I-Shou University Institutional Repository:Item 987654321/12882
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(2) i.
(3) 中文摘要. 磁振造影中不均勻的脂肪抑制可能導致疑似病變的錯誤判讀。在極度 磁場不均勻之情形下，脂肪抑制脈衝甚至會飽和水的訊號而嚴重降低影像 品質。目前，已有數種可獲得脂肪抑制的造影方法，如化學選擇脂肪抑制 脈衝經常被使用來觀察足踝、關節或頸部之脂肪抑制磁振影像。然而，使 用脂肪抑制(快速)自旋回訊技術掃描足踝、關節或頸部時，想要獲得均勻的 脂肪抑制是很困難的，這是由於 B0 和 B1 磁場不均勻存在所造成的結果。 隨著磁場強度增加，遠離中心(off-isocenter)影像及造影部位幾何形狀如頸部 及足踝所造成的感磁效應變差都會使脂肪抑制效果降低。可靠、均勻的脂 肪抑制在磁振造影中是相當重要的。目前，大部分的方法均會遭遇到次最 佳化的訊噪比或是無法得到一致的脂肪抑制等問題。不對稱回訊脂肪和水 的重複分解與最小平方評估法(IDEAL)為最新且最有效的脂肪抑制方法。本 研究之目的在於使用 4 種不同的臨床脂肪抑制波序：自旋回訊脂肪抑制、 快速自旋回訊脂肪抑制、反轉回復快速自旋回訊及不對稱回訊脂肪和水的 重複分解與最小平方評估法波序進行掃描，以評估各種脂肪抑制磁振造影 影像是否可獲得可靠的高訊雜比、最佳脂肪抑制效果或均勻之水脂分離及 其最佳化的掃描參數。本研究針對 12 位正常志願者之足踝及頸部進行掃描 評估，探討當 B0 和 B1 不均勻存在時所造成的影響，並比較不對稱回訊脂 i.
(4) 肪和水的重複分解與最小平方評估法、脂肪抑制反轉回復快速自旋回訊、 脂肪抑制快速自旋回訊與脂肪抑制自旋回訊之差別。本研究定性診斷影像 品質及脂肪抑制效果，發現不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評 估法技術比臨床例行檢查常用之自旋回訊、快速自旋回訊及反轉回復快速 自旋回訊更可有效分離水脂，同時亦可均勻抑制脂肪之訊號，所以不對稱 回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法為本研究脂肪抑制方法中最佳 的選擇。本研究之完成可望使病患於臨床例行檢查時獲得可靠的高訊雜比 及最佳脂肪抑制效果之水脂肪均勻分離之影像。在臨床應用上，可望提高 臨床診斷之準確度。. 關鍵詞：脂肪抑制,反轉回復自旋回訊,快速自旋回訊,不對稱回訊脂肪 和水的重複分解與最小平方評估法,磁場不均勻。. ii.
(5) Abstract. Inhomogeneous fat suppression on magnetic resonance images may lead to erroneous findings that mimic pathology. In cases of extreme field inhomogeneity, fat suppression pulses can even saturate water signal, and severely degrade image quality. Many methods currently exist for obtaining fat-suppressed images. Fast spin-echo imaging with chemically selective fat suppression pulses is commonly used in ankle, joint and neck MRI for fat suppression. However, achieving uniform fat suppression in the ankle, joint and neck with fat-suppressed fast spin-echo methods is difficult. This is a consequence of the presence of Bo and B1 inhomogeneities, both of which worsen with increasing field strength, off-isocenter imaging, and the unfavorable geometry of the ankle and foot that worsens susceptibility effects. Reliable, uniform fat suppression is important. Multiple approaches currently exist, many of which suffer from either suboptimal signal-to-noise ratio (SNR), or the inability to obtain consistent fat suppression. Echo asymmetry and the least-squares estimation (IDEAL) method is the most recent and effective method for fat suppression. The purpose of this study is to use 4 different clinical pulse sequences, (SE FAT SAT﹐Fast SE FAT SAT﹐FSE STIR and IDEAL) to perform scans. Those data will be used to evaluate whether the various fat suppressed MR images can achieve reliable high signal to noise ratio iii.
(6) (SNR), effective optimal fat suppression or homogeneous fat-water separation and their optimal scan parameters. Ankles and necks of twelve normal volunteers were used to perform FAT SAT scanning and evaluation in this study. The influence of B0 and B1 inhomogeneities will be investigated and the differences between IDEAL, inversion recovery fast spin echo and FAT SAT fast spin echo and FAT SAT spin echo had been compared. Qualitative diagnosis of image quality and fat-suppression effects had been studied. It is found that IDEAL technique is obviously superior to clinical routine SE FAT SAT, Fast SE FAT SAT and FSE STIR in both effectiveness of fat-water separation and effect of homogeneous fat suppression. It is expected to provide reliable high SNR and optimal fat suppression efficiency or homogeneous fat–water separation of MR images for patients after the completion of this study. In clinical applications, it is expected to increase the accuracy for clinical diagnosis.. Keywords: Fat Suppression, Inversion Recovery Fast Spin Echo, Fast Spin Echo, Iterative Decomposition of Water and Fat with Echo Asymmetry and Least-squares Estimation, Field Inhomogeneities.. iv.
(7) 致謝 人生中許多的成就，皆來自於許多人的幫忙與協助。二年的研究所生涯更讓 我感受良多。在兩年的求學與論文撰寫期間，我深覺如果沒有身邊許多人的包容 與協助，這將是一條更艱難的路。隨著課業的結束與論文的完成，我心裡充滿了 深深的感激與感謝。 要感謝的人很多，首先要感謝一路支持我的長官---高雄榮民總醫院放射線 部楊以玲前總技師與蕭佳吉總技師，由於他們大力支持與鼓勵。讓我有勇氣進入 義大資工所學習。衷心感謝我的指導教授---陳博洲老師，自擔任我的指導教授 後，不厭其煩地協助我的研究。尤其是最後為了修正我的論文，不斷的熬夜與傷 神，更讓我點滴感激在心。另外，感謝口詴委員不吝給予許多寶貴的指導與建議， 使得本論文更加充實與完善。求學期間，感謝王慧君同學的鼎力相助與同班同學 們的幫忙與包容，讓我這二年的研究所生活過得充實又快樂。撰寫論文期間，也 要感謝陳老師實驗室學弟妹的全力相助，讓我得以如期的完成論文。謹在此致上 我最誠摯的謝意。 要感謝的人其實真的很多，謝謝部內同事這兩年無私的包容與支持，同時， 感謝這兩年來一直在我身邊默默給我支持與加油的人。無法表達我內心的感激， 只能說—真的謝謝你們，有你們真好。最後，僅將這本書獻給我的父親與我的摯 愛。 洪一吉 謹誌於 義守大學 資訊工程研究所 中華民國一○○年八月. v.
(8) 目錄. 中文摘要.......................................................i 英文摘要.....................................................iii 致謝...........................................................v 目錄..........................................................vi 圖目錄...................................................... viii 表目錄........................................................xi. 第一章 緒論 ...................................................1 1-1 前言 .......................................................1 1-2 研究目的 ...................................................2 1-3 論文架構 ...................................................3. 第二章 研究背景與原理 ..........................................4 2-1 研究背景 ...................................................4 2-2 文獻回顧 ...................................................8 2-3 磁振造影的沿革與原理 ......................................16. vi.
(9) 2-4 脂肪抑制的原理 ............................................20 第三章 實驗方法 ..............................................33 3-1 實驗構想 ..................................................33 3-2 實驗材料與設備 ............................................33 3-3 實驗方法 ..................................................36. 第四章 結果 ..................................................43. 第五章 討論與結論 .............................................57 5-1 討論 ......................................................57 5-2 結論 ......................................................58. 參考文獻......................................................59. vii.
(10) 圖目錄 圖 2-1. 足踝關節 .............................................5. 圖 2-2. 頸部矢狀面解剖圖 .....................................6. 圖 2-3. 頸椎矢狀面解剖圖 .....................................7. 圖 2-4. 外加磁場中的質子 ....................................16. 圖 2-5. 給予射頻後磁向量之變化 ..............................17. 圖 2-6. 磁向量之回復與衰減 ..................................18. 圖 2-7. 脂肪頻率選擇飽和法示意圖 ............................22. 圖 2-8. 頻率選擇飽和法波序圖 ................................23. 圖 2-9. 反轉回復脂肪抑制波序圖 ..............................25. 圖 2-10. 不同的 TE 會使脂肪和水同相位或反相位 .................27. 圖 2-11. 兩點式狄克森法波序圖 ................................29. 圖 2-12. 水與脂肪隨時間變化之相位圖 ..........................30. 圖 3-1. GE 1.5T 磁振造影掃描儀 ...............................34. 圖 3-2. 神經血管陣列線圈 ....................................34. 圖 3-3. 膝線圈 ..............................................35. 圖 3-4. 正常志願者接受磁振造影掃描頸部之準備及定位 ...........36. 圖 3-5. 輸入掃描參數之介面 ..................................37 viii.
(11) 圖 4-1-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊之頸部 MR 影像 .................45 圖 4-1-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊之頸部 MR 影像 .............46 圖 4-1-3 T2 加權反轉回復快速自旋回訊之頸部 MR 影像 .............46 圖 4-2-1 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂分離 MR 影像 ....................................47 圖 4-2-2 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂混合 MR 影像 ....................................48 圖 4-2-3 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂分離 MR 影像 ....................................49 圖 4-2-4 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂混合 MR 影像 ....................................50 圖 4-3-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊之足踝脂肪抑制 MR 影像 .........51 圖 4-3-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊之足踝 MR 影像 .............51 圖 4-3-3 T2 加權反轉回復快速自旋回訊之足踝 MR 影像 .............52 圖 4-4-1 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂分離 MR 影像 ....................................53 圖 4-4-2 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂混合 MR 影像 ....................................54 圖 4-4-3 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足. ix.
(12) 踝水脂分離 MR 影像 ....................................55 圖 4-4-4 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足踝 水脂混合 MR 影像 ......................................56. x.
(13) 表目錄. 表 3-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊波序之最佳化掃描參數 .............38 表 3-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊波序之最佳化掃描參數 .........39 表 3-3 反轉回復快速自旋回訊波序之最佳化掃描參數 ................40 表 3-4 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法波序之最 佳化掃描參數 ...........................................41 表 3-5 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法波序之最 佳化掃描參數 ...........................................42. xi.
(14) 第一章. 緒論. 1-1 前言. 第一部磁振造影掃描儀在 1980 年代問世，美國化學家羅特堡(Paul C. Lauterbur)及英國物理學家曼斯菲爾爵士(Sir Peter Mansfield)，致力於磁振造 影(magnetic resonance imaging, MRI)之研究，為醫學診斷帶來新的發展。磁 振造影乃是使用射頻(radio frequency, RF)電磁波激發體內水及脂肪中的氫 質子，使其發生共振，接收訊號後經由影像重建(image reconstruction)產生 影像。MRI 對人體不具侵襲性，不會產生游離輻射，可提供三度空間影像， 高 對 比 、 高 解 像 力 之 軟 組 織 影 像 ， 足 以 取 代 電 腻 斷 層 掃 描 (computed tomography, CT)，甚至可執行功能性的檢查，對現代醫學的貢獻舉足輕重。 在 MRI 眾多的技術中很重要的一項是它可以抑制特定的組織，水與脂肪是 人體內氫質子含量最多的兩種成分，如果病灶為高訊號且位於鄰近水或脂 肪的地方就很容易被它們的訊號掩蓋，使得判讀難度增加，因此組織抑制 一直是臨床 MRI 檢查中不可缺少的技術之一。但相對的，磁振造影不均勻 的組織抑制(tissue suppression)也可能會造成判讀上的錯誤。最常見的原因 之一就是主磁場不均勻，在磁場不均勻之情況下執行組織抑制將會得到較 1.
(15) 差的影像品質。磁振造影中均勻的脂肪抑制(fat suppression or fat saturation, FAT SAT)是有困難度存在的，因為外加磁場 B0 和射頻磁場 B1 無法百分之 百均勻的關係，隨著磁場強度變化，遠離磁場中心的影像及造影部位幾何 形狀的變化都會造成感磁效應變差，進而降低脂肪抑制的效果。儘管磁振 造影的硬體設備發展迅速且優良，但磁場的均勻度還是會有些微的變動存 在，此變動通常以百萬分比(parts per million, ppm)來表示，為了取得臨床醫 師易於判讀之影像，我們嘗詴比較評估不同波序(pulse sequence)的脂肪抑制 效果。. 1-2 研究目的. 脂肪抑制技術在臨床診斷上的地位非常重要，但卻容易受到磁場不均 勻這項不易完全克服的問題所影響。所以，我們希望從另一個角度針對脂 肪抑制技術加以研究來提升影像品質。本研究中脂肪抑制使用四種不同的 脂肪抑制波序：(1)脂肪抑制自旋回訊(spin echo, SE) FAT SAT (2)快速自旋回 訊(fast spin echo, FSE) FAT SAT (3)反轉回復快速自旋回訊(short TI inversion recovery fast spin echo, STIR FSE)以及不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最 小平方評估法(iterative decomposition of water and fat with echo asymmetry. 2.
(16) and least squares estimation, IDEAL)，針對頭頸部及腳踝進行個別掃描，以 評估比較各種 MRI 影像的訊雜比(signal to noise ratio, SNR)、脂肪抑制效果 或水脂之均勻分離效果及各波序最佳化的掃描參數。另外，本研究將針對 磁場 B0 及 B1 不均勻對影像造成的影響，不對稱回訊脂肪和水的重複分解 與最小平方評估法與脂肪抑制自旋回訊、脂肪抑制快速自旋回訊以及反轉 回復快速自旋回訊之間的差異加以討論。本研究希望能藉由獲得更好的訊 雜比和脂肪抑制效果之影像，以提高臨床磁振造影影像診斷上的準確性。. 1-3 論文架構. 本文分為五章，首章為前言、研究目的及論文架構，第二章為研究背 景、相關文獻回顧和原理，第三章為主要實驗，包括實驗構想、材料及方 法，第四章為實驗結果，第五章則為討論與結論。. 3.
(17) 第二章 研究背景與原理. 2-1 研究背景. MRI 常被拿來做為關節診斷的檢查工具，雖然一般快速的 X 光攝影或 電腻斷層掃描常被用來做為第一項檢查，此兩項技術對骨頭有良好的影像 對比，但對於肌肉、韌帶等軟組織方面可以提供的診斷資訊卻遠不及 MRI 來得詳細。關節對於人體的運動一直扮演著很重要的角色，但它們是骨架 中最脆弱的地方，在承受許多壓力和摩擦之下容易導致關節磨損、變形或 一些其它的病變，尤其是肢部關節。人體四肢的關節大多屬於滑液關節， 它的基本構造包括了關節軟骨(articular cartilage)、關節腔(joint cavity)、關節 囊(articular capsule)、滑液(synovial fluid)及加強韌帶(reinforcing ligaments)、 神經與血管(nerves and vessels)。足踝關節(ankle joint)為本研究觀察之人體 部位之一。. 4.
(18) 圖 2-1 足踝關節。 (來源: http://skrishnakumar.com/ligament-tear-in-foot). 足踝關節是位於脛骨(tibia)和腓骨(fibula)的聯合處下端，以及足部的距 骨(talus)之間的屈戍關節(圖 2-1)。此關節具有一個前後較薄而內外側以韌帶 增厚的關節囊。關節囊是由包覆著關節腔的纖維囊(fibrous capsule)及滑液膜 (synovial membrane)所構成，纖維囊為緻密且不規則的結締組織，滑液膜則 是疏鬆的結締組織。由此可見，足踝關節的組成非常複雜，局部包含了多 種骨頭、滑液等性質差異大的組織，因此，在這些組織交界處很容易造成 磁場不均勻的情形，相似的例子如橫膈交界處、鼻竇的骨頭－空氣交界處. 5.
(19) 及脊椎等等。. 本研究的另一個人體部位則是頸部，從矢狀面(sagittal view)來看，以食 道為分界，往前是咽喉部位（圖 2-2） ，往後為頸椎部位（圖 2-3）。. 圖 2-2 頸部矢狀面解剖圖。咽喉部位包括：舌頭(tongue)、舌骨(hyoid bone)、 前 庭 褶 (vestibular fold) 、 聲 褶 (vocal fold) 、 懸 雍 垂 (uvula) 、 會 厭 (epiglottis)、氣管(trachea)及食道(esophagus)。(來源：人體解剖學第 三版，原著：Elaine N. Marieb, Jon Mallatt, 2006). 6.
(20) 圖 2-3 頸椎矢狀面解剖圖。頸椎部位包括椎體(vertebral body)、神經髓鞘 (thecal sac)、脊髓(spinal cord)及椎間盤(inter-vertebral disc)。(來源： 人體解剖學第三版，原著：Elaine N. Marieb, Jon Mallatt, 2006). 咽 部 又 可 以 分 為 鼻 咽 (nasopharynx) 、 口 咽 (oropharynx) 以 及 喉 咽 (laryngopharynx)，整條咽部皆由骨骼肌壁所構成，可做為空氣或食物的通 道。喉部的組成是由膜與韌帶相連之軟骨(cartilage)排列成的，喉的上方在 吞嚥時會關閉，呼吸時會打開，而喉的下方有聲帶(vocal fold)，它是由彈性 纖維所構成的韌帶。另外，氣管位於食道前方，氣管內總是充滿空氣，而 食道在未進食時則是呈扁狀不張開。頸椎部位是屬於軟骨性關節 (cartilaginous joints)，其骨頭與椎間盤相連具有緩衝的作用，此處有個常見. 7.
(21) 的疾病：椎間盤脫出(herniated discs)，脫出的髓核會壓迫神經根，造成疼痛 及麻木。通常咽喉部、椎間盤、脊髓等軟組織病變之磁振造影都可以得到 良好的影像，在診斷上也是不可或缺的依據，然而，卻可能因為受到解剖 部位幾何形狀或組織成分複雜度的影響，使得影像品質不如預期。. 2-2 文獻回顧. 1999 年 Mario 等人比較了化學預飽和(chemical presaturation)、反轉回 復(inversion recovery)、狄克森法(Dixon method)在肢部造影影像的均勻度 [1]. 。化學預飽和與反轉回復波序目前在臨床上都已被廣泛應用，比較結果指. 出反轉回復波序不適用於有使用釓(gadolinium)顯影的磁振造影檢查，因為 釓會縮短物質的遲豫(T1 relaxation)時間，而化學預飽和在肢體末端又容易 因為磁場不均勻而造成不均勻的脂肪抑制，就臨床診斷的角度而言，狄克 森法是一個非常理想的替代方法。2000 年，Hatabu 等人比較反轉回復與化 學預飽和 T2 加權影像(T2-weighted, T2W)在胸腔與頸椎部位的脂肪訊號抑 制均勻度與影像品質。文中指出在脂肪訊號抑制均勻度上，反轉回復優於 化學預飽和，尤其是在下頷和肺尖等地方表現更為優異[2]。2001 年，Rybicki 等人比較了化學預飽和、反轉回復及三點式狄克森法在裝有水和油但不均. 8.
(22) 勻的假體中的造影情形，文中提到，化學預飽和容易被解剖部位(如腳踝等) 的組成影響造成局部磁場不均勻而模糊了病灶，另外，反轉回復的缺點則 是訊雜比太低與射頻的均勻度會影響成像品質。三點式狄克森法若配合使 用回訊序列(echo train length, ETL)為 8 的快速自旋回訊波序可將掃描時間 大幅減少，且沒有化學預飽和與反轉回復二種方法的缺點，所以，可使用 來取代常規骨骼肌肉系統檢查[3]。同年，Frank 等人使用三點式狄克森法與 反轉回復方法來比較眼球後區域的影像，兩者都是使用快速自旋回訊波 序，結果發現三點式狄克森法影像的訊雜比與眼球對比訊雜比(contrast to noise ration, CNR)都比反轉回復好[4]。2004 年，Ma 等人比較三點式狄克森 法 T2 加權影像和標準化學預飽和在脊椎影像造影的影像品質。該研究請 3 位神經放射科醫師依影像的脂肪抑制均勻度分別予以給分，最低 1 分，最 高 4 分。結果顯示三點式狄克森法分數高於化學預飽和法，表示三點式狄 克 森 法 可 取 代 化 學 預 飽 和 應 用 於 T2 加 權 影 像 的 脊 椎 造 影 [5] 。 Jerzy Szumowski 等人使用雙回訊三點式狄克森法(double-echo three-point dixon, DE-3PD)取得 T1 加權影像(T1-weighted imaging, T1WI)及 T2 加權影像 (T2-weighted imaging, T2WI)再與化學預飽和和單回訊三點式狄克森法 (single-echo three-point Dixon, SE-3PD)比較，指出雙回訊三點式狄克森法較 單回訊三點式狄克森法在不降低影像品質的情況下縮短了三分之一的時 間，且雙回訊三點式狄克森法的脂肪抑制也比傳統脂肪抑制來得好[6]。2008. 9.
(23) 年，Bernard 等人曾(A)以磁振頻譜(magnetic resouance spectroscopy, MRS)作 為標準探討化學預飽和、狄克森法及不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最 小平方評估法等技術之脂肪定量能力。 由於水和脂肪中氫質子的磁振環境本質上不同而造成旋進頻率的不 同，對磁振訊號之貢獻亦不同。脂肪抑制技術和化學位移影像被廣泛並例 行地使用在臨床身體磁振造影(body MRI)檢查上。脂肪抑制為一通用術語， 與各種設計來除去脂質訊號之方法有關。臨床例行檢查中，脂肪抑制技術 被應用在身體磁振造影可(1)準確的定性脂肪組織，(2)最小化化學位移對位 錯誤(misregistration)假影及(3)擴大磁振影像之動態範圍。良好的脂肪抑制， 可提供 T2 加權影像及顯影增強 T1 加權影像中病變區更好之描述，然而， T2 加權影像不均勻的脂肪抑制可能導致假的病變及錯誤的判讀。[7]在極度 磁場不均勻之情形下，脂肪抑制脈衝甚至會飽和水的訊號而嚴重降低影像 品質。目前，最常使用來抑制脂肪之磁振造影技術包括頻率選擇脂肪飽和， 短 TI 反轉回復(STIR)及水激發或上述技術之組合應用。[8] 這些被廣泛使用 技術之限制包括當局部磁場(B0)或射頻(B1)不均勻發生時會失效或不正確 的脂肪訊號抑制及當組織之 T1 近似於脂肪時產生的非特定短 T1 組織訊號 的抑制[9]。 目前，已有數種獲得脂肪抑制影像的方法存在，化學選擇脂肪抑制脈 衝經常被使用在快速自旋回訊造影來觀察足踝、頸部或關節磁振造影，然. 10.
(24) 而，使用此法在上述部位想要獲得均勻的脂肪抑制是相當困難的，這是由 於 B0 和 B1 不均勻存在所造成的結果。隨著磁場強度增加，遠離中心 (off-isocenter)影像及上述部位的幾何形狀所造成感磁效率變差都會使脂肪 抑制效果降低。 短 TI 反轉回復(STIR)技術可獲得均勻的脂肪抑制，然而，STIR 對 B1 不均勻很敏感，反轉脈衝需要額外的時間，同時會有較低的訊雜比。[10]此 外，使用 STIR 波序無法得到顯影增強 T1 加權的影像，因為和脂肪 T1 相似 的顯影組織可能被錯誤地被抑制。頻譜預飽和對 B1 不均勻是不敏感的，但 是對 B0 磁場不均勻則相當敏感，且複合式脈衝需要比較長的時間。 化學位移影像技術由 Dixon[11]推導而得，此技術是根據水與脂肪之共振 頻率差或化學位移來分解脂肪和水的訊號，可得到兩張僅有水及僅有脂肪 之影像。藉由加減同相位(in-phase)與反向位(out-phase)掃描所得之兩張複合 影像(含大小及相位資訊之影像)，可產生僅有水或僅有脂肪之影像[11,12]， I ip I op 2. IW 、. I ip I op 2. I F ，其中 I ip 及 I op 為同向位及反向位掃描所得影像， I W. 及 I F 為水及脂肪之影像。因此，與真正的脂肪抑制技術不同，Dixon 法為一 水脂分離方法。Dixon 水脂分離法對骨骼肌肉磁振造影有多項優點[13,14]。此 技術對 B0 及 B1 磁場不均勻是不敏感的，而且可排除使用脂肪抑制脈衝， 因為此技術可藉同相位及反相位影像分離出僅有水及僅有脂肪的影像。另 外，分離的水及脂肪影像能再組合並可用來校正化學位移。Dixon 水脂分離 11.
(25) 法在高磁場下為有效的造影方法，且可得到沒有化學位移假影之影像。 IDEAL 整合快速自旋回訊波序可允許更好更有效的水脂分離，同時與傳統 快速回訊技術[15,16] 所得影像比較，其訊雜比及對比雜訊比是差不多的。 Dixon 法進一步的修改，如 Glover 及 Schneider[17] 和 Recder 等人[12,18] 所提出之方法來克服由於磁場不均勻的問題。這些修改導致三點 Dixon 法 (three-point Dixon method)之發展，即所謂不對稱回訊及最小平方評估法重 複分解水及脂肪訊號，簡稱 IDEAL 技術。IDEAL 技術取代 Dixon 法僅收集 二張脂肪與水同相位與反相位之影像而需取得至少三張影像，每一張具不 同相對於水及脂肪訊號之相位。此方法同時考慮到 B0 及 B1 磁場不均勻之 影響，因此，可簡化脂肪和水之分離程序。 使用不對稱回訊及最小平方差評估為一新的磁振造影技術可有效分離 水和脂肪之訊號。IDEAL 技術在身體磁振造影應用上可取代傳統脂肪抑制 技術及化學位移取像技術。 在 IDEAL 技術中，三張影像之回訊時間(echo time)被小心地選擇，使 得在重建僅有脂肪或僅有水之影像能有最大之訊雜比(SNR)[19]。IDEAL 技 術基本上與任何掃描波序相容，而且此技術已經與多種臨床相關波序相結 合，包括快速自旋回訊[12]，穩定態自由旋進造影(steady-state free precession imaging, SSFP)[20]，及 T1 加權非平衡梯度磁場穩定態梯度回訊技術(spoiled gradient-recalled echo, GRE)[18]。IDEAL 技術與波序間組合之彈性可提供任. 12.
(26) 意對比之脂肪與水分離的影像，包括 T2 加權、T1 加權及氫質子密度加權 影像，此技術同時具移動補償功能，也就是呼吸柵控(respiratory gating)，另 外，可取得 2D 或 3D 影像及使用顯影劑之造影[12]。IDEAL 影像技術可提供 全身均勻且可信賴的脂肪抑制，包括頭部、頸部[12]、胸部[21]、心臟[20,21]、 腹部[12,21]、骨盆[12]及四肢[12]。IDEAL 技術之另一優點為同相位影像、反相 位影像，僅有脂肪及僅有水之影像可在一次取像中完成。因此，以 IDEAL 一次取像取代使用脂肪飽和及化學位移技術分開取像，為簡化的身體磁振 造影取像方法。此外，因為所有數據均自一次取像產生且一組多種的影像 均同時被共同地記錄。IDEAL 技術應用在特定臨床身體磁振造影，包括肝 皮脂腺病(hepatic steatosis)、腎上腺瘤(adrenal adenoma)、腎臟良性血管肌肉 脂肪瘤(renal angiolipoma)、卵巢畸脂瘤(ovarian teratoma)及軟組織脂肪瘤 (lipoma)。可提供脂肪訊號抑制或分離之磁振造影波序是很重要的，其兩大 原因為：(1)從正常脂肪組織之脂肪訊號抑制會減少化學位移假影並更容易 顯示顯影劑之攝取，(2)可提供組織特性，此為磁振造影比其他造影技術顯 著之優點。IDEAL 相對於傳統 Dixon 法之優點包括與多線圈應用之相容性 及使用不對稱回訊而可得最佳化訊雜比。 IDEAL 技術與原始的 Dixon 技術[11]係基於脂肪及水訊號之分離，並根 據它們共振頻率之不同或化學位移來區分脂肪和水之氫質子，而得到兩張 水與脂肪分離之影像。IDEAL 可提供均勻且可靠的全身脂肪抑制，包括頭、. 13.
(27) 頸、胸部、心臟、腹部及四肢。因此，IDEAL 為一大有可為之影像技術， 可提供均勻且可依靠的脂肪抑制並具有簡化身體磁振造影取像方法之潛 力。IDEAL 之缺點為其影像重建時間長，約為幾分鐘。特別重要的是 IDEAL 快速自旋回訊在脂肪抑制經常失敗的區域能可靠的得到極佳的脂肪抑制， 如接近中腳踝及側腳踝、脛骨末端及跟骨處。甚至當金屬物存在時，若以 傳統脂肪抑制快速自旋回訊影像技術掃描會造成脂肪飽和情況下，IDEAL 技術也能提供極佳的水脂分離。IDEAL 影像技術的另一好處為除了產生僅 有水、僅有脂肪之影像外，也會產生水脂結合的影像且可用來修正化學位 移假影[22]。化學位移假影在低頻寬或高磁場下會增加，因此，為了抵消此 假影，在 3.0T 磁場下掃瞄時，需增加頻寬。以 IDEAL 技術修正化學位移可 以不需要在 3.0T 磁場下掃瞄增加頻寬，且可保持高磁場高訊雜比之優點。 IDEAL 技術可同時得到水、脂肪及水脂結合之影像，因此，不需要進行冠 狀 T1 加權波序掃描，導致淨檢查時間大約可縮短約 2 分鐘。雖然，未取得 冠狀 T1 加權影像，IDEAL 快速自旋回訊之水脂結合影像為高品質且可提供 類似 T1 加權影像之解剖參考。IDEAL 快速自旋回訊技術可取得 T1 加權影 像，可能對使用關節內或 IV Gd-DTPA 之研究如關節磁振造影有特別的幫 助。IDEAL 可提供使用脂肪抑制關節磁振造影在金屬或不均勻磁場存在時 有效之掃描方法。IDEAL 快速自旋回訊技術可用以觀察氧化血紅素、黑色 素或其他在脂肪抑制 T1 加權影像上可見之組織。IDEAL 快速自旋回訊之掃. 14.
(28) 描時間比傳統脂肪抑制快速自旋回訊掃描時間長，因為 IDEAL 技術需要 3 次以上取像來分離水及脂肪。然而，有一些方法可用來縮短掃描時間，包 括平行造影[23,24]、縮短取樣方法[25,26]、使用半 K-空間取樣及 Hymodyne 影 像重建法[27]。其他限制為相位反摺(phase wrap)在 IDEAL 快速回訊波序中並 沒有提供。IDEAL 快速回訊影像選擇在冠狀切面掃描是為了避免相位反 摺，但在距骨平頂中仍可見軟骨。因此，文獻指出 IDEAL 快速自旋回訊影 像為一足踝磁振造影大有可為的技術，因為 IDEAL 可提供極佳的脂肪抑 制，仍然維持高訊雜比及高影像品質，而 IDEAL 技術亟待進一步研究之處 為決定最佳化掃描參數。本研究已完成 IDEAL 最佳化掃描參數之研究。 本研究針對 12 位正常志願者足踝及頸部進行掃描評估，探討其 B0 和 B1 不均勻存在所造成的影響並比較 IDEAL 快速自旋回訊與傳統脂肪抑制 快速自旋回訊之差別。本研究之目的在於使用 4 種不同的臨床 FAT SAT 波 序(SE FAT SAT, Fast SE FAT SAT, STIR FSE 及 IDEAL 波序)進行掃描，以評 估各種 MRI FAT SAT 影像是否可獲得可靠的高訊雜比、最佳脂肪抑制效果 或均勻的水脂分離及其最佳化的掃描參數。本研究之完成可望提供病患於 檢查時獲得可靠的高訊雜比及最佳脂肪抑制效果或水脂均勻分離之影像。 可提供日後由於 B0 和 B1 不均勻存在所造成的足踝、關節或頸部不均勻的 脂肪抑制、更高磁場強度、遠離中心(off-isocenter)影像及造影部位幾何形狀 所造成感磁效應變差等會使脂肪抑制效果降低之檢查參考。在臨床應用. 15.
(29) 上，可提供較高品質之磁振造影影像並可望提高臨床診斷之準確度。. 2-3 磁振造影的沿革與原理. 1930 年鮑立(Pauli)發現電子不僅會繞著原子核旋轉還會自轉，並且具 有磁偶極矩(magnetic dipole moment)。原子核裡的質子也具有相同現象，若 將原子核置放於一個強大的磁場中原子核裡的質子會繞著磁場方向旋進 (precession)，旋進的頻率會隨著磁場強度增強而增加，如圖 2-4。. 圖 2-4 外加磁場中的質子。質子位於外加磁場中不僅會繞著自己的軸旋 轉，還會以搖晃前進的方式繞著外加磁場的軸旋轉。. 磁振造影影像取得的原理是將具有未成對電子或質子的原子放置於一 個外加的磁場中，讓它們順磁場或逆磁場的方向排列，產生淨磁量。然後， 將一特定頻率的 RF 射頻脈衝發射進來，因為共振效應的關係，原子將 RF 16.
(30) 的能量吸收且旋進方向會被偏折。當 RF 射頻脈衝被關掉後，原本被激發的 原子核會隨著時間再度回復到原來的方向並釋出能量回到基態，此過程稱 為遲豫現象(Relaxation) ，而這些來回振盪的訊號被接收經影像重建，即可 得 MRI 影像，如圖 2-5 所示。. 圖 2-5 給予射頻後磁向量之變化。Z 軸為主磁場方向，射頻由 X 軸方向射 入，M 表示淨磁量。左圖：給予 90°射頻脈衝後，縱磁向量被偏轉 到 X-Y 平面。右圖：射頻脈衝關掉後，磁向量隨時間回復至縱軸。. 在遲豫現象發生時，有兩獨立程序同時進行著；縱磁向量回復與橫磁. 17.
(31) 向量衰減。當縱磁向量回復到原磁向量 63%的時間，稱為 T1 遲豫時間(T1 relaxation time)，而橫磁向量衰減至 37%時，則為 T2 遲豫時間(T2 relaxation time)，如圖 2-6 所示。T1 和 T2 是組織與生俱來的特性，所以對特定組織 而言都是固定的，因此，選擇不同的重複時間(repetition time, TR)及回訊時 間(echo time, TE)便可得到強弱不同的訊號來分辨不同的組織。. 圖 2-6 磁向量之回復與衰減。左圖：T1 回復曲線，為磁向量向縱軸回復的 曲線。右圖：T2 衰減曲線，為橫磁向量衰減的曲線。. 1930 年，Isidor Rabi 發現在磁場中的原子核會沿著磁場方向呈平行或 反平行排列，且具有磁偶極矩(magnetic dipole moment, MDM)，若將原子核. 18.
(32) 放入一大磁場中，核內的質子會繞著磁場的方向旋進(precession)。1946 年， Felix Bloch 和 Edward Mills Purcell 發現將具有未成對電子的原子核置於磁 場中，再施加具有特定頻率的射頻脈衝，就會發生原子核將射頻脈衝能量 吸收而被激發之現象，當射頻脈衝被關掉後，原子核會從激發態返回基態， 這是最初核磁共振現象(nuclear magnetic resonance, NMR)的發現。之後，醫 學家發現水中的氫原子核可以產生核磁共振的現象，利用這個原理可以得 到在人體內水分子分布的情形。1970 年代，Damadian 發現若質子所處的環 境不同，則遲豫的速率會不同，因此，可以利用淨磁矩的變化情形來偵測 物體內部的組織結構，這就是磁振造影信號偵測的基礎。同年，Lauterbur 整合梯度磁場的概念，經過影像重建後，成功地發展出二維 MR 影像。不 久之後，Mansfield 建立了三維影像的取像方法，並發展出梯度回訊的概念， 大大的減少了掃描時間。 MRI 對人體不具侵襲性，不會產生游離輻射，可多方向掃描，可提供 三度空間影像，及高對比的解像力，是現代醫學不可或缺的診斷工具。它 的好處之一是不論掃描多少次，都不會像Ｘ光等傳統檢查方法一樣對病患 造成傷害。目前，MRI 在臨床上的應用非常廣泛，在各種軟組織如關節、 血管、神經系統、肌肉骨骼、腫瘤及隆乳手術後的乳房…等的造影表現上 非常優越，且除了解剖影像外，亦可做功能性的檢查。但它的缺點除了價 格昂貴之外，耗費的時間長也是個問題，檢查時間長，在檢查的過程中就. 19.
(33) 容易出現移動假影而影響影像品質。MRI 的應用技術種類很多，其中組織 抑制技術如水抑制與脂肪抑制…等可用來協助我們觀察特定的部位，例如 化學選擇脂肪抑制技術常被整合於快速自旋回訊波序以觀察踝部、頸部與 其它關節部位，因此，磁振造影對於軟組織解剖及功能性診斷的地位愈趨 重要。. 2-4 脂肪抑制的原理. 在磁振造影中，由於脂肪組織具有短 T1 和中等 T2 遲豫時間的物理特 性，在 T1 和 T2 加權影像中分別呈現高訊號與中訊號，可能會掩蓋鄰近正 常與病變組織的訊號，使得臨床醫師在判讀 T1 加權影像中脂肪組織周圍的 小病灶，或在 T2 加權影像中高訊號組織周圍之小病灶時可能發生困難，因 此，採用組織抑制技術消除這些高訊號的干擾，對臨床診斷有相當大的助 益，因此，脂肪抑制技術在臨床診斷上更是不可或缺。脂肪抑制之優點主 要有下列幾項: (1)減少運動假影、化學位移假影或其他相關假影；(2)抑制脂 肪組織信號，增加影像的組織對比；(3)增加顯影增強(contrast enhanced)掃 描的效果；(4)鑑別病灶內是否含有脂肪，因為在 T1 加權影像中除脂肪外， 含蛋白的液體、出血均會呈現高信號，脂肪抑制技術可以判斷是否含有脂 肪。準確的脂肪抑制，可以提供高病變辨識率的 T2 加權影像及顯影增強. 20.
(34) T1 加權影像(contrast enhanced T1-weighted imaging)，但是，T2 加權影像中 不均勻的脂肪抑制卻可能導致錯誤的判讀。所以在本文中針對脂肪抑制技 術對 MRI 影像品質提升做更深入的研究。 脂肪抑制技術有好幾種，每種技術都有各自的特點以及適合整合的波 序，比較常見的如下所述。. (一) 頻率選擇飽和法(chemical shift selective spectroscopy, CHESS ) 根據氫原子核所處的化學環境不同或結構不同會造成共振頻率不同， 例如，在水中的氫質子於 1.5 Tesla 磁場下之旋進頻率比脂肪中的氫質子之 旋進頻率快了 3.5 ppm，約為 220 Hz。在成像波序中激發 RF 施加前，先連 續施加數個窄頻寬的預飽和脈衝，如果預飽和脈衝的頻率與脂肪中氫質子 旋進頻率一致，組織中的脂肪將被連續激發而發生飽和(saturation)現象，而 水分子中的氫質子由於旋進頻率不同而不會被激發。此時，脂肪中的氫質 子因受到脈衝影響被偏折到 X-Y 平面上而水之氫原子則仍保留在 Z 軸方 向，緊接著趁脂肪之磁向量僅回復一些時再施加一般頻寬的 90°RF 脈衝， 同時激發水跟脂肪，將極小的脂肪分量及所有水之磁向量打到 X-Y 平面 上，如此一來所產生的脂肪訊號就很小，而水之訊號則很大，如圖 2-7 與 2-8 所示。. 21.
(35) 圖 2-7 脂肪頻率選擇飽和法示意圖。A.水與脂肪沿著主磁場方向排列，B. 給予一個預飽合脈衝，脂肪被偏轉到 X-Y 平面上，C.由於破壞梯度 造成了失相，平均相位為零，D.此時再施加一個脈衝使水之氫原子 偏轉到 X-Y 平面上。(來源：Magnetic Resonance Imaging, David D. stark, William G. Bradley, JR., 1988). 22.
(36) 圖 2-8 頻率選擇飽和法之波序圖。在 90°脈衝之前先給予一預飽和脈衝，將 脂肪訊號飽和掉，緊接而來的 90°脈衝打下來時，脂肪縱磁向量因僅 回復一些，而只產生很小的訊號。. 頻率選擇飽和法之優點： （1）高選擇性。主要抑制脂肪組織信號，對其他組織的信號影響較小。 （2）可整合於多種波序中。 （3）磁場強度依賴性較大，在中或高磁場強度下使用，可得到好的脂肪抑 制效果。. 頻率選擇飽和法之缺點： 23.
(37) （1）磁場的均勻度要求很高。 （2）進行大 FOV 掃描時，因梯度磁場存在，視野周邊區域之脂肪抑制效 果較差。 （3）人體吸收射頻的能量增加。 （4）預飽和脈衝將佔據 TR 期間的一個時段，因此，可能會延長掃描時間， 並影響影像的對比度。 （5）移動區域脂肪抑制效果差。. (二)反轉回復脂肪抑制法 (short TI inversion recovery, STIR ) 反轉回復波序中，在 90°的 RF 脈衝之前先施加一個 180°的 RF 脈衝， 使磁向量偏轉 180°到-Z 軸方向，之後，磁向量會隨著時間沿著+Z 軸回復。 當到達 TI 時間，此時施加 90° RF 脈衝將磁向量偏轉到 X-Y 平面上，各組 織的訊號大小由-Z 軸沿著 T1 回復曲線回復到時間為 TI 時的磁向量大小而 定。於臨床應用上，我們可以選擇所想要抑制組織的淨磁向量回復到 0 時， 定為反轉時間(inversion time, TI)。在 180°RF 脈衝施加後 TI 時間時，若欲 抑制組織的 T1 回復曲線剛好通過零點，此時該組織的淨磁向量為零，此時， 如果施加一 90°RF 脈衝將 Z 軸之磁向量偏轉到 X-Y 平面上，則此組織在 X-Y 平面上並無分量，也就是抑制了該組織的訊號，如圖 2-9 所示。. 24.
(38) 圖 2-9 反轉回復脂肪抑制波序圖。. 施加 180° RF 脈衝之後，縱磁向量由-Z 軸開始發生 T1 回復，其磁量大 小為 M0 (1-2e-t/T1)。當欲抑制組織之縱磁向量通過零點時，可求得該組織之 TI 值。 0 M 0 (1 2e t T1 ) 1 2e t T1 0 e t T1 1 2 ln e t T1 ln( 1 2) t T1 ln 2 (令t TI) TI ln2 T1 0.693 T1. 25. (2-1).
(39) 由於不同組織的 T1 遲豫時間不同，因此，TI 反轉時間也不同。此外， 隨著磁場強度改變，T1 及 TI 值也都會跟著改變，磁場強度愈大時，其 T1 值越大，所以，其 TI 值也相對越大。在 1.5T 磁場中，脂肪組織的 T1 值約 為 200～250 ms，選擇 TI = 140～175 ms 時可有效抑制脂肪組織的信號。在 1.0T 磁場中，TI 值約為 125～140 ms；在 0.5T 磁場中，TI 值約為 85～120 ms， 在 0.35T 磁場中，TI 值則約為 75～100 ms。 反轉回復波序的優點為（1）磁場強度依賴性低。即使在低磁場 MRI 中也能取得較好的脂肪抑制效果（2）與頻率選擇飽和法相比，磁場均勻度 之要求較低（3）大 FOV 掃描時，能取得較好的脂肪抑制效果。 反轉回復波序的缺點為（1）信號抑制的選擇性較低。如果某種組織的 T1 值接近於脂肪，其信號將會被抑制，故一般不能應用在顯影增強掃描（2） 由於 TR 延長，掃描時間會較長（3）不適用於使用釓顯影劑的造影。. (三) 兩點式狄克森法 (two-point dixon method, 2PD) 這是由 Dixon 在 1984 年提出來以化學位移理論為基礎的方法，又稱為 兩點式狄克森法。脂肪與水中的質子因處在不同的化學環境中，所以其旋 進頻率也會不同，水的旋進頻率比脂肪的旋進頻率稍快一些。因此，在某 個特定的回訊時間時，水和脂肪中氫質子的自旋會同相位(in phase)；同樣 地，在某個特定 TE 時，水和脂肪中的氫質子自旋會相差 180°而成反相位(out. 26.
(40) of phase)。在 1.5T 磁場強度下，脂肪與水每 4.5 毫秒（1/220 Hz）同相位一 次，脂肪與水一開始在 TE = 0 毫秒時同相，在 TE = 2.25 毫秒時反相位， TE = 4.5 毫秒時又為同相位。像這樣在 1.5T 磁場之下，脂肪與水中的質子 每 2.25 毫秒由同相位變成反相位；這就是所謂的第二類化學位移假影效應 (chemical shift artifact of the second kind)，如圖 2-10 所示。. 圖2-10 不同的TE會使脂肪和水同相位或反向位。TE為0 ms、4.5 ms及9 ms 時為同相位，而TE為2.25 ms及6.75 ms時為反向位。(來源：MRI : The Basic, Hashemi RH, 1997). 反相位時，脂肪和水中的氫質子相位相差 180°，所以訊號會互相抵消。. 27.
(41) Dixon 就是利用這種現象來產生只有水訊號或是只有脂肪訊號的影像。假設 影像的組成只有水與脂肪，而水和脂肪的影像訊號分別以 W 和 F 表示，當 我們選擇 TE 在同相位與反相位時間的影像訊號強度分別為 S1 與 S2，其中 S1 W F S2 W F. (2-2). 解 2-2 聯立方程式即可得只有水或脂肪的訊號， W (S1 S2) / 2 F (S1 S2) / 2. 28. (2-3).
(42) 圖 2-11 兩點式狄克森法波序圖。(A)同相位，(B)反相位。(來源：Magnetic Resonance Imaging, David D. stark, William G. Bradley JR., 1988). 同相位影像為標準的自旋回訊影像，在時間為 TE 時，水與脂肪的磁向量呈 同相位。反相位影像是將原本的 180°重聚焦脈衝往前移動了時間 τ，使得在. 29.
(43) 時間為 TE-2τ 時獲得反相位影像，其中 τ 為 1/4δ(δ 即脂肪與水之化學位移) 如圖 2-12 所示。. 圖 2-12 水與脂肪隨時間變化之相位圖。由於化學位移現象，水與脂肪之磁 向量由最初同相位，經過 t 時間時達到反相位，再經過 t 時間回到 同相位。而回訊大小也因磁場不均勻的關係而呈 T2*衰減。(來源： Magnetic Resonance Imaging, David D. stark, William G. Bradley, JR., 1988). 狄克森法的特點：（1）即使磁場強度低也適用，（2）即使在磁場均勻 度不高的情況之下還是可以有不錯的脂肪抑制效果，（3）可產生純水、純 脂肪以及水加脂肪四組影像，可提供更多臨床診斷所需資訊，（4）所需的. 30.
(44) 時間較長， （5）因為回訊時間增長，使得組織的 T2 衰減會影響到訊號分離 的結果，所以此技術適合用於自旋回訊波序(spin echo pulse sequence)。. ( 四 ) 不 對 稱 回 訊 脂 肪 和 水 的 重 複 分 解 與 最 小 平 方 評 估 法 (iterative decomposition of water and fat with echo asymmetry and least squares estimation; IDEAL) IDEAL 法也可稱為三點式狄克森法(three-point Dixon)，此法係針對兩 點式狄克森法(two-point Dixon)進一步改良而來，相對於兩點式狄克森法， 3PD 增加了一個信號擷取點，也就是以 3 個不同的 TE 進行掃描。兩點式狄 克森法有一個重要的因素會影響水脂訊號分離，就是共振頻率偏離造成的 相位誤差。假設影像中只含水與脂肪兩種組織時，一個體素(voxel)內的訊號 大小取決於(1)水的訊號(2)脂肪的訊號(3)磁場不均勻的因素，在 IDEAL 法 中新增的信號擷取點不但可以修正因為磁場不均勻所造成的脂肪抑制誤 差，也可量測共振頻率偏離。IDEAL 技術可以一次性的取得水與脂肪分離 的影像，所以，IDEAL 可以取代脂肪預飽和及化學位移取像技術，同時， 也可以產生水與脂肪結合的影像用於校正化學位移。IDEAL 一般是與快速 自旋回訊(fast spin echo, FSE)波序整合進行掃描，回訊時間成對稱分布，TE 為-π、0 及 π。然而，IDEAL 法也可應用於梯度回訊(gradient echo, GRE)波 序，TE 為 0、π 和 2π，由於梯度回訊波序沒有 180°重聚相脈衝，導致 3PD GRE 容易受到外在磁場不均勻影響，特別容易產生共振頻率偏離，為了校 31.
(45) 正這項影響因子，必頇在影像後處理時作相位校正（phase unwrapping）。 IDEAL 法整合於梯度回訊波序的特點：（1）改善了因磁場不均所造成 的脂肪抑制不均勻（2）不使用重聚焦脈衝，而用調整 TE 的方式來得到所 需的訊號，較為便利省時（3）影像數據需經過後處理，對病人移動造成的 影響較敏感（4）使用梯度回訊波序時所得之訊號為不對稱回訊，因此擁有 較佳的訊雜比。. 32.
(46) 第三章. 實驗方法. 3-1 實驗構想. 本研究使用四種不同的臨床脂肪抑制波序：(1)脂肪抑制自旋回訊(SE FAT SAT)、(2)脂肪抑制快速自旋回訊(FSE FAT SAT)、(3)反轉回復快速自旋 回訊(STIR FSE)以及不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法 (IDEAL)進行掃描，以評估各種 MRI 脂肪抑制技術應用於頭頸部與足踝之 脂肪抑制效果或水脂均勻分離的影像。. 3-2 實驗材料與設備. 研究硬體設備 1. 磁振掃描儀：高雄榮民總醫院 GE Signa HD Excite 1.5T 全身磁振掃描 儀，如圖 3-1 所示。. 33.
(47) 圖 3-1 GE 1.5T 磁振造影掃描儀。 2. 線圈：神經血管陣列線圈(Neurovascular Array Coil, NV Array Coils，圖 3-2)及膝線圈(Ankle coil，圖 3-3)。. 34.
(48) 圖 3-2 神經血管陣列線圈。. 圖 3-3 膝線圈。 實驗材料 選取十二位正常的志願者針對易受磁場不均勻影響而導致脂肪抑制不 均勻的頭頸及腳踝部位個別進行掃描。. 35.
(49) 圖 3-4 正常志願者接受磁振造影掃描頸部之準備及定位。. 3-3 實驗方法. 掃描計畫 1. 三平面定位掃描(3-plane localizer scan)。 2. 由矢狀切面影像選定掃描位置及範圍。 3. 使用四種臨床脂肪抑制波序，(1)脂肪抑制自旋回訊，(2)脂肪抑制快速 自旋回訊，(3)反轉回復快速自旋回訊與(4)不對稱回訊脂肪和水的重複 分解與最小平方評估法之 T1 及 T2 加權波序分別進行掃描。 36.
(50) 4. 以上述四種波序進行掃描，個別調整影響影像對比及脂肪抑制效果之參 數，如 TR 與 TE 等，以取得最佳的影像，同時獲得高訊雜比(signal to noise ratio, SNR)及良好的脂肪抑制效果，最後，決定個別波序之最佳化參數。 圖 3-5 為輸入掃描參數之介面。. 圖 3-5 輸入掃描參數之介面。. 5. 上述四種掃描波序之最佳化參數，如表 3-1 至表 3-5 所示。. 37.
(51) 表 3-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊波序之最佳化掃描參數。 波序 T2WI Fat Sat SE 掃描參數 TE (msec). 80. TR (msec). 2117. Bandwidth (kHz). 27.78. FOV (cm). 24.0. NEX. 2.00. Slice Thickness (mm). 5.0. Spacing (mm). 1.0. Matrix. 288×224. Scan time. 16:14. Slices. 20. 表 3-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊波序之最佳化掃描參數。. 38.
(52) 波序 T2WI Fat Sat FSE 掃描參數 TE (msec). 85. TR (msec). 3700. Bandwidth (kHz). 31.25. FOV (cm). 24.0. NEX. 2.00. Slice Thickness (mm). 5.0. Spacing (mm). 1.0. Echo Train Length. 16. Matrix. 288×224. Scan time. 2:06. Slices. 20. 表 3-3 反轉回復快速自旋回訊波序之最佳化掃描參數。 波序. FSE STIR. 39.
(53) 掃描參數 TI (msec). 150. TE (msec). 68. TR (msec). 6425. Bandwidth (kHz). 27.78. FOV (cm). 24.0. NEX. 2.00. Slice Thickness (mm). 5.0. Spacing (mm). 1.0. Matrix. 288×192. Scan time. 3:06. Echo Train Length. 16. Slices. 20. 表 3-4 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法波序之最 佳化掃描參數。 波序. T1W IDEAL. 40.
(54) 掃描參數 TE (msec). 13.5. TR (msec). 400. Bandwidth (kHz). 41.67. FOV (cm). 38.2. NEX. 1.00. Slice Thickness (mm). 5.0. Spacing (mm). 1.0. Matrix. 320×192. Scan time. 5:32. Echo Train Length. 3. Slice. 20. 表 3-5 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法波序之最 佳化掃描參數。 波序 T2W IDEAL 掃描參數. 41.
(55) TE (msec). 80. TR (msec). 3800. Bandwidth (kHz). 41.67. FOV (cm). 24.0. NEX. 1.0. Slice Thickness (mm). 5.0. Spacing (mm). 1.0. Matrix. 320×192. Scan time. 5:42. Echo Train Length. 12. Slice. 20. 影像判讀與比較 本研究採定性診斷 MRI 影像品質之方式為兩位放射師進行交叉判讀與 比對，並比較各種 MRI 脂肪抑制波序之脂肪抑制效果及其相關性。. 42.
(56) 第四章. 結果. 圖 4-1-1 為 T2 加權脂肪抑制自旋回訊之頸部 MR 影像，由於中心頻率 偏移，脊髓液於 T2 加權影像中應呈高訊號，卻呈低訊號(黃色箭頭)，且脂 肪抑制效果不均勻(紅色箭頭)。圖 4-1-2 為 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊 之頸部 MR 影像。脂肪抑制較自旋回訊波序好，脊髓液呈現高訊號(黃色箭 頭)，但部分部位脂肪仍為高訊號(紅色箭頭)，顯示脂肪抑制不均勻。圖 4-1-3 為 T2 加權反轉回復快速自旋回訊之頸部 MR 影像。脊髓液呈高訊號(黃色 箭頭處)，脂肪抑制仍有些許不完全(紅色箭頭)，但與前兩種方法比較已有 明顯改善。圖 4-2-1 為 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方 評估法之頸部水脂分離 MR 影像。上圖為水影像，脂肪呈低訊號(紅色箭 頭)；下圖為脂肪影像，脂肪呈高訊號(紅色箭頭)，脊髓液則呈低訊號(黃色 箭頭)，顯示水脂分離效果佳。圖 4-2-2 為 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重 複分解與最小平方評估法之頸部同相位與反相位水脂混合 MR 影像。上圖 為同相位影像，其中脂肪為高訊號(紅色箭頭)，脊髓液與肌肉則呈低訊號(黃 色箭頭)；下圖為反相位影像，綠色箭頭指出水與脂肪交界處有邊緣效應 (boundary effect)。圖 4-2-3 為 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最 小平方評估法之頸部水脂分離 MR 影像。上圖為水影像，脊髓液呈高訊號(黃. 43.
(57) 色箭頭)，脂肪呈低訊號 (紅色箭頭)；下圖為脂肪影像，脂肪呈高訊號(紅色 箭頭)，顯示水脂分離效果佳。圖 4-2-4 為 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重 複分解與最小平方評估法之頸部同相位與反相位水脂混合 MR 影像。上圖 為同相位影像，脊髓液(黃色箭頭)與脂肪(紅色箭頭)都呈高訊號；下圖為反 相位影像，水與脂肪交界處有邊緣效應(綠色箭頭)。圖 4-3-1 為 T2 加權脂 肪抑制自旋回訊之足踝 MR 影像，脂肪抑制效果佳(紅色箭頭處)。圖 4-3-2 為 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊之足踝 MR 影像。顯示脂肪抑制效果差(紅 色箭頭)且血流會造成明顯之流動假影(綠色箭頭)。(與 T2 加權脂肪抑制自 旋回訊影像比較)，脂肪抑制效果較差。圖 4-3-3 為 T2 加權反轉回復快速自 旋回訊之足踝 MR 影像。顯示脂肪抑制效果較前面兩種方法好(紅色箭頭)。 圖 4-4-1 為 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂分離 MR 影像。上圖為水影像，關節液呈高訊號(黃色箭頭)；下圖為 脂肪影像，關節液呈低訊號(黃色箭頭)，脂肪則呈高訊號(紅色箭頭)，顯示 水脂分離效果佳。圖 4-4-2 為 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最 小平方評估法之足踝同相位與反相位水脂混合 MR 影像。上圖為同相位影 像，關節液與肌肉呈低訊號(黃色箭頭)，脂肪則呈高訊號(紅色箭頭)；下圖 為反相位影像，綠色箭頭指出水脂交界處有邊緣效應。圖 4-4-3 為 T2 加權 不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足踝水脂分離之 MR 影像。上圖為水影像，關節液呈高訊號(黃色箭頭)，脂肪抑制效果佳(紅色. 44.
(58) 箭頭)；下圖為脂肪影像，脂肪呈高訊號(紅色箭頭)，水呈低訊號(綠色箭頭)， 顯示水脂分離效果佳。圖 4-4-4 為 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解 與最小平方評估法之足踝同相位與反相位 MR 水脂混合影像。上圖為同相 位影像，關節液(黃色箭頭)及脂肪(紅色箭頭)呈高訊號；下圖為反相位影像， 水脂交界處有明顯邊緣效應(綠色箭頭)。結果發現除不對稱回訊脂肪和水的 重複分解與最小平方評估法外，其他掃描波序在頸部與足踝都有嚴重脂肪 抑制不均勻的現象。不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之 T1 及 T2 加權影像在脂肪抑制的表現上均優於脂肪抑制自旋回訊、脂肪抑 制快速自旋回訊以及反轉回復自旋回訊技術，同時，IDEAL 亦可提供良好 的水脂分離影像。然而，不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估 法所需之掃描時間卻較其它傳統脂肪抑制技術來得長。. 45.
(59) 圖 4-1-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊之頸部 MR 影像。. 圖 4-1-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊之頸部 MR 影像。. 46.
(60) 圖 4-1-3 T2 加權反轉回復快速自旋回訊之頸部 MR 影像。. 圖 4-2-1 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸部 水脂分離 MR 影像。(上)水影像，(下)脂肪影像。. 47.
(61) 圖 4-2-2. T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂混合 MR 影像。(上)同相位影像，(下) 反相位影像。. 48.
(62) 圖 4-2-3 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂分離 MR 影像。(上)水影像，(下)脂肪影像。. 49.
(63) 圖 4-2-4 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之頸 部水脂混合 MR 影像。(上)同相位影像，(下)反相位影像。 50.
(64) 圖 4-3-1 T2 加權脂肪抑制自旋回訊之足踝脂肪抑制 MR 影像。. 圖 4-3-2 T2 加權脂肪抑制快速自旋回訊之足踝 MR 影像。. 51.
(65) 圖 4-3-3 T2 加權反轉回復快速自旋回訊之足踝 MR 影像。. 52.
(66) 圖 4-4-1 T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足踝 水脂分離 MR 影像。(上)水影像，(下)脂肪影像。. 53.
(67) 圖 4-4-2. T1 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂混合 MR 影像。(上)同相位影像，(下) 反相位影像。. 54.
(68) 圖 4-4-3. T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂分離 MR 影像。(上)水影像，(下)脂肪影像。. 55.
(69) 圖 4-4-4 T2 加權不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之足 踝水脂混合 MR 影像。(上)同相位影像(下)反相位影像。. 56.
(70) 第五章 討論與結論. 5-1 討論 本論文的研究目的係針對目前臨床上最常用的幾種脂肪抑制技術，脂 肪抑制自旋回訊、脂肪抑制快速自旋回訊，反轉回復快速自旋回訊及不對 稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方評估法之脂肪抑制效果進行比較評 估。實驗特別選擇於容易因解剖部位幾何形狀或是組成影響而造成脂肪抑 制不均勻的部位，如頸部與足踝區域。取得掃描影像後進行影像分析，比 較使用各種脂肪抑制技術掃描所得影像之影像品質，並且由放射師交叉判 讀與比對，比較各種脂肪抑制技術的效果及相關性。實驗結果得知，雖然 四種脂肪抑制波序皆無法抑制 100﹪的脂肪訊號。但不對稱回訊脂肪和水的 重複分解與最小平方評估法可獲得良好的水脂分離影像，期望本研究之完 成能在臨床診斷上提供更正確的脂肪抑制磁振造影影像，以利醫生判讀診 斷。. 57.
(71) 5-2 結論 根據研究結果，頻率選擇預飽和技術不管是應用於傳統自旋回訊或快 速自旋回訊波序，對頸部及足踝部位的造影都相當敏感，也就是脂肪抑制 很不均勻。相對來說，反轉回復自旋回訊則對此二部位之造影比較不敏感， 亦即脂肪抑制較前二者均勻。不對稱回訊脂肪和水的重複分解與最小平方 評估法為本研究探討之脂肪抑制方法中最佳的選擇，即使在磁場強度非常 不均勻處，如頭頸部與足踝，都能獲得良好的水脂分離效果。然而，IDEAL 的缺點則是需要更長的掃描時間和複雜的影像重建運算。. 58.
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