第二章 材料與方法
第一節 研究材料
第二章 材料與方法
第一節 研究材料
第一項 假體影像
為了驗證三維動態規劃演算法的準確性，我們設計了一組假體 影像序列，並藉由加入不同程度的雜訊及改變不同的影像對比來模擬 真實影像。在假體影像中我們定義前景為血管，背景為影像中血管腔 以外的範圍，每組假體影像序列的血管半徑依序為 9 到 12(pixel)及 11 到 8(pixel)，序列中每張影像大小為 41×41(pixel) ，如圖二−1 所示。
圖 二-1 SNR＝5dB，背景＝0.4，前景＝1 之模擬血管影像 (a) (b) (c) (d)
(e) (f) (g) (h)
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雜訊強度為每個像素隨機分配，訊噪比(Signal–Noise Ratio)定義 如下：
SNRdB = 10 log10(𝑛g)2 (1)
n及g分別代表外加雜訊(平均為 0 的均勻分布)強度及理想影像的方均 根值(root mean square)，而影像強度值介於 0 到 1 之間，在加入雜訊 前由高斯函數σ = 0.5進行影像平滑化，使影像更符合真實影像。
對比(Contrast)定義如下：
Contrast = 𝜇𝑓𝑜𝑟𝑒𝑔𝑟𝑜𝑢𝑛𝑑
𝜇𝑏𝑎𝑐𝑘𝑔𝑟𝑜𝑢𝑛𝑑 (2)
調整前景(foreground)及背景(background)的平均值皆介於 0.1 到 1 之間，藉由調整雜訊程度、前景及背景，這三個參數及來產生出模 擬影像，並藉由這些模擬影像來驗證三維動態規劃演算法的準確性及 找出此演算法中影響邊緣偵測準確度的最佳參數。
在實驗最後，我們將斑塊(plaque)加入模擬影像序列中，來模擬 血管阻塞的情況，使得整個假體序列更符合臨床狀況，如下圖二−2 所示，在模擬斑塊存在的假體影像序列中，斑塊的面積依序為 53 到 56(pixel)及 55 到 52(pixel)，而且出現的位置皆相同，藉由加入斑塊的 實驗可以間接觀察在斑塊存在的假體影像中，我們所提出的演算法，
其面積量化的準確性的變化。
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圖 二-2 SNR=5，背景=0.4，前景=0.7，plaque contrast=0.35 之模擬 血管加入斑塊後的影像
第二項 真實影像
本研究所使用的影像為 2009 年橫跨歐洲超級馬拉松(TEFR09) 的超級馬拉松選手下肢股動脈未注射顯影劑之磁振血管影像[3]。這 場比賽是在 2009 年 4 月 19 號到 6 月 21 號舉行，總共有來自 12 個國 家，67 位選手來參與比賽。
TransEurope FootRace2009 (TEFR09)，這場比賽是第二次由歐洲 官方所舉辦的大型超級馬拉松比賽。起點從義大利南端的巴里（Bari）
往北橫跨了不同緯度(41° 8’ N, 16° 52’ E ~ 71°10’N, 25°47’E)，共經過 6 個國家(義大利，奧地利，德國，瑞典，芬蘭，挪威)，而終點為挪 威北端的北角（North Cape）。這場比賽全程為 4487 公里，分成 64 個階段來舉行，每個階段之間沒有間隔一天的休息，每個階段的比賽
(a) (b) (c) (d)
(e) (f) (g) (h)
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距離平均為 70 公里。當選手完成每天的賽事後，再以一台 1.5T 的移 動式磁振造影儀(Magnetom Avanto™ mobile MRI 02.05, software version: Syngo™MR B15, Siemens Ltd., Erlangen, Germany)進行影像 的收集，其股動脈 MRA 影像如圖二−3。
圖 二-3 不同影像序列未注射顯影劑之股動脈 MRA 影像
所有參與橫跨歐洲超級馬拉松的 67 位選手，這些選手分別來自 12 個國家(德國、日本、荷蘭、法國、瑞士、挪威、瑞典、芬蘭、土 耳其、韓國、台灣、美國)，皆通過德國烏爾姆大學醫院當地的倫理 委員會(UHU, No.: 270/08-UBB/se)及赫辛斯基宣言(Declaration of Helsinki)所認可。在 67 位參賽選手中，只有其中 44 位選手參與 TEFR 研究計畫(DFG-Project GZ: SCHU 2514/1-1, AOBJ: 565344)，這些選手 中，平均年齡為 49.7 歲，範圍從 26 歲到 68 歲，90%為男性。
(a) (b)
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本 研 究 所 使 用 的 股 動 脈 磁 振 造 影 序 列 為 T2*-weighted gradient-spoiled gradient-echo cine-sequence (FLASH: “fast low angle shot”, Siemens Ltd.)，搭配二維心電圖(two-dimensional ECG gating)在 心臟週期(R–R interval)間，利用 6 頻道(6-channel body matrix coil)的 體線圈收集血管橫截面影像，所收集到的影像序列皆未注射顯影劑。
造影參數的設定為 flip angle 15°，echo time(TE)＝4–6 ms(依心跳速率 而異)，repetition time(TR)＝20–40 ms(依心跳速率而異)，slice thickness
＝6 mm，field of view ＝768 cm²，matrix size＝512 × 384，pixel width
＝0.625 mm (pixel area＝0.3906 mm2) ISO，每一組影像序列為 50 張影 白血影像為梯度回訊(Gradient echo)的脈衝序列所產生。這兩種脈衝 序列所產生的影像主要受到高速訊號喪失(high-velocity signal loss)及 流體相關增強(flow related enhancement)現象所影響。
高速訊號喪失主要發生於自旋回訊的脈衝序列中，在完整的自旋 回訊的脈衝序列中，影像的產生是人體組織先由一個 90°的脈衝激發 (excitation)後，間隔 TE/2 的時間後，再由 180°的重聚相(refocussing) 脈衝激發，再間隔 TE/2 的時間後，收集訊號產生影像。但是假設血 液所流經的切面只受到 90°的 RF 脈衝激發，而未受到 180°脈衝激發 時，因為 90°的脈衝是將縱向磁向量偏轉到 XY 平面，在 XY 平面的 磁向量會造成失相而導致訊號減少，若沒有 180°重聚相脈衝激發，
進行訊號的收集，則血液訊號會消失，並造成黑血影像。
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在梯度回訊(Gradient echo)的脈衝序列中不會有高速訊號喪失的 現象，因為在梯度回訊中不是使用 90°的 RF 脈衝進行激發，而是利 用一個小角度的偏折角(flip angle)α來進行激發，在收集訊號時，也 不需要 180°的重聚相脈衝進行訊收集，取而代之的是一個重聚焦梯 度，在收集訊號前這個重聚焦梯度先利用一個反向的梯度使磁向量失 相，再利用一個正向的梯度進行聚相，聚相後即可收集到訊號產生影 像，也因為使用較小的偏折角度來進行激發，因此縱向向量回復的很 快，故收集訊號的速度較自旋回訊快，也可迅速進行下一次的激發，
所以當血液的切面受到α角度脈衝激發後，即使受到激發血液已經流 出該切面，仍然會產生訊號，因此我們就能夠得到白血影像。[10]
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