| Home | E-Submission | Sitemap | Contact us |  
top_img
임상 의사를 위해 풀어 쓴 임상가의 단순화한 Magnetic Resonance Imaging Physics

Abstract

Gaining a complete understanding of the physics of magnetic resonance imaging (MRI) is a daunting task. However, as cardiac MRI is being increasingly used in cardiovascular medicine, understanding the basics of MRI physics has become necessary for appropriate assessment of the images and correct interpretation of the findings. MRI is an imaging modality that utilizes the magnetic potential of the body. When the body is placed inside an extremely strong magnetic field, the protons of the water molecules inside the body align along the field, after which, the proton spins are exposed to a radiofrequency pulse with a frequency that matches the precession frequency of the protons in the body. This causes the precession of the protons to resonate and increase in amplitude. Simultaneously, three-dimensional magnetic gradients are applied for targeting specific slices of the body and discriminating the two-dimensional orientation of the organs; this is followed by emission of electromagnetic pulses generated by the resonance with varying frequencies and phases from various parts of the body. As soon as the input pulse has ceased, the machine starts absorbing the electromagnetic pulses that are being emitted by the body. These waves are mathematically converted into images of the internal organs and are visualized through rapid computer processing. To improve the contrast between tissues and abnormal structures, specific pulse sequences and weighting of the images are applied. This review summarizes the principles of MRI physics for clinicians who lack an understanding of fundamental physics.

서론

심장 자기공명영상(magnetic resonance imaging, MRI)이 심혈관질환의 진단에 널리 활용되기 시작한 지 10여 년이 지난 현재, 이제는 심근증 또는 생존심근의 진단 및 치료 방침 결정 등에서 심장 MRI는 빼놓을 수 없는 중요한 영상 기법으로 자리잡고 있다. 그러나 심장 MRI의 특성상 다양한 물리 기법을 활용하고 있기 때문에 많은 임상 의사들이 그 원리에 대해 잘 이해하지 못하는 경우가 대부분이다. 심장 MRI와 유사한 단층 영상 기법인 심장 컴퓨터단층촬영술(computed tomography, CT)이 X-ray를 이용하는 방사선 촬영 기법의 연장선에 있는 것과 달리, 심장 MRI는 인체의 자기력을 물리학적으로 이용하는 방법이기 때문에 기본적으로는 분자 수준에서의 조작을 일으키는 기법이다. 심장 MRI는 CT와 같이 하드웨어 자체에 대한 의존도가 낮고, 소프트웨어 프로그램에 의해 영상의 질을 향상시켜 보이지 않는 영상을 얻어낼 수 있는 방법이라고 이해해야 한다.
MRI의 원리는 그 자체만을 가지고 수상한 노벨상 수상자가 이미 수차례 배출될 정도로 물리학적으로 어려워 비전문가가 완벽하게 이해하기도 불가능할 뿐만 아니라, 실제 임상에서 그러한 수준의 이해가 꼭 필요한 것이라 할 수는 없다. 그러나 심장 MRI를 활용하는 데에 있어 그 원리를 이해하지 못하는 경우 오해가 발생하는 것을 자주 발견할 수 있고, 이를 앞으로 새로운 방식으로 더 넓게 활용하기 위해서 임상 의사도 물리학적인 지식을 어느 정도는 알고 있는 것이 바람직하다. 이에 MRI의 원리를 비전문가인 임상 의사들도 이해할 수 있을 만한 수준으로 간단히 풀어 보고자 한다. 이를 위해 일반적으로 MRI 교과서 등에서 사용되면서 혼동을 일으키는 일부 물리학 용어들은 의도적으로 배제하였다.

MRI는 자기력에 의해 발생하는 전자파를 이용한 영상

MRI는 magnetic resonance imaging의 약자로 우리말로는 ‘자기공명영상’이라 일컬어진다. 조어에서 볼 수 있듯이 자석에서 비롯되는 자기력을 이용하고, 공명을 일으킨 후 이를 영상으로 변환하여 보여준다. 조금 더 자세히 설명하자면, 인체의 자기장을 일정하게 정렬시키면 일정한 전자파가 발생하게 되는데, 이 전자파에 대해 외부에서 특정한 라디오주파수의 전자파(radio frequency [RF] pulse)를 조사하여 공명을 통해 증폭시킨 후, 이때 증폭되어 반사되는 전자파를 수학적으로 변환하여 영상으로 만드는 검사 기법이다. 즉, 흔히 잘 알고 있는 CT에서 방사선을 발생하는 튜브와 이를 받아들이는 감광튜브가 있어서 인체를 투과하는 방사선의 양으로 조직을 구분하는 원리와는 다르게, 인체에 미세하게 전자파를 발생시킨 후 조사된 전자파가 이를 증폭시키면 그 전자파를 검출 코일에서 감지하여 영상으로 변환시키는 방법이라 이해해야 한다.
인체는 기본적으로 자기장을 띠고 있으나 주지하다시피 인체에서 발생하는 자기력은 무시할 수 있을 정도로 작다. 이는 인체 자기장을 일으키는 주된 물질인 물 분자에서 발생하는 자기장이 서로 모두 상쇄시키기 때문인데, 이를 이해하기 위해서는 각 물 분자에 존재하는 수소 원자를 구성하는 양성자를 미세한 자석으로 이해하고, 이 자석의 무수히 많은 상황을 상상하면 된다. 이 많은 양성자들이 체내에 분포하면서 N극과 S극이 사방을 향하고 있기 때문에 이로부터 발생하는 자기장은 모두 상쇄된다. MRI는 바로 이 양성자의 배열 변화를 이용하여 영상을 만들어낸다.

대형 자석을 통한 인체의 자기장 방향 정렬과 세차 운동을 증폭시키는 공명

MRI 기기 자체는 하나의 거대한 자석으로 지구 자기장의 10,000배 이상에 달하는 자기력을 가지고 있다(Figure 1). 이 큰 통 속에 인체가 들어가면 체내에 사방으로 배열되어 있던 수많은 양성자는 기기의 자력에 의해 한 방향으로 정렬하게 되고, 이로 인해 인체는 일정한 자성을 띠게 된다. 이때 중요한 것은 일정하게 정렬된 양성자들이 가만히 있는 것이 아니라 회전 운동을 하고 있다는 것인데, 이를 스핀(spin)이라 일컫는다. 일상적인 상황에서 체내의 수많은 양성자들의 스핀은 그 축이 온갖 방향으로 향하고 있기 때문에 자성이 모두 상쇄되어 있다고 볼 수 있는데, MRI 기기 속에 들어간 인체 내의 양성자 스핀은 자기장의 영향에 의해 모두 한 방향으로 정렬되어 MRI 기기의 자기장과 같은 자성을 띤다 (Figure 2).
Figure 1.
Magnetization of the body by a magnetic resonance imaging magnet that has a strength of more than 10,000 times that of the earth itself.
ija-17-3-135f1.gif
Figure 2.
Alignment of spins of protons in the body by external magnetization and hence charging the body inside the magnet.
ija-17-3-135f2.gif
이때 주지해야 할 사실은 이 스핀의 축이 완전히 자기장의 방향과 같지 않고 지구의 자전축처럼 미세하게 기울어져 있다는 점이다. 이렇게 기울어져 있는 스핀의 축은 양성자의 회전 운동에 의해 마치 약간 기울어진 팽이와 같이 회전 방향으로 돌아가게 되는데, 이를 세차 운동(precession) 이라 한다(Figure 3). MRI에서 활용하는 것은 바로 양성자 스핀 축의 세차 운동인데, 이 회전 운동에 의해 일정한 주파수의 전자파가 발생하여 방출되기 때문에 단순히 기기 속 인체에서 방출되는 전자파의 크기는 상대적으로 매우 작아서 검출하기가 힘들 정도이다. 여기에 같은 주파수를 가진 라디오주파수 전자파를 조사하면 공명 현상이 발생하여 세차 운동의 폭이 커지고, 이에 따라 방출되는 전자파의 크기도 커지므로 공명으로 증폭된 전자파를 코일로 받아들여 전기 신호로 변환할 수 있다. 이를 다시 수학적으로 변환하면 영상이 얻어진다(Figure 4).
Figure 3.
Precession of a spinning proton within a magnetic field.
ija-17-3-135f3.gif
Figure 4.
Signal transduction induced by resonated precession of the protons.
ija-17-3-135f4.gif

자기 경사와 검출 대상 단면의 3차원적인 결정

문제는 인체에서 방출되는 공명된 전자파가 검출될 정도의 크기이기는 하나, 전신으로부터 똑같은 양과 벡터의 신호로 발생하기 때문에 영상으로 변환하여도 뭉뚱그려진 얼룩으로만 표시된다는 점이다. 특정한 위치의 특정한 조직으로부터 나오는 신호를 분리하여 영상을 구분하기 위해서는 특정한 이차원적인 위치로부터 나오는 신호를 다르게 만들어야 한다. 이를 위해 개발된 것이 자기 경사(gradient)이다. 자석 안에 사람을 위치시키면 전신의 자성이 일정한 방향으로 배열되며, 모든 양성자의 세차 운동 방향과 주파수가 같아진다. 이때 인체 주변에 위치한 여러 개의 코일에 서로 다른 전류를 흘려 주면(예를 들어 머리 쪽과 다리 쪽에 코일을 위치시키고 양이 다른 전류를 흘린다) 머리 쪽과 다리 쪽의 자성이 달라지게 되어 자기 경사가 발생하게 된다(Figure 5).
Figure 5.
Slice-selecting magnetic gradient that is applied to the body inside the magnet. This illustration shows a slice selection in the direction of the z-axis.
ija-17-3-135f5.gif
예를 들어 코일에 전류를 흘리기 전 전체 자기장의 자기력, 즉 인체에 가해진 자기력이 1.5 T이었다면, 경사 코일에 전류를 흘린 후의 자기력은 머리 쪽에 1.51 T, 다리 쪽에 1.49 T가 되도록 설정을 하여 인체에 자기력의 경사가 생기는 셈이다. 이때 몸의 정 중앙은 1.5 T의 자기력을 띠게 되며, 1.5 T의 자기력에 의한 세차 운동 주파수와 같은 공명 주파수를 조사하였을 때 몸의 정중앙의 양성자들만 공명을 일으켜 증폭된 전자파를 방출하게 된다. 이 자기 경사를 변화시킴에 따라 검사자가 원하는 몸의 단면을 계속 다르게 만들어 필요한 Z축의 단면에서 얻어지는 신호만 검출할 수 있다. 같은 방식으로 코일에 흘리는 전류를 이용하여 X축 및 Y축으로 경사를 발생시키면 3차원적으로 발생하는 신호를 검출하여 영상화할 수 있고, 그 신호의 차이에 따라 영상이 구성된다(Figure 6). 이를 시간에 따른 모식도로 표현하는 것을 sequence라 한다. 한편, 이 자기 경사는 단순히 특정한 위치를 결정하는 것뿐만 아니라 그 자체를 이용하여 체내 양성자에 RF pulse를 조사하는 것과 같이 공명을 일으키는 역할을 할 수도 있는데, 전형적인 MRI 영상 기법을 spin echo technique이라 일컫는 한편, 이런 기법은 gradient echo technique이라 부른다.
Figure 6.
Magnetic gradients applied in 3-dimensional directions to select slices and ultimately specific points of the body.
ija-17-3-135f6.gif

T2 Weighting과 T1 Weighting

상기한 바와 같이 인체로부터 발생하는 전자파의 신호에 따라 영상을 얻는 것이 MRI의 기본 원리이다. 그러나 조직별, 즉 근육과 지방, 뼈 등의 신호 차이가 그리 크지 않은 경우가 많기 때문에 얻어진 영상의 해상도를 더욱 향상시키기 위해서는 조직별 신호의 대조도(contrast)를 증가시켜야 할 필요가 있다. 대표적인 것이 생존심근을 확인하기 위한 지연 gadolinium 증강(late gadolinium enhancement) 방법과 심근 부종 영상 등으로 이와 같은 목적을 위해서 사용하는 방법 중 하나가 바로 weighting (T1 또는 T2)이다. 처음 MRI에 대해서 공부하다 보면 이 개념부터 듣게 되는데, 실제로 이 개념은 동영상으로 얻어지는 심장 동영상(cine 영상)에서는 그리 중요하지 않으며, MRI에 대한 이해만 어렵게 만드는 경향이 있다. 그러나 심장 MRI에서 활용되고 있는 영상을 이해하기 위해서는 알아둘 필요가 있다.
T2 weighting이란 조직으로부터 발생하는 공명 전자파의 횡적 신호 감쇄(decay)를 이용하여 조직을 구분하는 방법이다. 심장에서 외부로부터의 RF pulse를 받아 공명하여 발생하는 전자파의 양상은 사인파 또는 코사인파와 같이 주파수를 가지는 횡파인데, 이 파동이 발생하는 시점에 영상을 얻는다면 심장 내의 대부분 조직에서 거의 같은 크기의 파동이 발생하고 있는 상태이기 때문에 양성자가 거의 없는 일부 조직만이 구분된다. 그러나 초기 공명 시점이 지나고 시간이 미세하게(msec 단위) 흐름에 따라 파동의 크기는 자연스럽게 줄어들게 되는데, 이를 T2 감쇄(decay)라 한다(Figure 7). 이때 양성자의 양과 자기장에 따라 발생한 전자파의 벡터 등 차이에 따라 조직마다 T2 감쇄 속도가 다르기 때문에 그래프로 그려 보면 Figure 8과 같다. 이를 이용하여 영상을 검출하는 시점을 초기 공명 시점에서 약간 지연하면 조직으로부터 발생하는 신호의 크기가 다르므로 조직간 대조도를 증가시킬 수 있다. 이를 T2 weighting이라 일컫는다(Figure 8).
Figure 7.
T2 decay curve of spins that were in phase by resonance induced by the external radiofrequency pulse.
ija-17-3-135f7.gif
Figure 8.
T2 weighting: Acquisition of signal at the point where differences in signals of tissues that inherently have different T2 decay velocities are maximal.
ija-17-3-135f8.gif
한편, 초기 공명 시점에 양성자들의 X 및 Y벡터가 몸의 종축과 수직(또는 일정한 각도)을 이루게 되면서 양성자들의 Z벡터, 즉 자석으로 인해 처음부터 발생하여 있던 몸의 종축과 수평한 벡터의 크기는 줄어든다. 극단적인 경우 0도 또는-90도까지 된다(-90도의 벡터를 이해하기 위해서는 별도의 상세한 물리 지식이 필요할 것으로 보여 생략하기로 한다). 공명을 일으키는 RF pulse가 중단되면 당연히 X 및 Y축의 벡터가 줄어들며 Z축으로의 자기력이 다시 자라나 커지게 되는데, 이를 T1 relaxation 또는 recovery(회복)라 일컫는다(Figure 9). T2 감쇄와 마찬가지로 이 T1 relaxation 역시 조직별로 속도가 다르며, 이 차이를 이용하여 T2 weighting시와 마찬가지로 일정한 시간 후 영상을 얻는 것을 T1 weighting이라 한다(Figure 10).
Figure 9.
T1 relaxation curve of spins.
ija-17-3-135f9.gif
Figure 10.
Difference in T1 relaxation velocities between fat and myocardium. T1 weighting is done by exploiting this difference and acquiring signals at the point of maximal difference in signals according to the curves.
ija-17-3-135f10.gif

MRI 영상 획득에 사용되는 pulse sequence와 조금 더 복잡한 개념들(k-space, fourier transformation)

어떤 순서로 신호가 얻어지고 그 신호가 영상으로 변환되는지를 알아보자. 여기서 말하는 ‘순서’에 해당하는 것을 상기에 언급한 sequence라 일컬으며, 실제로는 pulse sequence의 약자이다. 이는 영상을 찍는 순서를 일컫는 것이 아니고 RF pulse를 가하고 경사를 발생시켜 단면을 결정하면서 영상을 얻는 시점에 시간차를 두는 등 하나의 단면 영상을 구성하기 위한 소프트웨어적 조작 순서를 일컫는 용어이다. 즉, 일반적으로 어떤 순서로 영상을 얻는가를 일컫는 protocol과는 전혀 다른 용어이자 MRI 영상 구성에 핵심이 되는 요소이다. 이를테면 영화(cine) sequence, 부종 영상(edema imaging) sequence, 지연 gadolinium 증강 sequence 등을 말한다.
일반적인 pulse sequence의 구성은 RF pulse, Z축 경사, Y축 경사, X축 경사와 영상을 검출하는 ADC (analogue-to-digital converter)의 형태로 구성된다(Figure 11). RF pulse가 처음 조사되는 시점과 Z축(인체의 종축) 경사를 발생시키는 시점은 같다. 조사하는 RF pulse의 크기와 Z축 gradient의 크기 및 경사도에 의해 특정 인체 단면의 양성자들로부터 신호가 발생하게 되는데, 이후 일정 시점에서 다시 RF pulse 를 조사하거나 Y축과 Z축의 경사를 일정 크기로 발생시키면 인체로부터 다양한 크기의 전자파 신호가 동시에 발생하게 된다. 이때 사용하는 시차나 RF pulse 및 경사의 크기를 다르게 하는 방법으로 T1 weighting이나 T2 weighting도 가능하다.
Figure 11.
Components and display of a basic magnetic resonance imaging sequence. A ‘sequence’ consists of timings of radiofrequency pulses, slice encoding gradient, phase-encoding gradient (slice selection in the y-axis), frequency-encoding gradient (slice selection in the x-axis), and the timing of data acquisition ADC (analogue-to digital converter). RF, radiofrequency.
ija-17-3-135f11.gif
다양한 조직에서 발생한 여러 개의 다른 전자파는 복잡한 하나의 전파로 구성되어 있는데, 이를 전자파 수용 코일을 이용하여 받아들인 후 fourier transformation 방법을 이용한다. 그리고 수학적으로 이를 여러 개의 파형으로 분리한 후 k-space라는 가상의 평면에 분포하고, 동일한 변환 방법을 이용하여 실제 영상으로 구성하는 것이 MRI의 영상 구성 원리이다(Figure 12). 여기서 언급한 더욱 복잡한 용어인 k-space와 fourier transformation 등은 우리 임상가의 영역은 아니므로 넘어가기로 하자.
Figure 12.
Overall magnetic resonance imaging acquisition process from magnetization of the body to image display. MR, magnetic resonance; MRI, magnetic resonance imaging; RF, radiofrequency.
ija-17-3-135f12.gif

심장 MRI의 특성

MRI는 순차적인 방식으로 인체 단면의 정보를 얻어내는 영상 기법이다. 물론 심장 MRI는 일반적인 MRI와 달리 지속적으로 움직이고 있는 기관을 영상화해야 하기 때문에 조금 다른 방식으로 영상을 얻고 조합하는 방식을 쓴다. 일반적으로 발생하는 전자파의 신호 크기를 키우고 대조도를 높이기 위해서는 RF pulse의 크기를 조절하여 XY축으로 파동의 크기가 가장 크도록 조작하는 경우가 많은데, 이 경우 영상을 얻는 시점까지 상당한 시간이 필요하기 때문에 움직이는 기관으로부터 단면 영상을 얻기에는 제한이 있다. 특히 cine pulse sequence의 경우 RF pulse 전자파를 작게 또는 짧게 조사하여 XY축의 벡터를 작게 만드는 방법을 쓰기도 한다. 한편, 주기적으로 움직이는 심장을 영상화하기 위해서는 심장 주기에 맞게 영상을 선별하여 획득하는데, 심전도와 동기화(synchronization)하는 영상은 한 번의 심장 주기에 얻어지는 것이 아니라 여러 번의 주기에 나누어서 영상을 획득하고, 재조합하는 방식을 사용한다(Figure 13). 또한 MRI의 특성상 현재까지 영상의 공간 해상도가 1 mm 남짓에 불과하여 관상동맥과 같이 작은 구조물의 정확한 내부 구조 분석은 어렵다는 제한점을 가지고 있다.
Figure 13.
Brief example of how cardiac magnetic resonance imaging is acquired by electrocardiogram gating. The signals of multiple beats are overlapped into one image.
ija-17-3-135f13.gif

결론

심장 MRI는 MRI의 기본 성질과 그의 특성을 복잡하게 활용하여 영상을 얻는 기법으로 pulse sequence가 충분히 개발되는 데 시간이 많이 걸린 까닭에 20세기 말까지도 심혈관 영역에서 그 활용도가 충분하지 못하였으나 20세기 말부터 최근까지 다양한 pulse sequence가 개발됨에 따라 그 활용 범위를 넓혀 가고 있다. 특히 근 수 년간 자석의 자기력을 증강한 MRI 하드웨어를 주력으로 사용하여 영상의 해상도가 향상되었다. 물론 아직까지도 영상의 공간 및 시간 해상도의 제한으로 인해 매우 작은 구조물이나 매우 빠르게 움직이는 구조물의 영상화는 제한적이다. 그러나 상기의 방식을 이용하여 조직의 특성을 자세하게 분석할 수 있는 영상을 제공할 수 있다는 점은 MRI의 최대 장점이라고 볼 수 있다. 또한 새로운 pulse sequence가 추가적으로 개발될 수 있으므로 단순히 하드웨어의 발달뿐만 아니라 소프트웨어 프로그래밍의 발전에 따라 더욱 선명하고 정확한 영상을 제공할 수 있는 기법으로 자리잡을 것이다.

Biography

Sang-Chol Lee, MD
ija-17-3-135f14.gif

References

1. Siemens . Magnets, spins, and resonances. An introduction to the basics of magnetic resonance. Erlangen: Siemens Medical Solutions; 2003. p. 229.

2. Lee VS. Cardiovascular MRI: Physical principles to practical protocols. Philadelphia: Lippincott, Williams & Wilkins; 2006. p. 402.

3. Biederman RWW, Doyle M, Yamrozik J. Cardiovascular MRI tutorial. Lectures and learning. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins; 2008. p. 378.

4. Manning WJ, Pennell DJ. Cardiovascular magnetic resonance. 2nd ed. Philadelphia: Saunders; 2010. p. 643.

TOOLS
PDF Links  PDF Links
PubReader  PubReader
ePub Link  ePub Link
Full text via DOI  Full text via DOI
Download Citation  Download Citation
  E-Mail
  Print
Share:      
METRICS
0
Crossref
4,888
View
2,074
Download