는것과같다. 2 만약 1번에서 X축에서최대가되었다면 spin들은세차운동을하기때문에시계반대방향인 Y 평면상에위치하게된다. 3 다시 1번과방향이반대가된다. 4 다시 2번과방향이반대가된다. 즉그림 5-4와같이된다. 그림 5-4. FID 에서표시된위치변화 Spin들은원래의평형상태로되돌아가면서 Mxy 성분이점점줄어들기때문에신호또한그림 5-2와같이된다.

76 hacenterpseaxiimage Formation 3-6 K-Space RF Pulse를주고난다음위상부호화경사자계의크기를각단계별로변화시키면여러위치정보를가지고있는신호를얻을수있는데이러한 data를 raw data라부른다. 여기에는위치정보와대조도정보를함께갖고있으며K-space는한개의영상을만들수있는raw data의집합을의미한다. outer Frequency axis lines of K-space positive s그림 6-1. K-Space 에서각부분의명칭 negative outer 그림 6-1 과같이 K-space 의위상축은수평선중앙에서중심축으로, 그리고주파수축은수직선중앙에서중심축으로표시된다.

77 Image Formation 위상부호화경사자계와주파수부호화경사자계에의해수집된신호는 K-space에채워지게되는데각각의 TR동안각각의 slice는위상과주파수부호화경사자계에의해위치정보를구분하게된다. 기울기가다른위상부호화경사자계는 K-space의 line을결정하게되는데 K-space의전체를채우기위해서는각각의 TR마다위상부호화경사자계의기울기를매번변화시켜주어야한다. 만약위상부호화경사자계를변화시키지않는다면시종 K-space의같은 line으로 data가채워질것이다. K-space line의수는몇개의단계로위상부호화경사자계가걸리느냐에따라결정되며만약256개의서로다른위상부호화경사자계를걸어주면 K-space의 256 line이모두채워져야검사가끝나는것이다. 현재 K-space의최대치는 512개의 line이며그림 6-1에서와같이위상축에서의윗부분을 positive라하고아래부분을 negative라고부른다. 즉 Fractional Echo에서와같이 K-space의위상축에서 negative 부분은 positive부분의거울상이라할수있으며주파수축의오른쪽은왼쪽의거울상이라할수있다. 그리고 K-space의중간부분을중심선 (central line) 이라하는데중심선은기울기가작은위상부호화경사자계를걸어준후 data가채워진다. 위상축에서 positive나 negative로부터거리가먼부분을 K-space의 outer line이라부르는데이러한 outer line은기울기가큰위상부호화경사자계를걸어준후에 K-space가채워진다. 즉, K-space의 positive부분은 positive gradient에의해채워지고 negative부분은 negative gradient에의해채워진다. 만약 256개의 phase encoding을한다면 128개의 positive와 128개의 negative부분으로나누어져 data가채워지게된다. 여기에는두가지방법이있는데, 첫번째는 positive 끝이나 negative 끝에서부터중심선을지나반대끝까지 data를채워가는방식이있고 ( - 128, -127,, 0, +127, +128), 두번째는중심선 ( 기울기가작은위상부호화경사자계 ) 에서부터 positive나 negative의끝으로가는방식 ( -1, +1, -2, +2, -127, +128) 이있다.

78 Image Formation 그림 6-2. K-space에 data를채우는 2가지방식기울기가작은위상부호화경사자계를걸어주면위상변화가크지않기때문에진폭이큰신호를만들며기울기가큰위상부호화경사자계를걸어주면위상변화가크기때문에진폭이작은신호를만들게된다. 위상부호화의수는위상부호화축을따라 FOV를구성하고있는 pixel의수로결정된다. 만약위상축을따라 FOV에 512개의 pixel이필요하다면 256개의 pixel보다더작아지게되며기울기가큰위상부호화경사자계는영상에서공간분해능이큰 data로채워진다. 그림 6-3. 위상부호화의경사에따른신호진폭의변화

79 Image Formation 주파수부호화경사자계에의해서로다른신호진폭을가지고있는 data는주파수축을따라채워지게되는데 echo의중심은모든 spin들의 magnetic moment 가동위상 (In-phase) 에서처럼높은진폭을가진신호로나타내고양쪽끝에서는 spin들이 rephasing 또는 dephasing 상태에서처럼낮은진폭을가진신호로나타난다. 즉그림 6-4와같이주파수축의왼쪽은 rephasing 부분이되며오른쪽은 dephasing 부분이된다. 그림 6-4

80 Image Formation 그림 6-4. 주파수축에서의신호진폭의변화 결론적으로 K-space의중심은위상축과주파수축을따라높은진폭을가진신호로나타나는데기울기가작은위상부호화경사자계에의해낮은공간분해능을가진 data로채워지며조직의대조도정보를가지고있다. 그리고 K-space의바깥부분은위상축과주파수축을따라낮은진폭을가진신호로나타나는데기울기가큰위상부호화경사자계에의해높은공간분해능을가진 data로채워지며영상에서의세부적인묘사나조직간의경계를나타내준다.

81 제 4 장 Flow Phenomena & MR Angio)

82 제 4 장 Flow Phenomena and MR Angio 4-1 혈류의이해및영향 혈류의종류 혈류역학 (Hemodynamics) 4-2 자기공명영상에서유속의영향 유체의 MR 신호크기에대한영향 유속의 MR 신호위상에대한영향 4-3 MR 영상에서의혈관내신호 혈관이 MR 영상에서어둡게보이는경우 혈관이 MR 영상에서밝게보이는경우 4-4 자기공명혈관조영술 (MR Angiography) TOF (Time of Flight) D TOF MRA방법 D TOF MRA방법 PC (Phase Contrast) 기법 D PC MRA 방법 D PC MRA 방법 조영증강자기공명혈관조영술 데이터후처리기법

83 Flow Phenomena and MR Angi 자기공명혈관조영술 (MR Angio, MRA) 은혈관질환을평가하는데유용한방법이나영상의질이디지털감산혈관촬영술 (Digital Subtraction Angiography, DSA) 에비해떨어지며, 영상을얻는데시간이오래걸리는단점때문에디지털감산혈관촬영술을대신하지못하였으나최근계속되는기술의진보로영상의질이획기적으로향상되고또한비교적짧은시간에혈관묘사가가능하게되어실제임상적용에충분할정도로개발되었으며, 자기공명혈관조영술에있어서고식적인혈관촬영술을대체하여가고있는상태로그미래는매우밝으며이러한자기공명을이용한다양한혈류검사는자기공명영상에서매우유용한검사로자리잡았다. 자기공명혈관촬영과이에의한영상을정확히이해하고검사하기위해서는몇가지유체의기본적인특성을이해하여야한다. 또한이러한유체의특성을이해하는것은자기공명혈관촬영과디지털감산혈관촬영의차이를이해하는데큰도움을준다. 이양자사이의가장큰차이점은자기공명혈관촬영은유체의생리학적특징을그대로반영하는데비해디지털감산혈관촬영은혈관내를조영제로채움으로써혈관내강의형태만을반영한다는것이다. 4-1 혈류의이해및영향 혈류의종류 혈관내혈액의흐름은일정한속도가아니라맥동성이므로심장박동에따라수축기에는빨라지고이완기에는느려지며물에비하여약 3배의점도를가지고있어여러가지양상으로나타나는데혈관의형태에따라서다양한흐름의변화를보이기도한다.

84 Flow Phenomena and MR Angi 혈류의유형을살펴보면층류 (laminar flow), 용적류 (plug flow), 난류 (turbulent flow), 분리유체 (flow separation) 등으로나눈다. 1 층류 (laminar flow) 혈관내를흐르는혈류는가장바깥쪽을흐르는혈류와혈관의벽으로부터마찰에의해흐름에대항하는방해를받는다. 그리고이저항은유체의점성에의하여흐름전체로퍼져나가는데, 층류는퍼져나가는양상이중심쪽을향하여서서히작아져서속도의분포가이차포물선형태를띤다.( 그림1) 단면중심의속도를 Vmax라고할때중심에서r만큼떨어진위치의혈류속도 v(r) 는다음과같다. 이때, 단면전체의평균혈류속도는다음과같다. 그림 1) Laminar Flow

85 Flow Phenomena and MR Angi 2 용적류 (plug flow) 가장이상적인형태의혈류로단면중심부와변연부혈류의속도가모두동일한경우를말한다.( 그림2) 상행대동맥과같은큰직경의혈관에서나타나며, 이는심장박동에의한혈액의맥동류에영향을받기때문이다. 각위치의속도와평균속도와의관계는다음과같다. 그림 2) Plug Flow

86 Flow Phenomena and MR Angi 3 난류 (turbulent flow) 갑작스런단면적의변화로좁은혈관을지나서그혈관이커진부분이나혈관분지에서일어난다 ( 그림3). 난류는제멋대로의혈류속도와유체의점성과관계가있다. 이러한유발인자들과상관관계는 Reynolds 수 (Re) 로유체의특성을나타낼수있다. Reynolds 수 Re 이약 2000 정도에서불안정한흐름을형성하고, 2100 이하면층류 (laminar flow) 이고, 그이상이면난류 (turbulent flow) 를보인다고한다. 그림 3) Turbulent Flow

87 Flow Phenomena and MR Angi 4 분리유체 (flow separation) 주유체 (main stream) 의운동방향과혈관벽이이루는각이클때발생되는흐름으로혈관벽부위에서혈관내의주유체에서떨어진별도의유체가관찰된다. 인체의동맥류는펄스형의유체이므로분리유체도시간에따라다른양상을가진다 혈류역학 (Hemodynamics) 자기공명영상에서한화소의신호의크기 (signal intensity: SI) 는 R.F파형의반복시간 (TR), 반향시간 (TE), 조직의 T1, T2 이완시간, 스핀밀도를 ρ라할때 로표시된다. 여기서 T1이길고 T2가짧은조직에서나오는신호는작은반면 T1이짧고 T2가긴조직에서나오는신호는크다는것을알수있다. 정체된혈액인경우는 T1은중간정도이고 T2가길어비교적큰 SI 값을갖는다. 흐르는혈액의경우는 SI 를결정하는추가조건 F (V) 가더들어가위의식을다음처럼고칠수있다. 여기서 V는혈액의유속이고 F(V) 는혈류에의한 SI 변화율이다. 공간상의한점 (x,y) 에서유량은혈관의단면을단위시간당흐르는혈액의양을말하고혈관의단면적과유속의곱으로표시된다. Bernoulli의원리에의하면관내의임의의두점에서유량은같다. 이는 v를평균혈류속도, A를단면적, r을혈관의반지름이라할때위치 1,2 에서다음과같이표시할수있다.

88 Flow Phenomena and MR Angi 위식에서혈액이흐르는혈관의단면적이달라질경우혈액의유속은 (1/ 혈관반지름 ) 2 의함수가됨을알수가있다. 4-2 자기공명영상에서유속의영향 MR 신호는 (x-y) 평면에누운자화 M 의 M xy 성분이검출기인 RF coil 에 전기적신호로서검출된다. M xy 는 x 축의 M x 성분, y 축의 My 성분으로나 눌수가있어복소수 (complex) 신호를형성하며각각 M xy 의실수부, 허수 부로불리기도하다. 이들을제곱하여더한후제곱근 (magnitude or intensity) 가되고위상 (phase) 은 을구하면신호의크기 로표시 됨을알고있다. 비균일자장내에서움직이지않는스핀은경험하는자 장의세기가변하지않으므로일정한세차운동주파수를유지한다. 그러나움직이는스핀은위치마다경험하는자장의세기가변하여세차운 동주파수가달라지므로위상은 M x, M y 변화로시간에대하여축적되어나 타난다. 즉 MR 신호는크기와위상을갖고있으며이둘다움직이는스 핀 ( 유체 ) 에대하여영상을할경우영향을받는다.

89 Flow Phenomena and MR Angi 유체의 MR 신호크기에대한영향 유속신호강조효과 MR신호의유속영상은 1951년최초로 Suryan에의해관측되었다. 그는정지된액체에서보다흐르고있는유체에서나오는 MR신호가훨씬크다는것을알았다. 이를유속신호강조 (flow-related enhancement or paradoxical enhancement) 라한다. 이현상은영상단면내의정지된부분에서나오는포화 (saturation) 된신호보다새로이포화되지않은스핀이영상단면으로흘러들어가발생시키는신호가더크다는것이다. 여기서포화란수소신호의모임인세로축자화 M z 가그최대값인평형자화 M 0 보다작은값을갖는것을말한다. 조직내의자화 M z 는영상을얻기전에는가장큰값인 M 0 를갖고있다. MR신호를수집하기시작하면조직내의수소원자스핀들은반복된 RF파형을받게되는데한번 RF를받은자화 M의 z성분 M z 은시간이지남에따라의관계로커진다. 반복시간 TR이 T1보다충분히긴경우는 M z 가거의M 0 와같아스핀들은비포화 ( 평형 ) 상태가된다. TR이T1보다짧으면위식에의해M z 이최대값인 M 0 로다커지기전에 RF에의해가로평면으로누워신호를만들어야하므로포화된작은신호를발생한다. TR이짧을수록포화된정도는커지고따라서 MR신호는작아진다. 단면선택 RF를사용할경우영상단면바깥스핀은 RF를경험하지않아비포화상태로남아있게된다. 영상단면의정지된조직스핀들은반복해서 RF를경험하므로포화되어신호가작은반면혈액이영상단면으로흘러들어갈경우비포화상태의새로운혈액스핀이영상단면내로흘러들어오면 RF를처음받게되므로 M 0 의큰신호를낸다.

90 Flow Phenomena and MR Angi 결국유속을지닌혈액은 T1이완시간이길어도정지된조직내의다른신호보다큰신호를낸다. 이현상을유속신호강조효과 (flow - related signal enhancement) 라고한다. 그림4) 에서윗쪽을향한화살표를두께 dz의단면을선택하는 90 o RF 파형이라고하고이파형이반복시간 TR마다되풀이되며그림4) b, c, d에서 의직사각형이이들 RF파형에의해선택된단면이라고하자. 관속의유체속도 V가 0일때는그림4, b) 선택된단면내의모든스핀이정지상태여서관속이나바깥의선택된단면에서나오는신호는모두반복되는 RF 파형에의해포화된상태이고신호는앞에서설명한수식에의한 Mz의크기를갖는다. 관속의유체속도가 RF파형이반복되는동안모두빠져나오지못했을때즉, V<dz/TR 일때는관속의스핀일부 ( 그림4, c) 의 는비포화상태로있어 Mz보다큰신호를내고다른일부 ( 그림4, c) 의 는선택단면을빠져나가는동안최소한한번이상 RF 파형을받은신호로비포화신호보다작은신호를낸다. 비포화된상태의 ( 그림 4, c) 의 로표시된곳에서나오는신호는이전의 RF파형을받아신호를낸후 TR동안선택단면을빠져나간스핀들로다음 RF파형에의해신호를만들지못한다. 혈관의유속이빨라서 TR동안이전의 RF를받은스핀들이모두선택된단면을빠져나간경우 ( 그림4, d), 즉 V>dz/TR이면다음 RF 파형에의해신호를낼선택된단면의스핀은모두새로유입된비포화상태의스핀들로가장큰신호를낸다. 이경우 V=dz/TR 보다큰유속을가져도신호를내는비포화상태의스핀체적이늘지않으므로신호는더커지지않고일정하게된다. V=dz/TR 일때의속도를임계속도 (critical velocity) 라부르기도한다.

91 Flow Phenomena and MR Angi 이유속신호강조효과는단일단면선택영상법 (single slice imaging method) 에서가장흔히볼수있으며다단면선택영상법 (multi-slice imaging method) 에선유체가흘러들어가는쪽단면의영상에서가장현저하게나타난다. 그림 4) 유속신호강조효과

92 Flow Phenomena and MR Angi 1 유입절편현상 (Entry slice phenomenon) 유속신호강조효과는다단면선택영상법 (multi slice imaging method) 에서유체가흘러들어가는쪽단면의영상에서가장현저하게나타나며, 그이후의단면들에서는포화현상이나타나므로신호가감소된다. 즉, 다단면선택영상법에서의유속신호증가는유체가유입되는첫단면에서가장크며이러한것을유입절편현상이라고한다. 2 사전포화방법 (Presaturation) 유속신호증강효과는비포화된스핀이영상단면으로들어와서생기는것이므로영상단면을선택하기전이나영상정보수집전에비포화스핀에의한신호를억제시켜주면그신호가없어질것이다. 이를사전포화방법이라하며, 영상선택단면전에사전포화 RF 파형을가하면선택단면으로들어오는혈액은사전포화 RF 파형에의해포화되어강한신호를내지못한다. 이기법은 arterial pulsation에의한잔상 (ghost artifact) 을줄이고혈전 (thrombus) 과혈류를감별하는데이용되며 MR angiography에서혈관선택에이용된다. 그림 5) 혈류 ( 동. 정맥 ) 의사전포화기법

93 Flow Phenomena and MR Angi 유속신호감쇄효과 유속신호가감쇄되는경우는스핀반향영상법 (spin-echo sequence) 에서나타난다. 고주파스핀반향신호 (RF spin-echo signal) 는그림6) (a) 는혈관속의혈류속도 V dz/(te/2) 로흘러단면선택용적 90 RF pulsef 를경험한스핀중 TE/2 동안선택된단면을빠져나간부분 ( 그림 a의 ) 은 180 RF pulse를경험하지못해신호를내지못하고단면을빠져나가지못한부분 ( 그림 a의 ) 은 180 RF를받아신호를낸다. 이때신호를발생시킬수있는부분의체적은속도가빠를수록감소하여그신호가감소되며이를유속신호감소효과 (wash-out effect) 라한다. 이러한신호감소효과는영상용적내에서 90 pulse를받아여기된스핀이 180 pulse를받아재자화되기전에그영상용적을빠져나감으로써영상신호를내지못한다 ( 그림6). b) 그림 6) 유속신호의감쇄효과 ( 씻김효과 )

94 Flow Phenomena and MR Angi 이떄신호를발생시킬수있는부분의체적은속도가빠를수록감소하여신호크기 (SI) 는 V=0 일때 SI 0 의신호크기를갖고단면의두께를 dz, 그리고혈류속도를 V라고하면혈관내의신호의크기는다음과같은식으로나타내진다 (1) 김효과를줄이고혈관신호를강조하려면단면두께 (dz) 를두껍게하고 TE를줄여야하고영상파형을심장의확장 (diastole) 상태에동기시켜혈액의속도가최소일때영상정보를얻어영상의질을높여야한다 ( 밝은혈관영상 ). 반면에혈관신호를보이지않게하려면씻김효과를극대화시키면된다.( 검은혈관영상 ) 유속의 MR 신호위상에대한영향 스핀이그림 7) 의 r 위치에서움직이지않는다고하면경사자계의세기는 G x r이되어세차주파수는 γ x G x r로주어지므로 T 시간이후의스핀위상 Φs는다음과같다 (2) 반면에스핀이경사자계가걸려있는공간상을지나가면지나는위치마다세차주파수가점점변하면서위상의변화도생긴다. 예를들면 t=0이란시간에서위상이 0인스핀이일정한속도 V로경사자계 G가걸린공간상을방향을바꾸지않고지나간다고하자.

95 Flow Phenomena and MR Angi 처음스핀이위치한곳을 r이라두면 t 시간동안스핀이움직인거리는 V x t가되고이곳에서의자장세기는 G x r(=g x V x t) 가되어t이후의스핀세차운동주파수 f는 γ x G x V x t가된다. 즉세차운동주파수는시간에따라달라지는데속도에따라다른주파수를갖는다. 유속에의한위상 Φ v 는주파수 f를시간에대해적분한꼴로다음과같이표현된다 (3) 만약그림 7) 처럼폭이 T 이고세기가 G 인경사자계를가하면위상 Φ v 는 정지된스핀의위상 Φs 와는다른꼴인다음식과같이주어진다 (4) 스핀의움직임에의해변하는신호의위상은속도와가해진경사자계의세기에비례하고경사자계의폭에는제곱에비례함을알수있다. 여기서유속에의한위상은경사자계에의해서조절되는데이를경사자계에의한유속부호화 (flow encoding) 라한다. 경사자계가끝난다음부터는스핀이움직여도 G = 0이므로위상Φ v 는γGVT 2 /2 (t=t) 에서변하지않는다. 이처럼경사자계가걸린상태에서스핀의움직임은위상의변화로알수있는데이움직임은환자의움직임, 혈관내의혈류, 액체상태의분자가불규칙적인 Brownian 운동에의한확산운동 (random diffusional motion) 등도포함한다.

96 Flow Phenomena and MR Angi 그림 7) 유체의속도와스핀의위상관계 4-3 MR 영상에서의혈관내신호 유속현상을응용하여가장많이쓰이는곳이환자진단을위한 MR 혈관 영상이다. 이영상에서는혈관이검게보이기도하고밝게보이기도하는데이러한현상의원리를파악하여보기로한다 혈관이 MR 영상에서어둡게보이는경우 (Black blood) 유속신호증가효과에의해밝아진혈관영상에서때로는혈관을혈관아닌림프절이나혈관의혈전 (thrombus) 으로부터구별하기어려운경우가있다. 또유속신호의증가로잔상 ( 또는가상,ghost) 이생겨혈관주위의영상에나쁜영향을주기도한다. 대개유속신호강조효과는비포화된스핀이영상단면으로돌아와서

97 Flow Phenomena and MR Angi 생기는것이므로영상단면을선택하기전이나영상정보수집전에비포화스핀에의한신호를억제시켜주면이러한나쁜영향을줄일수가있다. 그림8) 혈류의사전포화기법사전포화방법 (Presaturation technique) 은이를위해많이쓰는방법중의하나이다. 영상선택단면을선택하기전에사전포화 RF 파형으로혈액이선택단면으로들어오는방향의앞쪽을포화시킨다. 선택단면으로들어오는혈액은이미사전포화 RF 파형에의해포화되어있어영상파형의 RF에의해형성된영상에서밝은신호를내지못한다. 그림12) 는동맥과정맥이서로반대방향에서영상단면으로들어올때사전포화 RF 파형을영상단면양쪽에서미리포화시킴으로써동맥, 정맥모두가최종영상에서어둡게보이도록하는방법을설명하는그림이다. 또위상의퍼짐효과 (dephasing effect) 에의해혈관이어둡게보일수도있다. 혈관내혈액들이난류를형성할경우즉, 한화소내의스핀들이제각기다른속도와방향으로움직이는경우에는영상정보수집시에스핀들의위상이제각각이어서그신호들의대수합이 0에가깝게작아진다.

98 Flow Phenomena and MR Angi 혈관이 MR 영상에서밝게보이는경우 (Bright blood) 1 유체유입단면신호증가효과 (Enterance-slice phenomenon) 다단면영상법 (multi-slice imaging method) 은다음단계의위상부호화경사자계를가하기위한파형반복시간즉 TR을기다리는동안다른단면의영상정보수집을의한영상파형을끼워넣는방법이다. 예를들어생체의다단면영상을얻고자할경우정맥은선택된영상단면에수직이되게왼쪽에서오른쪽으로, 동맥은오른쪽에서왼쪽으로통과한다고하자. 그림9) 1의단면에서는정맥의비포화스핀이왼쪽에서 TR 동안계속유입되므로유속신호의증가효과가나타나나동맥은오른쪽에서흘러들어오므로이미단면 2, 3, 4에서고주파파형을경험한포화된스핀이유입되어혈관의신호가증가하지못한다. 마찬가지로 4 단면에서도정맥신호는증가하지않고동맥신호만증가한다. 단면 2, 3은동맥, 정맥모두단면 1, 2에서포화되었으므로신호의증가가없다. 다시말하면다단면선택영상법에서는유속신호의증가가유체가유입되는첫단면에서일어난다. 그림 9) 유체유입단면신호증가효과

99 Flow Phenomena and MR Angi TR 동안비포화스핀의속도가빨라서첫단면을지나둘째단면까지흘러가면둘째단면에서도유속신호증가효과가나타난다. 셋째단면까지흘러가면역시셋째단면도유속신호증가효과를볼수있다. 즉, 속도에따라유체가유입되는쪽의단면에서부터유속신호증가효과가나타난다. 2 짝수반향신호위상모임 (Even-Echo Signal Rephasing) 90 o RF파형후180 o RF 파형을가하면반향신호 (echo signal) 가생기는데뒤이어다시 180 o RF파형을되풀이해서가하면두 180 o RF파형사이에서또다른반향신호들이계속해서발생한다. 짝수번째 180 o RF 파형에의한반향신호를짝수반향신호 (Even-echo signal) 라한다. 이때그림10) 과같이정지된스핀은반향 (echo) 중심에서항상위상재정열이되지만, 움직이는스핀의위상은그렇지않고유속에따라달라짐을볼수있다. 그러나짝수번째반향에서는속도에관계없이다시같은위상으로재정열되는형상을짝수반향신호위상모임현상이라한다. 그림 10) 짝수반향신호위상모임

100 Flow Phenomena and MR Angi 홀수반향신호로얻은영상에서는혈관이어둡게나오나짝수반향신호로얻은영상에서혈관이밝게나오는경우는짝수반향신호위상모임현상때문이다. 이현상을이용하면일정한속도를지닌스핀들의위상흩어짐효과를줄일수있어밝은혈관영상을얻거나유속에의한영상질저하를감소할수있다.

101 Flow Phenomena and MR Angi 4-4 자기공명혈관조영술 (MR Angiography) 자기공명혈관조영술은 MR을이용하여혈관영상을얻는방법으로써비침습적이며, 혈관자체만의묘사뿐만아니라기능적인정보까지제공한다는장점을가지고있다. 혈관을영상화하기위해서는어떤기법을사용하던지간에혈관과주위조직간의차이를만들고이를적당한방법으로나타내야한다. MRA는혈관의형태학적정보를비침습적으로제공하는 MRI의한분야로혈류의신호강도를최대화하고정지된물질에서나오는신호는최소화함으로써양자간에대조도를극대화시켜얻은영상들을최대강도투사 (Maximum Intensity Projection, 이하 MIP) 방법을이용하여영상을얻는다. 자기공명혈관조영술의방법에는크게두가지로나눌수있는데고식적혈관조영술과조영제를사용하는조영증강기법이다. 고식적혈관조영기법은대체로두가지방법으로나눌수있다. 한가지는 Time-of- Flight( 이하 TOF) 효과를이용한혈관영상이고다른하나는 Phase Contrast( 이하 PC) 방법에의한기법이다. 또한조영제를사용한호흡정지혈관영상기법이개발되어임상적용의범위를넓혔다 TOF (Time of Flight) 유속신호증강효과 (Flow related enhancement) 를이용하여특정용적 (volume) 내로들어오는 proton의 map을그리는방법으로서포화펄스 (Saturation pulse) 에의해절편이포화되었을때, RF Pulse를경험하지않은비포화상태의새로운혈액스핀이영상단면안으로들어오면 RF

102 Flow Phenomena and MR Angi Pulse를처음받게되어큰신호를내며정상조직에서는작은신호를낸다. 이를이용한방법이 Time-Of-Flight이다. 이방법은기존영상기법과같이 2D 영상기법과 3D 영상기법을모두사용할수있으며 2D TOF 혹은 3D TOF 라고부른다. 기본적으로어느위치의 spin은한번의고주파 (RF) 로선택 (selection) 된후일정시간이지난후검출 (detect) 되는데 (readout), 이시간간격사이에 spin의위치이동이있으면시간흐름 (time-of-flight) 효과가나타나는데이러한현상에의해혈류가고신호강도로보이게된다 D TOF MRA 방법 기본적으로혈류보상 gradient echo 영상방법이다. 영상절편 (Imaging slice) 내에있는조직의정지된 spin은 RF pulse에의해포화 (saturation) 되어있으나 imaging slice로들어오는혈류는완전히자화되어고신호강도를보이게된다. 만일 imaging slice의위, 혹은아래에서포화 pulse를주면 ( 사전포화 : presaturation), 그방향에서들어오는혈류의신호를모두없앨수있어선택된방향의혈류만볼수있게된다. 영상에영향을미치는요인으로는 1) 혈류속도, 2) 혈류방향, 3) 혈관의모양, 4) 혈액및조직의 T1, 5)pulse parameters 등이있다. Imaging slice 내에서혈관의모양에따라신호강도가달라질수있다. 혈관이 imaging slice 내를비스듬히달릴때혈액은상대적으로많은고주파를받게되므로 slice 내에서포화될수있다. 따라서 imaging plane과평행하게달리는혈관이잘보이지않게되는현상이생길수있다. 만일절편두께 (slice thickness) 를매우얇게한다면이러한 in-phase signal loss 를감소시킬수있으나, 신호대잡음비 (signal-to-noise ratio, SNR)

103 Flow Phenomena and MR Angi 가감소하는단점도있다. 그밖에도급경사의경사자계가필요하게되고 큰혈류보상경사자계가필요하여 TE 를증가시킬수밖에없는제약이 있다. 그림 11) 2D TOF MRA 모식도 그림 12) 2D TOF MR angio 영상 ( 좌, 2D TOF base 영상우, 2D TOF MIP 영상 )

104 Flow Phenomena and MR Angi 2D TOF MRA는일정두께를가지는절편을순차적으로 scan한후영상을재구성하여보여주는방법인데이때짧은 TR(50msec), flip angle( 45 ~60 ), 짧은 TE(9msec) 를사용한다. 장점은각각의절편이모두주입되는절편이므로유속신호강조효과를최대화할수있고, 3D 보다절편두께 (slice thickness) 가두꺼우므로검사시간이짧다는것이다. 따라서비교적느린혈류를관찰하기에용이하며, 협착부위에서흔히나타나는난류 (turbulance or votex flow) 현상에의한신호소실에매우민감하다 D TOF MRA 방법 2D TOF 방법과마찬가지로주입되는혈류의유속신호강조현상을이용하는방법이나 3D TOF 방법은 2D 기법과비교하여다음과같은장점이있다. 1) 대체로 3D volume acquisition 기법은더좋은신호대잡음비 (SNR) 를기대할수있다. 2) 매우얇은절편의영상이가능하여 voxel 크기를감소시키고따라서 intravoxel dephase를줄일수있다. 이러한이유로두개강내혈관성병변의진단에많이이용된다. 2D acquisition 과는달리 3D volume acquisition 방법으로 imaging slice 대신 imaging slab 이라는용어를사용한다. 그림 13) 3D TOF MRA 모식도

105 Flow Phenomena and MR Angi 3D TOF 기법의영상에영향을미치는요인으로는, 1) 혈류속도, 2)imaging slab 에대한혈관의방향, 3)imaging volume의크기 (slab thickness), 4)pulse parameters 등이있다. 혈류속도는혈류가연속적인 RF 사이에 imaging slab을모두지날수있을정도로빨라야주입되는효과가충분히나타나좋은혈류신호강도가나타나게된다. 혈류속도가느린경우 imaging slab을흐르는동안에포화될수있으므로혈류의신호강도가감소하게된다. 느린혈류는여러상황에서있을수있는데폐쇄성혈관질환, 정맥혈전증, 동맥류내의복잡한혈류등이그예이다. 2D TOF 방법은 imaging volume이상대적으로얇기때문에느린혈류가 imaging slice 내에서모두포화되지않으므로정맥혹은말초부위의혈관등을검사하는데유리하다. 3D TOF MRA는주파수와위상방향이외에절편선택 (slice selection) 방향으로 z축부호화 (slice encoding) 을해줌으로써 3 dimensional volumetric data를획득하는방식이다. 이때 slab의두께는약 5cm 정도로하고그 slab내에서 60개절편까지의 slice encoding을한다. 장점은큰 volume에서신호가나오고 3 dimensional k-space filling 을하므로 SNR이높고절편두께와 pixel 크기가작으므로높은공간분해능의영상이가능하다. 난류 (turbulence) 에영향을덜받으므로협착부위의신호손실또는허상이덜하다. 단점으로는포화효과 (saturation effect) 에더민감하고느린혈류는잘포착이안되다. 따라서혈류속도가빠른뇌동맥 (cerebral artery) 의관찰에유용하고뇌동맥기형 (AVM), 동맥류 (aneurysm) 등의진단에사용된다. 자화전이 (Magnetization Transfer, MT) 기법은 background 신호를감쇄시켜서조직의대조도 (contrast) 를증가시키는데쓰는방법이다. Gradient echo sequence에 off-resonance RF puls를줌으로써지방, 뇌척수액, 혈액등의신호에변화를주지않고근육이나뇌의회백질

106 Flow Phenomena and MR Angi 의신호강도를감소시킬 2D 또는 3D TOF에적용함으로가는혈관이잘나타난다. off-resonance기법은물분자의공명주파수로부터수 khz 떨어진주파수를 center frequency로하는 CHESS pulse를사용하여물분자의신호는포화시키지않으면서거대분자의비유동성양성자들만을포화시키는방법이다. 이외에도지방소거법 (fat suppression technique) 를추가하여지방에서나오는밝은신호강도를감쇄시킨다. 2D TOF 에서와마찬가지로짧은 T1의물질이고신호강도로보여두개강내아급성출혈의 methemoglobin이혈류와유사한고신호강도로보이거나혈류의신호에겹쳐서보이는단점이있다. 검사하고자하는부위의혈류를고려하여혈류가포화되지않도록 imaging slab의방향을결정할필요가있다. 두개강내혈관의검사를위하여횡축 slab 을주로사용하는데, 1) 비교적작은 volume에 circle of Willis의대부분의혈관을포함시킬수있고, 2) 밑에서 imaging slab 에직각방향으로올라오는혈류가완전히자화되어영상에적합하기때문이다. a) 3D TOF base 영상 b)3d TOF MIP 영상 그림 14) TOF MR angio 영상

107 Flow Phenomena and MR Angi PC (Phase Contrast) 기법 PC방법은스핀이자장경사를이동할때생기는위상이동 (phase shift) 현상을이용하는방법이다. 영상획득 (aquisition) 방법에따라 2D혹은 3D PC가있다. 이영상법에서는통상유체에대해양극성 (positive polarity) 과음극성 (negative polarity) 을갖는서로다른경사 (gradient) 를적용하는두개의영상을얻고, 각각에서유발된양성위상이동 (positive phase shift) 과음성위상이동 (negative phase shift) 의혈류영상을서로감산 (subtraction) 하여혈류에의한신호는증푹시키고정지조직으로부터의신호는감소시키게된다.( 그림 15) 이방법에서는혈류속도의분포에따라위상부호화경사 (phase encoding gradient) 의크기를조정하여줌으로써위상이동이 ±180 이상이되었을때유발되는 aliasing현상을방지하여주어야한다. 혈류속도부호화 (velocity encoding, VENC) 가특징인데조절된최대속도이하의혈류가 aliasing없이영상에나타난다. 즉지정된 VENC이상의혈류는저신호강도로보인다. 또한 3D PC방법에서혈류를 3방향으로다부호화 (encoding) 하여주기위해서는최소 4번의영상을얻어야함으로영상시간이길어지는단점이있다. 그러나 PC방법을선택하는이유는첫째는우수한 baekground를제거함으로써저속혈류혈관들의검출에이용할수있고, 둘째는혈관고유의 velocity-phase와연관되어영상화된 vessle들의유동력에관한정보를제공할수있다. 반면 TOF 기법은종축자화 (longitudinal magnetization) 에의한차이원리를두고있으며, PC기법은횡축자화 (transverse magnetization) 에의한차이에원리를두고있다.

108 Flow Phenomena and MR Angi 그림 15) Phase Contrast Angiography (PCA) 영상원리 그림 16) Phase Contrast Angiography (PCA) 영상

109 Flow Phenomena and MR Angi D PC MRA 방법영상획득시간이짧아 3D PC를하기전에적절한 VENC를찾을수있도록가능하게하여시간이많이걸리는 3D PC를적절하게할수있는장점이있다. 제한적인부위에서속도부호화 (encoding) 를바꾸어가면서검사를할수있으며여러번의 acquisition을 averaging 하여허상없는영상을얻을수있다. 2D PCA는 TE/TR/flip angle/venc = 8.7/33/20/30, slice(slab) thickness = 20~70mm, FOV = 20cm, matrix = , NEX= 8 등의 parameters로 scan을하게되며 Nex를늘일수록 pulsatile artifact는감소된다. 간문맥, 뇌척수류검사와위치또는 VENC 등을알수있는목적으로유용하다. Cine PCA는 2D PCA의일종으로 cardiac gating후다양한 cardiac cycle에서 2D PC영상을얻고 cine-loop mode 로보여주는방식으로장점으로는혈류흐름을역동적으로잘관찰할수있다는것이다. 촬영후의영상처리는거의쓰이지않으며촬영후바로혈관촬영상이관찰될수있기때문에검사를하고있는동안에이상소견부위를확인할수있는장점이있으며촬영시간도보통 2~6분으로먼저전체상을파악할수있고심박동기와결부시켜박동류의동태적관찰에적합하다. 그러나다양한재투사영상이불가능하고 voxel크기가클수록 intervoxel dephasing이증가한다는단점이있다. 그림 17) 2D PC MRA 모식도

110 Flow Phenomena and MR Angi 그림 18) 2D PC MR angio 영상 D PC MRA 방법경사자장내에서이동하는혈류는그속도에비례하는위상이동 (phase shift) 을가지게되는데이위상변화 (phase change) 를이용하여영상을만드는기법이 PCA이다. 같은크기와정반대극성을가지는 bipolar gradient를 Gx, Gy, Gz에모두걸어주면 (flow encoding) 정지된조직은상쇄되어없어지나혈류는 velocity에비례하는위상이동이생기게된다. 이러한위상의 shift정도를이용하여영상화하며 moving proton의위상이동이클수록즉, 속도가빠를수록밝은신호강도를나타낸다. 이때 bipolar gradient의진폭 (amplitude) 와지속시간 (duration) 을조절함으로써혈류속도의 sensitivity를변화시킬수있다. 이렇게얻어진정보 (data) 를유속부호화 (flow encoding) 하기전의영상으로감산 (subtraction) 해주면 moving proton 에의한영상 (flow image) 이얻어지게되어혈관영상이가능하다. 이러한감산으로 background 신호는소실되고혈류신호는두배로커지게된다.

111 Flow Phenomena and MR Angi 자장의불균질에의해 background 위상이동에차이가있을수있으나감산하면같이소실되므로무방하다. 이와같이 background 소거가완벽하므로다른 MRA 기법에서단점으로작용하는짧은 T1 이완시간을가지는구조물이나 enhanced structure의영향이거의없다. 3D PC 영상에영향을미치는요인은 1) 혈류방향, 2) 속도 encoding, 3)phase dispersion, 4)saturation effect 등이있다. 만일어느혈관이최대속도이하로부호화 (encoding) 되었다면, 부호화된이상의혈류는저속의혈류처럼 aliasing 되어나타나게되어저신호강도로보인다. 대체로한혈관에서최대속도를보이는부위는 laminar flow의중심부이므로혈관의중심부가저신호강도로나타나게된다. 매우낮게속도부호화를하면 (20cm/sec) 빠른혈류는 aliasing 되어흐리게보이고, 속도가느린말초혈관이상대적으로고신호강도를보이게된다. 이와같이 PC 방법으로혈류속도의정량적평가가가능하여검사하고자하는부위, 혈관질환의종류 ( 혈관내부에저속혈류가있을수있는 aneurysm 혹은 AVM 의저속venous component 등 ) 에따라속도부호화를조절하여검사할수있다는장점이있다. 한편 PCA는느린혈류의검사에유용하며혈류자체의정량화 (quantification) 가가능하다. mask image와 x, y, z 방향의 flow image를받아야하므로 TOF 기법보다대략 4배이상의검사시간이필요하다는단점이있다. 더구나 x, y, z 방향으로 bipolar gradient를주기전에각각의mask image를얻는경우에는6배이상의시간이필요하다. 또한난류 (turbulence) 에매우민감하고검사대상혈류의최고velocity를예측하여입력하여야하는단점도있다. PCA의 pulse sequence는 bipolar flow encoding gradient와 standard gradient recalled echo(gre) 이며 TE는 bipolar gradient를추가해야하므로 TOF MRA때보다약간길어져서8.3 msec정도이다.

112 Flow Phenomena and MR Angi 감산하여재구성함으로혈관을뚜렷하게나타내어야하는데포화효과에덜민감하므로 TR은 TOF 보다짧게사용할수가있어 30 msec 정도이다. flip angle은 20~30 이며 Nex는 1~2회이다. PCA를하기위해서는 velocity encoding(venc) 이라는변수를입력해야하는데이것은검사대상혈류에최대로근접한 velocity (cm/sec) 이다.( 표 1) 이것은 velocity 범위를지정하여검사함으로써최대의신호를얻기위함이다. 즉얻고자하는혈관의혈류가 VENC 와일치할때 SNR 이최고인영상을얻을수있다. 이러한 VENC는 bipolar gradient의범위로결정하게되는데 180 까지 phase shift시킬 flow velocity를결정하는것과같다. 즉실제의 velocity가 VENC보다큰경우 180 이상의 phase shift를가지게되고이것은반대방향의느린 velocity flow로인식된다 (velocity aliasing or phase wrap). 예를들어 VENC를 30cm/sec로설정했지만실제혈류속도가 40cm/sec인경우이혈류는 phase image(flow image) 상 -10 cm/sec의속도로나타난다 (Aliased Velocity = VENC - Actual Velocity). 그러나대체로중심혈류가빠른 velocity를가지므로가장자리느린혈류에의해서혈관의 margin은잘구분되다. VENC를작게줄수록느린혈류에더민감한영상이얻어지므로정맥 (venous flow), 난류 (turbulent or vortex flow), 또는가는가지혈관의검사에유용하고크게할수록 moving spin의위상이동작아져빠른혈류외에는 background 와구분이잘어렵다. 한절편에서동시에서로다른 VENC를설정할수도있다. PCA 질을향상시키기위한방법으로서조영증강 (contrast enhanced) PCA를이용할수도있는데이는포화효과를최소화하여 SNR을높이기위함이다. 이때조영제의농도와신호강도는비례하게되는데 0.5 mmol/kg이상의농도에서는 T2 이완시간의 shortening(t2* 효과 ) 이와서신호강도는오히려감소되게된다. 따라서 0.3 mmol/kg 정도의농도가적당하다고하며이때, 신호강도는 100% 가증가된다.

113 Flow Phenomena and MR Angi 이와같이혈류의속도와방향을정량적으로검사할수있다는것이 PCA의가장큰장점이라고하겠다. 반대로두번영상을얻어 subtraction 영상을얻는방법이므로두배가까운시간이걸리는단점이있고많은시간이걸리는검사일수록움직임에따른영상의질저하가있을수있다. 부위 Circle of Willis Vert / Basilar Sagittal Sinus Carotid Renal Arms / Legs Hands / Feet Vopt (Optimal Velocity Range) cm/s, axial cm/s, coronal cm/s, sagittal cm/s, sagittal cm/s, axial cm/s, coronal / sagittal cm/s, coronal / sagittal 표 1) 각부위별 Vopt 의수치 그림 19) 3D PC MR angio 영상

114 Flow Phenomena and MR Angi MRA 기법 장점 단점 2D TOF 속도가느린혈류에도예민하다. 영상획득시간이짧다. 영상절편과평행하게주행하는혈관은잘보이지않는다. (In-plane flow effect) 환자의움직임에예민하다. T1 WI에서고신호로보이는물질이혈류처럼보인다. 3D TOF 공간해상도가높다. 중간또는빠른혈류에민감하다. 신호대잡음비가높다. 정맥같은느린혈류에덜예민하다. 두꺼운절편에서는포화효과가나타난다. T1 WI에서고신호로보이는물질이혈류처럼보인다. 2D PC 영상획득시간이짧다. 혈류의속도나방향을알수있다. 환자의움직임에예민하다. 화적소가크면위상분산이커서신호가감소한다. 3D PC 경사자계를조절하면다양한속도를가진혈류를영상화할수있다. 배경신호억제가아주우수하다. 포화효과가거의없다. 환자의움직임에예민하다. 혈류속도를미리예측하여야한다. 영상획득시간이길다. 와류에의한신호소실이 TOF 에비해심하다. 표 2) 자기공명혈관조영술에이용되는각영상기법간의장, 단점

115 Flow Phenomena and MR Angi 조영증강자기공명혈관조영술 (Contrast Enhance MRA) 최근 Soft ware의발전으로 TR/TE를매우짧게함으로써 3D기법을적용하더라도고해상도의 3D영상을짧은시간에획득할수있다. 이렇게짧은 TR, TE를사용하는경우 heavily T1강조영상을획득하게되며주변조직들을포화가심하게일어나서아주작은신호를만드는반면혈액은조영제에의해상대적으로포화가적게되어아주우수한대조도의영상을획득할수있다. 한편조영제를원하는혈관의적절한조영도를얻기위해서정맥을주입하는것이중요하다. 조영제주입후영상을얻기시작하는시간을결정하는것은적절한동맥영상과정맥영상을분리하는데, 중요한역할을하게된다. 환자의상태나질환에따라순환시간이차이가있으나건강한성인에있어조영제의폐동맥에도달시간은 3.7초, 대동맥은 12.8초, 하지동맥은 15.2초로각각보고되고있다. 필요에따라공식을이용하거나조영제 1cc정도를주입하여 1초간격으로연속촬영을하여검사시작시간을결정하는방법을사용하기도한다 ( 그림20). 비교적검사시간이짧은 CE MRA의장점은 1) 짧은시간에촬영이가능하므로 multi phase 촬영시동맥기와정맥기의영상을분리하여관찰할수있으며, 2) 호흡정지기법이가능하므로종전 MRA의호흡운동에의한영상잡음이나영상의흐름을방지할수있다. 3) 조영제의 T1 shortening 효과로촬영이가능하므로종전 MRA에서와류나역류등에의한신호소실의가능성이배제되며, 4) 동맥내조영제의순환에따라최종기관도나타나므로복부에서 kidney등에서 perfusion의차이를알수있으며, 5) 종래의 MRA보다 SNR과 CNR이월등히향상되는장점이있다. 그러나 1)18gauge이상의도관으로다량의조영제를정맥주사하는것이필요하며, 2) 촬영까지적절한시간차를맞춰야좋은영상을얻을수있으며, 3) 상대적으로관찰면이넓으므로대조도는좋으나해상도는나쁜단점이있다. 경동맥협착정도와복부혈관에서매우유용하게사용되고있다.

116 Flow Phenomena and MR Angi 기존의 magnetic resonance flow imaging에비해 contrast-enhanced MR angiography는 short acquisition time이가능한 pulse sequence를이용하므로 motion에의한장애가적으며검사시간자체도단축될수있다. 또한 T1 shortening effect를가지는조영제를혈류에포함시킴으로써 data acquisition plane 내에서의 spin saturation을최소화시킬수있어혈류의방향과무관한 acquisition plane의설정이가능하다. 즉, acquisition plane을 transverse 하게가로지르는혈관의영상화도가능하여 long vessel을갖는 extremity나 aorta를 longitudinal plane으로 scan 할수있다. 따라서data acquisition시slice number를최소화할수있고 acquisition time을짧게할수있다. 조영제를포함한혈류는 high velocity나 turbulent flow에의한 signal void를보이지않으므로협착부위의검사시혈류에영향을덜받게되어혈류의영상화가아닌혈관자체의영상화가가능하다. 이러한조영제의특성으로인해기존의혈류영상에서가장문제시되었던협착정도의 overestimation을줄일수있어 lesion 부위를더욱실제에가깝게관찰할수있다. 조영제를이용하여혈관을영상화할경우조영제의주입전후영상을 subtraction 시킴으로써조영되지않은부분을제거한영상을얻을수있다. Contrast-enhanced MR angiography의단점은 contrast bolus에의해조영된 soft tissue 나 venous structure가영상의질을감소시킬수있어 data acquisition time을최대한짧게하여야하고대상혈관의최대조영시점에서 data acquisition이이루어져야하므로 scan timing을정확히맞추어야한다는것이다. 또한조영제주입전과후의영상을 subtraction 시켜영상을처리할경우환자의움직임에의한화질의저하가생길수있다. 장점은동맥을천자할필요없이표재정맥을통해조영제를주입하므로환자의고통이덜하며외래환자를대상으로도시행할수있다. 또한 3D data acquisition이가능한 pulse sequence를이용할경우다양한면에서혈관의삼차원적구조를검사할수있으며복잡한혈관의위치파악도할수있다.

117 Flow Phenomena and MR Angi Contrast-enhanced MR angiography를시행함에있어중요한요소는 pulse sequence, acquisition time & scan timing, contrast injection method, post processing technique 등이다. 현재널리이용되고있는 pulse sequence는주로 3dimensional fast gradient echo technique이며여기에는 3D turbo FLASH, 3D FISP, 3D fast SPGR, 3D fast field echo 등이속한다. Short acquisition time을이용해반복촬영하여 cine imaging을하는경우는 (time-resolved contrast-enhanced MR angiography) 주로 2dimensional fast gradient echo (2D turbo FLASH 등 ) 를이용하게된다. 그외에도 MR flow imaging에사용되던 Phase contrast technique 이나 time of flight technique을이용해좋은결과를얻을수있다. 조영제를 bolus injection한후대상혈관이최대로조영된순간 central k-space에 data를채우기위해 scan의시작시점은매우중요하다. K-space의중심 (center) 에는 low frequency data가채워지므로화질의대부분을결정하게되고말단 (periphery) 에채워지는 high frequency data는화질에큰영향을미치지는못하나영상의 contrast ( 대조도 ) 를결정하는역할을하게된다. 따라서 central k-space filling time을최적화하는것이효율적으로좋은영상을얻을수있는방법이다. 이러한최적의 scan timing을구하기위해여러가지방법들이연구되었는데대부분이 1~2 ml의조영제 (test dose) 를 bolus injection 한후대상혈관근처에서 1초간격으로영상을얻어 time-intensity curve를그린후 peak enhancement time(tp) 을측정하는방법을기본적으로사용하고있다.

118 Flow Phenomena and MR Angi 그림 20) 조영제사용시 time curve 식 그림 21) Test Bolus Procedure

119 그림 22) 조영증강 MRA 영상 Flow Phenomena and MR Angi

120 Flow Phenomena and MR Angi 현재 contrast-enhanced MR angiography는 distal tibial artery level까지비교적정확한검사가가능해수술에필요한정도의해상도는충분히제공한다. 특히 renal artery의동맥경화에의해신기능이저하되어 Iodine 조영제를대량으로사용하는 digital subtraction angiography 후 dialysis가필요한경우이검사법의유용성은배가된다. 또한환자가외래내원시검사가가능해불필요한입원을줄일수있고동맥내로 catheter를삽입하지않으므로환자에대한고통을줄일수있다. 또한 data acquisition time을아주짧게할수있는pulse sequence를이용할경우반복촬영에의해 contrast bolus에의한혈관의조영과정을순차적으로관찰할수있는 cine image를얻을수있어혈류역학적분석이나복잡한혈관성병변을검사하는데도움을받을수있다 ( 그림24) 그림 23) Dynamic MRA 4sec 8sec 12sec 16sec 20sec 24sec 28sec 32sec 그림 24) Dynamic CEMRA image

121 Flow Phenomena and MR Angi 데이터후처리기법 Data acquisition이끝난후 Postprocessing과정을거쳐원하는대상혈관을더욱잘관찰할수있는데이에는주로 Subtraction 과 Maximum intensity processing (MIP) Technique이사용된다. 먼저 contrastenhanced image에서 non-enhanced mask image를 subtraction하고다시 MIP reconstruction을시행해조영된혈관만을관찰할수있다. 3D data acquisition을한경우 oblique MIP reconstruction에의해다양한각도에서혈관을관찰할수있는데이경우 slice thickness에따라화질이결정되므로가능한많은 slice number를설정해주어야한다. 그림 25) 최대강도투사 (Maximum Intensity Projection) 기법 기본적으로 2차원자기공명영상기법이나 3차원자기공명영상기법의데이터는 3차원적데이터구조를가지고있다. 2차원영상은펄스시퀀스변수에따라달라지지만통상평면 pixel은 1mm 1mm가량으로 isotropic하지만 slice방향으로는 2~3mm정도의해상도를가지므로 anisotropic하다.

122 Flow Phenomena and MR Angi 3차원의경우도펄스시퀀스의변수에따라다를수있지만높은신호대잡음비로 1mm 1mm 1mm의해상도로 isotropic한 voxel을얻을수있는장점이있다. 삼차원적데이터를 2차원적인평면상에서표현하기위해서는어떠한각도이든원하는각도에서데이터를표현할수있어야한다. 그림26) 은밝은혈관신호를강조하기위하여최대강도투사 (Maximum Intensity Projection, MIP) 기법은가장많이사용하고있는방법으로각영상절편을쌓아올린후보고자하는방향에서투사하였을때가장강한신호를내는화소만골라영상을재구성하는방법으로혈관신호가배경보다약하거나두개이상의혈관이겹칠경우약한신호강도의혈관은보이지않게된다. 이런경우는원래의영상절편 (source images) 을참조하는것이좋다. 그림 26) MIP Reconstruction

123 제 5 장 MR Instrumentation

124 제 5 장 MR Instrumentation 5-1 Magnet 영구자석 ( Permanent Magnet) 상전도자석 (Resistive Magnet) 초전도자석 (Super Conductive Magnet) 5-2 자장보정 (Shimming) 5-3 경사자계코일 (Gradient coil) Z축경사자계 X축경사자계 Y축경사자계 Combined 경사자계 5-4 RF 코일 고주파코일 코일의종류 5-5 고주파관련장치 5-6 Operating console Start-up Image acquisition Imaging processing 5-7 컴퓨터시스템 Storage capacity Operating system Memory system 5-8 RF Shield room 5-9 항온항습기 5-10 냉각장치

125 MR Instrumentatio 5. MR Instrumentation 1946년미국의 bloch와 purcell에의해 NMR현상이발견된이후, 현재 MR 장치는매우빠른속도로발전하고있으며진단가치또한가장높은장비로각광받고있다. MR 검사실은크게magnet room, console room, computer room 등과같은 3개의방으로구성되어있다 ( 그림1). 그림 1) MR 실의기본구성

126 MR Instrumentatio Magnetic room은 gantry(bore) 와환자용테이블 (couch) 로구성되어있다. Bore는외부로부터주자장 (main magnetic field) 을만드는 1차코일이있고그안쪽에정자장을균일하게만드는 2차코일인 shim 코일, 경사자계코일, RF 발신및수신코일이있다. Console room 에는 operator console이있다. 그리고 computer room에는각종 cabinet (x, y, z gradient amplifier) 과 data 저장장치, 항온항습기, 냉각수공급장치, 극저온냉각장치등이있다.

127 MR Instrumentatio 5-1 Magnet 영구자석 ( Permanent Magnet) 영구형자석이나초전도형자석의자장형태는매우비슷하다. 초기자석은철로서제작되었는데페라이트 ( 아철산염 ) 자석이라고하였다. 1930년대에는철, 알루미늄, 니켈, 코발트를합금시킨 alnico 라는합금자석으로제작되었는데, 이것은페라이트자석보다좀더자장의세기를높일수있었다. 이렇게상업용자석제작이활성화되고최근에는희토류계산화물자석이소개되어예전보다훨씬강한세기의자석을만들고있다. 그림2-1은전형적인영구자성체를사용하는 MR 장치를나타낸다. 이것은폐쇄공포증이있는환자에게편안함을주고소아검사시부모가 함께있을수있게제작되어개방형장비라고일컫는다. 그림 2-2 는다양 한형태의자성을띤벽돌이다. 그림 2-1 그림 2-2

128 MR Instrumentatio 영구자석 MR 장치의단면은주자장이상하두개의벽돌로만든틀에서 발생된자장에의해형성되는것을알수있다. 이주자장은거대한 iron yoke 에의해서유지가되는데 iron yoke 는 MR 장치가신호를변조하고 구성하는기능을하며주자장의강도를증가시킨다. 일반적으로영구자 석 MR 장치에는 shim 코일이없는데, 그이유는주자장의균일도형성은 양극을조절함으로써이루어지는특성이있기때문이다 ( 그림 3). 그림 3 자장의형성은강자성체세라믹재료를벽돌사이즈로제작하여서로상극으로나누어전자장내에극을하전시켜서자장을발생시킨다. 한번자화시키는데있어서벽돌들은한쪽극이1M 정도의높이로약2개에서 5개층이쌓인형태로제작된다. 따라서작은벽돌하나하나가만든자장이모여서커다란자장을형성한구조물을만들기란그리쉬운것이아니다. 이러한특성으로인해자장의세기가큰상태에서만약한개의벽돌위치가잘못된다면부적합한자장이발생되는결과를초래할수있는위험성이있다.

129 MR Instrumentatio 상전도자석 (Resistive Magnet) 상전도자석은솔레노이드에전류를흘려자기장을형성한후검사를한다. 솔레노이드는긴도선을원통표면에나선모양으로촘촘하게감은것이며솔레노이드내부에서의자기장선은솔레노이드의중심축에평행하게형성되고그결과솔레노이드의내부장은균일한자장을형성하게된다 ( 그림 4). 그림4) Solenoid- type 상전도자석은솔레노이드의코일에직류전류를흘려자장을형성하며도체의저항에의한전류손실은열로발산된다. 따라서발생된열 ( 저항 ) 을냉각시키기위하여대용량의냉각수공급장치가설치되어야하고안정된전류를흘리기위한직류전원장치가필요하다. 또한상전도자석은 shimming을하는데다소어려움이있고자장형성속도가서서히진행이되기때문에쉽게자장을상실할수있는위험성을갖고있다. 반면에무게가 4,000~9,000kg정도로초전도자석과영구자석보다가벼워설치가수월한이점도있다.

130 MR Instrumentatio 초전도자석 (Super Conductive Magnet) 초전도자석장치의규모는약폭3m, 높이3m, 길이5m정도이다. 이렇게큰이유는주자장의코일을낮은온도로유지시키는데필요하고, 극저온의상태에서복합성단열 chamber들이작동하기때문이다 ( 그림5). 그림 5) 초전도자석 MR 장치의구성도 모든도체는절대온도인 -273 C(0 K) 에서전기저항이사라지는초전도체가되며이러한초전도체로전자석을만들면초전도자석 (superconductive magnet) 이된다. 이러한초전도현상을만들기위해극저온을유지하여야만하는데, 그러기위해액체상태의온도가약 -269 C인액체헬륨을냉매로사용한다. 초전도체는주로니오비움티타늄합성물질로만든코일을사용한다. 이러한초전도체코일을액체헬륨속에놓고전류를흘리면전기저항이없으므로높은전류를흘려고자장을만들수있으며, 한번전류를인가한후폐회로를만들면손실이없으므로코일의전류는외부전원의인가없이지속적으로흘러고자장을유지한다.

131 MR Instrumentatio 초전도형자석의냉매로사용되는액체헬륨은액체에서기체로기화 (boil-off) 되는온도가 269 C이다. 냉매로사용된액체헬륨은외부온도의영향으로기화되어밖으로배출되는데이를일정기간마다보충해주어야한다. 이러한손실을줄이기위해자석은외부온도와의차단을위해그림 5와같이많은단열층으로구성되었으며, 실내온도와의차이를줄이고자중간냉매로서액화질소를사용하기도한다. 또한자석내부온도를낮춰액체헬륨의손실을더욱줄이기위해가스헬륨을냉매로사용하여약 -250 C까지냉각하는극저온냉동기를설치하기도한다. 초전도자석은냉매인액체헬륨의부족이나초전도체의불안정, 액체헬륨보충작업시액체헬륨보다높은온도의헬륨가스가자석내에유입될때는, 높은전류가흐르고있는초전도체코일은초전도상태를상실하게된다. 이를 quench라고하며초전도상태를잃은코일에흐르는전류는코일의저항때문에높은열을내면서사라지고액체헬륨은이로인해기화되어버린다. 액체헬륨이기화되면, 부피가 700배정도로커지므로순식간에엄청난양이발생되며이기체를즉시배기하기위한설비 (vent pipe) 가 magnet room에설치되어야한다 ( 그림 6). 그림 6) Quenching

132 MR Instrumentatio 이와같은 quench가발생되면고가의냉각제를증발시키는손실이발생하므로초전도자석의설계나설치에있어서는충분한대책이강구되어야한다. 초전도자석은 quenching으로인해파괴되는일이거의없지만재가동에는많은시간과경제적인손실이발생된다. 초전도자석은고가의액체헬륨을주기적으로공급해야하므로운영및유지비가많이드는단점이있으나 ( 최근들어수년에한번만헬륨을보충하는장치가개발되어나오고있다 ) 고자장을발생시킬수있어영상의고해상도, 짧은검사시간, spectroscopy, functional MRI등특수기법이가능하기때문에각광을받고있는방식이다. 그림 7) 은주자장에대한 shim 코일, 경사자계코일, RF 코일의위치를나타낸것이다. 그림 7 환자가들어가는 bore 입구에인접한보조자장코일은경사자계코일이다. 이코일은대개전기적유도체로서검사부위의 protocol에의해진행이될때아주짧은시간내에on/off하여변조된경사자장을형성한다. 경사자장과주자장장치사이에 shim 코일이위치한다.

133 MR Instrumentatio 일반적으로 shim 코일은상온에서유지되나좀더강한자장내에선저온유지장치내에보관된다. 주자장은상자성 shim 코일보다는초전도성 shim 코일일때좀더균일한자장을형성한다. 고자장 (1 Tesla 이상 ) 의자석에서는자장의세기가컴퓨터의모니터나 X-ray 장비와같은외부의각종장비에영향을끼치므로이를차단하기위한자장차폐 (magnetic field shield) 를해야된다. 자석을철판으로감싸는수동적차폐 (passive shield) 방법과초전도코일바깥쪽에반대방향의전류를흘려외부로나가는자장을상쇄시키는능동적차폐 (active shield) 방법이있다. 5-2 자장보정 (Shimming) 인체내의 proton을자화시키는자장의크기는자석내부의위치에따라그크기가일정하지않으면일정한공명주파수와경사자장을만들수없게된다. 자석이만드는자장은자석의내부구조및자석이놓여있는건물의철근, 주변의여러자성물질등의영향으로인해불균일해진다. 이런불균일한자장을균일한자장으로만드는것을 shimming이라고하며수동적방법 (passive shimming) 과능동적방법 (active shimming) 그리고두가지방법을함께사용하는혼용방법 (hybrid shimming) 이있다. 자장의세기를측정하는가우스측정기 (Gauss meter) 로자석내부일정공간통상 ; 50cm DSV(-Diameter of Superficial Volume) 로자장을측정한다음, 컴퓨터로그균일도와보상에필요한철편의양과위치를계산하여, 손바닥만한얇은철편을자석의내부벽에붙여서균일도를개선하는방법이수동적 shimming 으로써주로 1 Tesla 이하의장비에서사용된다.

134 MR Instrumentatio 능동적 shimming은자석내부에여러방향으로코일이감긴 shim tube 를설치하고각각의코일에매우안정된직류전류를흘려여러방향으로자장을발생시켜서주자장의균일도를개선하는방법이다. 일반적으로이방법을단독으로사용하지는않고먼저수동적 shimming으로균일도를개선한다음마지막과정에서능동적 shimming을사용해서 shimming을마무리하는혼용shimming이일반적이며주로 1.5Tesla 이상에서사용된다. Shimming은 ppm이라는단위를사용한다. 1.0T자장에서 shimming 이 ±0 이면정확한자장균일성이형성된것이고 ±1ppm이면 ±1µT의편차범위가발생되는것이다. 일반적으로 6개의코일로구성된초전도자석이형성하는자장은 ±100ppm정도의균일성을나타내는데, shim 코일을사용하면 ±10ppm정도로향상시킬수있다. 고해상도의영상이나 fat suppression기법을사용할땐매주혹은매월자장의균일성을점검할필요성이있다.

135 MR Instrumentatio 5-3 경사자계코일 (Gradient coil) 기계와환자가움직이지않는상태에서자석에의한주자장의세기를위치에따라일시적인경사를만들고공명주파수를다르게하여위치정보를얻을수있게하는경사자장발생장치는, 크게 magnet 내부의원통에감긴 X, Y, Z축세쌍의경사자장코일과이코일에전류를흘리는경사자장신호증폭기 (gradient pulse amplifier) 로구성된다 ( 그림8). 그림 8) 경사자계코일 (3 쌍 ) 그림9) 와같이 Z축경사자장코일에일정시간동안전류를흘리면, 경사자장코일이만드는자장과같은극성의주자장방향은자장의세기가더욱커지고, 주자장과반대극성을만드는경사자장코일쪽의세기는감소하여자석중심으로위치에따라자장의세기가경사진모양으로만들어진다. 즉, 경사자장 (gradient field) 이만들어지며이때공명주파수는경사자장의크기에따라크거나작게변화된다.

136 MR Instrumentatio 그리고특정위치에해당하는고주파신호를라디오주파수코일 (RF-coil) 을통하여인가하면그단면의 proton 만이공명을일으킨다. 즉단편구분 (slice selection) 이된것이다 ( 그림 9). 그림 9 양쪽코일에흐르는전류의방향이반대면, 점선과같은주자장의세기가경사자장이된다. 그림 10 위상부호화 (phase encoding) 이렇게 Z축으로선택된특정단편만공명을일으켜놓은상태에서, 이특정단편의 Y축코일에잠시동안전류를인가하면전류가흐르는동안 Y축의위치에따라공명주파수가변화하게되며전류를끊으면다시원래의주파수로일정하게회전한다. 그러나잠시동안 Y축을따라크기가다른자장을경험한 proton들은그공명주파수가다시일정해졌어도, 회전위상 (phase) 의크기가 Y축의위치에따라변화되어진상태에서회전을하게된다. 즉 proton의회전주파수는일정해도빠른위치에서회전하는 proton이보다좀느린위치에서회전하는 proton 등으로위치에따라위상값의변화가생긴것이다. 이것을위상부호화 (phase encoding) 이라한다 ( 그림10).

137 MR Instrumentatio Z축으로선택된단면이위상부호화된상태에서신호를발생할때, X코일에잠시전류를인가하면 X축을따라서 proton의회전주파수가변화되어 (frequency encoding이된상태 ), proton 위치에따라주파수가다른, 여러주파수의복합된신호를한꺼번에방출하게된다. 이신호를수집하여주파수를구별하면 X축으로위치를알아낼수있게된다. 이와같이경사자장의역할은 X, Y, Z의축으로공명주파수및위상의변화를일으켜위치정보를얻을수있게하는중요한일을한다. 만약경사자장의세기가계산된값보다크면그방향으로길쭉한타원모양의영상이얻어진다 ( 위치에따라변화되는주파수및위상의변화가더욱크게일어나게되고주파수및위상의크기는화면상의위치를결정하는데, 큰주파수신호는작은주파수신호보다화면상에서위치정보가더먼곳에위치되므로결국그방향으로타원모양이된다 ). 경사사장의크기가불규칙적으로인가되면영상은위상부호화 (phase encoding) 방향으로번져서 ghost 또는 smearing artifact의형태로나타난다. 경사자장의크기는자석중심에서 1M 떨어진지점의자장의세기를얼마나변화시킬수있는가로표시된다. 25mT(250G) 만큼변화를시킬수있으면 25mT/M로표시한다. 또한최대경사자장까지이르는시간도매우중요하며 rising time(µsec) 또는 slew rate(t/m/s) 로나타낸다. 경사자장은짧은시간 (1ms이하의 rising time) 에높은전류를경사자계코일에흘려서주자장의크기를강제적으로변화시킨다. 자석안쪽 (bore) 을구성하는재질은전기가흐르는도체로서자장의변화가있으면전류가유도되어와류 (eddy current) 가발생하게된다. 경사자장코일에의한주자장의변화는자석 bore에와류를만들고자하는경사자장과는반대방향으로생긴다. 따라서이를보상하여원하는경사자장을만드는것을와류보상 (eddy current compensation) 이라하며화질을좌우하는중요한요소이다.

138 MR Instrumentatio 와류보상방법으로는경사자장펄스원래의모양에서발생하는양만큼 더하여인가하면손실을상쇄시킬수있게된다. 또다른방법은경사자 장코일의바깥쪽에반대방향의전류를흘리는코일을붙이면외부로나가는경사자장의세기를서로상쇄시켜서양을대폭감쇄시킬수있다. 이를능동적경사자장코일 (active gradient coil) 이라부르며일반적으로위의두방법을모두사용하여보상하게된다. 경사자장은잠시동안만인가되는펄스모양의전류에의해발생되며이 를경사자장펄스라부른다. 경사자장증폭기는사용자가선택한촬영 매개변수에따라 computer의조절에의해경사자장파형발생장치 (gradient waveform generator) 가만든펄스를경사자장코일에흘릴수있는큰전류로증폭하는장치이다. 검사중발생하는소음은, 자석이서로밀고당기는힘을갖는것처럼경사자장코일이만드는경사자장이주자장과서로밀고당기는자력이발생하여경사자장코일은코일이감겨있는원통지지대에커다란충격을준다. 이때 탕탕탕 하는소리가발생하게된다. 경사자장증폭기와경사자장코일의성능은자석의자장세기가정해진상태에서장치의영상성능을결정하는매우중요한요소로서, EPI (Echo Planar Imaging) 와같은고속촬영기법을위해서는더욱높은전류를더욱빠르고안정되게흘릴수있어야하므로지속적인개발이진행중이다.

139 MR Instrumentatio X 축경사자계 약간의둥그런형태로양쪽벽으로코일이설치되어있다 ( 그림11). 따라서환자의양측면자세의영상을얻을수있으며위의 Z축경사자계와비슷하다. 단면설정이횡단면 (coronal) 방향일경우 X축경사자계가위상, 혹은주파수부호화방향으로설정된다. 그림 11 그림 Y 축경사자계 Y축경사자계코일은 bore의위쪽과아래쪽으로 1쌍이설치가되어있어서환자와수직방향으로영상이얻어진다 ( 그림12). 역시발생방법은같으며횡단면영상일경우 X,Y 경사자계는각화소에서나오는신호위치가어딘지를정확하게파악해준다.

140 MR Instrumentatio Z 축경사자계 Z 축경사자계코일은한쌍의코일로양쪽끝실린더에감겨있다 ( 그림 13). 균질한자장이형성되면위상혹은주파수부호화에의해 Z 축을따 라서영상단면을얻을수있다. 만약횡단면의영상이얻어지면이때의 Z 축경사자계를단면설정경사자계 (slice selection gradient) 라한다. 그림 Combined 경사자계 각경사자계에전류가흐르면독립된단면영상을얻을수있을뿐아니 라 3 쌍의경사자장을합성하면영상, 즉사위상의자장이형성되어사위 면의영상을얻을수있다 ( 그림 14). 그림 14

141 MR Instrumentatio 5-4 RF 코일 고주파코일 자석이만든외부자장에자화되어라모어 (Lamour) 주파수로회전하는 proton에동일한주파수의 RF Pulse를인가하면공명현상이일어나 proton은신호를방출한다. 코일은이 RF-pulse를인가하고 proton으로부터신호를받는안테나역할을한다 ( 그림15). 그림 15: RF-pulse 에의해 proton 은 Mxy 면에누워회전한다. 이회전하는 Mxy 신호가코일에전류를유도시킨다 ( 코일에직각방향으로자석이회전하므로발전기와같이자기유도의법칙에의해전류발생 ) RF 코일은두가지 type 이있다. Homogeneous 코일 (head, body, extremity 코일과같은 RF 를송. 수신하는기능을가진코일 ) 과 inhomogeneous 코일 ( 표면코일과같은수신기능만이있는코일 ) 이있다.

142 MR Instrumentatio 환자에게서나오는 MR 신호는 2가지요소, signal과 noise로구성되어있다. Signal은단지단면영상에서나오는것이지만 noise는코일에의해발생이된다 코일의종류 Quadrature 코일 (circularly polarized 코일 ) 전류를줄이고신호대잡음비를증가시켜뛰어난영상을만들도록고안한 RF코일이다두개의코일을 90 회전시키면분리되는동종코일로만들어졌으며 tissue magnetization의두 transverse component간의위상차를조화시키는작용을한다. 따라서이론상소요RF전력의 50% 정도로 90 pulse를만들어낼수있다. Body 코일 Body 코일은인체모든부분의영상을얻을수있고경사자계코일내부에둘러싸여있다. 역시송, 수신기능이있으며 body 코일과경사자계가하나의시스템으로이루어진것도있다. Head 코일 Head 코일은두부검사시사용된다전형적인 quadrature birdcage head 코일은 neck 코일에부착할수있다.

143 MR Instrumentatio Surface 코일 RF 코일은 RF를송신하고수신하는기능을한다. 하지만그중한가지기능만을제공하는코일이 surface 코일이다. 이코일은피부와근접한인체에대해높은 SNR영상을얻는데사용이된다. 다양한크기와형태가있으며 extremity, T-M joint, orbit, prostate, breast 처럼특수부위에맞게끔제조된코일들이있다. Array 코일넓은부위를촬영하기위해수신코일을크게만들면감도가떨어지게되므로가능하면촬영부위에근접시킬수있는모양으로작게만들어야한다. 최근에는다수의수신코일을배열하여그신호를합성하는 array 코일을사용한다. Array 코일은수신코일의장점인고감도와 body 코일의장점인넓은촬영영역을모두갖게되므로우수한영상을얻을수있다. Array 코일내에있는각각의 surface 코일은각자 amplifier, receiver, memory board를작동하며그신호를합성하여한영상에나타낸다

144 MR Instrumentatio 5-5 고주파관련장치 RF 시스템은주파수합성기 (synthesizer), RF power amplifier, pre amplifier, coupler 등으로구성되어있다. RF 코일에필요한 RF pulse는, 촬영매개변수 (parameter) 가결정되면 computer의계산에의해그모양이만들어지고변조기 (modulator) 에서공명주파수신호를만드는신호발 생장치 (signal generator) 의출력이변조된다. 이신호는경사자장에의 해위치에따라공명주파수가변화된일정단면을선택할수있는특정주 파수성분을갖고있는데, 이를선택적라디오주파수펄스 (selective RF pulse) 라한다. 특정주파수성분을갖는이신호는 RF amplifier 에서증 폭되어코일에인가된다. RF amplifier 는방송국의송신기와유사한장 치로서 RF pulse를증폭하여 proton을필요에따라 90 또는 180 로 RF 코일을통하여여기 (excitation) 시키게된다. RF코일은 RF pulse를송신한다음인체에서나오는미약한신호를받아서 RF pre amplifier로보내준다. 이신호는 pre amplifier에서증폭 ( db 정도 ) 되고복조기 (demodulator) 에서신호처리를거친다음, 아나로그신호를컴퓨터가처리할수있는디지탈신호로변환시켜주는 ADC(analog to digital converter) 로보내 digital data가되며영상을재 구성하는컴퓨터로전달된다. 코일은 RF pulse 를인체에인가하기위해 RF amplifier 에연결되기도하고인체로부터의신호를증폭하기위해 Pre amplifier 에연결하기도한다. 이과정은 (1 5msec 정도 ) 매우빠르게 이루어지므로특별한전자개폐기가필요하며 T/R(transmitter/receiver) switch 라부른다. coupler 는 RF signal 의전송방향을조절하는데쓰인다.

145 MR Instrumentatio 5-6 Operating console 일반적으로영상획득과구성절차가 operating console 에의해이루어 진다. MR 영상을보여주는모니터, scan 조건과 scan 상황을보여주는 판넬과키보드로구분되어지며 CT 와같이 operating console 을응용하여 MR console 를제작하였기때문에거의유사한모습을하고있으나 image acquisition control 은크게차이가있다. MR 장치가 CT 장치와 비교했을때장치작동과영상재구성과정이비슷하지만원칙적으로다른 부분은다음과같다 Start-up 1. Power on/off 통상시스템에전기를공급하는스위치형태로되어있다. 2. Emergency off - 긴급통제기능은강자성체장치에선결코사용하면안된다. 3. Intercom 검사중환자와의의사소통을위한것이다. 4. CRT control 비디오모니터의밝기, 대조도, 전원공급역할을한다. 5. Annotation 알파벳과특수키로환자와영상에관련된정보를입력한다.

146 MR Instrumentatio Image acquisition 1. Tuning control 컴퓨터명령어수행하에여러개의키입력이환자또는영상화하는부분에맞추어시스템의공명주파수를조절하기위해설계되어있다. 2. Pulse sequence operator는검사하는데사용되는 partial saturation, inversion recovery, spin echo, 경사자계 echo를선택할수있다. 3. Repetition time(tr) TR이길어지면검사시간이길어진다. 하지만더길게했을경우하나의 scan으로복합 sequence기법을사용하여더많은영상단면을얻을수있다. 4. Inversion time(ti) 이것은반전회복 pulse sequence 기법에서사용되며, TI가길수록 T1 강조영상이된다. 5. Echo time(te) 반전영상과스핀에코기법에서사용되며길수록 T2- 강조영상이된다. 6. Number of view 화소수는보통 128 혹은 256을사용하며더클수록해상력은증가하나검사시간이증가된다. 7. Number of excitation(nex) 신호획득수혹은신호에대한여기수라고도하며이것이클수록신호대잡음비가제곱근에비례해서증가되고검사시간은정비례한다. 8. Field of view(fov) - FOV를감소시키는것이공간분해능을증가시키지만 signal acquisition이증가하면신호대잡음비가커진다. 9. Slice thickness 단면두께감소는부분용적현상의감소로공간분해능이좋아지며신호획득을증가하면적절한신호대잡음비를유지한다.

147 MR Instrumentatio Imaging processing 1. Window width/level 보여지는영상에대해대조도와회색단계별농도를조절한다. 2. Cursor on/off 조이스틱이나트랙볼혹은마우스로커서를화면에위치시킨다. 3. Region of interest(roi) ROI는측정하고자하는부분의계산, 평균치각화소의표준수치를알고자할때사용된다. 4. Zoom 영상을확대하는기능으로써몇몇장비는확대율이고정이되어있으나그밖의장비는유동적이다. 단지눈에보이는영상을확대했을뿐 CT 장비와는달리보고자하는부분의영상을확대하여재구성하는것은불가능하다. 5. Profile/histogram 막대그래프나히스토그램처럼보고자하는부분을축으로삼아해당화소들의수치를좌표로나타낸것이다. 6. High light 주어진영상내특정부분을강조하기위해픽셀들의밝기를조절할수있다. 7. Collage 한화면내에재구성된여러이미지를축소하여나열할수가있는데획득하고재구성하는 MR 특성상아주필요한기능이다.

148 MR Instrumentatio 5-7 컴퓨터시스템 MR 장치에서사용되는컴퓨터의기본사양은보고자하는영상의수와 MR 신호특성상저장공간이커야하며기초데이터를빠르게획득하고영상재구성하는데사용되는수많은데이터를저장하기위해서는속도가빨라야한다. 영상재구성과정에소요되는시간은 5초이내여야한다 Storage capacity MR 영상은다른의료영상과비교했을때많은양의데이터가만들어진다. 예를들어심장 MR 검사일경우 128 x 128 매트릭스에 50개의영상을필요로한다. 만약각화소가 2바이트라면총데이터용량은 1.6MB가되는것이다. 지속적인컴퓨터의발전과더불어 MR장치에사용되는컴퓨터의용량은최소한 Main CPU는 64GB, memory는 256MB, RAM, main system은 4.3GB driver 정도는갖추어져야할것이다 Operating system Operating system은데이터획득, 영상재구성, 계산된영상전처리을동시에수행하기위해복합적인기능을갖춰야한다. 이를위해선다양한프로그램이하드웨어적으로설치가되어야하지만이로인해해당프로그램을사용할때속도가떨어질수도있다. 이상적인 operating system은하드웨어혹은소프트웨어끼리의에러를최소화하여야한다. 다른 console에서검사가진행되는동안또다른 console에선그검사에대해 review하기위해서 operating system은다양한기능이지원되어야한다.

149 MR Instrumentatio Memory system 저장장치는메모리와는별도로장기간데이터를보관하는보조적인역할을하는장치로서, disk와 tape가많이사용된다. Disk는 magnetic, floppy, optical disk 등이있는데, magnetic disk는 computer의운영체제등동작에필수적인프로그램이나데이터를저장시키는데사용되며다른저장장치에비해고속동작이가능한저장장치이다. Floppy disk는타저장장치에비해저용량, 저속이기때문에간단한데이터의백업 (backup) 등에사용되며, 특히개인용 computer에널리사용된다. Optical disk 는대용량의저장장치로서읽고쓰기가모두가능한것과한번쓰고는읽 기만가능한것등이있다. 따라서 MR 장치에서는 MOD(Magnetic Optical Disk) 와 DAT(Digital Audio Tape) 등두가지를선택적으로사용 한다. 5-8 RF Shield room 환자로부터의 MR 신호는미약한전파와같아서일반방송용전파를차 단하지않으면양질의영상을얻을수없다. MR 장치주변에고주파발생 장치가있으면 noise 발생을유발하여화질저하의원인이되며 MR 영상 에영향을줄수있다. 그러므로영상의화질관리를위해외부로부터의 영향 ( 고주파 ) 을차폐해야만한다. 방법으로는약 2mm 두께의얇은동판 으로검사실을둘러싸서차폐한다

150 MR Instrumentatio 그림 16 검사실차폐 고주파차폐는 10~100MHz정도의모든전자기파에대해서최소 100dB이하로감쇠가충족되어야한다 ( 그림16). 공명주파수 (1Tesla에서는 42MHz, 1.5Tesla에서는 63.86MHz) 에서외부의전자파감쇄율은 90dB 이상이필요하다. 이 shield room에문제가있어서공명주파수근처의외부전파가 RF 코일에검출되면영상에서는위상부호화 (phase encoding) 방향으로 line이나타난다. 검사실로들어오고나가는모든케이블도고주파신호를차단하는고주파신호감쇄기를거치게해야된다. 그림 17 RF Shield 측정기

151 MR Instrumentatio 5-9 항온항습기 컴퓨터실의온도와습도는항상일정하게유지되어야하므로그림 18 과 같은항온항습기시설이필요하다. 는 50% 60% 정도로유지한다. 일반적으로온도는 22 ±2, 습도 에어컨을밤사이꺼놓고아침에켜게 되면, 실내온도가급격히변화하게된다. 이러한급격한온도변화는실 내습기의결로현상을일으켜서컴퓨터에나쁜영향을끼치게된다. 그래 서에어컨은 24 시간켜놓는것이좋다. 습도가높으면각종전자부품의 수명을단축하고고압회로에선누설전류로인해고장의원인이되며, 습도가너무낮으면정전기방전등으로부품의파손우려가있으므로적정습도를유지해야한다. 액체헬륨의주입시에는헬륨가스가누출되어촬영실내부에산소량이부족할수도있으므로내부공기와외부공기를순환할수있는환기장치를에어컨에부착시키는것이좋다. 그림 18 항온항습기 에어컨

152 MR Instrumentatio 5-10 냉각장치 초전도자석을사용하는 MR 장치는초전도상태를계속적으로유지하기위해서는액체헬륨이필요하며, 그가격이리터당약 1만원내외의고가이므로소모를줄이기위해서는극저온냉동기 (refrigerator)( 그림19) 를사용하는데, 이냉동기의응축기 (compressor) 에외부에서냉각수를별도로공급한다. 또한경사자계 power amplifier와경사자장코일에는고전류가흐르게되며이로인해많은열이발생하게된다. 이러한열을식히기위해장비에따라공기로식히는것과물로식히는두가지방법이있는데, 물로식히는경우냉각수공급장치를사용하게된다. 냉각수장치가실외에위치하였을경우에는동절기동파방지를위한제반조치로부동액을일정량사용하되사용량은지역에따라다르나서울의경우약 30% 정도로한다. 실내에설치할경우에는운영도중물이넘치는경우가생겨 MR 장치에직접적인피해를입힐수도있으므로물넘침센서를이중으로설치하여물넘침발생시인입밸브를자동적으로차단시키고경고음을내도록하여급히수리되도록해야한다. 냉각수공급장치의효과적인성능을위해냉각수속에있는이물질을제거하는수세필터 (water filter) 가필요하며이는주기적으로교체하여청결히유지되도록해야하고교체시기는병원의급수수질에따라달라 질수있으나약 2 주에한번씩교체하도록한다. 수세관 (water pipe) 의 경우외기온도와의차이로인한결로현상이발생할수있으므로단열재 를사용하여보온처리를해야한다.

153 그림 19 극저온냉동기 (shield cooler) MR Instrumentatio

154 제 6 장 MR Clinical Application

155 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 Head Brain tumor Degenerative atrophy ( 변성, 위축성질환 ) Cerebrovascula disease SPINE의일반적인 MRI 적용 Cervical disc herniation ( 경추간판탈출증 ) Lumber disc herniation Spinal stenosis( 척추관협착증 ) Spondylolysis and Spondylolisthesis Spinal cord tumor( 척수종양 ) Syringomyelia ( 척수공동증 ) Spinal cord injury ( 척수손상 ) Musculoskeletal disease Hip joint Shoulder joint( 견관절 ) Knee joint Hepatobiliary disease Hepatic tumor 담도결석 담도종양

156 MR Clinical Application 6-1 Signal intensity 와 Pulse sequence MR image에있어서 gray scale은 signal intensity와직접적으로관계가있다. 어떤 structure의 signal intensity는그것의 T 1 relaxation time과 T 2 relaxation time, blood flow, 그리고 proton density등 4가지요소에의해좌우된다. 이것은영상의음영도를결정하는중요한 parameter로써이들 4 가지 parameter의각각에대한정보를다양한 pulse sequence 의방법에의해영상화할수있다는데에 MR의특징과장점이있다. MR 영상에서 signal intensity가높은 structure는밝게나타나고중간정도의 signal intensity나낮은 signal intensity는각각회색, 검정색으로어둡게나타나게된다. spin echo pulse sequence는보통두가지 type으로사용되는데, 하나는 short repetition time (TR msec) 과 short echo time을사용하는 T 1 weighted image이다. T 1 weighted image에서는 CSF와 cortical bone, air그리고혈류가빠른혈액등은무시해도될만한 signal을가지지만안와 (orbit) 의지방 (fat) 이나 scalp( 두피 ) 그리고 bone marrow 등은매우높은 signal intensity를가진다. 뇌조직은중간정도의 signal intensity를가지는데 gray matter가 white matter보다약간어둡게나타난다. 또다른일반적인 type의 SE sequence는보통여러개의 TE와 long TR (2000 ms 이상 ) 를갖는다. 통상적으로 long TR sequence에 short TE와 long TE를사용하여두 image를얻고있다. long TR short TE image의 signal intensity는 proton density와깊은관계가있다. 이 image에서는 fat이밝게나타나는것에비해서 CSF는 dark한 signal을보이며, gray matter와 white matter는중간정도의 intensity를나타낸다. Gray matter에비해약간낮은 signal intensity를가지는 white matter는어둡게나타난다. air와 cortical bone, 또는흐름이빠른혈액은검정색으로나타나는데그것은 signal이검출되지않기때문이다. Long TR, long TE image에서의 signal intensity는 T 2 와가장관계가깊다. T 2 weighted image에있어서 CSF는 white matter와 gray matter의어두운 signal에비해밝은 signal intensity를나타낸다.

157 MR Clinical Application Cortical bone 과 air, 그리고빠르게흐르는혈액은무시해도좋을만큼 signal 이약하다. T 2 weighted image 에서의 Fat 은 proton density image 에서의 signal 보다낮은강도의 signal 를나타낸다. 전체적으로낮은 S/N 비 를가지는 T 2 weighted image 는같은 sequence 의 proton density image 에비해거칠게보이지만뇌영상에있어서 T 2 weighted image 는매우유용하다. 그것은 demyelination, edema, 그리고 tumor infiltration 등은영상에서 high signal intensity를나타내어정상조직과의확실한대조도를보여주기때문이다. 6-2 Indication and contraindication 비침습성 imaging technique인 MRI는거의모든환자와거의모든환자상태에서사용될수있다. Brain MRI검사에있어서 aneurysm clip을제외 한 vascular clip 과 정형외과적이식물질, 치과적충전물질그리고 ventricular shunt등을가진환자도검사를받을수있다. 비록금속이 artifact의원인이되지만 head image의 quality나환자의안정성에큰영향을미치지는않는다. 커다란치과교정기구만아니면대부분의치과적충전물질은 cerebral image에아주적은영향을줄뿐이다. MR에있어서금기사항은몸속에상전도물질이있는경우로예를들면두개강내의 aneurysm clip이있거나눈속의이물질로서그것이자장에의해움직여 주변조직에 damage 를줄가능성이 있는경우, 그리고자장내에서작동 이상을일으킬수있는인공심장박동기를가지고있는경우등이다. 임신한환자의 MR검사는고자장과 RF energy가태아에미치는영향이아직명확하게확인되지않았으므로신중을기하여결정하여야한다. 폐쇄공포증이있는사람은 MR 검사에적합하지가않다. 왜냐하면긴 MR 검사시간을참을수있는그들의능력이의문스럽기때문이다.

158 MR Clinical Application 6-3 Cranial tissue 의 contrast enhancement Gadolinium 을이용한 post enhancement image는거의모든 tumor에서 routine으로사용되는데 tumor와주위 edema의구별, 양성교종과악성교종의감별, 조직검사를위한정확한종양부위의파악등을위해서주로시행된다. MR에있어서상자성체인 Gadolinium-DTPA는 CT에있어서의정맥주사용조영제와유사하다. 이때조영증강의양상이나기전은 CT의그것과같으나 MR에서의조영증강은대체로 CT에서보다훨씬더예민하게나타난다. Gadolinium-DTPA 는체중 1Kg 당 0.1 m mol정도를 IV하여사용하는데이것은 0.5 mol/l 주사액의 0.2 cc에해당된다. T 1 weighted image에있어서조영제는 blood-brain barrier가결핍되어있거나불완전한상태인 structure들의 signal intensity를증가시킴으로써 enhance되게하는것이다. 조영증강이되는부위는거의틀림없이종양세포를가지고있다고할수있으나, 조영증강자체는 BBB(blood brain barrier) 의이상에의해조영제의혈관외유출 (extravasations) 을보여주는것이지종양조직을직접나타내는소견은아니다. 바꾸어말하면 BBB가손상되지않은종양은 enhance 되지않는다고말할수있다. T 1 weighted image에서정상적으로 enhance되는 structure는 cavernous sinuses, pituitary gland, infundibulum, sinus mucosa, 그리고 dural reflection과작은 vein들이다. 정상뇌조직과혈류가빠른혈관들은 enhance 되지않는다. 6-4 Clinical application Head Brain tumor

159 MR Clinical Application * Brain tumor의분류와발생뇌종양의분류는조직학적인소견, 환자의나이및종양의최초발생위치, 그리고해부학적인부위등에따라다양하게분류될수있다. 뇌종양의분류는 Zuelch와 Rubinstein 의분류법을지역별로사용해오다가종양의명칭과분류를일원화하기위한연구가거듭되어 1979년첫번째분류가완성되어뇌종양의표준분류법으로사용되었다. 그후전자현미경검사및급속히발달한방사선학적영상발달에따라많은새로운지견이추가되었고새로운조직학적특성을가지는종양들혹은과거에생각했던것과다른기원이밝혀지는등많은변화가있었다. 그결과 1992년 WHO의뇌종양분류의개정안이나오게되었다. 뇌종양의발생빈도를보면 glial cell( 아교세포 ) 로부터유래한 glioma가 33.1% 로서제일빈발하고신경세포 (neuron) 로부터유래한종양은 0.6% 에불과하다. 그밖에 meningioma( 뇌척수막종 )21.5%, pituitary adenoma( 뇌하수체선종 )15%, neurinoma( 신경초종 )8.9% 순으로호발한다. glioma, meningioma, pituitary adenoma, neurinoma가뇌종양전체의 78.5% 를차지한다. * Brain tumor의 MRI 적용 MR은환자 position의변화없이 axial, sagittal, 그리고 coronal등세방향의 image를얻을수있고연부조직의대조도가 CT보다훨씬우수하다는점에서 CT보다잇점을갖는다. MR에서는 CT에서와같이 brain의검사에서 axial image를가장일반적으로얻는다. coronal plane은 sella와 juxasella area를검사할때사용된다. axial이나 coronal image에서는양쪽 side의비교관찰이가능하며 sagittal image는 midline structure의검사에매우유용하다. sella tumor, pineal mass, brainstem tumor, verman mass, 그리고 congenital malformation 을관찰하기에용이하다.

160 MR Clinical Application MR의 direct sagittal image는 CT의 reformatted sagittal image보다좋은해부학적해상도를제공해준다. 일반적으로뇌종양은허혈증, 경색, 부종등과함께 T 1 강조영상에서약간의낮은신호강도 (slightly low signal intensity) 를보이나동등신호강도 (iso-signal intensity) 로도나타나므로정상조직과의대조도가 T 2 강조영상만큼확실하지는못하다. acoustic neuroma나 meningioma와같은두개강내부의 extra-axial tumor는 T 1 weighted image에서인접한 brain과매우유사한 signal intensity를갖는다. T 2 weighted image에서는이러한 Tumor들은 CSF의 high intensity signal에의해가려져서종종구별하기어렵게되는경우도있다. Gadolinium DTPA를사용한 T 1 weighted image 에서는이러한명백하게 enhance되는 Tumor들은쉽게구별될수있다. 또한유사한 signal intensity를갖는 tumor 주변의 edema는 tumor와쉽게구별이되지않는다. Gadolinium DTPA의 IV는비정상혹은불완전하거나 blood-brain barrier가결핍된 intracerebral tumor의이러한부분을 enhance 하여결과적으로 T 1 weighted image에서 high signal intensity를내게한다. intracerebral tumor의 enhance된부분의주위를싸고있는 edema는 enhance 되지않는다. 그러나 enhance된 tumor와주변 edema사이의경계면이 tumor의바깥 margin이라고반드시정의할수는없다. 그것은 edema의내부에도 blood-brain barrier가완전히변화되지않아 enhance되지않는 tumor가존재할수있기때문이다. 따라서뇌종양의 MRI검사에는많은경우에 T 1 weighted image에서병변조직이정상처럼보여지는위음성 (false negative) 이나타날수있으므로 T 1 weighted image, T 2 weighted image, Proton density image 등을얻는것은물론 MRI용조영제인 Gd-DTPA를사용한조영증강영상도함께얻어병변의묘출능력을향상시키고병소의크기및위치등을정확하게나타내어 MRI의임상적이용가치를높이고있다.

161 MR Clinical Application a. Glioma ( 신경교종 ) Brain의 glial cell에서기원한종양이며형태학적으로 cell의 type에따라성상세포종 (astrocytoma), 상의세포종 (glioblastoma), 희돌기교세포종 (oligodendroglioma) 등으로다시분류된다. 일반적으로 glioma의 T 1 과T 2 이완시간은모두연장되므로 T 1 weighted image에서는 low signal intensity 영역으로나타나고 T 2 weighted image 에서는 high signal intensity로나타난다. 따라서 glioma에동반하는 edema 등도 T 1 치가비슷하여낭포의경계가불분명하거나묘출하기어려우며 T 2 weighted image에서도부종또는낭포와의감별이곤란한경우가있으므로 Gd-DTPA를투여후 T 1 weighted image를얻는것이바람직하다.

162 MR Clinical Application b. Meningioma ( 수막종 ) 수막종은중추신경계에발생하는원발성뇌종양중 glioma 다음으로호발하는양성종양으로대부분중년기에발병한다. 수막이경수막과연수막으로구분되어기원하는세포도다르겠으나일반적으로수막종은지주막육아 (arachnoid granulation) 에서발생된다. 수막종의육안적소견은보통구형 (global) 이고경막 (duramater) 에견고하게부착되어있으며주위조직과는뚜렷한경계를이루고있다. 수막종의 MRI적용은 Glioma와같이 T 1, T 2 치가길어지지만많은경우에서정상뇌조직과같은 T 1, T 2 치를나타내는경우도있으며뇌척수액에둘러싸인수막종은묘출이곤란한경우가있어반드시 Gd-DTPA를사용해야한다. 수막종의 MRI적용은두개내이외의부위의진단이용이하고병변이정맥동내로진전되는상태를묘출할수있다는잇점이있다.

163 MR Clinical Application c. Pineal tumor ( 송과체종양 ) 일반적으로송과체종양이라고하면배아종 (germinoma) 을가리키는경우가많으며시교차부 (opticchiasm), 제3뇌실저부등에발생한경우이소성송과체종 (ectopic pinealoma) 라고한다. 송과체종양은제3뇌실후부에서발생하여중뇌수도 (cerebral aqueduct) 를조기에폐색하여수두증을일으키게된다. 송과체에종양이생기면단순두개골촬영상 25-75% 에서송과체칼슘침착이있으며송과체석회화의크기가어느방향으로든 10mm 이상이면비정상임을의심해야한다. 송과체종양의진단은최근 MRI에의해해부학적으로정확히규명되므로혈관조영술없이진단할수있다. d. Lipoma 지방종의호발부위는뇌교 (pons) 전면으로부터후각고랑 (olfactory gloove) 에이르는중앙선뇌량 (corpus callosum) 의등쪽 (dorsal side) 등이며특히뇌량주변에생긴다. 임상적으로과반수가특히증상이없으며나머지과반수에서는간질이나기능저하, 성격변화등이나타난다. MR에서의지방종은 T 1,T 2 weighted image 에서모두 high signal intensity로나타난다.

164 MR Clinical Application e. Metastatic brain tumor 전이성뇌종양은전체두개강내종양의양 10-15% 를차지하며암환자의약 25-30% 가병중에두개강내전이를일으키는것으로알려져있다. 원발부위는 lung cancer가가장많고유방암, 위장관암, 자궁암, 신장암, 간암등의순이며원발병소를알수없는경우도있다. 전이암의경우원발성뇌종양이나다른공간점유병소와구별이어려우며임상소견만으로는진단에어려움이있으므로병력을잘알아야한다. 대개의전이성종양은피질하에위치하고빠르게성장하며작은경우에도주변에광범위한부종을동반한다. 전이성뇌종양의 MRI적용은원발성뇌종양, Abcess, infarct, 출혈과의감별진단에도움이되며일반적으로뇌실질전이의가장전형적인소견은둥근종괴와주변부위의부종이며다발성인경우가많다. 전이성뇌종양에서의 Gd-DTPA 투여후소견은대게낭성인환형조영증강을보이며급성출혈에의해종양자체는잘안보이는경우가있으므로 Gd-DTPA 를반드시투여한다.

165 MR Clinical Application f. Pituitary adenoma 전체뇌종양의 15% 정도를차지하며 30-50세성인에게호발한다. 뇌하수체선종이터어키안내에서발육되면터어키안저의침하,dorsum sella 의비박화및터어키안의확대가일어나며터어키안저가완전히파괴되어종양이접형골동내로탈출하거나접형골하벽을파괴하여비인후부로진전하는경우도있다. 유즙분비나무월경등내분비이상에의해발견되는뇌하수체선종은직경 10mm이내의 microadenoma로서단순 X-선촬영에서는진단할수없으며, CT의 coronalsection에서안장가로막 (diaphragm sellae) 의편위, 뇌하수체경 (pituitary stalk) 의편위등이나타난다. 단순 X- 선촬영및 CT에비해 MRI는선명한상을얻을수있고두개골의 artifact가없으며특히고자장 MRI에의한 microadenoma의진단율도증가하고있 다. 하수체선종의일반적인 MRI 소견은 T 1 weighted image 에서 low intensity로서나타나지만 T 2 weighted image 에서는다양한형태로묘출되고종양의내부구조는균질이지만낭포형성, 출혈, 석화화를동반하는것이있고시상면, 관상면등에의해종양상방이나외측으로부터의진전이나시신경교차, 시상하부, 해면정맥등으로의진전이잘묘출된다. 뇌하수체선종에서 GD -DTPA를주입하면정상조직은조영증강되고종양은증강효과를나타내지않는경우가있으므로세심한관찰이요구된다.

166 MR Clinical Application 성공적인 SELLA의검사법은관상면 (coronal plane) 을위주로한 protocol 과 microadenoma감별을위한역동적 (danamic) 검사법이사용되어야한다. g. Calcification ( 석회화 ) 종양내석회화는 oligodendroglioma, craniopharyngioma에서가장많이나타나며, meningioma, ganglioglicoma, ependymoma등에서도종종나타난다. 석회화는 CT에서고밀도를보여쉽게알수있지만 MRI에서는발견하기어렵다. T 1 및T 2 강조영상에서대체로저신호강도를보이나경우에따라서동등신호강도혹은고신호강도를보이기도한다. 석회화가 T 1 강조영상에서고신호강도를보일수도있는데그기전은분명히밝혀져있지않다. h. Cerebral cysticercosis ( 뇌낭미충증 ) 뇌낭미충증은유구조충인 TAENIA SOLIUM의유충이조직내에기생하는질환으로우리나라에서조직생검을통하여진단되는기생충질환중비교적흔한질환이다. 뇌낭미충증의증상은뇌실질내에광범위하게감염되어동시에유충이죽을경우에는염증성반응을보이며일반적인증상은경련이가장흔하고낭미충의크기, 위치에따라뇌압항진, 의식변화등을초래하며낭미충의침범부위는수질, 백질, 회백질, 뇌실등다양하다. MRI에서의낭미충증의진단은과거력과혈청학적검사및뇌척수액검사와병행하는것이좋으며뇌실이나지주막하강의확대나뇌실질의변위등을잘나타낼수있으므로비교적정확한진단이이루어진다. 또한뇌낭미충의진단에서는 Gd-DTPA를주입하여검사하는것이도움이된다.

167 MR Clinical Application i. Hematoma Hematoma의 MR영상은그것이발생된후경과된기간에따라다르게묘출된다. 발생 1주일미만의 hematoma는 T 1 weighted image에서있어서 Gray matter와거의같거나약간높은 signal intensity를보인다. 어떤 hematoma는주변에 edema가둘러싸고있는데 T 2 weighted image에서높은 signal intensity를갖는다. 1주일에서 1개월사이의 hematoma는용해된 RBC를함유하고있는데 methemoglobin은 T 1 과T 2 weighted image 에서매우높은 signal intensity를갖는다. contusion과아급성 (subacute) 그리고 chronic hematoma에있어서응혈은 T 1 과T 2 weighted image 양쪽모두에서 high signal intensity를갖는유일한병리학적조직이다. 높은 signal intensity는처음에는 hematoma의주변가장자리 (periphery) 에나타나다가 hematoma전체가밝은 signal을낼때까지점차적으로중심부로향하게된다. 1주일이지난 hematoma의 T 1 weighted image에있어서주변의 hematoma보다어두운 signal을내는얇은테두리가보이는데여기에는 hemosiderin( 혈철소 ) 이 macrophage( 대식세포 ) 속에모여있다.

168 MR Clinical Application j. Demyelinating Desease MR 은 cerebrum 과 posterior fossa 에서의 demyelination 을아주효과적 으로보여준다. multiple sclerosis 에있어서 demyelinated plaque( 반점 ) 에관한 MR 의 sensitivity 는자주강조되어왔다. 그것은 T 2 weighted image 에서작고 sharp 한조각처럼보이는데특징적으로 ventricle 주변의 white matter에존재한다. 대부분의 plaque들은 T 1 weighted image에서 signal intensity가감소된부분처럼보인다. multifocal한 cerebral infarct도이와유사한모습을보인다. 연로한환자의경우 ventricle 주변의 abnomality는노쇠한 leukodystrophy를의미하거나 infarction의오래된병소를나타내는것도흔히볼수있다. long TR image에있어서 frontal horn의상부에서측면까지의작은대칭모양의 high signal intensity는정상이다. Radiation이결과적으로 demyelination을초래할수있는데그것은때때로방사선치료에있어서 white matter signal intensity의균등한증가를가져온다 Degenerative atrophy ( 변성, 위축성질환 ) Degenerative atrophy 질환은정상의크기까지발육한장기나조직또는세포가세포기질의상실로인해세포가수축된상태를의미하며장기나조직의크기는감소되거나위축된다. Cerebral atrophy는 CT에서도잘나타날수있으나 brainstem 의 atrophy는 posterior fossa의 bone에의한 beam hardening artifact가없는 MRI에서더욱잘볼수있다.

169 MR Clinical Application a. Seizure 경련성질환 (seizure disorders) 은두부외상, 중추신경계의급성감염, 뇌의발육이상, 뇌염, 뇌막염, 뇌종양, 혈관장애, 약물중독, 등의여러원인에의해서일어날수있다. 이중에서도측두엽의가장안쪽에위치하는근심측두엽 (mesial temporal lobe) 에위치한해마 (hippocampus) 의위축 (atrophy) 이나경화 (sclerosis) 로인해경련 (seizure) 이일어나는경우가가장많다. 근심측두엽의경화는신경원의소실과신경교증 (gliosis) 으로특징되어진다. 신경원은신경에자극을전달하는역할을하고신경교증은신경이어떤원인으로인해뭉쳐져서제기능을하지못하는것을말한다. 근심측두엽경화의자기공명영상소견은해마부위의신호강도가변화하는것인데이것은대개해마의위축과조직내의유리되는물의양의증가에기인한다. 양쪽측두골해마부위의크기를비교하여해마의위축및신호강도의

170 MR Clinical Application 이상유무를판단하는검사이므로 thin slice로검사하고보고자하는부위를충분히포함하며해부학적인위치상횡단면상 (axial plane) 보다는관상면 (coronal) 을얻는것이유용하며일반스핀에코 (conventional spin echo) 나반전회복 (inversion recovery), 고속스핀에코 (fast spin echo) 등의다양한 pulse sequence를사용하여병변을검출해낼수있다.

171 MR Clinical Application Cerebrovascula disease a. Infarction 뇌의혈류공급이감소하면우선신경세포의신호전달과관련된전기적기능에이상이생겨뇌파의이상과신경학적증상이나타난다. 이어혈류공급이더욱감소하거나지속되면비가역적 (irreversible) 인신경세포의손상, 즉뇌경색 (Cerebral Infarction) 에이르게되며신경세포에산소와포도당의공급중단은세포내 Na+, Ca++ 와 Cl-가증가하여세포독성부종 (Cytotoxic edema) 이일어나며무산소성해당작용에의한여러가지생화학적인반응에의하여세포막의기능이소실되어주위혈관이팽창하여혈류의흐름이급격히감소하여세포사로이어지게된다. 이를뇌경색 (Cerebral Infarction) 이라고한다. 뇌경색 (Cerebral infarction) 은 T1과 T2 WI에서 CSF와거의같은강도의 Signal을보인다. 그러므로 Brain의경색된부분 (infarcted area) 은 T1 WI에서는정상 Brain보다약간낮은신호강도를나타내고 T2 WI에서는약간높은신호강도를낸다. 초급성뇌경색 (Hyperacute infarction) 및급성뇌경색 (Acute infarction) 인경우는특히 CT로감별하기어려우므로 MR을이용한검사가필수적이다. 특히초급성뇌경색 ( 발병 6시간내 ) 인경우는일반자기공명영상으로도진단하기힘들다. 이때확산강조영상 (Diffusion Weighted Image) 을이용하여대뇌에서의미세한물분자의움직임의변화를관찰할수있어초기뇌경색의진단방법에

172 MR Clinical Application 가장적합하다하겠다. cerebral infarction은 T 1 과T 2 weighted image에서 CSF와거의같은강도의 signal을보인다. 그러므로 brain의경색된부분 (infarcted area) 은 T 1 weighted image에서는정상 brain보다약간낮은신호강도를나타내고 T 2 weighted image에서는약간높은신호강도를낸다. edema로분명히식별되는최근에발생한 infarction 부위는불분명한 margin을갖는 old infarction area와비교해유사한 signal intensity를갖는다. Types of Brain Infarction Cause Type Blood clots Cerebral Thrombosis Cerebral Embolism Infarction Ruptured vessels or aneurysm Cerebral Hemorrhage SAH Hemorrhage Stages of Brain Infarction Stage On set of Symptom Hyper acute Acute Sub acute Chronic 3-6 Hr 6-24 Hr 24 Hr - 6 Wks 6 Wks early late

173 MR Clinical Application

174 MR Clinical Application b. Aneurysm ( 동맥류 ) Aneurysm 의발생기전은퇴행성변화에의한연령, 고혈압동맥경화등의인자에의해혈관벽이변화되어발생한다는학설과선천성이라고주장하는학설이있으나타당성을인정받지는못하고있다. aneurysm의호발부위는전대뇌동맥, 전교통동맥, 내경동맥과후교통동맥및중대뇌동맥등이다. aneurysm은 MRI에서 T 1,T 2 weighted image 모두에서원모양으로 low signal intensity를보이는데혈전이있는경우에는 high signal 영역이보인다. 즉, 혈전이혈류와접해있는부위는 ring상의 high signal intensity 로나타나며주위의 hematoma 및 edema는 aneurysm과의구별이가능하지만 aneurysm의석회화는저신호강도이므로혈류부분과의감별이어렵다. c. Vascular Malformation 빠르게흐르는혈액은 T 1 weighted image, proton density, 그리고 T 2 weighted image 에서모두무시해도될만한 signal 을갖는다. 느리게흐르 는혈액은 TR 과단면의방향과 flow rate 에따라상대적으로강한 signal 을 낸다. 예를들면작은 vein 들은그것의 cross section 으로보여졌을때밝 은 signal 을가질수있다. 거대한 aneurysm 은혈류에따라 signal 이없거 나불균질한 signal 을가질수있다. AVM 은가장흔하게볼수있는선천성 혈관기형으로서출혈성뇌졸증이나발작등에의해증상이나타나며비대 혈관은검은 band 가엉켜진모습으로나타난다.

175 MR Clinical Application SPINE 의일반적인 MRI 적용 척추간판 (intervertebral disc) 은각척추의추체 (Vertebral body) 와추체를연결하는구조로서척추에가해지는충격을완화하고척추의운동을원활하게하는기능을하며중앙에수핵 (Nucleus pulposus) 과이를둘러싸고있는섬유륜 (annulus fibrous) 으로구성된다. Spine 영상의가장일반적인적용은 intervertebral disc의질병이의심되는경우이다. Myelopathy나 radiculopathy는대게 disc degeneration과 bony spur( 증식성돌기 ) 를동반하게된다. short TR/TE image에서 myelopathy의원인이되는 disc의 degeneration에의해 spinal cord가밀리거나압박받는모습을잘볼수있다. Disc herniation은 gradient echo image에서잘관찰할수있는데 cord compression의원인이되는 osteophyte는 short TR/TE spin echo image에서는잘보이지않는다. 이것은 bone과 CSF가 T1 weighted image에서약한 signal을내기때문인데 CSF가 high signal을내는 long TR/TE image나 gradient echo image에서는잘나타난다. myelopathy의원인이되는 disc의 degeneration을보기위해서는 sagittal 5mm thickness scan이효과적이다. 또한측후방 herniation을오게하는 disc degeneration은 radiculopathy 를유발할수가있는데, radiculopathy를위한 MR검사는 myelopathy를검사할때와다른 technique이요구된다. sagittal과 parasagittal image는 neural foramina를검사하는데상대적으로적합하지않다. axial image와함께 neural foramina의 long axes에직각인 vertical oblique image에서 spinal nerve root와neural foramina를잘볼수있다. vertical oblique image에서는하나의 image에서여러개의 neural foramina를관찰할수있고 nerve root를단면으로확인할수있다. 그리고자주 radicular compression의원인이되고있는 facet과 uncovertebral joint의퇴행성변화 (degenerative changes) 를하나의 image에서모두관찰할수있다.

176 MR Clinical Application T 2 image 에있어서 degeneration, dehydration 그리고 chemical change( 화학적변화 ) 등은 intervertebral disc의 signal intensity의감소를가져온다. 대부분의 herniated disc fragment 는정상인 disc에비해다른 signal intensity를갖는데, 확실한 herniation이나 bulging annular의증거가없는 disc들도 signal interisty가감소되기도한다. 그러므로 signal intensity의감소가명확한 sign이라고할수는없으며그것의중요성은아직연구중에있다. Disc 질환보다는덜보편적이지만 spinal cord의비정상은 MR에서매우중요한 indication이된다. MR imaging은 spinal cord 의퇴행성변화와 intramedullary neoplasm( 수질내신생물질 ), yringomyelia( 척수공동증 ) 를찾아내는가장적합한검사방법이다. 이러한수질내의질환은 spinal cord 내부에특징적으로긴 T 1 과T 2 의부위를생기게하는데 T 1 과T 2 weighted image에서찾아낼수가있다. Hydromyelia와 syringomyelia와같은낭포성질환은주로 CSF와비슷한 T 1 과T 2 relaxation time을나타내고 cord 내부에 sharp한 margin을가지고 homogeneous하게보이기도하고, 때때로 cord의확장을보여주는특징이있다. 수질내신생물질 (intramedullary neoplasm) 은 code의확장을가져오고, CSF와 cord의중간정도의 signal intensity를가지며보통 margin이뚜렷하지않은특징이있다. 또한외상성 myelopathy, central cord syndrome, cord infarction, transverse myelitis, 그리고 viral myelitis등은 margin이불분명하고 cord diameter는정상이거나 narrow하다. 수질내질환 (intramedullary process) 에서 T 1 이짧은것은드물다. cord의 T 1 weighted image에서밝은 signal 을내는것은 hematoma와 lipoma등을포함한다. hemogrobin이산화하여 methemogrobin 상태인아급성혈종 (subacute hematoma) 은 short T 1 을갖는다. hematoma가발달함에따라주변의 edma는 long T 1 과T 2 를갖는다. T 2 weighted image에서궁극적으로대식세포 (macrophages) 속의 hemosiderin을나타내는매우검고가느다란 rim이 hematoma 바로인접하게나타나게된다.

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178 MR Clinical Application Cervical disc herniation ( 경추간판탈출증 ) Cervical disc herniation은연성 (soft) 과경성 (hard) 으로구분하며급성과만성으로세분하기도한다. 급성연성추간판탈출증은외상과관계가깊으며해부학적구조때문에후측방보다는후중앙부로많이발생하므로 spinal code에대해직접적인압박을가하여사지의운동기능마비나배뇨및배변장애를일으킬수있다. 경추간판질환은 C5-C6와 C6-C7간의퇴행성변화율이다른부위보다비교적높으며약90% 정도가이곳에서발생한다. 경추간판탈출의 MRI적용은 T 2 WI가필히 routine protocol에포함되어야하며 spinal canal이작으므로 thin slice section을해야한다. 일반적으로정상적인 disc의신호강도는 vertebral body 와비교하여 T 1 WI에서는 slightly hypointensity, T 2 WI에서는 hyperintensity하게보이며연령에따라 disc의신호강도가변화하게된다.

179 MR Clinical Application Lumber disc herniation Lumber disc herniation은활동이많은연령층에많이발병하며무거운물건을불완전한자세에서들어올리거나무리한허리운동, 외상등에의해발병되나원인불명인것이많으며대부분이 L4-L5 disc와 L5-S1 발병한다. Annulus fibrous 섬유륜의 tear는통증의원인이되며결국 herniation 을유발하게되는데일반적으로 bulging disc형, protrusion disc형, extrusion disc형, free fragment disc형등으로구분된다. degeneration이있는 disc의 MRI 신호강도는 T 2 WI에서저신호강도로나타나며 disc의 height 가감소하게된다. 요추간판탈출증에서의 Gd-DTPA사용은 routine protocol은아니지만좋은 SNR의영상을얻고 herniation된 disc와주위조직과의관계를판별하는데도움을주며수술후의검사에서는수술에의한 scar와재발된 disc를구별하기위해필수적으로사용해야한다 Spinal stenosis ( 척추관협착증 ) 척추관협착증은척추의퇴행성변화인골극, 황색인대, 탈출된추간판등이주요원인이되며척추관의중앙부가좁아진경우를중앙부협착 (Central stenosis) 이라고하고척추관의측부와 (lateral recess) 가좁아져 nerve root나신경근혈관을누르는경우를 lateral stenosis라하여요통, 둔부및하지의동통을일으키며일정한거리를걷게되면통증, 감각이상등이일어나더이상걷지못하게된다. 척추관협착증의 MRI 적용은 sagittal과 coronal image를동시에얻으므로척추체의퇴행성변화및골극형성유무, 추간공의협착유무등을판별할수있으며상, 하관절돌기 (sup, Inferior articular process) 의이상이나 disc herniation 등을진단할수있다.

180 MR Clinical Application Spondylolysis and Spondylolisthesis Spondylolysis( 척추분리증 ) 는척추궁의협부 (pars interarticularis) 에편측이나양측성으로열극 (cleft) 이있을때발병하며 spondylolisthesis ( 척추전방전위증 ) 는척추분리증이진행되어척추가전방으로전위되는것을말한다. 척추분리증및척추전방전위증의 MRI적용은 sagittal image 에서계측을할수있으므로유용하게적용되며이형성척추전방전위증, 협부형척추전방전위증, 퇴행성척추전방전위증, 외상성척추전방전위증, 병적척추전방전위증등의진단에도움을준다 Spinal cord tumor ( 척수종양 ) 척수관이나주변에발생하며 spinal code, nerve root등을압박하는종양을말하며경막내종양, 경막외종양으로나누며척수종양은뇌종양의

181 MR Clinical Application 약 1/4 정도의발생빈도를보인다. 발생부위는흉부, 요부, 경추부의순으 로발병하고척수내종양으로서는상의세포종, 성상세포종, 전이성종양, 지방종, 기형종등이있으며경막내척수외종양으로는수막종과신경섬유종이있다. 척수종양의 MRI적용은 T 1 WI에서정상척수와등신호강도를보이는경우가많으나 T 2 WI에서는대부분의종양이고신호강도를나타내므로우선적으로적용할수있다. 또한척추내종양과부종의경계를명확하게묘출할수없는경우에는반드시 Gd-DTPA를사용하여야하며지방종의경우에는 T 1, T 2 모두에서 high signal intensity로나타난다.

182 MR Clinical Application Syringomyelia ( 척수공동증 ) 척수실질내에공동을형성하는것으로서선천적또는후천적으로척수의중심관부근에낭종성공동이생기며경수부위에호발하며공동이뇌간으로파급되면연하장애, 언어장애, 복시등의증상이나타난다. 지주막염, 척수손상, 척수종양등이척수공동증의원인이될수있으며병변이경수부위에있을경우에는상지의운동기능이상, 근위축및분비이상등을초래한다. 척수공동증의 MRI적용은종래의척수조영술이나 CT에서얻어진정보보다더많은진단정보를제공하는데 T 1 WI에서는저신호강도로나타나고 T 2 WI에서는공동형성의유형에따라다양한신호강도로나타나며척수공동증의공동은경수에국한된것에서부터흉수및흉수아래부분까지파급되어광범위한공동을형성하는것등다양하다.

183 MR Clinical Application Spinal cord injury ( 척수손상 ) Spinal cord injury는주로남성에게서많이발생하며그원인으로는교통사고및추락등에의한것이대부분이다. 척추및척수의손상을일으키는데는힘의방향에따라굴곡손상 (flexion injury), 신전손상 (extension injury), 회전손상 (rotation injury), 압박손상 (compression injury), 복합손상 (combined injury) 으로나누며굴곡손상이가장흔하다. 굴곡손상은대개추체의앞부분이단순히압박되어후방의극돌기간인대 (intraspinous process ligament) 의파열로인해상, 하의극돌기간거리가넓어져있으며신전송상은전종인대 (anterior longitudinal ligament) 의파열이나손상으로추간판의앞부분이넓어지고후방의상, 하극돌기간격이좁아지게된다. 척추골절및척수손상의부위별발생빈도는경추부가 55% 로서가장많고흉추부가 35% 이고요, 천추부가 10% 를차지하고있다. 척수손상의 MRI적용은 sagittal, axial, coronal 등을쉽게영상화할수있고여러가지 parameter를이용하여검사함으로써손상의정도또는척수진탕 (spinal cord concussion) 척수쇼크 (spinal shock) 등의진단에도움을주고있다.

184 MR Clinical Application Musculoskeletal disease * 지방신호억제기법 (Fat suppression Technique) 근골격계를비롯한물과지방이상존하는곳에빠지지않는검사기법이라고할만하다. MR영상에서물과지방의신호강도 (signal intensity) 차이는판독에영향을줄만큼심각할수도있다. 이에물과지방의신호강도를억제시킬수있는많은방법이개발되고사용되어져왔다. 그중에서도물과지방의주파수의위상차이가 3.5ppm이란점에착안지방성분을미리소거시키는 RF pulse를인가해지방신호를억제시키는주파수선택포화 (Frequency Selective Presaturation (Chemsat)) 방법이많이이용되어진다. 이러한지방신호억제방법의장점은 a. 조직특성화 (Tissue Characterization) 를정확히하고 b. 질환의파급정도를간결하게알수있으며 c. 화학적이동, 부호화방향신호제거, 운동성인공물을감소시키고 d. CNR을증가시키고 E. GD 조영증강에서지방신호와상자성영향에의한신호증가를감별할수있다. 3.5 ppm Chemical shift

185 MR Clinical Application

186 MR Clinical Application Hip joint 고관절은대퇴골두와관골구사이에이루어지는구상관절로서강한관절낭으로싸여있다. 대퇴골두는 acetabulum속에깊게들어있어해부학적으로매우안정되어있으며강한관절인대와관절주변의두텁고강한근육층에의해싸여있다. Hip joint의 MRI적용은무혈성괴사 (AVN), 탈구 (Dislocation), 외상 (Trauma), 점액낭염 (Bursitis), 골관절염 (Osteoarthritis), 류마티스관절염 (Rheumatoid arthritis) 등의진단에이용되며특히무혈성괴사의 MR 소견은가장민감한검사방법으로서최근에는질환의진행속도와초기무혈성괴사의예후판정에도도움을주고있다. AVN(avascular necrosis) 의많은원인중에는 corticosteroids, trauma, alchol, sickle cell anemia, pancreatitis등이포함된다. AVN은병변주변에 low signal margin이나타나는특징이있다.

187 MR Clinical Application T1WI GE T1WI SAG T2WI T2WI 고관절무혈성괴사 (AVN) Femoral head AVN의 MR signal은 T 2 weighted image에서 high signal intensity 가장자리에띠모양의 low signal intensity margin이나타나는데이것은 double line sign 이라하며 femoral head AVN 특유의 MR소견이다.

188 MR Clinical Application Shoulder joint( 견관절 ) 견관절은상완골두와견갑골관절강사이에형성되는구상관절로서인체의관절중가장넓은운동범위를가지고있으며관절을싸고있는인대가빈약하여탈구를가져올수있는불안정한관절이다. 견관절의 MR적용은 rotator cuff injury, 상완관절불안정 (Glenohumeral instability), 상완이두건손상 (biceps tendon abnormalities) 등의진단에효과적으로이용되며 T 1 weighted image 에서지방조직은 hightest signal 로나타나고근육과연골조직은 intermediate signal, 뼈와인대, 건, 관절낭은 low signal로나타난다.

189 MR Clinical Application * Rotator cuff Routine shoulder imaging은먼저 axial T 1 weighted image 를얻고나서여기서해부학적위치를확인하고촬영계획을세운다. 이것을 localizer 혹은, scout image, pilot image라고부르기도한다. 이 image에서 glenohumeral joint를통해 acromioclavicular joint부근의해부학적구조를확인한다.localizer image에서결정된 supraspinatus tendon의방향에평행하게 conventional 혹은 fast spin echo를사용하여 T 2 weighted coronal oblique image를얻는다. T 2 * weighted image가 rotator cuff의퇴행성진단에민감하지만 cuff의퇴행과 tear에서보이는변화의범위를판별하는데에는 long TR long TE T 2 weighted image가더명확하다.

190 MR Clinical Application Tendon( 건 ) 의퇴행부위는 T 2 * weighted image 에서 signal intensity가때때로증가되는것을보여줄때가있는데이것은 radiologist를매우혼란스럽게할수가있다. 이러한이유로 shoulder의 routine protocol로 T 2 * 보다T 2 weighted coronal image를사용하는것이보다더적절하다고할수있다. 그러나 rotator cuff와 glenohumeral capsule 그리고 labrum을진단하는데있어서 T 2 * weighted coronal oblique image도 axial 처럼역시유 용하다. T 2 weighted sagittal oblique image 에서는 supraspinatus 와 infraspinatus tendon의 conjoined insertion( 결합착점 ) 과 rotator cuff tear 의범위와크기를진단한다. sagittal plain image는 coracoacromial arch 와 capsular ligament의 anatomy와 pathology를묘사하는데중요하다.

191 MR Clinical Application Knee joint Trauma 및 Degeneration에의한 knee joint injury는 joint 내에조영제를투입하는 arthrogram이나 arthroscopy등에의해진단을해왔으나,mr의출현으로환자에게고통을주지않고진단을할수있게되었다. 특히 knee joint meniscus tear 및 ligaments의 rupture 감별에상당한유용성이인정되어지고있다. knee joint는 medial meniscus와 lateral meniscus, ACL(Anterior Cruciate Ligament) 과 PCL (Posterior Cruciate Ligament), Medial collateral ligament, Lateral collateral ligament 등으로구성되어진다. Normal meniscus는섬유연골 (Fibrous cartilage) 로되어있어 T 1,T 2 모두 low signal로나타나므로 meniscus가 high signal로나타나거나 shape change가보이면 Tear( 파열 ) 임을확인할수있게된다. MR의 sagittal image에서는 meniscus의 Ant. 와 Post. horns의전반적구조를잘볼수있고 coronal image에서는 meniscus의 body를진단하기에중요한 view 이다. Meniscus tear는 signal의변화에따른분류와 tear된형태에따른분류로구분되어지는데다음과같다.

192 MR Clinical Application ** A. Signal 의변화에따른분류 ** 1) Grade Ⅰ Meniscus내의 focal한 high signal이 meniscus의 Sup. or Inf. surface 에도달하지않음 ; 병리학적으로퇴행성 1단계에속함. 2) Grade Ⅱ Meniscus내에 linear한 high signal이 meniscus 의 articular surface에 extend 되지않음 ; 병리학적으로퇴행성 2 단계에속함. 3) Grade Ⅲ High signal이meniscus의articular surface의어느한쪽또는양쪽에 extend된다. Ⅲa ; Smooth한 linear intrameniscal signal이 articular surface에 extend. Ⅲb ; Irregular signal이 articular surface에 extend. ** B. Tear 의형태에따른분류 ** ` 1) Discoid tears 2) Bracket handle tears 3) Horizontal tears 4) Longitudinal tears

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194 MR Clinical Application Ligaments는 MR에서 low signal로표출된다. ligament injury의 MR 소견은 ACL의경우 low signal intensity의연속성단절로나타나기도하고, edema나 hemorrhage에의해 ligaments가 blurring되어보이기도한다. 또한 ACL이소실되기도하는데이러한 ligament injury는 T 2 WI에서 High signal intensity로나타난다. PCL은 low signal intensity의연속성단절로보이기도하고, irregular한 signal intensity의증가로나타난다.

195 MR Clinical Application Hepatobiliary disease Hepatic tumor 복부의 MRI는호흡운동및장의운동에의해 image quality의저하로인하여두경부나척추에비하여상대적으로임상적효용성이적다. 간종양에서는다른대부분의종양에서와같이 T 1 과T 2 가정상조직보다길어진다. 따라서 T 1 강조영상에서는종양은주위의간조직보다저신호강도로, T 2 강조영상에서는고신호강도로나타난다. 그러므로간종양에대한MRI 검사방법은정상조직과종양의신호강도의차이를극대화하는 heavily T 2 weighted image pulse sequence를사용하는것이바람직하다. 간종양중비교적흔한양성종양인간혈관종과간세포암의감별은매우중요하다. 형태학적으로간혈관종은비교적 margin이분명하고피막이없으며종양이작은경우내부신호강도가균일한데간세포암은피막이없는경우 margin이불분명하고내부신호강도가불균일한점이감별상도움이된다. 또한 TR 500msec, TE 30msec의 T 1 강조영상에서는간세포암이간혈관종보다주위의간조직과의신호강도비율이높으나 TR, TE를연장한 pulse sequence 에서는간혈관종이간세포암에비하여높으며 TR 2000msec, TE 120msec 이후의 T 2 강조영상에서간세포암은신호강도비율이감소하는반면간혈관종에서는증가하는소견이양자의감별에도움을준다.

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197 MR Clinical Application 담도결석 담도계질환에대한자기공명영상의역할은간질환보다떨어진다. 그이유는초음파검사등의다른영상진단법의효용성이담낭및담관질환에매우높기때문이다. 따라서담도계질환에대한 MR의효용성은현재단층해부학에의한질환의정보제공보다는기능적인면에대한정보의제공이기대된다. 담석은 MRI 상칼슘성분에서는신호가나오지않으므로골조직이나공기와같이보이지않으며 CT나초음파검사에비하여 MRI의진단적가치가떨어진다. 그러나담석은주위에담즙으로둘러싸여있고담즙은 T 1 강조영상에서저신호강도를보이고 T 2 강조영상에서고신호강도를보이며특히공복시에담당내의담즙은간내의담즙보다강한신호강도를보이고복부질환의 MRI검사는공복으로시행하기때문에담낭은 T 2 강조영상에서고신호강도를내며따라서담석은충만결손으로담낭내에서관찰된다.

198 MR Clinical Application 담도종양 담도내에생긴종양의경우간종양과같이 T 1 및T 2 가연장되므로 T 2 강조영상에서주위조직보다고신호강도로관찰이가능하나변연부담관암일경우는조직소견자체가선암으로 T 1 에서저신호강도로 T 2 에서고신호강도로나타나며형태학적특성은 CT에서보는것과같다 *MR Cholangio Pancreatography (MRCP) GB나 CBD의 Stone 또는 Tumor인환자의경우종래에는 PTC나 ERCP 등의직접담도조영술을사용하여진단하여왔으나이검사들은환자에게침습적이고조영제를사용해야하는단점이있었다. 특히, CBD의폐색이나조영제에부작용이있는환자의경우는 CT나 SONO의단면영상만으로진단을내려야하므로확진에어려움이있었다. 이를보완하는방법으로 TSE(Turbo spin echo) 나 HASTE(Half Fourier Acquisition Single Shot Turbo Spin Echo), PSIF(Reversed-FISP) 등의 pulse sequence를이용한 MRCP가있다.

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