Flow Phenomena and MR Angio
I. 서론
MR 영상의 가장 큰 장점은 살아있는 생체조직의 파괴없이 검사가 가능하여 시간의 흐름에 따른 반복적인 측정을 해도 생체에는 위해를 주지않는다는 점과 영상조건(imaging parameter)이 CT나 초음파에 비하여 다양하다는 점이다.영상조건은 영상 화소내의 스핀 밀도 (spin density)외에도 T1, T2 이완시간(relaxation
time), 화학적 이동(chemical shift), 확산(diffusion), 혈관 류(perfusion), 자화율
(susceptibility)등 많은 조합이 있어 이들을 적절히 영상에 표현 함으로써 진단에 유용하게 쓰고있다.이외의 영상조건으로 혈액의 흐르는 속도가 있는데 CT에서 조영제를 가하여 혈관의 조영영상을 얻듯이 MRI에서도 조영제 대신 혈류속도를 이용한 영상이 가능하다.MRI가 조영제 없이도 혈류영상 및 혈관 조영기법을 제공한다는 점 때문에 많은 관심의 대상이 되고 있다.
혈액이나 뇌 척수액같은 액체가 생체내에서 흐르는 효과는 MRI 영상에서 그 신호강도를 여러가지로 변화시키며 공간적 위치 오인을 일으키게 한다.물론 분자의 확산,모세 관류 등의 미시적인 움직임은 예외로 하더라도, 혈류와 같은 육안적인 흐름은 영상의 신호 강도에 큰 영향을 준다. 액체가 흐르므로서 MRI 영상에 변화를 일으키는 효과는
1) 신호강도를 변화시키는 효과와
2) 액체가 흘러가서 위치를 오인 시키는 효과의 둘로 나눌 수 있다.
신호강도의 변화는 다시 두 종류로 나눌 수 있다.
(1)액체가 흐르게 되는 주 구성 성분인 스핀들이 측정되는 어떤 일정 영상 절편단면 내로 들어오는 ① 유입효과와 영상 절편 단면으로 부터 흘러나가는 ② 유출효과 즉, 흐르는 프로톤 스핀들이 이동하는 것에 기초한 Time of Flight 효과이다. 또하나는
(2) 경사 자장내를 흥분된 스핀들이 이동하는 것에 의하여 일어나는 스핀들의 위상변화이며 경사자장과의 상호작용에 기초를 둔 화학적 이동효과이다. 액체가 흐르는 것은,같은 펄스파형을 쓰더라도 그 촬영 조건을 변화시키므로 MRI영상에 나타나는 것이 달라진다.생체에서 이런 것이 문제가 되는 것은 동.정맥 혈류와 CSF의 흐름이 주가 된다.
II. The mechansms of flow
1. 혈류역학 (Hemodynamics)
MR 영상에서 한 화소의 신호의 크기(signal intensity:SI)는 R.F파형의 반복시간 (TR),반향시간(TE),조직의 T1,T2 이완시간(T1,T2),스핀밀도를 ρ라 할때
SI = ρ0 ． (1 - e-TR/TI) ．e-TE/T2
로 표시된다. 여기서 T1이길고 T2가 짧은 조직에서 나오는 신호는 작은 반면 T1이짧고 T2가 긴 조직에서 나오는 신호는 크다는 것을 알 수 있다. 정체된 혈액인 경우는 T1은 중간정도이고 T2가 길어 비교적 큰 SI 값을 갖는다. 흐르는 혈액의 경우는 SI 를 결정하는 추가조건 F(V)가 더 들어가 위의 식을 다음처럼 고칠 수있다.
SI = ρ0 ．F(V) . (1 - e-TR/T1) ．e-TE/T2
여기서 V는 혈액의 유속이고 F(V)는 혈류에의한 SI 변화율이다.
공간상의 한점 (x,y)에서 유량은 혈관의 단면을 단위시간당 흐르는 혈액의 양을 말하고 혈관의 단면적과 유속의 곱으로 표시된다. Bernoulli의 원리에 의하면 관내의 임의의 두점에서 유량은 같다. 이는 v를 평균혈류속도, A를 단면적, r을 혈관의 반지름이라 할 때 위치 1,2에서 다음과 같이 표시할 수 있다.
V1.A1=V2.A2 또는 V1=V2.(r2/r1)2
윗 식에서 혈액이 흐르는 혈관의 단면적이 달라질 경우 혈액의 유속은 (1/혈관반지름)2의 함수가 됨을 알 수가 있다.
2. 유속의 관내 분포 (Flow Profile)
혈액이 단순한 유체이고 그 유량이 일정하다고 가정하면 그 속도가 혈관내에서 이루는 분포는 larminar 모양이 된다.(그림 1) 이러한 포물선 모양의 속도 분포는 혈액의 점성,속도,혈관의 크기 등과 관련이 있다. 그러나 실제 혈액의 흐름은 심장의 박동이나 장기의 움직임에 의하여 일정한 속도를 갖지않고 피가 흐르는 혈관의 크기나 방향등이 일정치않아 위와같은 이론적인 유체의 흐름이 아니다.
Larminar flow는 조그만 정맥이나 동맥에서 보이며 비교적 큰 동정맥에서는 몇가지 요인, 즉 심장의 박동에 의한 혈액의 맥동류,혈관의 크기,모양등에 의해 혈관내의 속도 분포가 가장자리에서 가까운 부분을 제외하면 일정한 모양을 형성하는데 (그림 2) 이러한 모양의 속도분포를 갖는 유체를 plug flow라고 한다.
큰 혈관에서 혈류는 plug 모양을 보일 수 있다.
그림 1 Larminar flow 그림 2 Plug flow
3. MRI에서 유속의 영향
MR 신호는 (x-y)평면에 누운 자화 M의 Mxy 성분이 검출기인 RF coil에 전기적 신호로서 검출된다. Mxy는 x축의 Mx성분,y축의 My 성분으로 나눌수가 있어 복소수(complex) 신호를 형성하며 각각 Mxy의 실수부,허수부로 불리기도 하다.이들을 제곱하여 더한 후 제곱근(M2x + M2y)1/2을 구하면 신호의 크기(magnitude or intensity)가 되고 위상(phase)은Ф=tan-1(My/Mx)로 표시됨을 알고있다.비균일 자장내에서 움직이지 않는 스핀은 경험하는 자장의 세기가 변하지 않으므로 일정한 세차운동 주파수를 유지한다.그러나 움직이는 스핀은 위치마다경험하는 자장의 세기가 변하여 세차운동 주파수가 달라지므로 위상은 Mx,My 변화로 시간에 대하여 축적되어 나타난다.즉 MR신호는 크기와 위상을 갖고 있으며 이 둘 다 움직이는 스핀(유체)에 대하여 영상을 할 경우 영향을 받는다.
3.1 유체의 MR신호 크기에 대한 영향
▣ 유속신호 강조효과
MR신호의 유속영상은 1951년 최초로 Suryan에 의해 관측 되었다.그는 정지된 액체에서 보다 흐르고 있는 유체에서 나오는 MR신호가 훨씬 크다는 것을 알았다. 이를 유속신호강조(flow-related enhancement or paradoxical enhancement)라 한다. 이 현상의 주요점은 영상 단면내의 정지된 부분에서 나오는 포화(saturation)된 신호보다 새로이 포화되지 않은 스핀이 영상단면으로 흘러 들어
가 발생 시키는 신호가 더 크다는 것이다.여기서 포화란 수소신호의 모임인 세로축 자화 Mz가 그 최대값인 평형자화 M0보다 작은 값을 갖는것을 말한다. 조직내의 자화 Mz는 영상을 얻기전에는 가장 큰 값인 M0를 갖고있다. MR신호를 수집하기 시작하면 조직내의 수소원자 스핀들은 반복된 RF파형을 받게되는데 한번 RF를 받은 자화 M의 z 성분Mz은 시간이 지남에따라 Mz=M0(1-e-TR/T1)의 관계로 커진다.반복시간 TR이 T1보다 충분히 긴 경우는 Mz가 거의 M0와 같아 스핀들은 비포화(평형) 상태가 된다.TR이 T1보다 짧으면 윗식에 의해 Mz이 최대값인 M0로 다 커지기전에 RF에 의해 가로평면으로 누워 신호를 만들어야 하므로 포화된 작은 신호를 발생한다.
TR이 짧을수록 포화된 정도는 커지고 따라서 MR신호는 작아진다. 단면 선택 RF를 사용할 경우 영상단면 바깥스핀은 RF를 경험하지않아 비포화 상태로 남아있게 된다.영상단면의 정지된 조직 스핀들은 반복해서 RF를 경험하므로 포화되어 신호가 작은 반면 혈액이 영상단면으로 흘러 들어갈 경우 비포화상태의 새로운 혈액스핀이 영상단면 내로 흘러들어 오면 RF를 처음받게 되므로 M0의 큰 신호를 낸다.결국 유속을 지닌 혈액은 T1이완시간이 길어도 정지된 조직내의 다른 신호보다 큰 신호를 낸다.이 현상을 유속신호 강조효과(flow-related signal enhancement)라고 한다. 단면 선택 RF 파형을 사용했을 때 선택된 단면내에서의 유속강조 현상이 나타나는 예를 살펴보자.
그림 3a에서 윗쪽을 향한 화살표를 두께 dz의 단면을 선택하는 90o RF 파형이라고 하고 이 파형이 반복시간 TR마다 되풀이 되며 그림 3 b,c,d에서 ▒의 직사각형이 이들 RF파형에 의해 선택된 단면이라고 하자.
관속의 유체속도 V가 0일 때는 (그림 3 b) 선택된 단면 내의 모든 스핀이 정지 상태여서 관속이나 바깥의 선택된 단면에서 나오는 신호는 모두 반복되는 RF 파형에 의해 포화된 상태이고 신호는 앞에서 설명한 수식에 의한 Mz의 크기를 갖는다. 관속의 유체속도가 RF파형이 반복되는 동안 모두 빠져나오지 못했을때 즉, V＜dz/TR 일 때는 관속의 스핀 일부 그림 4 c의 ▦는 비포화 상태로 있어 Mz보다 큰 신호를 내고 다른 일부 그림 3 c의 ▩는 선택단면을 빠져 나가는 동안 최소한 한번이상 RF 파형을 받은 신호로 비포화 신호보다 작은 신호를 낸다.비포화된 상태의 그림 3 c의 ▨로 표시된 곳에서 나오는 신호는 이전의 RF파형을 받아 신호를 낸후 TR동안 선택단면을 빠져나간 스핀들로 다음 RF파형에 의해 신호를 만들지 못한다.혈관의 유속이 빨라서 TR동안 이전의 RF를 받은 스핀들이 모두 선택된 단면을 빠져나간 경우 (그림 3 d), 즉 V＞dz/TR이면 다음 RF파형에 의해 신호를 낼 선택된 단면의 스핀은 모두 새로 유입된 비포화 상태의 스핀들로 가장 큰 신호를 낸다. 이 경우 V=dz/TR 보다 큰 유속을 가져도 신호를 내는 비포화 상태의 스핀 체적이 늘지 않으므로 신호는 더 커지지않고 일정하게 된다. V=dz/TR일때의 속도를 임계속도(critical velocity)라 부르기도 한다.
이 유속신호 강조효과는 단일단면 선택영상법(single slice imaging method)에서 가장 흔히 볼 수 있으며 다단면 선택영상법(multi-slice imaging method)에선 유체가 흘러들어가는 쪽 단면의 영상에서 가장 현저하게 나타난다.
그림 3. 유속신호 강조효과
▣ 유속신호 감쇄효과
영상법에 따라 유속신호가 강조되기도하고 감쇄되기도 하는데 유속신호가 강조되는 경우는 앞에서 설명하였다.
유속신호가 감쇄되는 경우는 스핀반향영상법(spin-echo sequence)에서나타난다. 고주파스핀반향신호(RF spin-echo signal)는 그림 4 a에 보인 것처럼 TE/2의 시간 간격을 가진 90o 파형과 180o 파형을 모두 경험한 스핀에 의해서 만 만들어진다.(그림 4의 ▒). 두 RF 파형모두 영상단면을 선택 할 때 관속의 유체속도가 0 (그림 4 b)이면 선택된 단면 내의 모든 스핀은 두 RF파형 모두를 경험하여 신호를 낸다.
관속의 유체가 V≤dz/(TE/2)의 속도로 흘러 단면선택적 90o RF파형을 경험한 스핀 중 TE/2 동안 선택된 단면을 빠져나간 부분(그림 4 c의 ▨)은 180o RF파형을 경험하지 못해 신호를 내지 못하고, 단면을 빠져나가지 못한 부분(그림 4 c의 ▒)은 180oRF를 받아 신호를 낸다. 이떄 신호를 발생 시킬 수 있는 부분의 체적은 속도가 빠를 수록 감소하여 신호크기(SI)는 V=0 일때 SI0의 신호크기를 갖고 단면의 두께를 dz, 그리고 혈류속도를 V라고하면 혈관내의 신호의 크기는 식 4로 나타내진다.
SI = SI0․[1-｛(TE/2)․V․/dz｝]---------(4)
그림 4. 유속신호의 감쇄효과 (씻김효과)
혈류의 속도가 V＞dz/(TE/2)여서 TE/2사이에 모두 빠져나간 부분 그림 4 d의 ▨은 단면선택 90oRF 파형만 경험하고 180oRF 파형을 받지않으므로 신호를 발생하지 않는다. TE/2사이에 새로 유입된 부분(그림 4 d의 ▧)도 180oRF 파형만 경험하므로 신호를 내지 못한다.따라서 이 경우는 MR 영상에서 혈관속이 상대적으로 어둡게 보인다.
이처럼 속도가 커질수록 신호크기가 줄어드는 것을 유속신호 감쇄효과 또는 씻김효과 (wase-out effect)라 한다. 식 4에 보인 바와 같이 씻김효과를 줄이고 혈관신호를 강조하려면 단면두께(dz)를 두껍게 하고 TE를 줄여야하고 영상파형을 심장의 diastole 상태에 동기시켜 혈액의 속도가 최소일때 영상정보를 얻어 영상의 질을 높여야 한다(밝은 혈관영상). 반면에 혈관신호를 보이지않게 하려면
씻김효과를 극대화 시키면 된다(검은 혈관영상).
3.2 유속의 MR 신호 위상에 대한 영향
스핀의 그림 5의 r 위치에서 움직이지 않는다고 하면 경사자계의 세기는 G․r이 되어 세차주파수는 γ․G․r로 주어지므로 T 시간 이후의 스핀위상 Φs는 다음과 같다.
Φs = γ․G․r․T -------(5)
반면에 스핀이 경사자계가 걸려있는 공간상을 지나가면 지나는 위치마다 세파주파수가 점점 변하면서 위상의 변화도 생긴다. 예를들면 t=0이란 시간에서 위상이 0인 스핀이 일정한 속도 V로 경사자계 G가 걸린 공간상을 방향을 바꾸지않고 지나간다고 하자.
처음 스핀이 위치한 곳을 r이라 두면 t 시간 동안 스핀이 움직인 거리는 V․t가 되고 이곳에서의 자장세기는 G․r(=G․V․t)가 되어 t이후의 스핀 세차운동 주파수 f는 γ․G․V․t가 된다. 즉 세차운동주파수는 시간에 따라 달라지는데 속도에 따라 다른 주파수를 갖는다. 유속에 의한 위상 Φv는 주파수 f를 시간에 대해 적분한 꼴로 다음과 같이 표현된다.
Φv =∫γ․G․V․t dt ----------- (6)
만약 그림 5 처럼 폭이 T이고 세기가 G인 경사자계를 가하면 위상 Φv는 식 (6)으로 부터 정지된 스핀의 위상 Φs와는 다른 꼴인 다음 식과 같이 주어진다.
Φv = γ․G․V․T2/2------------- (7)
스핀의 움직임에 의해 변하는 신호의 위상은 속도와 가해진 경사자계의 세기에 비례하고 경사자계의 폭에는 제곱에 비례 함을 알 수 잇다. 여기서 유속에 의한 위상은 경사자계에 의해서 조절되는데 이를 경사자계에 의한 유속부호화(flow encoding)라 한다. 경사자계가 끝난 다음부터는 스핀이 움직여도 G = 0 이므로 위상 Φv는 γGVT2/2 (t=T)에서 변하지 않는다.이처럼 경사자계가 걸린 상태에서 스핀의 움직임은 위상의 변화로 알 수 있는데 이 움직임은 환자의 움직임, 혈관내의 혈류, 액체상태의 분자가 불규칙적인 Brownian 운동에 의한 확산운동(random diffusional motion)등도 포함한다.
그림 5. 유체의 속도와 스핀의 위상관계
4. 유체의 화소신호에 대한 영향
MR영상에서 영상단면과 화소의 가로, 세로, 그리고 두께에 의해 정해지는 화소
의 체적에서 나오는 신호의 크기는 그 안에 들어있는 스핀들이 내는 신호들의
대수합 이라는 것을 이미 알았다. 만약 스핀들이 정지해 있고 모두 위상이 같다
면 최대의 신호를 내고 위상이 흩어져 있으면 그 대수합이 작은 신호가 나온다.
움직이는 스핀에 대해서도 마찬가지인데 어떠한 꼴로 움직이는가에 따라 다음과 같이 달라진다.
4.1 정지된 스핀 (static spins)
그림 6 a 처럼 화소내의 스핀 a,b,c,d,e가 정지되어 있고 경사자계 G가 그림 6 b의 굵은 실선 모양으로 가해졌다고 하자. 스핀 a.b.c는 모두 같은 위치에 있어서 같은 크기의 경사자계를 경험해서 시간에 따르는 위상변화도 점선처럼 선형적으로 증가한다. 경사자계가 -G로 바뀌는 t=T/2 이후부터는 이들 스핀이 반대로 회전하여 제자리로 돌아가는데 경사자계가 끝나는 T 시간에는 위상 Φv가 0이 된다.
그림 6. 경사자계 내에 있는 스핀들의 위상
그림 6 a의 스핀 d(e)는 스핀 a,b,c 보다 경사자계에 의한 자장의 세기가 약(강)하므로 세차운동 주파수가 작아(커)서 스핀 a,b,c들 보다는 느리게(빠르게) 회전한다. 하지만 그림 6 c 처럼 T/2 이전에 가한 경사자계 G와 반대극성을 갖는 경사자계 -G에 의하여 스핀들은 반대로 회전한다.
+G에서 느리게(빠르게)회전하여 a,b,c 보다 적게(많이) 돌아간 스핀 d(e)는 -G에 의해서도 반대방향으로 느리게 회전하여 T 시간에는 제자리로 다시돌아와 위상이 모두 0 이 된다. 결국 그림 6 c와 같은 경사자계에 의해서 화소내 정지된 스핀들의 위상변화는 0이 된다.
4.2 화소내의 스핀들이 모두 같은 방향과 같은 속도로 움직일 때
만약 화소내의 스핀 a,b,c가 모두 일정한 속도 V로 같은 방향으로 움직인다고 하자. 이들은 위치가 바뀔때 마다 경험하는 자장의 세기가 달라져 세차운동 주
파수가 달라진다.
스핀위상의 변화는 시간에 대한 적분으로 표현된다(식 6 참조). 경사자계를 반대로 가해주면 스핀들은 반대방향으로 회전하지만 스핀들은 계속 움직이기 때문에 t=0 일때의 위치에 있지않아 다른 세기의 경사자계를 경험하므로 회전속도가 처음과는 다르다. 따라서 t=T에서 위상이 0이 되지않는다.
이때 스핀 a,b,c는 같은 자장의 변화를 경험하여 같이 행동하므로 모두 같은 위상을 갖게 되며 이때 신호의 크기는 최대가 된다. 식 7에 의하면 속도의 방향에 따라 위상의 부호가 다르므로 위상을 이용한 유속영상은 유체의 속도뿐만 아니라 방향에 대한 정보도 포함한다. 화소에서 나오는 신호의 위상은 유체의 속도에 비례하므로 MR 영상정보로 부터 각 화소에서 위상을 계산하여 표시하면 MR 유속영상이 된다.
그림 7. 같은 속도로 움직이는 스핀들의 위상
4.3 화소내의 스핀들이 다른 방향으로 움직일 때
화소내의 스핀 a,b,c가 모두 제각기 움직일 때를 생각해보자. 간단한 예로 그림 8에서 a는 경사자계가 걸린 방향에 대하여 오른쪽, c는 왼쪽으로 움직이고 b는 정지해있다고 하자,스핀 b는 움직이지 않아 최종 위상은 0이고 스핀 a 와 c 는 앞절에서 설명한 것처럼 각각 Φv와 -Φv의 위상을 갖게된다. 따라서 스핀 a,b,c에서 나오는 신호의 대수 합은 동위상 일 때보다 작게된다. 이 경우의 보기로는 난류나 Brownian 운동에 의한 확산, 미세혈관들이 모여 생기는 혈류(perfusion) 등이 있다. 이처럼 화소내의 스핀 움직임의 형태에 따라 NMR 신호의 크기나 위상이 다르게 나온다.
그림 8.. 제각기 움직이는 스핀들의 위상
4.4 180o RF 파형에 의한 영향
유체에 의해 발생한 신호의 위상은 고주파 파형에 의해서도 영향을 받게 되는데 스핀반향 파형에 의한 스핀반향신호 위상에서 그 예를 들 수가 있다. 그림 9는 RF 파형에 의해 발생된 신호는 경사자계 G1에 의해 위상차가 생기는데 정지된 spin의 위상은 시간에 대해 직선으로 식 5, 경사자계가 걸린 방향으로 일정한 속도로 움직이는 스핀은 식 6에서 처럼 시간에 대해 2차식으로 위상이 변한다.걸려있던 경사자계를 없애주면 스핀들의 위상이 변하지 않고 있다가 180o 파형이 가해지면 위상이 반전된다.
그 이후에 가해지는 G2의 경사자계가 G1과 크기와 방향이 같다면 스핀들의 세차운동 방향과 속도는 변하지 않는다. 따라서 G1 파형의 폭과 같은 시간 (G2에서 빗금이 끝나는 부분)에 정지하고있는 스핀의 위상은 180o가 되면서 반향신호 중심을 이룬다. 움직이는 스핀위상은 세차운동 주파수 변화 때문에 180o가 되지않고 속도에 비례하는 위상차를 보인다. 이상에서와 같이 경사자계 방향을 바꾸지 않고 180o 파형을 가한것은 180o 파형 대신에 경사자계를 반전 시킨 것과 같은 효과를 얻는다.(그림 6, 그림 7, 그림 8)
그림 9. SE 파형에서의 스핀위상
5. MR 영상에서의 혈관내 신호
앞에서 설명한 유속영상의 응용으로 가장 많이 쓰이는 곳이 환자진단을 위한 MR 혈관영상이다. 이 혈관 영상에서는 혈관이 검게 보이기도 하고 밝게 보이기도 하는데 이러한 현상의 원리를 파악하여 보기로 한다.
5.1 혈관이 MR 영상에서 어둡게 보이는 경우 (Black blood)
유속신호 증가 효과에 의해 밝아진 혈관영상에서 때로는 혈관을 혈관아닌 림프절이나 혈관의 thrombi로 부터 구별하기 어려운 경우가 있다. 또 유속신호의 증가로 잔상(또는 가상,ghost)이 생겨 혈관 주위의 영상에 나쁜 영향을 주기도 한다. 대개 유속신호 강조효과는 비 포화된 스핀이 영상단면으로 돌아와서 생기는것이므로 영상단면을 선택하기 전이나 영상정보 수집전에 비포화 스핀에 의한 신호를 억제 시켜주면 이러한 나쁜 영향을 줄일 수가 있다.
그림 10. 혈류의 사전 포화 기법
사전포화 방법(Presaturation technique)은 이를 위해 많이 쓰는 방법중의 하나이다. 영상선택 단면을 선택하기 전에 사전포화 RF 파형으로 혈액이 선택단면으로 들어오는 방향의 앞쪽을 포화시킨다. 선택단면으로 들어오는 혈액은 이미 사전포화 RF 파형에 의해 포화되어 있어 영상파형의 RF에 의해 형성된 영상에서 밝은 신호를 내지 못한다. 그림 10은 동맥과 정맥이 서로 반대방향에서 영상단면으로 들어올때 사전포화 RF 파형을 영상단면 양쪽에서 미리 포화 시킴으로써 동,정맥 모두가 최종영상에서 어둡게 보이도록 하는 방법을 설명하는 그림이다. 또 위상의 퍼짐효과(dephasing effect)에 의해 혈관이 어둡게 보일 수도 있다. 혈관내 혈액들이 난류를 형성 할 경우 즉, 한 화소내의 스핀들이 제각기 다른 속도와 방향으로 움직이는 경우에는 그림 8에서 처럼 영상정보 수집시 스핀들의 위상이 제 각각이어서 그 신호들의 대수합이 0에 가깝게 작아진다.
5.2 혈관이 MR 영상에서 밝게 보이는 경우 (Bright blood)
▣ 유체 유입 단면신호 증가효과(Enterance-slice phenomenon)
다단면 영상법(multi-slice imaging method)은 다음단계의 위상부호화경사자계를 가하기 위한 파형 반복시간 즉 TR을 기다리는 동안 다른단면의 영상정보 수집을 의한 영상파형을 끼워 넣는 방법이다. 예를 들어 다단면 선택영상법인 경우에는 위상부호화 경사자계 Gp(n)가 n번째 위상부호화 단계라면 같은 Gp(n)로 TR 동안 4 단면의 영상신호를 순차적으로 얻은후 (n+1) 번째의 Gp(n+1)로 바뀌어 위의 과정을 되풀이 한다. 이때 Gp(n)의 경사자계가 가해진후 Gp(n+1)이 가해지기 까지가 TR이 된다. 예를들어 생체의 다단면 영상을 얻고자 할 경우 정맥은 선택된 영상단면에 수직이 되게 왼쪽에서 오른쪽으로, 동맥은 오른쪽에서 왼쪽으로 통과 한다고 하자 (그림11). 1의 단면에서는 정맥의 비포화 스핀이 왼쪽에서 TR 동안 계속 유입되므로 유속 신호의 증가효과가 나타나나 동맥은 오른쪽에서 흘러 들어오므로 이미 단면 2,3,4에서 고주파 파형을 경험한 포화된 스핀이 유입되어 혈관의 신호가 증가하지 못한다. 마찬가지로 4 단면에서도 정맥신호는 증가하지 않고 동맥신호만 증가한다. 단면 2,3 은 동정맥 모두 단면 1,2 에서 포화 되었으므로 신호의 증가가 없다. 다시 말하면 다단면 선택 영상법에서는 유속 신호의 증가가 유체가 유입되는 첫 단면에서 일어 난다.
그림 11. 유체유입 단면신호 증가 효과
TR 동안 비포화 스핀의 속도가 빨라서 첫단면을 지나 두번째 단면까지 흘러가면 둘째 단면에서도 유체신호증가효과가 니타닌다. 세번째 단면까지 흘러가면 역시 셋째 단면도 유속신호 증가효과를 볼 수 있다. 즉 속도에 따라 유쳬가 유입되는 쪽의 단면에서 부터 유속신호 증가효과가 나타난다.
▣ 짝수 반향신호 위상모임 (Even-Echo Rephasing)
90o RF파형 후 180o RF 파형을 가하면 반향신호(echo signal)가 생기는데 뒤이어 다시 180o RF파형을 되풀이해서 가하면 두 180o RF파형 사이에서 또 다른 반향신호들이 계속해서 발생한다. 짝수번째 180o RF 파형에 의한 반향신호를 짝수반향신호(Even-echo signal)라 한다. 이때 스핀의 위상은 경사자계를 가하지 않은 동안은 변하지 않는다. 그러나 임의의 크기를 갖는 경사자계가 항상 가해지고 있다고 하고 위상이 시간에 따라 변해가는 모습을 식 6으로 부터 유추해보면 스핀의 위상은 시간에 대한 2차식 즉 포물선이 되어 짝수반향신호 중심에서는 0이 된다.(그림 12)
그림 12. 짝수반향신호 위상모임
홀수 반향 신호에서는 속도가 다른 스핀 끼리 위상이 흩어져 신호의 크기가 작다가 짝수반향 신호에서는 모두 0으로 모이므로 신호가 커진다. 홀수반향신호로 얻은 영상에서는 혈관이 어둡게 나오나 짝수 반향신호로 얻은 영상에서 혈관이 밝게 나오는 경우는 짝수반향신호 위상모임현상 때문이다. 이 현상을 이용하면 일정한 속도를지닌 스핀들의 위상 흩어짐 효과를 줄일 수 있어 밝은 혈관영상을 얻거나 유속에 의한 영상 질 저하를 감소 할 수 있다.
▣ 경사자계에 의한 움직이는 스핀신호의 위상보상
경사자계에 의해서도 움직이는 스핀에 의해 흐트러진 위상을 모을 수가 있다. 그림 7, 그림 8에서 보인 경사자계로는 움직이는 스핀에 의한 위상이 0이 되지않았으나 이 두 경사자계 끝점에서 선대칭 되도록 가하면 움직이는 스핀의 속도에 관계없이 스핀의 위상이 0이 된다. (그림 13) 혈관에서의 혈류 또는 환자 호흡 따위의 움직임이 영상에 좋지않은 영향(motion artifact)을 주기도 한다. 이런 경우에는 앞에서 설명한 짝수 반향신호 위상모임(even-echo rephasing)파형
(그림12) 또는 선대칭형의 경사자계를 움직임 보상용(motion compensation)으로 쓸 수 있다. (그림 13)
그림 13. 움직임 보상 경사자계의 원리
III. 자기공명 혈관 조영술
(MR Angiography)
자기공명영상술(Magnetic Resonance Imaging,이하 MRI)의 임상이용이 보편화
된이후 가장 활발한 발전을 보이는 분야가 자기공명영상술(Magnetic Resonance Angiography,이하 MRA)과 급속 영상법(Fast Imaging)이라 할 수 있다.
그중 MRA는 기존의 혈관조영술이 갖는 단점인 침습성이 없어 합병증,입원등의 부담이 없이 쉽게 사용할 수 있다는 장점이 있으므로 앞으로 임상이용이 급속히 늘어갈 것으로 기대된다.
현재 MRA의 가장 큰 문제점은 기존 혈관조영상과 비교한 상대적인 해상력 열세와 혈류현상에 기인한 인공물(Artifect)이다. MRA 영상의 질을 최고로 유지하고 ,적절한 영상 판독을 위해 기본원리의 이해가 필요하며, 효과적인 임상이용을 위해 영상 기법간의 장단점을 알아둘 필요가 있다. 여기서는 MRA 영상형성의 원리와 여러기법, 그리고 기본적인 임상이용에 관하여 알아보기로 한다.
1. MRA 영상형성의 개요
MRA는 MRI장치에서 얻은 영상을 적절히 처리하여 혈관의 영상을 얻는 방법이므로, 1)혈류에 민감한 영상기법으로 영상을 얻고, 2)혈관 이외의 조직에서 나오는 신호를 억제한 후, 3)이 영상들의 투사(Projection)하는 영상을 얻는 방법이다.따라서 혈류에 민감한 영상기법을 찾아 이용하는데 이 기법에 따라 배경신호의 억제 방법도 달라질것이다. 투사하여 보여주는 방법은 모두 최대강도투사(Maximum Intensity Projection, 이하 MIP)방법을 쓴다.
영상기법으로는 대체로 두가지 방법이 있는데 한가지는 Time-of-Flight(이하 TOF)효과를 이용한 혈류영상이고 다른 하나는 Phase Contrast(이하 PC)방법에의한 기법이다.
TOF를 이용하는 방법은 이미 잘 알려져 있는 "flow-related-enhancement"를 이용하는 것으로 이 현상은 혈류보상 (flow compensated) gradient echo영상에서 흔히 볼 수 있다. 기본적으로 어느 위치의 spin은 한번의 RF로 selection 된후 일정시간이 지난 후 detect 되는데 (readout), 이 시간간격 사이에 spin의 위치이동이 있으면 time-of-flight 효과가 나타나는데 이러한 현상에 의해 혈류가 고신호 강도로 보이게 된다.
이 방법은 기존 영상기법과 같이 2D 영상기법과 3D 영상법을 모두 사용할 수 있으며 2D TOF 혹은 3D TOF 라고 부른다. PC의 방법은 혈액의 Phase 변화를 영상화 한 것으로 자장경사가 있는 부위를 움직이는 모든 spin은 phase변화가 생긴다는 원리를 이용한것이다. PC 방법도 2D 혹은 3D acquisition 방법으로 영상을 얻을 수 있으며 2D PC 혹은 3D PC 라고 줄여서 부른다.
MR Angio의 각종 technque은 아래의 표와 같다.
Summary of VMRI techniques
Method
Anatomic region
Acquisition
2D Time-of Flight
Carotid bifurcation
or venous anatomy
Multiple axial slices
displayed as maximum
pixel projections of the
volume imaged
3D Time-of-Flight
Circle of Willis
Volume 3D SPGR dataset
displayed as maximum pixel projection
2D Phase Contrast
Localizer/flow direction
and velocity for
intracranial and
extracarnial vasculature
Multislice or slab projection image
3D Phase Contrast
Intracranial vasculature
Volume 3D SPGR aquisition obtained with flow encoding and displayed as multiple
maximum pixel projection
Cardiac-gated(Cine)
2D Phase Contrast
Arch/Peripheral vessels
or CSF flow
Up to 32 2D Phase Contrast images obtained at different cardiac phases
2. 2D TOF MRA 방법
기본적으로 혈류보상 gradient echo 영상 방법( SISP in Siemens, SPGR in GE)이다. Imaging slice 내에 있는 조직의 정지된 spin은 RF pulse에 의해 sasturation되어 있으나 imaging slice로 들어오는 blood flow는 fully magnetize 되어 고신호 강도를 보이게 된다. 만일 imaging slice의 위, 혹은 아래에서 sasturation pulse를 주면 (presaturation) 그방향에서 들어오는 혈류의 신호를 모두 없앨 수 있어 선택된 방향의 혈류만 볼 수 있게 된다.
영상에 영향을 미치는 요인으로는 1)혈류 속도 , 2)혈류 방향 , 3)혈관의 모양 4)혈액 및 조직의 T1, 5)pulse parameters 등이 있다. Imaging slice 내에서 혈관의 모양에 따라 신호강도가 달라질 수 있다. 혈관이 imaging slice 내를 비스듬히 달릴때 혈액은 상대적으로 많은 RF pulse를 받게 되므로 slice 내에서 saturation 될 수 있다. 따라서 imaging plane 과 평행하게 달리는 혈관이 잘 보이지 않게 되는 현상이 생길 수 있다. 만일 slice thickness 를 매우 얇게 한다면 이러한 “in-phase signal loss”를 감소 시킬 수 있으나, signal-to-noise ratio가 감소하는 단점도 있다. 그 밖에도 급경사의 gradient 가 필요하게 되고 큰 혈류 보상 gradient 가 필요하여 TE를 증가시킬 수 밖에 없는 제약이 있다.
혈류가 느릴 경우 imaging slice 내에서 spin을 완전히 refresh 하기에 불충분하여 혈액이 saturate 되면 혈류의 신호강도가 흐리게 될 수 있다.이런 경우에 조영제(Gd-DTPA)를 주입하는 방법으로혈액의 T1을 감소시키면 느린 혈류의 신호를 증가시킬 수도 있다.이 방법은 주변조직의 신호강도를 증가시켜 backgraound noise 를 증가시키는 단점을 함께 갖고 있다.
3. 3D TOF MRA방법
2D TOF 방법과 마찬가지로 in-flow 의 flow relate enhancement 현상을 이용하는 방법이나 3D TOF 방법은 2D 기법과 비교하여 다음과 같은 장점이 있다. 1)대체로 3D volume acquisition 기법은 더 좋은 signal-to-noise 를 기대할 수 있다. 2)매우얇은 slice 의 영상이 가능하여 voxelsize를 감소 시키고 따라서 intravoxel dephase를 줄일 수 있다. 이러한 이유로 두개강내 혈관성 병변의 진단에 많이 이용된다. 2D acquisition 과는 달리 3D volume acquisition 방법으로 imaging slice 대신 imaging slab 이라는 용어를 사용한다.
3D TOF 기법의 영상에 영향을 미치는 요인으로는, 1)혈류속도, 2)imaging slab 에 대한 혈관의 방향, 3)imaging volume의 크기 (slab thickness), 4)pulse parameters 등이 있다.
혈류 속도는 혈류가 연속적인 RF 사이에 imaging slab을 모두 지날 수 있을 정도로 빨라야 in-flow 효과가 충분히 나타나 좋은 혈류신호 강도가 나타나게 된다. 혈류속도가 느린경우 imaging slab을 흐르는 동안에 saturate 될 수 있으므로 혈류의 신호강도가 감소하게 된다. 느린 혈류는 여러 상황에서 있을 수 있는데 폐쇄성 혈관질환, 정맥 혈전증, 동맥류내의 복잡한 혈류 등이 그 예이다. 2D TOF 방법은 imaging volume이 상대적으로 얇기 때문에 느린 혈류가 imaging slice 내에서 덜 saturate 되므로 정맥 혹은 말초부위의 혈관등을 검사하는데 유리하다.
2D TOF 에서와 마찬가지로 짧은 T1의 물질이 고신호 강도로 보여 두개강내 아급성 출혈의 methemoglobin이 혈류와 유사한 고신호강도로 보이거나 혈류의 신호에 겹쳐서 보이는 단점이 있다.
검사하고자 하는 부위의 혈류를 고려하여 혈류가 saturate 되지 않도록 imaging slab의 방향을 결정할 필요가 있다. 두개강내 혈관의 검사를 위하여 axial slab 을 주로 사용하는데, 1)비교적 작은 volume에 circle of Willis의 대부분의 혈관을 포함시킬 수 있고, 2)밑에서 imaging slab 에 직각 방향으로 올라오는 혈류가 fully magnetize 되어 영상에 적합하기 때문이다.
4. 3D PC MRA 방법
TOF 기법이 움직이는 spin을 영상화 하는 방법으로 flow-related enhancement 현상을 이용하는 반면, PC 기법은 정지된 조직으로 부터 움직이는 혈류를 구별하는 데에 velocity-induced phase shift 현상을 이용한다. 그러나 phase 변화는 정지된 spin에서도 일어나는데 이러한 spin dephaseing은 간단히 반대방향으로 다른 하나의 gradient를 걸어 줌으로서 (bipolar gradient) 없앨 수 있다. 그러나 혈류의 흐르는 spin의 경우에는 dephasing gradient 와 rephasing gradient 사이에 위치 변동이 생기므로 두번째 gradient에 의한 정확한 rephasing이 일어나지 못한다. 이러한 gradient에 의한 phase accumulation은 혈류의 속도와 gradient area에 비례하는데 만일 bipolar gradient의 방향을 서로 반대 되게 하면 두번째 gradient에 의한 phase shift는 negative로 나타나게 된다.
서로 반대 방향의 bipolar gradient를 주는 두번째의 acquisition을 하면 주변조직의 정지된 spin은 변함이 없으나 혈류에 의한 phase shift 는 반대방향으로 나타나, 이들 두 영상을 빼면 (subtract)혈류의 phase shift 현상 만에 의한 영상을 얻을 수 있다.
3D PC 영상에 영향을 미치는 요인은 1) 혈류 방향, 2)속도 encoding, 3)phase dispersion, 4)saturation effect 등 이다. 이러한 속도 encoding은 bipolar flow-encoding gradient를 조절하여 가능한데, 조절된 최대속도 이하의 혈류가 aliasing 없이 영상에 나타난다.
만일 어느 혈관이 최대속도 이하로 encoding이 되었다면, encoding 된 이상의 혈류는 저속의 혈류처럼 aliasing 되어 나타나게 되어 저신호강도로 보인다.대체로 한 혈관에서 최대속도를 보이는 부위는 laminar flow의 중심부 이므로 혈관의 중심부가 저신호 강도로 나타나게 된다. 매우 낮게 속도 encoding을 하면 (20cm/sec) 빠른 혈류는 aliasing 되어 흐리게 보이고, 속도가 느린 말초 혈관이 상대적으로 고신호강도를 보이게 된다. 이와 같이 PC 방법으로 혈류속도의 정량적 평가가 가능하여 검사하고자 하는 부위, 혈관질환의 종류 (혈관내부에 저속혈류가 있을 수 있는 aneurysm 혹은 AVM 의 저속 venous component 등)에 따라 속도 encoding을 조절하여 검사할 수 있다는 장점이 있다. 반대로 두번 영상을 얻어 subtraction 영상을 얻는 방법이므로 두배 가까운 시간이 걸리는 단점이 있고 많은 시간이 걸리는 검사일수록 움직임에 따른 영상의 질 저하가 있을 수 있다.
5. 2D PC MRA 방법
영상기법에 있어 3D PC 방법과 큰 차이가 없으며 짧은 scan time 이다. 이방법으로 제한적인 부위에서 속도 encoding 을 바꾸어 가면서 검사를 할 수 있으며 여러번의 acquisition을 averaging 하여 ghost 없는 영상을 얻을 수 있다.
또한 이방법은 촬영후의 영상처리는 거의 쓰이지않으며 촬영후 바로 혈관 촬영상이 관찰될 수 있기 때문에 검사를 하고 있는 동안에 이상 소견 부위를 확인할 수 있는 장점이 있으며 촬영시간도 보통 2-6분으로 먼저 전체상을 파악할 수 있고 심박동기와 결부시켜 박동류의 동태적 관찰에 적합하다.
6. 각 영상기법의 적응 및 장단점 요약
이상 설명된 MRA의 네가지 기법의 임상적 적응 및 응용, 그리고 상대적인 장점과 단점을 요약하면 다음과 같다.
1) 2d-TOF technique
Clinical applications
Demonstration of the carotid bifurcation
Evaluation of suspected basilar artery occlusive
Imaging of pelvis and lower extrimity veins
Cortical vebous mapping in the brain
Evauation of suspected intracranial vwnous thrombosis
Adventages
Sensitivity to slow-flow states
Minimal saturation effects for normal flow velocities
Disadvantages
Insensivity to in-plane blood flow
Potential for misregistration of axial slice due to patient motion
Need for larger gradient amplitudes in thin-slice
imaging, marking flow compensation more critical and limiting the
minimun TE
Potential for overestimating stenosis because of limitations of
minimum TE and MIP technique
Possibility of simulated flow-related enhancement caused by
short-T1 substances such as methemoglobin in subacute hematomas
2) 3D TOF technique
Clinical applications
Assessmemt of carotid occlusive disease
Demonstration of AVM arterial supply and nidus
Evaluatin of intracranial aneurysm
Imaging of venous angiomas,using MR contrast material
Advantages
High apatial resolution
Relatively short scan time
Sensitivity to fast and intermediate flow rates
Ability to obtain very short TEs
High contrast-to-noise ratio
High signal-to-noise ratio
Disadvantages
Insensitivity to slow flow
Effectiveness only for reltively small 3D volumes
Inability to reliably image venous anatomy without the use of MR
contrast agents
Tendency of short-T1 materials (such as subacute hematomas
containing methemoglobin)to appear bright, simulating flow
enhancement
3) 3D-PC technique
Clinical applications
Pre-operative and post-treatment AVM assessment
Evaluation of intracranial aneurysm
Demonstration of venous occlusions and malformations
Large-volume imaging(e.g., whole head)
Examination of congenital malformations with vascular components
Evaluation of traumatic intracranial vascular injuries
Advantages
Ability to encode for variable velocities
Reduced intravoxel dephasing
Excellent background suppression
Improved SNR compared to 2D PC for similar imaging times
Minimized saturation effect over large volumes, compared with
3D TOF
Ability to image arterial and venous structures, with improved SNR
rendered by IV Contrast
Ability to generate magnitude and phase images
Disadvantages
Relatively long imaging times
May require pre-evaluation with 2D PC technique to determine
optimal velocity encoding
Slightly more sensitive than TOF techniques to signal loss from
turbulent flow
4) 2D-PC technique
Clinical applications
Generating vascular localizer prior to more lengthy 3D PC
angiography
Detecting slow-flow states in AVMs and aneurysms, using variable
velocity encoding
Assessing portal vein anatomy
Advantages
Ability to obtain images in a few minutes, enabling multiple velocity
encodings to be tried prior tolengthier 3D PC studies
Signal intensity is related to velocity
Disadvantages
Inability to provide multiple retrosperctive projections
Large voxel size results in increased intravoxel dephasing
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