http://mri.korea.ac.kr/bbs/mri/mri_abstract.htm
핵자기 공명현상(NMR, Nuclear Magnetic Resonance)은 자기장내에서 원자핵이 가진 자기 쌍극자 모멘트(Magnetic Dipole Moment)와 각운동량(Angular Moment) 때문에 생기는 공명현상이다. 이를 영상에 이용한 것이 NMRI(Nuclear Magnetic Resonance Imaging)이며 보통 MRI라고 부른다. MRI는 다른 진단용 영상장치에 비해 비침습적(Non-invasive)이라는 장점이외에도 영상의 Contrast를 결정하는 많은 변수들(Proton Density, T1, T2, Flow등)을 영상의 형태로 볼 수 있다는 장점을 가지고 있다. 이러한 변수들을 잘 조절함으로써 인체의 생화학적, 형태적, 기능적인 영상을 얻을 수 있다. 또한 방사선 물질을 사용하는 방법에 비해 더 안전하다는 장점을 가지고 있다.
NMR은 1937년 독일인 과학자 Rabi가 Nuclear Resonance Signal이 존재함을 보임으로써 시작되었다. 그 후 1946년 Edward Purcell이 처음으로 실제적인 Nuclear Resonance Signal을 얻었고 그와 독자적으로 연구를 진행하던 Bloch이 보통의 물에서 신호를 얻는데 성공하였다. Bloch은 Nuclear Resonance Signal을 수학적으로 분석하여 이른바 Bloch Equation이라는 수식을 만들고 NMR현상과 연관된 감쇠 상수인 T1, T2를 정의하였다. 이 식은 오늘날 NMR을 이해하는 중요한 수단이 되고 있다. 1949년 Erwin Hahn은 Second Nuclear Resonance Signal, Spin Echo를 발견했고 이는 NMR이라는 자연현상을 영상으로 만들 수 있는 기반을 마련해주었다.
1973년도에 뉴욕 주립 대학교의 Lauterber에 의해 Gradient Field와 Back Projection을 이용한 실용적인 NMR영상을 처음으로 얻게 되었고 이후 Phase Encoding과 Fourier Transform을 이용한 오늘날의 MRI가 탄생하였다. 그 후 1980년대 초부터 주로 영국의 연구팀을 중심으로 임상적으로 사용 가능한 정도의 인체 MRI를 얻기 시작하였으며 1980년대 중반부터는 Philips, Siemems, GE등의 대기업을 중심으로 상업화가 되어 이후 급속히 다양한 MRI기술이 개발되었다. 국내에서는 1980년부터 KAIST 조장희 교수팀을 중심으로 MRI연구를 시작하였으며 1985년에는 금성통신과 함께 세계적으로도 이른 시기에 상용 시스템 개발에 성공하였다.
MRI는 Hardware와 Software 그리고 고자장의 기술개발로 급속한 발전을 이루어 왔으며 최근 그 영상기법면에서도 T1, T2는 물론 혈류의 속도, 자화율, 확산(Diffusion), Perfusion의 영상기법을 비롯해 혈관조영술(MR Angiography), 뇌기능영상(Functional Imaging)등 과거에는 상상도 할 수 없었던 다양한 영상기법이 개발되었다.
II. MRI의 원리
자기공명현상을 보이는 원자들로는 1H, 23Na, 31P, 13C등이 있는데 이 중 자기공명영상에서 주로 영상화하는 것은 인체에 많이 있고 신호가 큰 수소원자이므로 이 글에서는 수소원자를 영상화하는 것을 전제로 설명을 하겠다. 생체조직의 60%∼80%는 물과 거대분자로 되어 있는데 이들은 모두 그 구성물질의 일부로서 수소 원자를 가지고 있다. 이러한 수소원자는 자기쌍극자 모멘트(Magnetic Dipole Moment)를 가지게 된다. 이 자기쌍극자 모멘트는 외부자계가 없을 때 인체 내에서 각기 여러 방향으로 분포되어 전체적인 자기모멘트가 0인 상태에 있다. 외부 자기장(Static Magnetic Field)하에서 수소원자는 자기장의 방향에 따라 +1/2(같은 방향)과 1/2(반대방향)을 가지는 스핀만이 존재한다(그림.1). 단, 특별한 설명이 없는 한 여기서는 외부정자장은 상향으로 가져졌다고 가정하자. 이렇게 양자화된 스핀들은 하나의 스핀성분으로 나타낼 수 있다, 즉 각 스핀들의 벡터합을 구하면 전체적인 하나의 벡터 성분을 얻을 수 있는데 이것을 순자화(Net Magnetization)이라고 한다. 이 과정을 그림.2에서 보였다.
그림.1 주자장하에서의 스핀성분 (a) 상향스핀 (b) 하향스핀
2. 세차운동 (Precession)
Magnetization은 외부자장을 축으로 일정한 주파수를 가지고 세차운동(Precession)을 하는데 이 때 이 주파수를 Larmor Frequency(ω0)라고 하며 식으로 나타내면 과 같다. 이때 γ를 자기회전비(Gyromagnetic Ratio)라고 하고 B0는 외부자장을 말한다. 1.0 Tesla의 자장에서 수소원자핵의 Larmor Frequency는 42.58MHz이다.
그림.2 순자화(Net Magnetization)의 형성 (a) 단순화하여 보인 자기 모멘트. (실제 주자장과 평행한 스핀과 반대 방향인 스핀들의 차이는 106개 중 정자장의 세기에 따라 약 10개 정도로 미세한 차이이다.) (b) 상쇄된 자기 모멘트 (c) 거시적인 자기 모멘트(순자화)
스핀들은 외부에서 자장이 가해지면 상향과 하향의 두 가지 상태로 존재한다. 이 두 가지 에너지 상태사이에는 일정한 에너지 차이가 있는데 외부에서 이 에너지 차이에 해당하는 에너지를 Larmor Frequency의 전자기파 형태로 가해주면 하향상태의 스핀들이 에너지를 받아 상향상태로 전이하게 된다. 이 일련의 에너지 전이는 Magnetization의 방향을 바꾸게 되고 이러한 상태를 여기 되었다고 한다.
그림.3 스핀 및 Magnetization의 여기(Excitation) (a) 열 평형상태의 자화 (b) 90° pulse를 가한 후 점차 주자장과 같은 방향의 스핀들이 에너지를 흡수하여 반대 방향으로 바뀌어 횡자화를 형성 (c) 최종적으로 같은 위상을 갖는 횡자화 형성
그림.3에서 보듯 90°RF Pulse를 가하면 점점 상향으로 모여있던 스핀들이 하향방향으로 이동하게 되고 이들의 벡터 합으로 횡자화가 생기게 된다. 반대로 RF Pulse를 차단하면 흡수했던 에너지를 방출하며 다시 종자화로 복귀한다. RF 펄스에 의해 Magnetization의 회전한 각도를 Flip Angle이라고 한다. 이 역할을 RF Pulse가 해주게 되며 Flip Angle은 RF Pulse의 인가시간과 세기에 의해 결정된다. RF Pulse를 제거하면 시간이 흐름에 따라 여기 상태에서 평형상태로 돌아가며 전자파를 방출하게 되는데 이 전자파도 외부자기장에 비례하는 Larmor Frequency를 가진다. MRI는 이 신호를 검출하여 영상화한 것이다.
외부에서 에너지를 가하며 에너지를 흡수하여 자화가 변했다가 흡수했던 에너지를 방출하면서 다시 평행상태로 되돌아가는 과정을 이완이라고 한다. 이러한 이완과정은 횡이완과 종이완 두 가지 종류가 있는데 이 두 과정은 서로 독립적으로 그러나 동시에 일어나게 된다. 공명된 스핀이 평형상태의 63%에 해당하는 종자화를 회복하는 시간을 T1(Spin-lattice Relaxation)이라고 하며 90°Pulse를 가하여 횡자화가 형성된 후 RF Pulse를 차단할 때 그 횡자화가 원래의 자화에 37%까지 감소하는 시간을 T2(Spin-spin Relaxation)이라고 한다. 이러한 T1과 T2는 물질에 따라 다른 고유의 값이므로 이들의 차이로 인하여 여러 조직간의 대조도를 얻을 수 있다. 보통 MRI영상의 대조도를 좌우하는 것은 Proton의 밀도와 조직의 이완 특성이다.
그림. 4 횡이완과 종이완
5. 자유유도감쇠(FID, Free Induction Decay)
90°Pulse를 받은 Magnetization은 Transverse Plane(보통 x-y plane)에 있게 되는데 RF Pulse를 차단하면 외부자계에 해당하는 Larmor주파수로 회전하면서 T1 Relaxation에 의해 점차 Z축으로 이동한다. 또한 90°Pulse직후 동위상이던 Magnetization은 서로 다른 에너지 상태의 스핀들간의 영향에 의한 T2 Relaxation에 의해 Transverse 평면상의 횡자화를 점차 잃어간다. 이때 외부에 수신코일을 놓으면 스핀의 회전에 의해 변화하는 자장이 코일에 전류를 유도하게 되고 세차주파수와 같은 주파수를 가지는 전기신호를 검출할 수 있다. 이렇게 검출된 전기적 신호를 자유유도감쇠(FID, Free Induction Decay)신호라고 한다. 자유유도감쇠신호는 T2 Relaxation에 추가로 외부 자기장의 불균일성(T2*)과 또한 영상을 얻기 위해 가하는 경사자계의 영향(T2**)으로 인해 더욱 빨리 감쇄하게 된다.
그림. 5 자유감쇠신호(FID)의 발생과정
6. 경사자장과 공간정보
자유유도감쇄신호에 공간에 대한 정보를 주기 위해 경사자계(Magnetic Gradient Field)를 Gradient Coil을 사용하여 가한다. 즉 공간적인 위치(x, y, z 좌표)에 따라 MR 신호의 주파수를 다르게 하는 방식으로 공간정보를 획득한다. 경사자계는 균일한 주자장에 임의의 방향으로 거리에 비례하여 선형적으로 변하는 자장을 더해주어 MR 신호의 주파수도 비례하여 증가 또는 감소하게 만드는 자장을 말한다. 따라서 경사자계의 기울기만 알고 FID의 주파수를 안다면 거리에 비례하는 성질을 이용하여 검출신호의 위치정보를 알 수 있는 것이다. 경사자계를 이용하여 스핀의 공간정보를 얻기 위한 Slice Selection, Phase Encoding, Readout Encoding을 할 수 있다. 한 평면내의 Spin을 선택적으로 여기시키기 위해서는 Slice Selection Gradient를 가하면서 좁은 주파수 영역을 갖는 RF Pulse를 가한다. 이 RF Pulse는 전해진 주파수영역을 선택적으로 여기시키기 위해 보통 Sinc펄스 모양을 가지고 있다. 선택된 평면내에서 2차원적인 공간정보는 Readout와Phase Encoding Gradient를 사용하여 얻게 된다. 먼저 Phase Encoding Gradient를 가하지 않은 상태에서 Readout Gradient를 가하면 그 Gradient방향대로 선형적으로 Larmor Frequency가 달라지게 된다. 이 Gradient를 가한 상태에서 FID를 받아 복조된 시그널을 Fourier Transform하여 절대값을 취하면 그 결과는 FID시그널의 Frequency Spectrum이 되어 결국 Readout Gradient방향의 스핀의 분포가 된다. 2차원 영상을 얻기 위해서는 이에 추가로 Phase Encoding gradient를 다른 크기로 변화시켜며 2차원 데이터를 받아 2차원 Fourier Transform을 수행한다.
그림.6 Gradient Field와 영상절편선택
7. k-space
k-space란 원래 전자파를 수식으로 설명할 때 주파수 영역을 표시하는 상수인 "κ"로부터 유래되었다. MRI에서의 의미는 공간좌표에 해당하는 3차원 공간(x, y, z)을 Fourier변환(FT, Fourier Transform)한 주파수 공간(kx, ky, kz)을 의미한다.
MRI에서는 공간적 위치정보를 세 방향의 경사자계를 이용해서 얻게 되는데 이 경우 경사자계에 비례하는 주파수로 공간의 Magnetization이 회전하며 그 위상이 변하게 되는데 가해준 경사자계에 따라 k-space를 움직이며 주파수 영역에서의 값을 얻게 된다. 보통 이렇게 얻은 2차원 혹은 3차원 데이터를 Inverse Fourier Transform하여 영상을 얻게 된다. k-space는 tx, ty시간동안 Gx, Gy를 변화함에 따라 Scanning하게 되며 ,의 관계식을 사용하여 경사자계 후의 k-space에서의 위치를 알 수 있다.
그림 7. 사각형 모양의 Phantom과 그 k-space데이터 (a) k-space데이터 (b) Phantom의 모양
Magnetization은 Excitation Pulse를 받은 직후는 동위상을 가지고 있다. 그 후 시간이 경과함에 따라 위상을 잃고 흩어지게 되는데 이러한 흩어진 스핀들이 다시 동위상이 되게 만드는 방법을 Refocusing이라고 하며 이 신호를 Echo라고 한다. 그 방법에 따라 Spin-echo Sequence와 Gradient-echo Sequence로 크게 나눌 수 있다.
Spin-echo Sequence는 90°Pulse로 여기한 후 다시 180°Pulse를 이용하여 Refocusing하는 방법을 사용하며 180°Pulse를 받은 후 90°와 180°Pulse사이의 간격에 해당하는 시간 후에 다시 Echo를 형성하게 된다. 이 Spin-echo에 의한 영상기법은 180°Pulse에 의해 주자장의 비균일성이 보상되기 때문에 비교적 균일하지 않은 자장에서도 양질의 영상을 얻을 수 있는 장점을 가지고 있다. 반면에 180°Pulse의 사용은 Echo Time(90°Pulse와 Spin-echo사이의 시간)을 짧게 하는데 제한을 준다.
Gradient Echo Sequence는 스핀의 Refocusing을 위한 180°Pulse대신에 경사자장을 반대방향으로 바꾼 후 FID신호를 얻는 방법으로 Excitation RF Pulse로 보통 90°보다 작은 Flip Angle을 이용한다. 이 Gradient Echo Sequence는 작은 Flip Angle을 사용하기 때문에 TR을 짧게 할 수 있어 짧은 Scan Time으로 영상을 얻을 수 있으며 TR동안에 영상 단면내로 들어온 혈액의 신호가 크게 나타나기 때문에 혈관조영술에 사용되기도 한다. 하지만 비균일한 자장에 의한 신호감쇄를 보정할 수 없기 때문에 Susceptibility등의 영향으로 인해 자장이 균일하지 않는 부분에서는 신호의 감소를 초래한다.
그림. 8 Spin-echo의 Sequence 모양과 그에 따른 Magnetization의 분포
III. MRI의 응용
MR영상은 Spin Density의 분포를 보는 것이며 이 영상들은 추가로 NMR현상과 연관된 T1, T2 이완시간의 영향을 받게 된다. 병의 종류에 따라 보통 T1, T2값이 영향을 받게 되는 경우가 있으며 이를 잘 구별하기 위해 T1 또는 T2, Spin Density값에 따른 공간적 변화를 선택적으로 잘 볼 수 있게 시퀀스를 조절하여 사용한다. 그림. 9에 각각의 영상의 예를 보였다.
|
|
|
|
2. 고속영상방법(Fast Imaging 또는 Ultra-Fast Imaging)
Conventional Sequence인 Spin-echo와 Gradient Echo Sequence는 긴 영상 획득시간으로 인하여 Motion Artifact를 가질 수 있다. 또한 짧은 영상 시간을 필요로 하는 Dynamic Imaging에는 사용할 수 없다. 이러한 Conventional Sequence의 문제점을 해결하기 위해 나온 것이 고속영상방법이다.
고속영상방법에는 Gradient Echo에서 TR을 줄이는 방법(FLASH, Fast Low Angle SHot)과 한 TR동안 여러 줄의 k-space Line을 채우는 방법(EPI, Echo Planar Imaging), 그리고 RF Trains을 이용하는 방법(Fast Spin Echo)으로 크게 나눌 수 있다.
- FLASH : TR이 T2*보다 짧은 Gradient Sequence로 다음 RF Pulse를 가하기 전에 Spoiler Gradient를 사용하여 남아있는 횡자화 성분을 제거하여 사용한다.
- EPI : 한 TR 동안 한번의 90°, 180°Pulse를 각각 가하여 Echo를 형성하고, 이 Echo를 Phase Encoding과 반전하는 Readout Gradient를 통하여 다시 재자화하는 방법으로 k-space를 여러 줄 채우는 방법이다.
- Fast Spin Echo : Spin Echo Sequence를 고속영상방법으로 변환시킨 방법으로 일반적인 Spin Echo의 경우 90°Pulse에 대해 한번의 180°Pulse를 사용하는데 반해 여러 번의 180°Pulse를 가하여 Echo를 Refocusing함으로써 여러 줄의 k-space를 채운다.
자기공명 혈관조영술은 MR을 이용하여 혈관영상을 얻는 방법으로써 비침습적이며, 혈관자체만의 묘사뿐만 아니라 기능적인 정보까지 제공한다는 장점을 가지고 있다. 혈류현상에 의한 신호강도를 측정하기 위한 방법으로는 Flow에 의한 신호증가(Amplitude Modulation Effect)를 이용하는 방법과 위상이동(Phase Modulation Effect)을 이용한 방법이 있다. 보통 전자를 Time-Of-Flight 방법이라 하며 후자를 Phase Contrast 방법이라고 부른다.
- Time-Of-Flight : Saturation Pulse에 의해 절편이 포화 되었을 때, RF Pulse를 경험하지 않은 비포화 상태의 새로운 혈액스핀이 영상 단면 안으로 들어오면 RF Pulse를 처음 받게 되어 큰 Signal을 내며 Stationary Tissue에서는 작은 Signal을 낸다. 이를 이용한 방법이 Time-Of-Flight방법이다.
- PC(Phase-contrast) : 일정한 경사자계내에서 정지된 스핀과 움직이는 스핀간에는
위상차가 생기며 서로 다른 경사자계를 가하여 두 위상영상을 얻은 후 위상차를 화소별로 계산하면, 정지된 부분의 위상은 상쇄되고 움직이는 부분의 위상만 남는다. 이 위상차는 속도에 비례하므로 각각의 혈류 속도와 방향을 알 수 있는 반면 두 번의 영상을 얻어야 하므로 영상획득시간이 길어지는 단점이 있다.
그림. 10 TOF방법으로 얻은 MR Angiogrphy영상
4. 자기공명분광(MRS, MR Spectroscopy)
자기공명 분광법은 화학 및 생화학분야에서 현재까지 매우 유용한 분석 방법으로 평가 받고 있는 방법으로 검사 대상이 자기장에 놓였을 때 가해진 RF Pulse에 대한 자기공명신호의 주파수 변화를 관측하고 분석하여 대상 물질의 성분, 상태 등을 정량적으로 분석하는 방법이다. 시간의 함수로 나타나는 FID를 Fourier Transform하여 주파수 함수로 변형시켜 놓은 것을 Spectrum이라고 하고 Peak가 나타난 주파수의 위치를 분광주파수라 한다.
자기공명 분광법에서는 Proton, 즉 수소 핵자 외에 다른 원자핵들도 사용될 수 있으며 연구목적에 따라 핵종을 결정할 수 있다. 자기공명분광법의 임상응용 방향은 조직의 대사상태 파악, 질병의 진단과 예후 판정, 대사상태와 대사물질의 정량적 측정 등이 있다. 그러나 보통 SNR과 여러 성분의 분석을 용이하게 하기위해 고자장과 높은 자장의 균일도가 필요하며 측정시간이 많이 걸리는 단점이 있다.
그림. 11 MR Spectroscopy로 얻은 Phosphorus Spectra의 예
5. 확산강조영상(Diffusion Imaging), 관류영상(Perfusion Imaging)
- 확산강조영상(Diffusion Imaging) : 생체 내에서도 확산운동이 있으며 조직마다 그 정도가 다르게 되는데 이러한 확산에 의한 미세한 신호변화를 극대화 시킴으로써 조직간의 확산차이를 영상화한 기법이다. 조직의 T1, T2이완시간에 의해 신호강도가 결정되는 일반적인 MR 기법과 달리 확산영상에서는 확산정도가 신호강도에 영향을 준다. 이러한 확산정도는 Diffusion Coefficient로 표시되며 생체 각 조직은 고유한 물리적 환경에 의하여 서로 다른 확산계수를 가진다. 90°Pulse를 가한 후 180°Pulse에 의해 재자화하는 동안 양자의 움직임이 생기면 양자들 사이에 비가역적인 위상차가 생겨 Refocusing되는 양자의 수가 줄게 되고 따라서 신호감쇄가 일어난다. 신호획득까지의 가하는 경사자계의 크기를 조정함으로써 그 영향을 다르게 하여 확산의 영향을 볼 수 있는 영상을 얻는다.
- 관류영상(Perfusion Imaging) : Perfusion이란 모세혈관 내에서 혈류의 순환현상을 말한다. 역시 RF/Gradient Pulse 시퀀스를 조정하여 기능적 정보를 얻을 수 있다.
이러한 영상을 얻으려면 강한 경사자장을 짧은 시간에 줄 수 있는 장치가 필수적이나 많이 보급이 안된 상태이다. 또한 확산이외의 다른 모든 움직임을 억제시키는 것이 필요하기 때문에 환자의 협조이외에도 빠른 영상방법, Cardiac Gating등을 사용하여 가능한 빠른 시간에 불필요한 움직임을 최소화하며 영상을 얻어야 한다.
IV. 최근 연구현황
1. 뇌기능영상법(fMRI, Functional Imaging)
뇌는 부위별로 고유한 기능을 가지고 있으며 특정한 기능을 수행하기 위해서는 특정부위의 뇌활동이 증가하여 그 부위의 국소적 뇌 혈류 및 대사가 증가하는 것으로 알려졌다. 최근 이러한 생리적 변화를 이용하여 뇌에 국소적 신경활성을 유도한 후 그 기능의 위치를 영상으로 표현하고자 하는 연구들이 진행되어 왔으며 기술적인 발달과 더불어 현재는 Functional MR Imaging이라는 새로운 연구분야가 개척되고 있다. fMRI는 PET(Position Emission Tomography)에 비해 공간 및 시간 분해능이 우수할 뿐 아니라 동위원소 주입이 불필요하여 반복해서 시행할 수 있다는 장점을 가지고 있다. 기법에서도 여러 가지가 있으나 BOLD(Blood Oxygen Level-Dependent)기법이 가장 널리 사용되는 기법이다. 뇌의 활성에 따른 국소적 혈류 증가는 곧 활성화된 뇌조직으로 공급되는 산소량의 증가를 의미하며 이때 늘어난 산소공급량은 모세혈관과 정맥내의 옥시헤모글로빈 양을 증가 시켜 상대적으로 디옥시헤모글로빈의 농도를 감소시키게 된다. 디옥시헤모글로빈은 주위의 T2및 T2*이완시간을 단축시키는 상자성 물질이므로 이 물질의 감소는 T2*강조영상에서 신호의 증가를 일으키게 된다. 이렇게 T2*효과를 민감하게 관찰하는 것이 fMRI기법이다. fMRI은 초기에는 일차적인 시각피질과 운동피질의 영상으로 시작하여 최근에는 언어기능을 포함한 인식기능을 영상화하기에 이르렀다. 아직까지 임상적용은 초보단계에 있지만 국소적인 뇌수술을 고려할 때 도움을 줄 수 있을 것으로 보이며 수술로 인한 손상을 예측하는 데에 이용될 수 있을 것이다.
그림. 12 Functional Imaging으로 얻은 영상
1. 고자장 영상방법
현재 일반적으로 1.0T까지를 중저자장으로 인식하고 있으며 1.5T부터 3.0T이상을 고자장으로 취급하는 경향이 있다. 저자장의 MR기기나 영상방법에 많은 향상이 있었지만 그럼에도 불구하고 고자장 MR영상은 다음과 같은 장점을 가지고 있다.
- 짧은 영상시간과 높은 SNR
- Fat Suppression(Chemical Shift Selective Pulse)의 구현이 쉽다
- T1의 증가
- MR Spectroscopy 성능향상
- fMRI(Susceptibility에 의한 영향이 증가, 좋은 Contrast)
V. MRI의 전망
MRI는 병변의 Detection, Localization, Tissue characterization에 매우 유용한 검사 방법이다. 하지만 Tissue Characterization분야에는 아직 할 일이 많다. 앞으로 이 분야에서는 Non-proton Imaging, 즉 Phosphorus나 Sodium같은 물질을 이용한 영상방법이 이용될 수도 있을 것이며, In Vivo Spectroscopy와 결합하여 특정 장기나 Lesion의 대사상태에 관한 정보를 제공해 줄 수도 있을 것이다. 한 예로 Phosphorus의 농도는 심근이나 암종의 산화도를 반영한다.
MRI의 장비는 비약적인 발전이 있어 온 것이 사실이지만 앞으로도 많은 기술의 향상이 필요하다. 여기에는 Hardware와 Software를 다 포함하며 사용 가능한 자장의 강도에 대한 최적화, 효율적인 Surface Coil의 제작, 새로운 Type의 Pulse Sequence의 개발, Data의 더욱 풍부한 사용을 돕는 Software의 개발 등이 있다. 또한 Contrast Agent에 관한 연구, 조직의 Heating에 대한 작용에 관한 연구, 높은 자장강도와 빠른 영상방법에 관한 연구 등이 필요하다.
최근 연구가 진행중인 뇌의 기능적인 특성을 영상화한 fMRI나 Hyperpolarized Noble Gas를 이용하여 폐의 Ventilation을 영상화한 Gas MRI등의 기법과 같은 새로운 방식의 영상법의 개발은 고자장의 개발과 더불어 MRI의 활용범위를 더욱 넓게 해 줄 것이다.
참고문헌
[1] F. Bloch. Phys. Rev. Vol. 70 , pp. 460, 1946.
[2] P. C. Lauterber. Nature Vol. 242, pp.190, 1973.
[3] R. Damadian. Science Vol. 171, pp.1151, 1971.
[4] W. Moore, G. Holland, and L. kreel. Vol. CT 4, pp. 1, 1980.
[5] G. Holland, R. Hawkes, and W. Moore. J. Comput. Assist. Tomogr. Vol. 4, pp. 429, 1980.
[6] D. Shaw. "Fourier Transform NMR Spectroscopy". New York : Elsevier Scientific, 1971.
[7] Z. H. Cho, H. S. Kim, H. B. Song, and J. Cumming. IEEE Proc. Vol. 70, pp. 1152, 1982.
[8] Z. H. Cho, C. H. Oh, C. W. Mun, and Y. S. Kim, Magn. Reson. Med. Vol. 3, pp.857, 1986.
[9] Z. H. Cho, J. P. Jones, and Manbir Singh, "Foundations of Medical Imaging", Willy, pp. 256-267 (1993).
[10] F. Mansfield, B. L. W. Chapman, J. Magn. Reson. Vol. 66, pp.573, 1986.
[11] J. W. Belliveau, B. R. Rosen, H. L. Kantor, et al. Magn. Reson. Med. Pp. 538-546, 1990.
[12] K. K. Kwong, J. W. Belliveau, D. A. Chesler, et al. Proc. Natl. Acad. Sci. (USA) Vol. 89, pp. 5675-5679 ,1992.
[13] 오창현. "MRI의 원리와 응용". Journal of the Korean Magnetic Society, Vol. 6, pp. 272, 1996.
[14] 오창현. "자기공명영상 시스템 하드웨어". J. KSMRM, Vol. 1, pp. 32-35, 1997.
[15] 자기공명 기술학, 고문사 (1996).