목 적：확산강조영상의 ADC value는 종양의 악성도가 높을수록 낮은 값을 나타내어 종양의 위치 결정과 감별진 단에 매우 유용하게 이용되고 있다. 그러나 아직까지 근골격 확산강조영상 검사 시 최적의 NEX에 대한 연구가 없어 임상에서는 검사시간이 길어짐에도 불구하고 NEX 6을 주어 검사를 시행하고 있는 실정이 다. 이에 본 연구에서는 NEX의 변화에 따른 ADC value를 비교분석하여 근골격 확산강조검사 시 최적의 NEX를 제시하고자 하였다. 대상 및 방법：연구방법은, 근골격 확산강조검사 시 최적의 NEX를 제시하기 위해 10명을 대상으로 슬관절의 확산강조영상을 획득하여 NEX의 변화에 따른 ADC value를 비교분석하였다. 영상획득은 3.0T 초전도 자기공명영상 장치(Ingenia CX, Philips medical system, Netherlands)와 dS T/R 16채널 Knee 코 일을 사용하여 single-shot EPI 기법을 기반으로 한 확산강조영상을 획득 하였으며, 회득한 영상은 뼈 와 근육으로 나누어 ADC 영상을 생성한 후 ADC value를 측정하여 일원배치분산분석과 사후분석을 통 해 유의한 차이가 있는지 판단하였다. 결 과：연구대상자의 인구사회학적 특성은 남성이 6명, 여성이 9명 이었고 평균연령은 56.42±13.19세(38세 -75세) 였다. 최적의 NEX를 제시하기 위해 NEX의 변화에 따른 ADC value를 측정한 결과 뼈의 경우 1NEX 0.212±0.020, 2NEX 0.151±0.015, 3NEX 0.125±0.017, 4NEX 0.110±0.010, 5NEX 0.102±0.014로 나타났고, 근육의 경우 1NEX 1.494±0.070, 2NEX 1.387±0.052, 3NEX 1.371 ±0.045, 4NEX 1,359±0.055, 5NEX 1.369±0.042로 나타났다. 일원배치분산분석결과 뼈의 경우 F 77.347, 유의확률 0.000, 근육의 경우 F 10.640, 유의확률 0.000으로 나타나 NEX의 변화로 인한 ADC value가 적어도 다른 하나의 값이 존재함을 알 수 있다. 적어도 다른 하나의 값이 무엇인지 알아보 기 위해 사후분석을 시행해본 결과 뼈의 경우 집단 간 차이가 4개로 나타났는데 집단 1의 경우 5NEX와 4NEX, 집단2의 경우 3NEX, 집단3의 경우 2NEX, 집단 4는 1NEX로 나타나 4NEX 부터는 ADC value 에 차이가 없음을 알 수 있으며, 근육의 경우 집단 간 차이가 2개로 나타났는데 집단 1의 경우 5NEX, 4NEX, 3NEX, 2NEX, 집단 2는 1NEX로 나타나 2NEX 부터는 ADC value에 차이가 없음을 알 수 있다. 결 론：근골격 검사 시 환자가 통증을 동반하거나 폐소 공포 또는 소음에 민감한 경우 검사시간이 길어지게 되면 움직임 등 영상의 질에 영향을 줄 수 있다. 특히 NEX는 값이 증가함에 따라 검사시간도 비례하여 증가하 는데 근골격 확산강조영상의 경우 임상에서는 아무런 근거없이 NEX를 6이상 주고 있다. 이에 저자들은 이와 같은 문제점을 인지하여 근골격 확산강조영상 검사 시 최적의 NEX를 제시하고자 하였다. 연구 결 과 뼈의 경우 4NEX, 근육의 경우 2NEX부터는 ADC value에 차이가 없었다. 결론적으로 환자가 통증을 동반하거나 여러 원인에 의해 움직일 가능성이 증가할 경우 본 연구의 결과를 적절히 활용하여 검사를 시행한다면 유용하리라 판단된다.

목 적：MR검사실에서 사용되는 많은 부자재들은 EMI/EMC 대응 전자파 차폐(shield) 기술이 적용되어야 한다. 하지만 설치된 일부 장치의 기술력 또는 노후로 인한 전자파 발생으로 자기공명영상에 영향을 미쳐 인공 물이 발생할 수 있다. 이에 본 연구에서는 새로운 차폐방법을 적용하여 자기공명영상에 간섭을 피할 수 있는 방안이 될 수 있는지 알아보고자 하였다. 대상 및 방법：연구방법은 전자파 차폐 기술이 적용되지 않은 환자 모니터링용 CCTV가 설치된 검사실에서 새로 운 차폐기술을 적용하여 고주파를 차폐할 수 있는지 알아보기 위해, 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우 와 기존의 CCTV의 전원을 차단하지 않은 경우 그리고 차단하지 않은 상태에서 새로운 차폐 방법을 적용 한 경우로 나누어 새로운 차폐방법이 CCTV에서 나오는 고주파를 차단할 수 있는지 noise map을 획득하여 비교평가 하였다. 새로운 차폐기술은 mesh를 이용하여 감싸는 방법을 적용하였고, 영상획득 장비는 3.0T 초전도 자기공명영상장치(Achieva, Philips Medical System, Netherlands)을 사용하였다. 획득 한 영상은 영상 평가프로그램(Image J, ver. 1.47v, NIH, USA)을 이용하여 noise map 중심부에 직선 을 설정한 후 profile 신호강도를 측정하였고 측정된 신호강도는 Gray Value가 1,500이상인 경우 noise 값으로 규정하여 일원배치분산분석(Anova, SPSS Ver.22)과 사후분석을 통해 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우와 차이가 있는지 알아보았다. 결 과：연구결과, noise 값은 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우 1698.56±182.87, 기존의 CCTV의 전원을 차단하지 않은 경우 2056.94±415.42, 그리고 차단하지 않은 상태에서 새로운 차폐 방법을 적용한 경우 1724.36±227.26로 나타났다. 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우와 차이가 있는지 알아보기 위해 일 원배치분산분석을 시행한 결과, 집단 간 제곱합 3590253.144, 집단 내 제곱합 6.047E7, F값 45.773, 유의확률 0.000으로 나타나 noise 값 중 유의한 차이가 있는 값이 하나 이상 존재함을 알 수 있다. 유의 한 차이가 있는 값을 알아보기 위해 Duncan의 사후분석을 시행한 결과 유의수준 0.05에 대한 부집단이 2개로 나타났는데 집단 1은 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우와 차단하지 않은 상태에서 새로운 차폐 방법을 적용한 경우, 집단 2은 기존의 CCTV의 전원을 차단하지 않은 경우로 나타나 새로운 차폐 방법을 적용한 경우가 기준인 CCTV의 전원을 차단한 경우가 동일한 것을 알 수 있다. 결 론：MRI를 설치하기 위해서는 전자파의 차폐가 매우 중요하다. 이는 외부 전자파가 내부로 들어올 경우 영상 에 잡음이 발생하기 때문이다. 이러한 이유로 인해 MRI 설치 시 구리 또는 아연판으로 완벽하게 차폐하 고 배선 및 케이블 선정에도 신중을 기한다. 그러나 MRI실 내에 부가적인 장치를 설치할 경우 그 장치가 EMI/EMC 대응 전자파 차폐 기술이 적용돼 있지 않았거나 노후화로 인하여 전자파가 노출될 경우 영상 에 인공물이 발생한다. 이에 본 연구에서는 이를 개선하기 위해 mesh를 이용한 새로운 차폐방법을 적용 하여 장치에서 발생하는 전자파를 차폐하고자 하였다. 연구결과 mesh를 이용해 새로운 차폐기술을 적용 할 경우 장치에서 발생하는 고주파를 완벽히 차단함을 알 수 있었다. 결론적으로 MRI실 내에 부가적인 장치를 설치할 경우 전자파 차폐 기술이 적용된 장치가 아니라면 mesh를 이용한 새로운 차폐방법을 적 용하여 장치로 인한 영상에 인공물이 발생하는 문제를 해결할 수 있다.

목 적：정확한 신호강도의 측정을 위해서는 fixed scale factor 중 DOTS을 적용하여 영상을 획득하여야한다. 그러나 획득한 영상을 외부 영상측정 프로그램으로 측정하기 위해서는 DICOM 포맷으로 영상을 추출해 야 하는데 이 경우 일부 정보가 소실된다. 이에 본 연구에서는 외부 영상측정 프로그램을 이용한 신호강 도 측정 시 DOTS이 적용된 영상 측정의 문제점에 대해 알아보고자 하였다. 대상 및 방법：연구방법은, fixed scale factor를 None과 DOTS으로 설정하여 영상을 획득한 다음 획득한 영상 을 장비와 외부 영상측정 프로그램(image J)을 이용하여 측정한 후 측정된 신호강도에 차이가 있는지 비교평가 하였다. 영상획득은 3.0T 초전도 자기공명영상 장치와 16채널 Knee 코일을 사용하여 Knee phantom의 T1, T2 강조영상을 획득하였으며, 통계적 검정은 장비와 외부 영상측정 프로그램으로 각각 측정한 None과 DOTS 영상의 신호강도를 대응표본 t검정을 이용하여 유의한 차이가 있는지 판단하였다. 결 과：연구결과, 장비로 측정한 신호강도는 fixed scale factor를 None으로 설정한 경우 T1 강조영상 1360.45±49.96, T2 강조영상 1213.06±27.69로 나타났으며, DOTS으로 설정한 경우 T1 강조영상 16409.02±427.27, T2 강조영상 2606.75±57.82로 나타났다. 외부 영상측정 프로그램으로 측정한 신 호강도는 fixed scale factor를 None으로 설정한 경우 T1 강조영상 1028.13±46.10, T2 강조영상 238.06±7.93으로 나타났으며, DOTS으로 설정한 경우 T1 강조영상 1028.04±46.35, T2 강조영상은 238.01±7.80으로 나타났다. 장비와 외부 영상측정 프로그램으로 각각 측정한 None과 DOTS 영상의 신호강도에 차이가 있는지 대응표본 t검정을 이용하여 검정한 결과, 장비로 측정한 경우 T1(p=0.000), T2 강조영상(p=0.000) 모두 유의한 차이가 존재하였으며, 외부 영상측정 프로그램으로 측정한 경우 T1(p=0.530), T2 강조영상(p=0.232) 모두 유의한 차이가 존재하지 않았다. 이는 외부 영상측정 프로그 램을 이용하기 위하여 DICOM 포맷으로 영상을 추출할 경우 설정한 fixed scale factor의 DOTS 정보가 소실되는 것을 의미하는 것으로 정확한 신호강도의 측정을 할 수 없음을 의미한다. 결 론：fixed scale factor 중 DOTS을 적용하여 영상을 획득한다는 것은, 동일한 장비와 프로토콜로 같은 환자 의 신체부위를 검사하더라도 영상의 신호강도가 다르게 나타나는 문제점을 reconstruction 통해 영상강 도를 표준화하여 보정한다는 것이다. 그러나 장비로 측정하는 것은 문제없지만 외부 영상측정 프로그램 을 이용하기 위하여 DICOM 포맷으로 영상을 추출할 경우 fixed scale factor의 DOTS 정보가 소실되어 정확한 신호강도의 측정이 불가능함을 본 연구를 통해 알 수 있었다. 따라서 정확한 신호강도의 측정을 위해 DOTS을 적용할 경우는 장비 자체에 내장된 프로그램을 이용하여 측정을 하여야 신호강도의 정량적 차이를 정확히 반영 할 수 있다.

목 적：자기공명검사 검사 시 병변을 포함한 영상의 신호강도를 최대로 하기 위해서는 영상화하고자 하는 목적 부위를 코일 중심에 위치시켜야 한다. 그러나 목적 부위의 크기나 형태 등 여러 원인에 의해 코일 중심과 거리가 멀어질 수 있는데, 이러한 경우 신호강도가 저하되어 병변 위치의 확인이 불분명하게 된다. 이에 본 연구에서는 영상화하려는 목적 부위와 코일 중심 간 거리 변화에 따른 신호강도를 측정하여 코일 중심 과 신호강도가 동일한 기준 거리를 제시함으로써 여러 원인에 의해 코일 중심과 목적 부위 간 거리가 멀어질 경우 신호강도가 저하되는 문제점을 개선하고자 하였다. 대상 및 방법：연구방법은, 원통형 팬텀을 코일 중심을 기준으로 상, 하 방향으로 1cm씩 이동해 가며 10cm까지 영상을 획득한 후 코일 중심과 신호강도가 동일한 기준 거리를 제시하기 위해 신호강도를 측정하여 비교 평가 하였다. 영상은 3.0T 자기공명영상장치와 6채널 SENSE Cardiac 코일을 사용하여 T1, T2 강조영 상을 획득하였으며, 획득한 영상은 영상 중심에 150mm2의 관심영역을 설정하여 신호강도를 측정하였 고, 측정된 신호강도는 일원배치분산분석과 사후분석을 이용하여 유의한 차이가 있는지 판단하였다. 결 과：연구결과 T1, T2 강조영상 모두 상, 하 방향으로 코일 중심에서 팬텀이 멀어질수록 신호강도가 감소하였 다. 코일 중심과 팬텀과의 거리변화에 따른 신호강도에 차이가 있는지 알아보기 위해 일원배치분산분석 을 시행한 결과 T1, T2 강조영상 모두 유의확률이 0.000으로 나타나 거리변화에 따른 신호강도의 차이 가 있음을 알 수 있었다. 차이가 있는 값을 알아보기 위해 사후분석을 시행한 결과 T1 강조영상은 유의수 준 0.05에 대한 집단 간 차이가 14개로 나타났으나 기준인 코일 중심의 신호강도와 유의한 차이가 없는 신호강도는 상방향 1cm부터 4cm까지였고, T2강조영상은 집단 간 차이가 11개로 나타났으나 유의한 차 이가 없는 신호강도는 상방향 1cm부터 5cm까지와 하방향 1cm부터 2cm 까지였다. 결 론：목적 부위를 코일 중심에 위치시키지 못할 경우 신호강도는 거리에 따라 저하된다. 이에 저자들은 코일 중심과 신호강도가 동일한 기준 거리를 제시하여 여러 원인에 의해 목적부위가 코일 중심에서 멀어질 경우 신호강도가 저하되는 문제점을 개선하고자 하였다. 연구결과 T1 강조영상은 코일 중심에서 상방향 4cm이내, T2 강조영상은 상방향 5cm와 하방향 2cm이내가 코일 중심과 신호강도가 동일하였다. 따라서 여러 원인에 의해 코일 중심에 목적 부위를 위치시키지 못할 경우 본 연구가 제시한 기준 거리 이내로 목적 부위를 위치시킨다면 코일 중심과 거리가 멀어져 신호강도가 저하되는 문제점을 개선할 수 있다.

목 적：Parallel 영상기법은 영상획득시간을 단축시키기 위해 개발된 기법으로 신호강도가 저하되는 문제점이 있다. 이러한 문제점을 해결하기 위해 코일의 channel 수를 증가시키는데, 저자들은 코일의 channel 증가가 영상의 신호강도에 어떠한 영향을 미치는지 정량적으로 알아보고자 하였다. 대상 및 방법：연구방법은, 8과 16 channel의 knee 코일에 동일한 phantom(31.5mmol/L of NiCl2-6H2O, gainesville, florida USA)을 장착한 후 reduction factor(0, 1, 2)에 따른 T1, T2, 강조영상을 획득하 여 신호강도를 비교평가 하였다. 영상획득은 3.0T 자기공명영상 장치(Archiva, Philips, Germany)와 8 channel과 16 channel knee 코일을 사용하여 축상면 영상을 획득 하였으며, 획득한 영상은 신호강도 를 측정한 후 대응표본 T검정(SPSS ver.18, SPSS Inc., Chicago IL, USA)을 이용하여 유의한 차이가 있는지 판단하였다. 결 과：연구결과, 8 channel 보다 16 channel 코일을 사용하였을 때 T1 강조영상은 평균 43.67%(reduction factor 0: 43.89%, 1: 44.11%, 2: 42.99%), T2 강조영상은 평균 43.43%(reduction factor 0: 42.77%, 1: 43.50%, 2: 44.04%) 신호강도가 증가하였다. 대응표본 T 검정 결과 T1, T2 강조영상 모두 유의확률이 0.05 이하로 나타나 코일의 channel 증가에 따라 신호강도가 유의하게 증가함을 알 수 있었다. 결 론：결론적으로 코일의 channel 증가는 parallel 영상기법의 reduction factor에 관계없이 영상의 신호강도 를 증가시키므로 가능하다면 channel 수가 많은 코일을 사용하는 것이 MRI에서 가장 중요한 신호강도 를 높일 수 있는 방안이라 사료된다.

Purpose：Recently, studies have been conducted to improve the signal intensities by increasing the filling factor, which is the volume ratio of the subject in the coil using a compensating material that does not appear as a magnetic resonance signal. Previous studies note that the magnetic susceptibility difference between the air and the compensation material should be minimized. Therefore, in this study, we tried to investigate and compare the materials that can reduce the susceptibility differences most effectively among various materials similar to human tissue density. Materials and Methods：The customized phantom was constructed using 7 different compound(borax powder, saline solution, sulfur powder, silicon power, graphite powder, wheat flour and silicon pad). A Bland-Altman plot was used to measure the magnetic susceptibility difference between the air and the phantom compound. Image acquisition was performed using a 3.0 T magnetic resonance imaging system (Skyra, Siemens, Germany) and a 15-channel head coil. Validation of a quantitative susceptibility mapping acquisitionw were carried out on T2 and T2* apping using Matlab (Ver.7.10, Mathworks, USA) and Image J (Ver.1.47v, NIH, USA) program. Results：The mean values of graphite (upper: -88.4, center: -100.5, lower: -101.6) and silicone (upper: -74.0, center: -37.1, lower: -96.6) were appeared negative which meant the susceptibility differences were higher than air. In contrast, wheat flour(Upper: 9.0, center: 0.3, lower: 11.3), silicon pad (upper: 13.9, center: -0.7, lower: 13.5), saline (upper: 11.9 , center: 1.0, lower: 16.3), borax (upper: 19.1, center: 1.2, lower: 13.6)and sulfur (upper: 19.0, center: 1.1, lower: 13.9)showed positive value which meant lower susceptibility difference compared to air. As a compensating material to overcome difference in susceptibility uniform performance and less deviation were observed in the compounds other than the graphite and silicon regardless of their position. Conclusion：The magnetic susceptibility is the intrinsic physical quantity of the elements in the periodic table such as mass and spin. In other words, when an element is exposed to an external magnetic field, it is a measure of how much the element is magnetized. Therefore, in selection of the magnetic susceptibility compensating material, it is important to select one the with the small magnetic susceptibility difference compared to air. In this study, the differences of susceptibility among wheat flour, silicon pad, physiological saline, borax and sulfur were observed to be appropriate. Increasing the filling factor with magnetic susceptibility compensating materials proposed in this study can improve the signal intensities.