KR20090113494A - 의료용 영상 장치 - Google Patents

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Abstract

의료용 영상 장치는 피검사체의 해부학적 정보를 제공하는 자기공명영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치, 상기 피검사체의 기능적 정보를 제공하는 적어도 하나 이상의 컴프턴 카메라 및 상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치 내부로 이송시켜 상기 피검사체의 기능적 정보를 획득하고, 상기 기능적 정보를 획득한 후 상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치의 외부로 이송하는 이송 레일을 포함한다. 본 발명에 따르면, 피검사체의 해부학적 영상과 기능적 영상을 통합하여 제공하므로, 질병의 유무뿐만 아니라, 병소의 정확한 위치를 알려준다.

Description

의료용 영상 장치{A DEVICE FOR A MEDICAL IMAGING}
본 발명은 영상 장치에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 의료용 영상 장치에 관한 것이다.
암 종양이나 기타 정밀한 병변을 촬영하기 위한 의료용 영상 장치는 크게 해부학적 영상 장치와 기능적 영상 장치로 나눌 수 있다. 여기서, 해부학적 영상 장치는 인체의 해부학적 영상을 보여주는 장치로, 컴퓨터단층촬영(Computed Tomography, CT) 장치와 자기공명영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치가 그 예이고, 기능적 영상 장치는 인체의 기능 또는 대사에 관련된 영상을 보여주는 장치로, 양전자방출단층촬영(Positron Emission Tomography, PET) 장치와 단일광자방출단층촬영(Single Photon Emission Computed Tomography, SPECT) 장치가 그 예이다.
여기서, PET 장치와 SPECT 장치는 방사성 동위원소를 이용한 영상 장치로써, 각종 의료기관의 핵의학과에서 광범위하게 사용되고 있다. 먼저 SPECT 장치를 살펴보면, Tc99m에서 방출되는 141keV 감마선을 이용하는데, 에너지 레벨이 낮기 때문에 영상 감도가 낮다. 영상 감도를 높이기 위해서는 영상 해상도를 낮추어야 하는데, 영상 해상도를 낮추면 크기가 작은 초기암은 쉽게 발견할 수 없는 문제가 있다.
다음으로 PET 장치의 원리를 살펴보면, 먼저 질병의 진단을 위하여 포도당 성분의 약제에 방사성 동위원소를 결합시켜 환자의 체내에 주입한다. 암 세포의 특성상 세포의 증식이 매우 활발하여 영양소를 많이 필요로 하므로, 많은 양의 포도당을 소비한다. 방사성 동위원소로 표지된 포도당도 암세포 주변에 모여 방사성 붕괴를 한다. 이때 사용되는 방사성 동위원소는 양전자 붕괴를 하는 동위원소로, 안정된 상태로 돌아가기 위하여 양전자를 방출한다. 이 양전자는 반응성이 매우 높아 방출된 지점 근처에서 음전자와 결합하면서 180°방향으로 두 개의 511keV의 감마선을 방출한다. 이 감마선은 중성의 방사선으로, 투과성이 강해 환자의 몸을 투과하여 외부로 나간다. 이렇게 환자의 몸 밖으로 방출되는 방사선을 방사선 검출기를 통하여 검출하고, 이를 적절한 과정을 거쳐 영상으로 재구성하게 된다.
PET 장치 또는 SPECT 장치를 통하여 인체의 기능적인 면을 살펴볼 수 있다. 그러나, 이와 같은 장치의 영상 해상도는 높은 편이 아니므로 인체의 복잡한 해부학적인 구조를 표현하기에는 부족함이 있다. 따라서, 기능적 영상 장치를 통해서는 질병의 유무와 대략적인 위치를 판단하는데 사용하고, 정확한 병소의 위치는 CT 장치나 MRI 장치를 이용하여 결정하는 것이 바람직하다.
따라서, 해부학적 영상 장치와 기능적 영상 장치를 결합하려는 시도가 있다. 먼저, PET 장치와 CT 장치가 결합된 PET-CT 장치가 개발되어 암의 조기 진단에 기여하고 있다. 그러나, CT 장치의 경우 단층 영상을 획득하기 위하여 X선을 이용하 기 때문에 피검사체가 상당한 양의 방사선에 노출될 우려가 있고, 골격 구조에 대한 해상도는 높으나 연조직에 대한 해상도는 떨어지는 문제가 있다.
따라서, PET 장치와 MRI 장치가 결합된 PET-MRI 장치에 대한 연구가 진행되고 있다. MRI 장치는 영상을 획득하기 위하여 자기장을 이용하므로 방사선에 노출될 우려가 없고, 다량의 수소핵을 포함하는 연조직에 대한 해상도가 높으므로, PET-CT 장치에 비하여 개선된 효과를 가질 수 있다.
그러나, PET 장치는 방사선을 검출하기 위하여 섬광 검출기를 사용하고, 섬광 검출기에서 발생한 신호를 처리하기 위하여 광전증배관을 필요로 한다. 그런데, 광전증배관은 자기장에 의하여 크게 영향을 받으므로, 자기장을 이용하여 영상을 획득하는 MRI 장치와 PET 장치의 결합이 쉽지 않다. 또한 3차원 영상을 위해서는 링 타입으로 검출기를 배치하여야 하며, 스캐닝의 과정이 필요하므로 구조적으로 MRI와 PET은 하나의 구조로 일체화하기 어렵다.
따라서, 종래의 MRI-PET 장치는 MRI 장치, PET 장치, 상기 MRI 장치 및 상기 PET 장치 사이의 자기장 차폐 장벽 및 이송 레일을 포함한다. 피검사체는 먼저 MRI 촬영 후 PET 촬영을 위하여 자기장 차폐 장벽을 통과하여 이송된다. 이 과정에서 이송 레일의 진동이 있거나 피검사체가 움직이는 경우, 해부학적 영상과 기능적 영상의 융합에 오차가 발생할 가능성이 커진다.
본 발명이 해결하고자 하는 기술적 과제는 해부학적 영상과 기능적 영상을 통합하여 제공할 수 있는 의료용 영상 장치를 제공하는 것이다.
본 발명의 일 양태에 따른 의료용 영상 장치는 피검사체의 해부학적 정보를 제공하는 자기공명영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치, 상기 피검사체의 기능적 정보를 제공하는 적어도 하나 이상의 컴프턴 카메라 및 상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치 내부로 이송시켜 상기 피검사체의 기능적 정보를 획득하고, 상기 기능적 정보를 획득한 후 상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치의 외부로 이송하는 이송 레일을 포함한다.
본 발명의 다른 양태에 따른 의료용 영상 촬영 방법은 MRI 장치로부터 피검사체의 해부학적 정보를 획득하는 단계, 컴프턴 카메라로부터 상기 피검사체의 기능적 정보를 획득하는 단계 및 상기 해부학적 정보 및 상기 기능적 정보를 처리하여 영상화하는 단계를 포함한다.
인체의 해부학적 영상과 기능적 영상을 통합하여 얻을 수 있으므로, 질병의 유무와 병소의 위치를 정확하게 파악할 수 있는 의료용 영상 장치를 제공할 수 있다. 또한, 양전자 붕괴 동위원소뿐만 아니라 감마 붕괴 동위원소를 활용하여 영상화가 가능하므로 특정 질병의 진단에 적합한 동위원소를 선택적으로 활용할 수 있 다. 또한, 종래 기술에 비하여 소형이고, 비용이 저렴한 의료용 영상 장치를 제공할 수 있다.
이하, 본 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 용이하게 실시할 수 있도록 본 발명의 바람직한 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 이하에 설명할 본 발명의 바람직한 실시예에서는 내용의 명료성을 위하여 특정한 기술 용어를 사용한다. 하지만 본 발명은 그 선택된 특정 용어에 한정되지는 않으며, 각각의 특정 용어가 유사한 목적을 달성하기 위하여 유사한 방식으로 동작하는 모든 기술 동의어를 포함함을 미리 밝혀둔다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 시스템을 나타내는 도면이다.
도 1을 참조하면, 상기 의료용 영상 장치(100)는 MRI 장치(110), 컴프턴 카메라(120), 이송 레일(130), 데이터 처리부(140) 및 출력부(150)를 포함한다.
MRI 장치(110)는 피검사체의 해부학적 정보를 제공할 수 있다. 여기서, 피검사체는 사람과 동물을 모두 포함하고, 해부학적 정보는 해부학적 구조에 대한 정보를 의미한다. 예컨대, MRI 장치에 의하여 뇌의 구조를 상세하게 알 수 있다. MRI 장치(110)는 원통의 실린더 형태이고, 피검사체는 촬영을 위하여 상기 MRI 장치 내부에 위치한다.
MRI 장치는 핵자기 공명(Nuclear Magnetic Resonance)을 이용하여 피검사체의 해부학적 구조에 대한 영상을 얻는다. 먼저, 강력한 자기장 환경 속에 피검사체 를 위치시키고 고주파를 방사한다. 이때 피검사체 내에 있는 수소 원자들은 자기장의 영향으로 고주파를 흡수하는데, 고주파가 끊어지면 수소 원자들은 공명 현상에 의하여 자신이 흡수했던 진동수의 고주파를 방사한다. 이렇게 원자들이 방사하는 고주파를 이용하여 피검사체의 내부 구조에 대한 해부학적 영상을 얻을 수 있다.
컴프턴 카메라(120)는 피검사체의 기능적 정보를 제공할 수 있다. 여기서, 기능적 정보는 조직의 기능과 생화학적인 대사에 관련한 정보를 의미한다. 예컨대, 컴프턴 카메라에 의하여 뇌의 혈류 유입이나 활성화에 따른 변화를 감지할 수 있다. 도 1을 참조하면, 컴프턴 카메라(120)는 이송 레일(130) 상에 위치하여 MRI 장치 내부 및 외부로 이송될 수 있다. 그러나, 이는 예시에 불과하고, 컴프턴 카메라의 위치는 이에 한정되지 아니한다. 여기서, 컴프턴 카메라(120)는 MRI 장치(110) 내부에 들어갈 수 있을 정도로 소형이다. 또한, 도 1에서 2 대의 컴프턴 카메라(120)가 있다. 그러나, 단수 또는 복수 개의 컴프턴 카메라를 동시에 사용할 수 있다. 컴프턴 카메라의 상세한 구조는 후술한다.
이송 레일(130)은 컴프턴 카메라(120)를 MRI 장치(110) 내부 및 외부로 이송한다. 컴프턴 카메라(120)는 이송 레일을 통하여 MRI 장치(110) 내부로 이송되어 피검사체에 대한 기능적 정보를 획득한다. 피검사체에 대한 기능적 정보를 획득한 후, 상기 컴프턴 카메라(120)는 이송 레일을 통하여 MRI 장치의 외부로 나올 수 있다.
데이터 처리부(140)는 상기 MRI 장치(110) 및 상기 컴프턴 카메라(120)와 전기적으로 연결되어 있다. 데이터 처리부(140)는 MRI 장치(110)로부터 얻은 피검사 체의 해부학적 정보와 컴프턴 카메라(120)로부터 얻은 피검사체의 기능적 정보를 이용하여 각각 영상화하고, 두 개의 영상을 하나의 영상으로 합칠 수 있다. 데이터 처리부는 각 데이터를 당해 기술 분야에서 알려진 방식에 따라 처리하여 직접 영상화에 필요한 데이터로 가공할 수 있고, 경우에 따라서는 외부의 다른 연산 장치로 전달해주는 기능만 할 수도 있다. 나아가서 외부에 컴퓨터와 같은 데이터 처리 수단이 구비된 경우 데이터 처리부를 생략할 수도 있다.
출력부(150)는 상기 데이터 처리부(140)에 의하여 처리된 영상을 출력한다. 예컨대, 출력부는 모니터일 수 있다.
도 2는 컴프턴 카메라의 원리를 나타내는 개념도이다.
컴프턴 카메라는 컴프턴 산란이라는 물리적 현상을 기하학적으로 해석하여 방사선원의 위치에 대한 정보를 획득하는 전기적 접속 원리에 기반하여 방사선원의 위치 및 형상을 영상화할 수 있는 장치로, 광자의 에너지를 구별해내고, 고유 에너지마다 해당 추적자의 영상을 얻을 수 있는 멀티 트레이서 기능을 보유하고 있다. 즉, 영상 해상도와 투여 방사선량 간의 대립적인 상관관계가 존재하지 않아 적은 방사선량으로도 우수한 해상도를 얻을 수 있으며, 컴프턴 산란의 동역학 조건을 가하면 배경 계수를 완벽한 수준으로 제거할 수 있으므로 영상 감도 역시 우수한 수준으로 얻을 수 있다.
도 2를 참고하면, 컴프턴 카메라는 산란부와 흡수부를 포함한다. 여기서, 상기 산란부와 흡수부는 각각 감마선 검출기를 포함할 수 있다. 산란부는 방사성 동위원소가 붕괴되는 지점에서 발생한 광자가 상기 산란부에 포함된 감마선 검출기 내에서 컴프턴 산란 반응을 하는 위치(x1, y1, z1)와 그때 전달된 에너지(E1)를 측정하고, 흡수부는 상기 산란된 광자가 상기 흡수부에 포함된 감마선 검출기 내에서 흡수되는 위치(x2, y2, z2)와 그때 전달된 에너지(E2)를 측정한다.
도 2에서 나타낸 바와 같이, 상기 산란부에 포함된 감마선 검출기 및 상기 흡수부에 포함된 감마선 검출기에서 반응한 위치를 직선으로 이어 산란축을 결정하고, 전달된 에너지를 이용하여 산란각(θ)을 결정한다. 하기 수학식 1은 산란각을 구하는 일 예를 나타낸다.
Figure 112008030286012-PAT00001
여기서, m0는 광자의 질량이고, c는 빛의 속도이며, E1은 광자가 산란부에 포함된 감마선 검출기 내에서 산란 반응을 할 때 전달된 에너지이고, E2는 산란된 광자가 흡수부에 포함된 감마선 검출기 내에서 흡수될 때 전달된 에너지이다. 산란부에 포함된 감마선 검출기에서의 반응 위치(x1, y1, z1)를 꼭지점으로 하고, 상기 산란축을 중심으로 계산된 산란각(θ)을 가지는 원뿔을 그린다. 방사성 동위원소가 붕괴되는 감마선원은 상기 원뿔 표면상의 어느 한 점에 있고, 원뿔이 교차되는 지점을 감마선원의 위치로 본다. 예를 들어, 상기 원뿔을 세 개 이상 그리면 감마선원의 위치를 삼차원적으로 찾을 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치에 사용되는 컴프턴 카메라의 사시도이다.
도 3을 참고하면, 컴프턴 카메라(200)는 산란부(210)와 흡수부(220)를 포함한다. 산란부(210)는 측정하고자 하는 감마선의 진행 경로 상에 배치된 복수의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)를 포함한다. 감마선이 산란부(210)에 포함된 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)와 충돌하게 되면 컴프턴 효과에 의하여 임의의 위치에서 산란하게 되는데, 이때 각각의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)는 감마선이 산란되는 위치와 산란을 통하여 감마선이 잃는 에너지를 측정한다. 이를 위하여 산란부(210)에 포함된 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)는 위치 민감형 반도체 검출기로서, 양면 스트립 실리콘 검출기(Double-sided Strip Silicon Detector, DSSD)로 이루어질 수 있다.
한편, 산란부(210)는 복수 개의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)를 구비할 수 있다. 도 3에서 화살표로 표시된 감마선의 진행 방향을 따라 복수 개가 배치되는데, 이와 같이 복수 개의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)를 중첩시킴으로써, 하나의 감마선 검출기를 사용하는 것에 비하여, 감마선이 산란부(210)에 충돌하여 산란을 일으킬 수 있는 경로가 길어지므로 산란 확률을 높일 수 있다. 또한, 감마선의 산란이 발생하는 위치, 즉 반응 위치의 측정은 감마선 검출기의 두께에 의하여 영향을 받는데, 반응 위치 결정의 정확도를 높이기 위하여 감마선 검출기의 두께를 줄이더라도 감마선 검출기가 중첩된 개수를 늘임으로써 필요한 정도의 산란 확률을 확보할 수 있다. DSSD는 얇은 판상이므로, 이와 같이 중첩 배치하 는 데에도 적합하다. 도 3에는 4개의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)가 배치되어 산란부(210)를 구성하고 있는 것으로 예시하고 있으나, 필요에 따라 그 수를 증감할 수 있다.
흡수부(220)는 산란부(210)에서 산란된 감마선이 도달하는 위치에 배치된 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)를 포함한다. 도 3에서 감마선 검출기(220d)는 다른 구성 요소에 의하여 가려져 있다. 감마선의 산란각이 크지 않으므로, 실질직인 흡수부(220)의 위치는 대략적으로 감마선의 진행 방향을 따라 산란부(210)의 후방이 된다. 상기 흡수부(220)에 포함된 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)는 산란된 감마선을 감지하여 그 도달 위치 및 도달할 때의 에너지를 측정할 수 있어야 하므로, 산란부에 포함된 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)와 마찬가지로 흡수부에 포함된 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)는 위치 민감형 반도체 검출기인 것이 바람직하다. 특히, 흡수부(220)에 포함된 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)는 카드뮴아연텔루라이드(CdZnTe, CZT) 검출기로 구성하되, 각 CZT 검출기는 복수의 픽셀 전극이 배열된 형태인 것이 바람직하다. 이때 각 픽셀 전극은 도달하는 감마선에 반응하는 것이므로, 감마선과 반응한 픽셀 전극의 위치가 감마선 도달 위치가 된다.
한편, 각각의 CZT 검출기의 유효 면적이 좁은 점을 보완하기 위하여, 흡수부(220)에 포함된 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)는 복수의 CZT 검출기를 동일 평면상에 배열한 형태로 구성할 수 있다. 도 3에는 감마선 검출기(220a, 220b, 220c, 220d)가 4개의 CZT 검출기로 구성된 예를 도시하고 있으나, 필요에 따 라 그 수를 증감할 수 있다.
도 3에서 도시된 컴프턴 카메라는 산란부와 흡수부를 각각 위치민감형 반도체 검출기로 구성하되, 특히 산란부는 복수의 감마선 검출기(210a, 210b, 210c, 210d)를 중첩 배치함으로써 감마선 반응 위치 결정이 보다 정확해지고, 결과적으로 영상 감도가 향상된다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치에 사용되는 복수 개의 컴프턴 카메라의 배치도를 나타낸다.
도 4를 참조하면, 가동 스테이지(300)는 복수의 컴프턴 카메라(200)를 이동 가능하게 지지한다. 가동 스테이지(300)는 각 컴프턴 카메라(200)를 촬영 대상물, 즉 감마선원(50)에 대해 접근 또는 이탈시키거나, 감마선원(50)을 향하도록 회두시킬 수 있어야 한다. 이를 위한 구체적인 구성은 통상의 기구학적 지식에 따라 변형될 수도 있다. 예컨대, 가동 스테이지(300)는 복수의 지지축(310)과 슬라이드 베드(320)를 포함한다. 즉, 복수의 지지축(310)은 각각 그 일축단이 볼 형상으로 되어 있고, 각 컴프턴 카메라(200)에는 소켓이 형성되어 있어서 지지축의 일축단이 소켓에 볼조인트되도록 하여 각 컴프턴 카메라(200)를 회전가능하게 지지할 수 있다. 또한 지지축(310)의 타축단은 슬라이드 슈 형상으로서, 슬라이드 베드(320)에 형성된 홈(330)을 따라 슬라이드 가능하게 지지되도록 할 수 있다.
도 4에서 슬라이드 베드(320)에는 각 홈(330)이 직선형인 동시에 평행하게 배치된 예를 도시하고 있으나, 촬영 대상물 즉, 감마선원(50)을 중심으로 한 방사상 형상을 갖도록 할 수 있다. 또한 슬라이드 베드(320)에는 홈이 아닌 레일을 형 성하고, 지지축(310)의 타축단은 이 레일에 구속되어 슬라이드되도록 할 수도 있다. 그 밖에도 볼 스크류, 랙 앤 피니언, 체인과 스프라켓, 벨트와 풀리 또는 링크구동기구 등 방식을 구별하지 않고 컴프턴 카메라(200)가 감마선원(50)에 대해 접근 또는 이탈되도록 지지하는 동시에 각 컴프턴 카메라(200)를 회전시킬 수 있는 구성이라면 어떤 것이라도 가동 스테이지(300)에 적용할 수 있다. 나아가서 가동 스테이지(300)가 단순히 복수의 컴프턴 카메라(200)가 이동 및 회전 가능하도록 지지하는데에 그치지 않고, 복수의 컴프턴 카메라(200)를 동력에 의하여 자동적으로 구동될 수 있도록 하기 위해서, 리니어 모터, 액츄에이터, 전기 모터 등과 같은 통상의 직선 및 회전 구동원을 부가하는 것도 가능하다.
한편, 가동 스테이지(300)가 각 컴프턴 카메라(200)를 구동시키는 경우, 촬영 대상물과의 거리를 조절하기 위해 거리측정 센서를 더 포함할 수 있다. 거리측정 센서는 지지축(310)에 구비될 수도 있고, 각 컴프턴 카메라(200)에 구비될 수도 있다. 거리측정 센서로는 통상의 적외선 센서를 선택할 수 있다.
도 4에서 도시된 복수 개의 컴프턴 카메라는 카메라의 위치 및 각도를 촬영 대상인 신체 부위에 맞도록 조정할 수 있으므로 다양한 상황에 대한 적응성이 뛰어나다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상을 촬영하는 방법을 나타내는 순서도이다.
도 5를 참고하면, MRI 장치는 피검사체로부터 해부학적 정보를 얻는다(S100). 여기서 해부학적 정보는 해부학적 구조에 대한 정보를 의미한다. 예컨 대, MRI 장치에 의하여 뇌의 구조에 대한 정보를 얻을 수 있다.
MRI 장치는 먼저, 강력한 자기장 환경 속에 피검사체를 위치시키고 고주파를 발사한다. 이때 피검사체 내에 있는 수소 원자들은 자기장의 영향으로 고주파를 흡수하는데, 고주파가 끊어지면 공명 현상에 의하여 수소 원자 자신이 흡수했던 진동수의 고주파를 방사한다. 이들 고주파 신호는 MRI 장치에 의하여 수집되어 데이터 처리부로 전송된다.
다음으로, 컴프턴 카메라는 피검사체로부터 기능적 정보를 얻는다(S110). 여기서, 기능적 정보란 피검사체 내부 조직의 기능 및 대사에 관한 정보를 의미한다. 컴프턴 카메라는 상기 MRI 장치에 의하여 검사된 피검사체와 동일한 부위를 검사한다. 상기 감마선은 방사성 동위원소로 표지되어 피검사체의 몸에 주입되는 포도당과 같은 기질의 생물학적 표지자로부터 발생된다. 컴프턴 카메라는 상기 감마선이 컴프턴 카메라 내의 산란부 및 흡수부에 반응하는 위치와 도달하는 에너지를 측정하고, 이에 대한 정보를 데이터 처리부로 전달한다.
여기서, 컴프턴 카메라는 피검사체를 촬영하기 위하여 MRI 장치 내부로 이송될 수 있다. 즉, 피검사체가 MRI 장치 내에 고정되어 있는 상태에서 컴프턴 카메라는 MRI 장치 내부로 이동하여 피검사체를 촬영할 수 있다.
MRI 장치에 의하여 피검사체로부터 해부학적 정보를 얻는 단계(S100)와 컴프턴 카메라에 의하여 상기 피검사체로부터 기능적 정보를 얻는 단계(S110)는 동시에 진행되거나, 순차적으로 진행될 수 있다. 즉, MRI 장치와 MRI 장치 내부로 이송된 컴프턴 카메라가 피검사체를 동시에 촬영하거나, MRI 장치에 의하여 피검사체의 해 부학적 영상을 촬영한 후 컴프턴 카메라가 MRI 장치 내부로 이송되어 피검사체의 기능적 영상을 촬영할 수 있다. 뿐만 아니라, MRI 장치 내부로 이송된 컴프턴 카메라가 피검사체의 기능적 영상을 촬영한 후 컴프턴 카메라는 MRI 장치 외부로 이송되고, MRI 장치는 피검사체의 해부학적 영상을 촬영할 수도 있다.
종래 MRI-PET 장치에 의하여 의료용 영상을 촬영하는 방법에 따르면, 피검사체는 먼저 MRI 촬영 후 PET 촬영을 위하여 자기장 차폐 장벽을 통과하여 이송된다. 이 과정에서 이송 레일의 진동이 있거나 피검사체가 움직이는 경우, 해부학적 영상과 기능적 영상의 융합에 오차가 발생할 가능성이 커진다. 그러나, 본 발명에 따르면 피검사체는 고정되어 있는 상태로 컴프턴 카메라가 움직이므로 해부학적 영상과 기능적 영상을 비교적 정확하게 통합할 수 있다.
다음으로, MRI 장치 및 컴프턴 카메라로부터 수신한 데이터를 처리하여 영상화한다(S120). 즉, MRI 장치에 의한 영상과 컴프턴 카메라에 의한 영상을 생성하고, 상기 MRI 장치에 의한 영상과 상기 컴프턴 카메라에 의한 영상을 통합한다. 통합된 영상은 출력부 상에 디스플레이된다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치를 컴퓨터로 시뮬레이션하여 얻은 영상을 나타내는 도면이고, 도 7은 상기 시뮬레이션에 사용한 머리 복셀 모델과 그 단면을 나타내는 도면이며, 도 8은 상기 머리 복셀 모델과 컴프턴 카메라를 나타내는 도면이다.
도 6의 영상을 얻기 위하여, 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치를 몬테카를로법을 이용하여 시뮬레이션하였다. 시뮬레이션을 하기 위하여 도 7과 같은 머리 복셀 모델을 사용하였다. 여기서, 복셀(Voxel)이라 함은 볼륨(Volume)과 픽셀(Pixel)의 합성어로, 3차원 공간의 한 점을 정의한 그래픽 정보이다. 상기 그래픽 정보는 위치, 컬러 및 밀도를 나타낼 수 있다. 복셀로 된 영상은 음극선, 엑스선, 자기공명영상을 여러 각도에서 보기 위하여 사용된다. 복셀 모델이라 함은 복셀들을 모아 복잡한 인체를 매우 사실적으로 표현한 것이다. 도 7의 복셀 모델은 실제 사체의 머리를 통하여 제작된 것이다. 하나의 복셀은 한 변의 길이가 2mm인 정육방면체이고, 상기 머리 복셀 모델을 만들기 위하여 사용된 총 복셀의 수는 약 187만개이다. 상기 복셀을 통하여 두개골, 뇌, 안구 등 머리 내에 존재하는 장기들의 모양, 크기뿐만 아니라 물질 조성까지 사실적으로 모델링할 수 있다.
도 8에서 나타낸 바와 같이, 시뮬레이션에 사용된 컴프턴 카메라는 총 4개의 세트이고, 각각의 세트는 산란부에 포함되는 4개의 감마선 검출기와 흡수부에 포함되는 1개의 감마선 검출기로 구성되어 있다. 여기서, 산란부에 포함되는 감마선 검출기의 크기는 5cm×5cm×0.15cm이고, 하나의 감마선 검출기는 총 256개의 픽셀을 가지므로 3mm×3mm×1.5mm 정도의 반응 위치 분해능을 제공할 수 있는 양면 실리콘 스트립 검출기(Double-sided Silicon Strip Detector, DSSD)이다. 흡수부에 포함되는 감마선 검출기의 크기는 5cm×5cm×0.15cm이고, 하나의 감마선 검출기는 총 1024개의 픽셀을 가지므로 1.5mm×1.5mm×5mm의 반응위치 분해능을 가지는 카드뮴아연텔루라이드(CdZnTe, CZT) 검출기이다.
도 6의 결과를 얻기 위하여 방사선 수송 시뮬레이션 코드인 Geant4 툴키트 9.0 버전을 사용하였다. Geant4 코드에서 머리 복셀 모델과 컴프턴 카메라를 도 8 과 같이 모델링한 후, 뇌 부분에 가상의 방사선원을 넣어 주었다. 방사선원으로는 핵의학에서 광범위하게 사용하는 에너지 대인 364keV와 511keV의 감마선원을 점 형태로 사용하였다. 이 두 개의 방사선원에 대한 영상을 컴프턴 카메라로 획득한 후 실제 사체를 통해 획득한 자기 공명 영상에 합쳐주었다.
도 6을 참조하면, MRI 장치와 컴프턴 카메라를 이용하여 질병의 유무뿐만 아니라, 병소의 위치도 정확하게 파악할 수 있음을 알 수 있다.
앞에서 설명되고, 도면에 도시된 본 발명의 일 실시예는, 본 발명의 기술적 사상을 한정하는 것으로 해석되어서는 안 된다. 본 발명의 보호 범위는 청구 범위에 기재된 사항에 의하여면 제한되고, 본 발명의 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 기술적 사상을 다양한 형태로 개량 변경하는 것이 가능하다. 따라서, 이러한 개량 및 변경은 통상의 지식을 가진 자에게 자명한 것인 한 본 발명의 보호 범위에 속하게 될 것이다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 시스템을 나타내는 도면이다.
도 2는 컴프턴 카메라의 원리를 나타내는 개념도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치에 사용되는 컴프턴 카메라의 사시도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치에 사용되는 복수 개의 컴프턴 카메라의 배치도를 나타낸다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상을 촬영하는 방법을 나타내는 순서도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 영상 장치를 컴퓨터로 시뮬레이션하여 얻은 영상을 나타내는 도면이다.
도 7은 상기 시뮬레이션에 사용한 머리 복셀 모델과 그 단면을 나타내는 도면이다.
도 8은 상기 머리 복셀 모델과 컴프턴 카메라를 나타내는 도면이다.

Claims (8)

  1. 피검사체의 해부학적 정보를 제공하는 자기공명영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 장치;
    상기 피검사체의 기능적 정보를 제공하는 적어도 하나 이상의 컴프턴 카메라; 및
    상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치 내부로 이송시켜 상기 피검사체의 기능적 정보를 획득하고, 상기 기능적 정보를 획득한 후 상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치의 외부로 이송하는 이송 레일을 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 장치.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 의료용 영상 장치는 상기 MRI 장치로부터 제공되는 해부학적 정보와 상기 컴프턴 카메라로부터 제공되는 기능적 정보를 입력받아 영상화하기 위하여 처리하는 데이터 처리부; 및
    상기 데이터 처리부에 의하여 얻은 영상을 출력하는 출력부를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 장치.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 컴프턴 카메라는 감마선을 산란시키되, 산란이 일어난 위치와 산란에 의해 상기 감마선이 잃은 에너지를 측정하는 산란부; 및
    산란된 감마선의 도달 위치와 에너지를 측정하는 흡수부를 포함하고,
    상기 산란부에 의하여 측정된 위치와 에너지 및 상기 흡수부에 의하여 측정된 위치와 에너지를 이용하여 상기 피검사체의 기능적 정보를 제공하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 장치.
  4. 제 3 항에 있어서,
    상기 산란부는 측정하고자 하는 감마선의 진행 방향을 따라 순차로 배치된 복수의 감마선 검출기를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 장치.
  5. 제 3 항에 있어서,
    상기 흡수부는 동일 평면상에 배열된 복수의 감마선 검출기를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 장치.
  6. MRI 장치로부터 피검사체의 해부학적 정보를 획득하는 단계;
    컴프턴 카메라로부터 상기 피검사체의 기능적 정보를 획득하는 단계; 및
    상기 해부학적 정보 및 상기 기능적 정보를 처리하여 영상화하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 촬영 방법.
  7. 제 6 항에 있어서,
    상기 컴프턴 카메라를 상기 MRI 장치 내부로 이송하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 촬영 방법.
  8. 제 6 항에 있어서,
    상기 해부학적 정보를 획득하는 단계와 상기 기능적 정보를 획득하는 단계는 동시에 또는 순차적으로 진행되는 것을 특징으로 하는 의료용 영상 촬영 방법.
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