목 차 >>> 1. 서 론
2. MRI 마그넷의 기술개발 동향 3. 고주파코일의 기술개발 동향 4. 병렬전송기술의 기술개발 동향 5. PET-MRI 시스템의 기술개발 동향 6. 결 론
1. 서 론
자기공명영상(magnetic resonance imaging, MRI) 은 비침습적으로(non-invasively) 인체 내부의 해 부학적 또는 병리학적 정보를 영상으로 나타내주 는 진단영상도구(diagnostic imaging tool)이다. 또 한 조직의 생화학적, 기능적인 영상정보도 획득 할 수 있으며 원하는 각도로 3차원적인 영상 촬 영이 가능하며 해상력이 뛰어나 질병의 진단 및 치료모니터링에 매우 유용하게 사용되는 이미징 기술(imaging technique)이다[1-3].
MRI는 핵자기공명(nuclear magnetic resonance, NMR)의 기본적인 현상을 연구하던 물리학자들 의 실험실로부터 1970년대에 등장하였고, 신속하 게 임상연구와 과학의 대부분 영역으로 침투하여 확장되었다. <표 1>은 MRI의 주요발견 및 기술 개발에 관한 역사에 대하여 간략히 보여준다.
1946년에 Bloch과 Purcell은 실제 실험을 통해 핵
자기공명 현상을 발견해서 1952년에 노벨 물리학 상을 공동으로 수상했다. 1950년-1970년 사이의 기간에 NMR이 개발되었으며 화학적, 물리학적 인 분자구조를 결정하는데 사용하였다. 1973년에 Lauterbur는 경사자장(gradient magnetic field)을, 1974년에 Mansfield는 선택절편여기(selective slice excitation) 방법을 개발하여 현재의 MR 영상을
만들었다[4,5]. 2003년 이들은 노벨 의학상을 공동
으로 수상했다. 그 후 MRI의 하드웨어 및 소프트 웨어, 그리고 고자장(higher magnetic field)의 기 술개발로 MRI는 눈부신 발전을 이루었으며 현재 의료영상분야에서 중요한 역할을 담당하고 있다.
MRI는 자장(magnetic field)이 발생하는 커다 란 마그넷 보어(magnet bore) 속에 인체가 들어가 게 되면 비전리방사선(specific ionization radiation) 인 고주파(radiofrequency, RF)를 발생시켜 신체 부위에 있는 수소원자핵을 공명시켜 각 조직에서 나오는 신호의 차이를 측정해 컴퓨터로 재구성 백현만 (한국기초과학지원연구원)
자기공명영상 기술의 현재와 미래의 동향
년도 내 용 연구자/회사 비 고
1946 핵자기공명 현상 발견 Bloch 1952년 노벨 물리학상 수상
1952 핵자기공명 현상 발견 Purcell 1952년 노벨 물리학상 수상
1950 1D MRI 영상획득 Carr
1950 스핀에코(spin echo) 시퀀스개발 Hahn
1972 최초로 MRI 장치 개발 Damadian 세계 최초 특허획득
1973 2D, 3D MRI 영상 획득 Lauterbur 2003년 노벨 의학상 수상
1974 교차단면 영상 획득 Mansfield 2003년 노벨 의학상 수상
1977 최초로 휴먼의 Body 스캔 Damadian 세계 최초 특허획득
1981 휴먼용 1.5T MRI 시스템 개발 Bottomley/GE
<표 1> MRI 관련 주요발견 및 기술개발
(그림 1) MRI 시스템의 개략도: MRI는 마그넷(magnet), 경사자장코일(gradient coils), 고주파코일(radiofrequency(RF) coil), 영상획득 및
처리 목적의 컴퓨터 등으로 구성
(그림 2) MR 신호를 영상으로 구현하는 과정: 인체 내에 RF 신호를 주고, 받아서 작은 신호를 증폭한
후, 컴퓨터로 재구성(Recon)하여 MR영상을 획득 (reconstruction)하여 영상화한다[4,6]. (그림 1)은
도식화된 MRI 시스템의 개략도를, (그림 2)는 MR영상 획득관련 신호 및 영상처리 과정을 보여 준다. MRI 시스템은 크게 마그넷, 경사자장시스 템, 고주파 RF송수신시스템, 컴퓨터시스템 등의 네 가지 필수 요소로 구성되어 있다. 특히, MR 영상의 해상도는 마그넷의 강도(strength)에 의존 한다. 최근에 전세계적으로 임상용 3.0T MRI 시 스템이 높은 신호대 잡음비(signal-to-noise ratio,
SNR)와 RF코일의 혁신적인 기술개발을 바탕으 로 모든 신체영역에 걸쳐 고화질의 영상을 제공 할 수 있어 임상적 활용이 크게 증가추세를 보이 고 있다[7-9]. 이러한 3.0T MRI의 장점 때문에 최근 양전자방출단층촬영(positron emission tomography, PET)과 결합하려는 시도가 또한 이루어지고 있 다[10]. PET-MRI의 융합기술은 질병의 진단 및 치 료효과를 평가하는 데 있어 임상연구의 엄청난 도약을 가져올 것이다.
이 논문에서, 우리는 MRI 시스템의 최신 기술 들의 동향을 살펴보고, 향후 미래에 그 기술들이 임상연구에 어떠한 영향을 미치는지 문헌조사를 통해 알아보았다.
(그림 3) 최신 개발된 임상용 휴먼 1.5T(왼쪽)와 3.0T MRI 시스템(오른쪽): Siemens(위, www.medical.siemens.com), Philips(중간, www.healthcare.philips.com), 그리고 GE사(아래,
www.gehealthcare.com) 제품들
2. MRI 마그넷의 기술개발 동향
자기공명현상을 일으키기 위한 MRI 마그넷의 종류는 자장을 발생시키는 재료 또는 방법에 따 라서 영구자석형 마그넷(permanent magnet), 상 전도형 마그넷(resistive magnet), 그리고 초전도 형 마그넷(superconductive magnet) 등으로 구분 이 된다. 자장의 크기 단위는 Tesla를 사용하며 1Tesla는 10,000 Gauss이다. 영구자석형 마그넷 은 자장의 세기를 유지하는데 전원이 필요하지 않지만 무게가 무거운 단점을 가지고 있다. 현재 MRI에 쓰이는 영구자석형 마그넷은 0.35T까지
가능하다[10,11]. 상전도형 마그넷은 코일에 강한
전류를 흘려 균질한 자장을 얻을 수 있지만 많은 열이 발생하여 커다란 냉각장치가 필요하다. MRI 제품으로 상업화된 상전도형 마그넷은 0.35T가 한계이다. 초전도형 마그넷은 전기저항이 없는 초전도체(superconductor)를 사용하기 때문에 높 은 전류를 흘려 고자장을 만들 수 있고 지속적으 로 고자장을 유지할 수 있다는 장점을 가지고 있 다. 현재 대부분의 MRI이 제품은 초전도형 마그 넷이며, MR영상을 목적으로 9.4T까지 사용되어 왔고 더 높은 자장도 가능하다[12].
1985년에 처음으로 1.5T 초전도형 마그넷이 병원의 임상용 자기공명영상장치로 사용되기 시 작하였다. 이 1.5T MRI 시스템은 계속해서 차세 대 마그넷 개발을 위한 벤치마크(benchmark)가 되어왔으며, 오늘날까지 여전히 폭넓은 MRI 마 켓시장을 차지하고 있다. MRI에서 자장의 강도 는 직접적으로 MR영상의 신호대 잡음비를 결정 한다. 임상적으로 가치가 높은 좋은 MR 영상을 얻기 위해서는 우선 SNR이 높아야 한다. 만일 신 호대 잡음비가 낮으면 영상이 거칠어진다. 따라 서 보통 SNR을 증가시키는 방법은 일정한도 내
에서 자장강도를 증가시켜 해결할 수가 있다.
1993년부터 고자장의 임상적 응용에 대한 타당성 조사를 위해 3.0T MRI 시스템으로 이동하기 시 작하였고 1998년엔 처음으로 임상용 제품이 생산 되어 병원에 설치되었다. (그림 3)은 최신 개발된 임상용 1.5T와 3.0T MRI 시스템들을 보여주고
있다[10,11,13]. 기존에 사용화된 1.5T MRI에 비해
3.0T MRI는 촬영시간이 짧고, 고해상도의 뛰어 난 영상을 제공한다는 장점을 가지고 있다. 또한 원통형인 마그넷 보어의 크기가 기존 장비보다 좀 더 넓어져 환자들에게 편안함을 제공함으로써 비만, 폐쇄공포증 등으로 인한 검사 거부감을 최 소화하였다. 3.0T MRI에서 SNR의 증가는 뇌, 심 장, 간, 근육 등의 영상들을 포함한 모든 신체 영 역에 걸쳐 가능한 것으로 입증되었다 [7-9]. (그림 4)는 임상용 1.5T와 3.0T MRI를 사용하여 다발
(그림 4) 임상용 1.5T와 3.0T MRI 시스템으로부터 촬영한 영상(Ref. #7 Bachmann et al., Eur
Radiol, 16;915-921, 2006):
다발성경화증(multiple sclerosis, MS) 환자(위) 그리고 정상인(normal control, NC)(아래)
(그림 5) 임상 연구용 휴먼 7.0T MRI 시스템과 스캔영상: Philips(www.healthcare.philips.com)의 초고자장 7.0T(왼쪽) 그리고 1.5T와 7.0T에서 각각 촬영한 T1/T2강조 MR영상들(오른쪽). 1.5T에 비해 7.0T MR영상에서 높은 공간분해능과 대조도를
보임
성경화증(multiple sclerosis, MS) 환자로부터 뇌 의 병변을 촬영한 결과를 보여주고 있다. 1.5T에 비해 3.0T MRI에서 병변이 더 선명하게 잘 보였 으며, 정상인의 뇌에서도 1.5T에서 감지되지 않 았던 의심되는 병변이 3.0T에서는 감지되었다.
최근에 초고자장(ultra-high field) MRI 시스템인 7.0T가 (그림 5)와같이 진단영상의료기기 마켓시 장에서 상품화되었으며, 현재 세계유수 MR연구 센터나 연구소들에서 임상연구를 위해 이 장비들 을 설치하여 운영하고 있다[11].
최근에 전 세계적으로 증가추세를 보이고 있는 임상용 3.0T MRI 시스템은 (그림 3)에서 보이는 것처럼, 1.5T MRI의 플랫폼(platforms)과 같은 작 은 사이즈의 마그넷 개발을 통해 설계되었다. 하 지만 마그넷 자장의 균질성(homogeneity)이 1.5T MRI 보다 일반적으로 낮아서 일부 임상적 응용 을 위한 연구에 있어서 극복해야만 하는 문제점 들이 남아있다. 예를 들면, 고자장을 이용하여 두
뇌에서 고해상도의 MR영상을 얻을 수 있지만, 심장이나 복부 등과 같은 다른 신체의 영역에서 는 더 큰 도전을 받게 된다[14-16]. 특히, 지방억제 (fat suppression)와 상대적으로 균일한 세차주파 수(precessional frequency)에 의존하는 펄스시퀀 스(pulse sequence)들은 일반적으로 높은 자장강 도에서 잘 작동되지 않는다[15]. 자장의 균질성을 최적화하기 위한 새로운 방법들이 3.0T MRI의 성능을 회복하는데 필요하고, 그러한 개발이 현 재 진행되고 있다. 자장의 균질성은 MR 영상의 질을 평가하는 중요한 지표이다. 특히, 1.5T MRI 와 동등한 영상의 질(image quality)을 얻으며 환 자에게 RF에너지의 흡수율(specific absorption rate, SAR)을 줄이기 위해서는 MRI 펄스시퀀스 의 추가적인 변경이 필요하다. 이러한 기술적 도 전들은 항상 임상적 필요성이 있는 경우 해결될 것이다.
3. 고주파코일의 기술개발 동향
고주파(radiofrequency, RF)코일의 기술개발은 MRI 스캐너의 디자인 및 임상 연구에 큰 영향을
(그림 6) 위상배열다중채널수신코일(phased array multi-channel receiving coil)의 종류(www.medical.neusoft.com)
주었다. 일반적으로, RF코일은 고주파 펄스를 송 신하고 MR신호를 수신하는 데에 사용되며, 새장 형(birdcage), 솔레노이드형(solenoid), 말안장형 (saddle), 표면형(surface), 위상배열형(phased array) 코일 등이 MRI에서는 가장 흔히 사용된다. 여기 서 새장형, 솔레노이드형, 그리고 말안장형 RF코 일들은 용적 내에서 균등한 RF장(B1 field)을 만 들도록 고안되었으며, 코일 내의 균등한 RF영역 에 있는 모든 시료는 거의 같은 RF주파수로 공명 을 하게 된다. 주로 두부와 사지 영상을 얻기 위 해 사용된다. 표면코일은 영상화 대상물의 표면 가까이에 위치시키는 단순하고 납작하게 생긴 RF코일로, 코일 가까이 있는 지역의 SNR을 증가 시키고 해상도를 높인다. 하지만 위치와 촬영영 역이 제한된다는 단점을 가지고 있다. 위상배열 코일은 신속하게 MRI의 SNR 문제를 해결하기 위한 하나의 방법으로, 동시에 독립적인 몇 개의 (둘 또는 그 이상) 서로 다른 표면코일에서 MR 신호를 얻어서 각각의 독립적인 신호들이 가산
평균화되어 SNR이 향상된 단 하나의 MR영상을 만든다. 이 SNR의 향상은 위상배열에 있는 코일 의 수의 제곱근배로 커지며 네 개의 코일 array를 사용한다면 MRI의 SNR은 신호획득 시간에 손실 없이 2배 커지는 것이다.
1990년에 위상배열코일이 처음 소개되었을 때, MRI 제조업체(예를 들면, GE, Siemens, Philips) 들은 향상된 감도(sensitivity)와 다중수신코일 (multiple receiver coil) 디자인에서 오는 넓은 영 상영역(field of view)을 활용하기 위하여 다중수 신채널시스템(multiple receiver channel system)을 곧바로 도입하였다[17]. (그림 6)은 여러 종류의 위 상배열 다중수신채널코일들을 보여준다[18]. 여기 서 다중수신코일은 RF수신기와 짝지어진 코일로 여러 개의 MR 신호들을 동시에 잡아낸다. 또한, 공간적 인코딩(spatial encoding)이 가능한 다중코 일의 장점을 이용하기 위하여 MR 펄스시퀀스의 개발도 이어졌다[19-21]. 주요한 SNR의 향상은 다 중채널헤드코일(multi-channel head coils)을 사용
(그림 7) 3.0T MRI 시스템에서 사용하고 있는 32채널 RF헤드코일(Ref. #23, Pan et al., Brain Research Review, 67;226-251, 2006): 상품화된 32채널 헤드코일(왼쪽), 각 채널의
MR영상(중간), 1채널, 8채널, 그리고 32채널을 이용하여 획득한 SNR 신호맵(오른쪽)
하여 그 가능성을 확인할 수 있었다. 최근에 상품 화된 MRI 시스템들은 최소 8채널을 사용하고 있 으며 적어도 16채널에 대한 역량(capability)을 갖 추고 있다. 특히, (그림 7)과 같이 3.0T MRI 시스 템에서 최적의 RF채널의 숫자를 32채널로 결정 하려는 연구들이 현재 진행 중에 있다[22,23].
최근 3.0T MRI의 스캐너 디자인은 이미 수신 채널들의 모듈화(modular)와 확장 가능한 갯수를 도입하여 현재와 같은 추세를 이어왔다. 그러나, 점점 작아진 수신코일의 갯수들이 배열 구조 (array structures)로 통합되어 있기 때문에, 수신 된 신호의 균일성(uniformity)은 점점 약해졌다.
기능적 fMRI와 같은 뉴로이미징 연구에서는 의 심할 여지없이 뇌피질(brain cortex)에서 높은 SNR의 혜택을 갖게 되지만, 두뇌 속 깊은 곳에서 줄어든 감도는 임상연구를 위해서는 바람직하지 않다. 따라서 앞으로 10년 동안 RF코일기술의 추 가적인 개발이 불가피하며 구체적인 임상연구는 그 기술개발에 따라 증가할 것이다.
4. 병렬전송기술의 기술개발 동향
다중채널코일 시스템(예를 들면, 8, 16, 또는
32채널 RF코일)의 영향은 이미 임상적 사용에서 분명하다. 이러한 다중채널수신코일은 관심영상 영역에 걸쳐 균일한 여기펄스(excitation pulse)를 제공하기 위해서 전신 RF전송코일(whole-body RF transmit coil)과 함께 사용해야 한다. 따라서 바디코일(body coil)의 성능도 고려해야만 하는 대상 중 하나이다. 바디전송코일의 불균일성 (inhomogeneity)은 감도와 이미지 대조도(image contrast)에 변화를 가져올 수 있다. 완벽하게 만 들어진 균일한 RF코일이라도, 인체의 전도적 성 질(conductiong nature)은 조직 내에 유전체효과 (dielectric effects)를 만들어내 RF펄스의 여기를 불균일하게 만든다. 이 유전체효과는 1.5T에서 작은 효과를 나타내지만, 3.0T나 그 이상의 고자 장(예를 들면, 연구용 7.0T MRI)에서는 매우 중 요하게 된다. 이 효과를 완화하기 위해서 RF코일 설계와 병렬전송코일시스템(parallel transmitter coil systems)을 포함한 여러 가지 기술들이 개발 되어 왔다[24-26]. 병렬전송은 다중채널수신기와 유 사한 코일배열시스템(coil array systems)을 사용 하여 수행되지만 동시에 영상신호를 여기하고 수 신하기 위해서는 그 코일들을 같이 사용한다. 흥 미롭게도, 이 기술은 초고장 강도의 영상의 질을
(그림 8) Philips(www.healthcare.philips.com)가 3.0T MRI 시스템에 적용한 MultiTransmit기술:
다중RF채널들의 병렬전송방식을 이용하여 MultiTransmit(왼쪽)을 갖는 3.0T MR영상에서 유전체음영(dielectric shading)이 제거됨(오른쪽)
개선하기 위한 필요성에서 생겨났지만, 잠재적으 로 3.0T MRI 시스템에도 도움이 될 것으로 사료 된다. 최근에 Philips사가 3.0T MRI 시스템에서 개발한 다중전송(MultiTransmit)기술은 유전체효 과와 같은 고자장 이미징의 근원적인 문제들을 해결하기 위하여 개발되었다[11]. Achieva 3.0T TX에 고유한, 다중전송방식은 (그림 8)과 같이 최적의 이미지 균일성과 빠른 스캔방법을 통해 유전체음영(dielectric shading)을 줄여준다. 따라서 유방(breast)이나 바디이미징(body imaging)과 같은 응용 분야로 확대하여 3.0T MRI의 성장을 주도 하고 있다.
5. PET-MRI 시스템의 기술개발 동향
PET은 MRI와 같이 느리지만 꾸준히 발전해 왔다. 방사성의약품을 인체에 주입하게 되면 포 도당, 산소, 도파민 등과 결합해 자연붕괴 되면서 양전자를 방출하게 되는데 이때 양전자는 전자와 충돌하면서 전하가 상쇄되고 감마선이 방출된다.
PET 스캐너는 이렇게 방출된 감마선을 검출하고
컴퓨터로 영상처리 함으로써 이미지를 얻는 것이 다. PET의 임상적 응용은 체내 대사나 생화학적 변화를 추적할 수 있는 방사성의약품의 개발과 함께 발전하고 있으며, 현재 환자에게 가장 많이 이용되고 있는 것은 fluorodeoxyglucose(FDG)라 는 포도당 추적자이다. 특히, FDG-PET은 암을 검진하거나, 병기결정, 치료 효과나 재발여부를 평가하는데 이용된다. 그 이유는 암이 정상세포 보다 빨리 자라고 이를 위해 당대사가 정상세포 보다 증가되어 있기 때문이다.
1998년 Townsend와 Nutt에 의해 PET-CT (computed tomography)의 융합개념이 처음으로 소개되었다[27-29]. 2000년대 초반에 상품화되었다.
PET-CT는 (그림 9)와 같이 PET 영상과 CT 영상 들이 합쳐진 새로운 영상기술로, PET은 외부에 서 방사성의약품을 체내에 주입하여 체내에서 일 어나는 생화학적, 기능적 변화를 영상으로 평가 하는 역할을, 반면에 CT는 주로 몸 밖에서 방사 선을 조사하여 인체의 각 조직을 투과하면서 생 기는 방사선의 변화를 감지하여 영상화하는 역할 을 담당한다. 여기서 CT 영상은 진단목적으로 행
(그림 9) Siemens(www.medical.siemens.com)가 개발한 최신형 PET-CT 시스템(왼쪽)과 정합영상(오른쪽): CT 스캐너의 해부적인 정보와 PET의 생화학적 대사정보를 결합하여 주로
암의 진단 및 치료모니터링에 사용
하여지는 것이 아니라 매우 낮은 에너지를 이용 한 CT 영상으로 PET의 감쇠현상(attenuation correction)을 바로잡고 해부학적 위치를 확인할 수 있는 정도의 수준이다. 따라서 PET-CT는 PET 의 발전된 형태로서 CT 기술을 보조적인 수단으 로 이용하는 PET 영상장비이다. 현재 임상에서 PET-CT는 주로 암을 진단하고 치료효과를 모니 터링하는 데 도움을 주고 있다. 또한 알츠하이머 와 같은 뇌질환의 뉴로이미징 뿐 아니라 심장의 관류(perfusion) 연구를 수행하는 데에도 사용하 고 있다.
PET과 MRI를 결합하려는 아이디어는 PET-CT 가 도입되기 이전인, 1990년대 중반쯤 소동물 이 미징 연구를 위한 디자인에서부터 시작되었다[30]. 2006년에는 프로토타입 PET-MRI가 사람의 뇌영 상 스캔을 위해 처음으로 개발되었다. 이때쯤 임 상에서 고자장 3.0T MRI의 사용이 늘어나면서 두뇌뿐만 아니라 그 외의 신체영역에서 MRI의 임상적 활용이 크게 증가하고 PET-CT의 제한점 들이 인식되기 시작하면서 다시 PET-MRI의 개
발이 활발해지기 시작하였다[31]. CT에 비해 MRI 는 조직의 대조도와 연부조직을 구별하는 탁월한 기능을 제공하기 때문에 PET과 결합하게 되면 훨씬 더 넓은 영역에서 임상의 활용성을 향상시 킬 수 있다. 그러나 이 프로토타입의 디자인은 두 스캐너가 공간적으로 분리되어 있어 동시에 영상 을 얻을 수 없기 때문에 PET-CT에 비교해서 PET-MRI가 가지는 장점을 100% 살릴 수 없고, 전체 촬영시간이 배가 된다는 단점을 가지고 있 다. 최근 2011년에 Siemens사는 (그림 10)과 같이 PET과 MRI를 한 갠트리(single gantry) 속에 결 합하는 방식으로 PET-MRI 제품을 개발하여 상 품화하였다[10]. 이제품은 몸 전체에 걸쳐 MRI과 PET 데이터를 동시에 수집할 수 있어 이미징 기 능에 엄청난 도약을 가져왔으며 질병의 진단과 이해를 위한 연구의 새로운 영역을 열었다. 향후 미래에 그 활용가치가 기대된다.
그러나, PET-MRI의 장점에도 불구하고 PET- CT에 비해 PET-MRI의 개발이 늦어진 주요 원인 은 PET과 MRI의 상호간에 간섭이 개발에 민감
(그림 10) Siemens(www.medical.siemens.com)가 최신형 PET-3.0T MRI 시스템(왼쪽)과
전신융합영상(오른쪽)
한 문제로 존재하였기 때문이다[32,33]. 예를 들면, PET 검출기가 MRI 마그넷 보어 내에 위치할 경 우 자장분포의 균일성을 깨뜨리게 되어 MR영상 의 질을 떨어뜨리고, MRI의 RF 신호는 PET 신 호에 노이즈로 작용하여 비정상적인 PET 신호를 만들어내고 있었기 때문이다. 게다가, 기존의 CT 와는 완전히 다르게 MRI 정보만을 이용하여 PET 신호의 감쇠보정을 해야만 한다는 문제점을 갖고 있었다[34,35]. 감쇠 및 산란보정은 PET 영상 을 정확하게 얻기 위한 필수적인 보정기법이다.
기존의 PET-CT 시스템에서는 CT 영상을 단순히 선형변환(linear transformation)하여 PET의 감쇠 및 산란보정에 사용하는 것이 가능하였다. 그러 나 신호획득 원리가 완전히 다른 MR영상 그 자 체를 이용하여 PET의 감쇠지도로 변환하는 것은 불가능하다. 따라서 통합적인 PET-MRI 장비의 개발은 PET 검출기기술, MRI시스템의 통합, 그 리고 소프트웨어의 새로운 접근방식 등, 각 분야 에서 상당한 발전을 요구한다. 앞으로 PET- MRI 의 융합기술개발은 향후 10년 이내에 임상 및 의 학연구에 가장 큰 영향을 미칠 것으로 사료된다.
6. 결 론
MRI는 비침습적이고 비용효율이 높고 비전리 방사선을 이용하는 이미징 절차이기 때문에, PET 과 같이 방사선 동위원소의 주입 없이 인체 내부 의 해부학적, 기능적, 대사적 정보를 제공할 수 있는 임상도구로 다른 진단장비에 비해 커다란 장점을 갖고 있다. 특히, 최근에 개발된 임상용 3.0T MRI 시스템은 모든 신체영역에 걸쳐 고화 질의 영상을 제공할 수 있어서 그 동안 1.5T MRI 가 지배해왔던 마켓시장을 앞으로 주도해 나아갈 것으로 전망이 된다. 게다가 3.0T MRI 시스템에 접목된 RF코일기술과 병렬전송기술은 유전체음 영을 획기적으로 완화시키고 MR 영상의 질을 크 게 향상시켰다. 하지만 그 유전체효과는 자장의 강도에 의존하기 때문에, 현재 임상 연구용으로 설치되어 운영하고 있는 7.0T MRI 시스템에서 매우 중요하게 된다. 이 문제를 해결하기 위해서 는 7.0T 전용의 새로운 RF코일설계 및 병렬전송 기술의 개발이 필요할 뿐만 아니라 MR 펄스시퀀 스도 동반되어 함께 개발되어야만 한다. 현재에 PET 시스템은 주로 해부학적 세부 정보를 제공 할 수 있는 CT와 통합되어 있다. 그러나 최근에 MRI 스캐너 안에 PET 검출기를 배치하는 유용 성이 입증되어 의료산업계에서는 PET-3.0T MRI 시스템의 기술개발에 큰 관심을 보이고 있다. 그 이유는 MRI를 PET에 결합하게 되면 PET-CT에 비해 더욱 좋은 조직의 대조도로 훨씬 더 넓은 영 역에서 가능한 이미지 형식들을 제공함으로써 임 상 PET의 응용성을 향상시킬 수 있기 때문이다.
특히, PET-MRI 시스템은 비침습적인 방법으로 암의 조기진단 및 치료효과의 모니터링에 있어서 종양학자에게 큰 도움을 줄 것으로 사료된다. 하 지만 여전히 PET과 MRI 데이터를 동시에 획득 하는 과정에서 많은 문제들이 존재하고 있기 때
문에 혁신적인 PET-MRI 융합기술의 개발이 절 대적으로 필요하다.
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저 자 약 력
백 현 만
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이메일 : hmbaek@kbsi.re.kr
∙ 1996년 우석대학교 물리학과(학사)
∙ 1998년 포항공과대학교 물리학과(석사)
∙ 2003년 가톨릭의과대학 의과학협동과정(박사)
∙ 2004년~2008년 University of California~Irvine/ Postdoctoral
∙ 2009년~2012년 University of Texas Southwestern Medical Center/ Senior Research Scientist
∙ 2012년~현재 한국기초과학지원연구원 자기공명연구부 선임연구원
∙ 2012년~현재 과학기술연합대학원대학교 생물분석과학 부교수
∙ 관심분야 : 자기공명영상(MRI), 자기공명분광(MRS), 암 의 진단 및 치료모니터링, 종양대사의 메커니즘 규명
