I-Shou University Institutional Repository:Item 987654321/21511

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Evaluation of New Zealand Rabbit VX2 Tumor

Model by Magnetic Resonance T1-mapping and

T2-mapping Techniques at 1.5 T

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Evaluation of New Zealand Rabbit VX2 Tumor

Model by Magnetic Resonance T1-mapping and

T2-mapping Techniques at 1.5 T

by

Student

Ǻ

ǺSan-Ho Hung

Advisor

ǽPo-Chou Chen, PhD

Co-Advisor

ǽLain-Chyr Hwang, PhD

A Dissertation Submitted to the

Department of Electrical Engineering

of I-Shou University

in Partial Fulfillment of the Requirements

for the Ph.D

.

degree

with a

Major in Electrical Engineering

July , 2017

Kaohsiung, Taiwan

Republic of China

ii

iv

致謝

四年博士班課業即將結束，回想這四年實驗研究的日子有辛苦、有歡樂，繁忙 的研究工作加上繁重的學業，讓我靜心思考勇於面對所有逆境，善於分配有限的時 間，更能專心於研究及啟發學術知識。本論文能順利完成，誠摯地感謝指導教授陳 博洲老師以及共同指導教授黃蓮池老師，從研究主題的制定、實驗方法與流程的規 範，研究結論的歸納，老師們不厭其煩的與我討論並詳細指點正確的研究方向，使 我獲益匪淺。老師對學問的嚴謹更是我學習的典範，老師的學術涵養、待人處事是 我學習的楷模，在此感謝老師辛苦的教導。 同時感謝朱唯勤教授、郭士民教授、程大川主任及饒若琪老師在百忙之中撥冗 擔任口試委員，並在論文口試期間悉心指正與建議寶貴的意見，使本論文更臻完美， 在此謹致謝忱。 研究期間感謝清輝學長與順道兄在實驗方法、技巧和資料蒐集等方面給予諸多 幫忙；感謝好同學振昌與金足陪伴我渡過這四年，帶來歡笑及學業上的協助，懷念 與你們相處的時光；謝謝實驗室浚翔學弟及所有學弟妹幫忙實驗資料的彙整。感謝 大家一路的支持，時時刻刻給予鼓勵，讓我得以順利完成研究。 感謝楊國雲主任及放射線科所有同仁，有你們在工作上的體諒及幫忙，使得本 論文能夠如期完成。 感謝父親及岳父的鼓勵，特別感謝我的老婆珍惠，在我求學期間辛苦照顧家庭 與子女，默默的支持我、體諒我、包容我與兒子女兒自我督促課業，使我無後顧之 憂，能專心於學業與研究，順利地完成學業。 謹以此論文獻給我摯愛的家人，您們的支持是我奮發向上的動力，也感恩幫助 過我的老師與朋友們，感激你們對我的提攜、照顧與關心。 洪三和 謹誌 義守大學電機工程學系研究所 醫工組 磁振造影實驗室 中華民國一六年七月

v

摘要

磁振造影(magnetic resonance imaging, MRI)優於其他臨床診斷之造影方法為非 侵入性、無游離輻射、具優異的軟組織分辨力等優勢。常規的磁振造影檢查僅可觀 察正常與不正常組織間之型態差異。磁振(Magnetic resonance, MR)T1 遲豫時間(T1 relaxation time)和 T2 遲豫時間(T2 relaxation time) 為評估組織病理變化的重要指標。 T1 遲豫時間圖像(T1-mapping)技術和 T2 遲豫時間圖像 (T2-mapping) 技術可用於定 量及定性分析組織的特性。本研究之目的在於使用三維(3D)T1 加權(T1 -weighted, T1W) 不 同 偏 折 角 演 化 採 進 行 採 樣 完 美 優 化 對 比 (sampling perfection with application-optimized contrast using different flip angle evolution, SPACE)脈衝序列，T2 加權 (T2-weighted, T2W) SPACE 脈衝序列，T1-遲豫時間圖像和 T2-遲豫時間圖像等 技術長期監測紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤成長及其分佈情形，藉由量測正常肌肉和 VX2 腫瘤的訊號強度(signal intensity, SI）和 T1 和 T2 遲豫時間以評估 VX2 腫瘤的特 性。無母數曼懷特尼(Mann-Whitney) U 檢定結果顯示於 VX2 腫瘤注入後同一天之 T1W SPACE 影像、T2W SPACE 影像、T1 遲豫時間圖像和 T2 遲豫時間圖像中正常 肌肉組織(控制組)和 VX2 腫瘤(對照組)的訊號強度間有顯著差異(P< 0.05)。時間序列 T1W SPACE 影像、T2W SPACE 影像、T1 遲豫時間圖像和 T2 遲豫時間圖像中正常 肌肉組織與 VX2 腫瘤之間的平均訊號強度值也有顯著差異(p< 0.05)。實驗結果證實 T2W SPACE、T1 遲豫時間圖像技術和 T2 遲豫時間圖像等技術在早期檢測 VX2 腫 瘤之表現優於 T1W SPACE 技術且 T1 遲豫時間圖像技術和 T2 遲豫時間圖像技術可 用於評估腫瘤生長和轉移。結論 T1 和 T2 遲豫時間圖像在病理進程中可被視為生物 標記和預測指標。 關鍵字：T1 遲豫時間圖像，T2 遲豫時間圖像，VX2 腫瘤模型，SPACE，T1 遲豫時 間，T2 遲豫時間。

vi

ABSTRACT

Most routine magnetic resonance imaging (MRI) only investigates morphology differences between normal and abnormal tissues. Magnetic resonance (MR) T1 and T2 relaxation times are important indices for evaluating tissue's pathological changes. T1-mapping and T2-mapping techniques can be used to perform quantitative analysis as well as qualitative analysis of tissue characteristics. This study aimed to long-term monitoring of the VX2 tumor progression and distribution on New Zealand rabbit's thigh using 3D T1-weighted sampling perfection with application-optimized contrasts using different flip angle evolution (T1W SPACE), T2W SPACE, T1-mapping and T2-mapping techniques. The signal intensity (SI), T1 and T2 relaxation times of normal muscle and VX2 tumor were measured to evaluate the tumor characteristics. The nonparametric Mann-Whitney U test results showed that there were significant differences in SIs of T1W SPACE images, SIs of T2W SPACE images, T1 relaxation time and T2 relaxation time at the same day after VX2 implantation between normal tissue and VX2 tumor (p< 0.05). There were also significant differences in time course average values of SIs of T1W SPACE images, SIs of T2W SPACE images, T1 relaxation time and T2 relaxation time between normal tissue and VX2 tumor (p< 0.05). T2W SPACE, T1 mapping and T2 mapping were superior to T1W SPACE in the early detection of VX2 tumor. T1 mapping and T2 mapping techniques can be used to evaluate tumor growth and metastasis. T1 and T2 maps might be referred as biomarkers and predictive indices in the evolution of pathologies.

Keyword: T1 -mapping, T2-mapping, VX2 tumor model, SPACE, T1 relaxation time, T2 relaxation time

vii

目錄

Republic of China ... i 致謝 ... iv 摘要 ... v ABSTRACT... vi 目錄 ... vii 表目錄 ... ix 圖目錄 ... x 第一章 概論 ... 1 1-1研究背景 ... 1 1-2 研究目的 ... 5 1-3 論文架構 ... 5 第二章 原理及應用 ... 7 2-1 快速自旋回訊 ... 7 2-2使用可變偏折角演化優化對比與取樣完美的三维快速自旋回訊脈衝序列 ... 9 2-3 T1-mapping 技術 ... 12 2-4 T2-mapping 技術 ... 15 第三章 實驗動物與儀器設備 ... 17 3-1實驗動物 ... 17 3-2 儀器設備 ... 17 第四章 研究架構與材料 ... 19 4-1 研究架構 ... 19 4-2 MRI 掃描方法 ... 19 4-2-1 脈衝序列參數最佳化 ... 20 4-2-2 影像掃描參數最佳化之實驗 ... 20 4-3 VX2 腫瘤細胞 ... 20 4-4 大白兔腿部 VX2 腫瘤模型 ... 21 4-5 麻醉方式 ... 23

viii 4-6 影像資料處理分析 ... 25 4-7比較不同影像或圖像正常組織與VX2腫瘤之相關性 ... 26 4-8統計分析 ... 26 第五章 實驗結果 ... 28 第六章 討論 ... 53 第七章 結論 ... 56 第八章 參考文獻 ... 57

ix

表目錄

x

圖目錄

圖 1-1 SE-EPI 脈衝序列 ... 4 圖 2-1 快速自旋回訊脈衝序列示意圖 ... 9 圖 2-2 部分偏折角射頻激發示意圖 ... 13 圖 2-3 雙 TI SE-EPI T1-mapping 脈衝序列示意圖 ... 14 圖 3-1 紐西蘭大白兔 ... 17

圖 3-2 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZA A Tim＋Dot System 磁振掃描儀 ... 18

圖 3-3 四通道高解析度 FLEX 線圈 ... 18 圖 4-1 義守大學實驗動物照護及使用委員會批准(IACUC-ISU-103012） ... 22 圖 4-2 Zoletil 50 麻醉劑 ... 23 圖 4-3 Rompun 2%麻醉劑 ... 24 圖 4-4 Siemens 影像處理工作站 syngo 影像處理分析軟體之操作介面 ... 25 圖 5-1 紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 24 天之 MR T1W 之 SPACE 原始影像(I) ... 31 圖 5-1 紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 24 天之 MR T1W 之 SPACE 原始影像(II) ... 32 圖 5-2 紐西蘭大白兔腿部注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後取得第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天之 MR T1W SPACE 影像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 33 圖 5-3 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天的序列磁振影像重建後之 T1 遲豫時間圖像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 34 圖 5-4 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天掃描重建之序列磁振 T1 遲豫時間圖像與高解析度 T1W SPACE 影像之融合影像， 箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 35

圖 5-5 (a) T1 mapping 脈衝序列掃描之原始影像 (TI=400 ms) ... 36

圖 5-5 (b) T1 mapping 脈衝序列掃描之原始影像 (TI=700 ms) ... 37

圖 5-6 紐西蘭大白兔腿部腫瘤之 T2W SPACE 原始影像(I) ... 38

xi 圖 5-7 紐西蘭大白兔腿部注入腫瘤細胞懸浮液後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天掃描之序列磁振 T2W SPACE 影像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 40 圖 5-8 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天的序列磁振影像重建後之 T2 遲豫時間圖像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 41 圖 5-9 注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及(e) 31 天掃描重建之序列磁振 T2 遲豫時間圖像與高解析度 T2W SPACE 影像之融合影像， 箭頭標記處為 VX2 腫瘤 ... 42 圖 5-10 T2 mapping 脈衝序列固定 TR，改變 TE 掃描之原始影像(I) ... 43 圖 5-10 T2 mapping 脈衝序列固定 TR，改變 TE 掃描之原始影像(II) ... 44 圖 5-10 T2 mapping 脈衝序列固定 TR，改變 TE 掃描之原始影像(III) ... 45 圖 5-10 T2 mapping 脈衝序列固定 TR，改變 TE 掃描之原始影像(IV) ... 46

圖 5-11 MRI 影像之 ROI 圈選量測示意圖，(A)背景值、(B)正常肌肉與(C)VX2 腫瘤 組織 ... 47 圖 5-12 實驗流程圖 ... 48 圖 5-13 T1W SPACE 影像 ROI 圈選量測的時變平均訊號強度柱狀圖 ... 49 圖 5-14 T2W SPACE 影像 ROI 圈選量測的時變平均訊號強度柱狀圖 ... 50 圖 5-15 T1-Map 圖像 ROI 圈選量測的時變 T1 遲豫時間柱狀圖 ... 51 圖 5-16 T2 Map 圖像 ROI 圈選量測的時變 T2 遲豫時間柱狀圖 ... 52

1

第一章 概論

1-1 研究背景

近年來，磁振造影(magnetic resonance imaging, MRI)因其可提供豐富的病理及 解剖資訊，目前，已被廣泛地應用於各種臨床疾病診斷與醫學應用研究上，由於此 技術包含的方法眾多及影像種類與檢查應用之多樣性，已成為臨床診斷醫學不可或 缺的工具之一。磁振造影對於提供生物體內軟組織的對比(contrast)優於其他影像檢 查技術，藉由不同參數的調控及不同脈衝序列之掃描，可得不同對比之解剖性影像。 磁造影技術的優點在於非侵入性、無放射性傷害、高解析度，且成像具豐富的生理 解剖訊息，MRI 於診斷疾病上已被證實為一臨床有用及寶貴的方法[1-3]。MRI 可藉 由注射顯影劑更進一步增強影像對比以偵測與分類微小腫瘤[4-6]。T1 遲豫時間(T1 relaxation time)及 T2 遲豫時間(T2 relaxation time)為 MRI 技術中兩個非常重要的特性 參數，T1 遲豫時間亦稱為縱向遲豫時間(longitudinal relaxation time)而 T2 遲豫時間 則亦稱為橫向遲豫時間(transverse relaxation time)。由於體內不同的組織具有不同的 T1 遲豫時間及 T2 遲豫時間[7-9]，調整不同脈衝序列的掃描參數，如重覆時間 (repeatition time, TR)、回訊時間(echo time, TE)及反轉時間(inversion time, TI)，即可 取得不同加權(weighted)之 MRI 影像。不同加權之 MRI 影像可呈現不同的軟組織對 比，可應用於不同的疾病診斷。針對臨床病症之診斷需求，我們可挑選合適之脈衝 序列(pulse sequence)進行掃描檢查而呈現出優異的軟組織對比以利臨床醫生判讀。 人體各組織器官中的 T1 與 T2 遲豫時間為組織本質的特性參數，亦即不同組織器官 的 T1 與 T2 遲豫時間不同。因此 T1 與 T2 遲豫時間可提供正常與病理狀態相關的有 用資訊且可當作臨床應用的生物指標。組織發生病變時，會引發結構及組成之變化， 而改變 T1 與 T2 遲豫時間。T1 與 T2 遲豫時間為直接影響影像對比之主要因素。當 腫瘤形成時，腫瘤中病變區域的組織、血管結構與 T1、T2 遲豫時間會產生變化， 是以兩者均為評估病變組織之重要指標。而磁振 T1 與 T2 遲豫時間圖像造影技術則

2 均為能同時定量及定性組織特性的技術了解 T1、T2 遲豫時間之變化，可協助臨床 診斷上之判讀。文獻已發表多種量測 T1 遲豫時間的方法[10,11]。傳統反轉回覆脈衝 序列使用多個不同的反轉時間來量測 T1 遲豫時間[12]。使用反轉回覆方法的需要相 當長的時間，可能導致數據擷取時器官不自主的運動，所以快速量測 T1 遲豫時間的 技術逐漸成為熱門的研究議題。 文獻首次發表使用 T1 估計值求得之最佳雙偏折角進行 T1 遲豫時間量測[9]。 求得之 T1 遲豫時間優於使用多個均勻分佈的角度進行掃描之 T1 遲豫時間，此方法 可以在短時間內取得 T1 圖像。文獻使用傳統快速自旋回訊(conventional fast spin echo, FSE)，與傳統自旋回訊(conventional spin echo, CSE) T2-mapping 脈衝序列進行 掃描量測並計算海馬迴之 T2 遲豫時間，FSE 脈衝序列如圖 1-1 所示。研究結果指出 CSE T2-mapping 技術求得之 T2 遲豫時間較 FSE T2-mapping 準確[13]。T1 加權影像 (T1-weighted imaging, T1WI)、T2 加權影像(T2-weighted imaging, T2WI)、磁振擴散 加權影像(Diffusion weighted imaging, DWI)、三維-相位對比磁振血管攝影(3D-phase contrast magnetic resonance angiography, 3D-PCMRA)、T1-mapping 與 T2-mapping 等 磁振造影脈衝序列被使用於觀察急性缺血性中風、亞急性缺血性中風與慢性缺血性 中風等中風類型中缺血組織之變化情形，結果發現表觀擴散係數(Apparent diffusion coefficient, ADC)圖像適用於確診急性中風，T2 遲豫時間圖像技術則適用於確診慢性 中風[14]。

雙偏折角(dual flip angle, DFA) T1-mappimg 與多偏折角(multiple flip angle, MFA) T1-mappimg 脈衝序列被使用於探討並分別定量頭頸部之原發性腫瘤與肌肉等組織， 結果顯示，使用小雙偏折角(2/7)掃描所得之 T1 遲豫時間圖像量測的 T1 遲豫時間， 會有高估的現象；而使用中雙偏折角(7/12, 7/15)掃描所得之 T1 遲豫時間圖像量 測的 T1 遲豫時間，則會有低估的現象[15]。T2-mapping、三維-飛行時間磁振血管攝 影(3D Time of flight magnetic resonance angiography, 3D-TOFMRA)與磁振擴散加權

3 影像等脈衝序列被使用來觀察中風所造成之損傷。DWI 與 ADC 圖像確診中風所造 成損傷之區域，包括損傷組織擴散受限區、中風病灶成長區與倖存組織區 ； T2-mapping 技術則用來量測急性缺血性中風與亞急性缺血性中風損傷。實驗結果顯 示，急性缺血性中風由於組織在短時間內受損傷，損傷區域之 T2 遲豫時間無明顯變 化。因此，結論 T2 遲豫時間不宜用來評估急性缺血性中風損傷之影響[16]。

磁振造影 MRI 量測自旋晶格遲豫時間(T1 relaxation time）可提供正常和病理狀 態相關的重要資訊。此外，各種磁振造影應用，如動脈自旋標記灌注影像(arterial spin labeling, ASL)[18,19]、磁量轉移(magnetization transfer , MT)影像[20]和溫度監控[21] 均需量化 T1 遲豫時間。學者提出了多種量測 T1 遲豫時間的方法[22,23]。傳統反轉 回復(inversion recovery, IR)脈衝序列實驗被重複使用多次不同反轉時間掃描以估算 T1 遲豫時間[24]傳統方法需要相對較長的掃描時間，可能會在資料擷取過程中因非 自主的移動造成量測結果不準確。此外，傳統 IR MRI 掃描的訊號由負到正零交叉 之精確時間點通常不易確定，因為一般影像訊號均為正值。最後，多個時間點的方 法一般對影像雜訊非常敏感，尤其是當反轉時間(TI)設定使訊號接近零時(TI > T1 ln 2).[25] 為了減少這些問題，多種兩點法被提出以量測 T1 遲豫時間，例如結合使 用反轉自旋或飽和回復(saturation recovery, SR)準備脈衝序列[26,27] 或使用兩個不 同的重複時間，或使用兩個不同的脈衝翻轉角度而沒結合使用反轉自旋或飽和回復 準備[28, 29]。然而，這些方法都有特定的限制。如果使用結合使用反轉自旋或飽和 回復準備脈衝序列，將犧牲動態範圍，因為飽和回復掃描的訊號範圍只有反轉回復 掃描的 50%。此外，飽和回復和反轉回復脈衝之間射頻功率的差異會引發 T1 量測 的系統誤差。 如果使用不同的重複時間或翻轉角度，動態範圍也會減少和/或亦會由正規的設 定中實際翻轉角度偏差引發 T1 量測的系統誤差。翻轉角度的相依性也是使用 Look– Locker 取樣之反轉回復法的問題[30]，將進一步降低訊噪比，因為此法使用快速重

4 複的激發脈衝[30]之反轉回復方法。因此，本研究計畫擬使用雙 TI 反轉回復法，可 在很短的掃描時間內使用的最大量測動態範圍的 T1 遲豫時間圖像方法。並可消除訊 號零交叉的 T1 量測引發之問題。使用單次激發多切面回訊平面造影(echo planner image , EPI) [31]如圖 1-1 所示，可進一步減少掃描時間。 圖 1-1 SE-EPI 脈衝序列。

採 用 不 同 偏 折 角 演 化 採 進 行 採 樣 完 美 優 化 對 比 (Sampling perfection with application-optimized contrasts using different flip angle evolution, SPACE）的三维快速 自旋回訊(Turbo spin echo, TSE)脈衝序列能夠在合理成像時間內獲得高解析度等向 性的 3D 圖像，其對比與採用 2D T1 加權和 T2 加權 TSE 獲得的對比相似[32-33]。此 外，由於快速自旋回訊對磁敏感性，流動和化學位移假影比其他 T1，T2 成像方法低 的優點，所以本研究選擇採用 SPACE 脈衝序列獲取 T1W 和 T2W 影像。VX2 腫瘤 是一種常用於研究腫瘤進展的侵襲性腫瘤，紐西蘭大白兔 VX2 腫瘤模型已被廣泛地 應用於研究多種人類癌症上。

5

1-2 研究目的

本論文研究之目的在於建立動物腿部 VX2 腫瘤模型之磁振 T1 -mapping 及 T2-mapping 造影技術之動物腫瘤實驗模型，以評估腿部正常組織及 VX2 腫瘤的生 長情形及病變成長程度。期能建立最佳化的掃描參數，同時，求得紐西蘭大白兔腿 部正常肌肉組織與腫瘤之 SI、T1 及 T2 遲豫時間等指標等特性擴散參數，以評估紐 西蘭大白兔腿部肌肉正常組織及 VX2 腫瘤的生長情形分布、與病變成長程度。最後， 比較紐西蘭大白兔正常腿部肌肉組織與 VX2 腫瘤模型間 SI、T1 及 T2 遲豫時間之分 布與差異。 本論文研究之完成期望建立紐西蘭大白兔正常腿部肌肉組織與 VX2 腫瘤模型 之 T1-mapping 及 T2-mapping 造影技術，求得最佳化的掃描參數，以獲得高品質磁 振 T1 遲豫時間及 T2 遲豫時間圖像，並建立磁振 T1 遲豫時間及 T2 遲豫時間圖像之 後處理及分析流程。未來，希望能將研究成果提供臨床醫師與放射師於臨床診斷應 用之參考。

1-3 論文架構

本論文研究之目的在於建立動物腿部 VX2 腫瘤模型之磁振 T1 -mapping 及 T2-mapping 造影技術之動物腫瘤實驗模型，以評估紐西蘭大白兔腿部正常肌肉組織 及 VX2 腫瘤的生長情形及病變成長程度。 本論文總共分成八個章節： 第一章為概論，包括研究背景、文獻回顧及研究目的等。 第二章為原理與應用，介紹本研究所使用之 MRI 基本原理與應用，並介紹 T1 加權(T1-weighted, T1W) SPACE 影像、T2 加權(T2-weighted, T2W) SPACE 影像、T1 -mapping 及 T2-mapping 技術。

第三章為實驗動物與儀器設備，討論本研究所設計之實驗方法及其實驗流程。 設計最佳掃描參數並探討其最佳結果。

6 像掃描參數最佳化探討，先建立大白兔腿部 VX2 腫瘤模型後，並且以非侵入式磁 T1 -mapping 及 T2-mapping 造影技術監測術後腿部腫瘤的長期縱向表現。 第五章為實驗結果，將取得軸狀切面之 T1W SPACE 影像、T2W SPACE 影像、 T1 遲豫時間圖像及 T2 遲豫時間圖像，進行影像分割、影像融合與訊號強度(sigmal intensity, SI)量測分析。 第六章為討論。 第七章為結論。 第八章為參考文獻。 最後為附錄：專有名詞中英文及縮寫對照表。

7

第二章 原理及應用

2-1 快速自旋回訊

快速自旋回訊(Fast/Turbo spin echo, FSE/TSE)造影，是 Hennig 等人於 1986 年 首次發表的快速重覆聚焦回訊取樣(Rapid Acquisition with Refocused Echoes, RARE) 技術[34]。之後，FSE/TSE 幾乎已經成為現代 MR 造影像各部位掃描使用的主要脈 衝序列之一[35-36]。快速自旋回訊脈衝序列類似於傳統的自旋回訊脈衝序列，它在 一個 90º脈衝後使用一系列 180º重聚焦脈衝來產生一系列回訊。 • 傳統自旋回訊: 90º−180º−echo………90º−180º−echo… • 快速自旋回訊: 90º−180º−echo−180º−echo−180º−echo−180º−echo………90º−180º−echo… 然而，FSE/TSE 技術改變回訊序列中每一個回訊的相位編碼梯度(傳統的多回 訊自旋回訊脈衝中所有的序列回訊使用相同的相位編碼梯度)。改變回訊之間的相位 編碼梯度之結果，可以在已知的重複時間內取得 k 空間中多行的影像數據。由於在 每個 TR 可取得多個相位編碼線之數據，所以 FSE/TSE 技術可以顯著地減少取像時 間。

在已知 TR 下取得的回訊數稱為回訊序列長度(echo train length, ETL )或加速因 子(turbo factor)。常規檢查使用的 ETL 通常選擇在 4 至 32 之範圍中，但快速造影/ 回訊平面技術中，ETL 則可能超過 200。當切面數不是限制因素時，成像時間與 ETL 成反比。也就是說，ETL = 8 的 FSE/TSE 脈衝序列之掃描時間為相同 TR 的常規 SE 脈衝序列的八分之一。 除了速度之外，FSE 技術還提供其他優勢。首先，一個 TR 掃描多行 k 空間而 節省的時間可用來延長 TR，因此縱向磁化回復更多，從而提高訊雜比。使用更多相 位編碼次數，則可改善空間解析度。最後，此敏感性引起的訊號損失減少，使得 FSE 於顱底和金屬物體周圍的影像優於 CSE。

8

磁化率假影減少可能是缺點，然而，因為 FSE 影像不適合用來檢測小區域的鈣 化或出血。FSE 的其他限制包括 T2 加權影像上脂肪訊號過亮和自旋密度加權影像上 CSF 過亮。FSE 使用多個 180°脈衝會使組織加熱，也可能限制嬰幼兒和兒童的使用。 在傳統自旋回訊影像中，僅需要指定兩個基本時序參數，即重複時間和回訊時 間。在快速自旋回訊(FSE / TSE)影像中，TE 被替換成，有效回訊時間(effective echo time, TEeff)，即 k 空間的中心線被填入的時間。另外需要兩個新參數：GE 和東芝公 司的回訊數-稱為回訊序列長度;西門子和飛利浦公司稱為快速因子;日立公司則稱為 激發因素。回訊之間的時間–奇異、飛利浦、西門子和東芝公司稱為回訊間隔(echo spacing, ESP)，而日立公司回訊間隔時間(interecho time, ITE)。

回訊序列長度是最重要的 FSE 參數之一。一般來說，影像採集時間與 ETL 成 反比。 換句話說，如果具有一特定的 TR/TE/空間解析度的 CSE 脈衝序列需要 8 分 鐘來掃描，若 ETL= 8 的 FSE 序列則將僅需要 1 分鐘掃描時間。增加 ETL，則 T2 加權增加。回訊序列長度決定取像時間。

在已知 TR 情形下，選擇回訊序列長度(ETL)時，還需考慮切面的數量需涵蓋 整個欲掃描的解剖區域。在傳統的二維傅立葉轉換(two-dimensional Fourier transform, 2DFT) SE 成像中，每個 TR 期間的“死區時間”(dead time)不會被浪費掉；死區時 間可用來激發多切面取像的其他切面。快速自旋回訊成像中，在已知 TR 情形下， 需考慮 ETL 與允許切片數。如果 ETL 太長，則可能需要兩次分開的 FSE 掃描，以 涵蓋所需的切面數目，缺點是需要雙倍的成像時間。回訊間隔(ESP) 增加，TE 會變 長，而造成訊雜比(signal to noise ratio, SNR) 和對比雜訊比(contrast to noise ratio, CNR)變小；且移動，磁敏感性和邊緣相關的假影會增加。一般來說，ESP 的增加， 影像品質會變差; 因此，應在大多數應用中宜選擇盡可能短的 ESP。ESP 選擇越短 越好。採用 TE 值附近的低階相位編碼擷取之數據，可得類似於傳統自旋回訊(spin echo, SE)技術之影像對比。因為整體影像對比主要決定於 k 空間中心處的低階相位 編碼掃描取得的訊號，而高階相位編碼掃描取得的訊號主要貢獻於 k 空間周邊的邊 緣細節。因此，雖然回訊序列中每個回訊係由不同 TE 取得，但總體影像對比決定

9 於有效 TE 及低階相位掃描使用的 TE。通常有效 TE 選擇在回訊序列的中間，但在 特殊應用中可以移動到系列的前端或末端。 ETL 對影像品質有重要影響。較長的 ETL 會導致更重的 T2 加權，因為具較長 TE 的回訊貢獻於整體訊號。較長的 ETL 也與整體 SNR 和 CNR 的降低有關，因為 較長 TE 的回訊較弱。在很長 TE 的回訊也會產生更多的空間模糊。這種空間模糊效 應來自於較長 TE 回訊的 T2 相關訊號損失，這些回訊是由對應於高空間頻率和影像 細節的高階相位編碼掃描取得的。圖 2-1 為快速自旋回訊波續示意圖。 圖 2-1 快速自旋回訊脈衝序列示意圖。

2-2 使用可變偏折角演化優化對比與取樣完美的三维快速自旋回訊脈衝

序列

GE 公司命名為 CUBE 脈衝序列；VISTA (Volume ISotropic Turbo spin echo Acquisition)為飛利浦公司的版本與縮寫；日立公司稱為 isoFSE；東芝公司則稱為 3D MVOX (MultiVOXel)。西門子公司的 SPACE (Sampling Perfection with Application optimized Contrasts using different flip angle Evolution)名稱也許是最有創意的名字， “使用可變偏折角演化優化對比與取樣完美的三维快速自旋回訊脈衝序列” [37-39]。

10

syngo SPACE 脈衝序列是單一區塊具有區塊選擇與可變激發脈衝之 3D 快速自 旋回訊脈衝序列。在 1.5T 和 3T 磁場下，該脈衝序列能夠取得高解析度 3D 影像數 據，在臨床可接受的掃描時間範圍內且沒有特定吸收率(specific absorption rate, SAR) 的限制，其對比與 2D T2 加權、T1 加權、氫質子密度或流體衰減脈衝序列取得的影 像對比相似。 SPACE/CUBE/VISTA 均為快速自旋回訊技術經特殊改良優化可取得等向性 3D 影像。術語等向性意味著通過 3D 取樣的體素在每個方向大小相同，例如 0.6 mm ×0.6 mm×0.6 mm，可取得任意方向相同空間解析度的再格式化影像。 不同製造商間的執行方式不同，但具有以下共同要素： • 三維快速自旋回訊取樣。 • 很長的回訊序列長度，典型值為 100-250 回訊。 • 超短的回訊間隔，典型值為 3-4 msec。 • 非選擇的重聚焦脈衝。 • 減小的偏折角 (可以是固定的，但通常是可變的，典型值為 30º - 120º，減少 組織加熱。 • 1D 或 2D 平行取樣以縮短取像時間。

• Partial Fourier imaging 部分傅立葉影像與零插入填滿以縮短取像時間。 • 在訊號演化時優化/有效的在 K 空間平面內(in-plane)及區塊相位編碼方向取樣 軌跡。

• 可產生 T1W, T2W, 質子密度加權(proton density weighted, PDW)或流體衰減反 轉回覆(fluid attenuated inversion recovery, FLAIR)影像。

• 合理的取像時間(5-10 min) 。

SPACE/CUBE/VISTA 技術已被證實具廣泛的臨床應用價值，概分為兩大類： • 需高解析度，連續薄切面等向性影像之複雜解剖結構(如腦部、內耳、關節、 磁振胰膽管造影)檢查。

11 雖然重聚焦脈衝通常是非選擇脈衝，激發脈衝則可選擇非選擇脈衝或切面選擇脈 衝。部分訊號平均有時與相位循環同時使用，以減少假影。為了減少量測時間，可 以使用不對稱的訊號平均數。換句話說，平均僅可於涵蓋 k 空間中心線時進行。影 像對比與傳統 FSE/TSE 脈衝序列不盡相同。 一般來說，有效回訊時間( TEeff)必須 設定為 20％以上才能取得與 T2 加權影像相同的對比。SPACE/CUBE/VISTA 脈衝序 列與各種方法，包括 T1W、T2W、PDW、T1-FLAIR、T2-FLAIR、雙 IR 和相位校 正 IR 技術相容。 SPACE 是 3D 快速自旋回訊的改良脈衝序列。與傳統的快速自旋回訊脈衝序列 之差異為 SPACE 使用非選擇性含可變偏折角 RF 脈衝的短重聚焦脈衝序列組成。 SPACE 序列可使用非常高的快速因子(> 100)和高取樣效率。SPACE 脈衝序列產生在 多個平面中可重建的等向性高解析影像。SPACE 序列對磁敏感性、流動和化學位移 假影之敏感度較低，使得它優於傳統的快速自旋回訊。 使用 SPACE 序列掃描，可以在不到 7 分鐘內產生等向性 0.9 mm 厚的 3D 短 TI 反轉回覆(Short TI inversion recovery, STIR)，流體衰減反轉回覆和 T2 對比影像。 SPACE 的臨床應用 • 非常適用於 3D 磁振胰膽管造影造影(導航 MR cholangiopancreatography, MRCP) 。 • 骨盆腔疾病檢查。 • 腦部造影(T2 and FLAIR 3D) 3D 掃描顯示微小病灶之腦部檢查(例如多發性硬化 ，顱神經) 。 • 肌肉骨骼(例如膝蓋的 3D 脂肪抑制高解析度氫質子密度加權影像）。 • 脊髓影像對於顱內神經影像(例如 IAM 和三叉神經）。

• 顏面影像 face imaging (眼眶、鼻竇和臉頰之 3D SPACE STIR) 。 • 唾液腺影像 (.6mm 厚之長 TE 3D T2 SPACE) 。

12

2-3 T1-mapping 技術

T1-mapping技術基於改變特定掃描脈衝序列之特性參數進行掃描，取得數組同 一切面之影像數據後，重建成數張同一切面影像，之後針對各影像平面中相對應的 每一個像素進行運算，經曲線擬合計算求得此切面影像平面中每一個像素之T1遲豫 時間，進而組成圖像，此圖像稱之為T1遲豫時間圖像 (T1 relaxation time map)，簡 稱為T1圖像 (T1-map)。

使用高磁場(≥ 3.0T)磁振造影儀進行T1-mapping脈衝序列掃描受測者時，由於 組織中局部磁場之不均勻性提高，會影響影像的訊號強度、影像的品質與個別組織 之特性參數量測值，所以應用上須謹慎。傳統T1-mapping技術係使用自旋回訊[40,41]、 快速自旋回訊[42]、反轉回復自旋回訊 (inversion recovery spin echo, IRSE) [43,44]或 反轉回復快速自旋回訊脈衝序列(inversion recovery fast spin echo , IRFSE) [45, 46]， 固定TE，改變數個TR，掃描所得不同TR之影像中之每一個對應位置之像素值經曲 線和，即可計算影像中每一個像素之T1遲豫時間，以重建成T1遲豫時間圖像，其中 反轉回復自旋回訊脈衝序列所得之T1遲豫時間被公認最為準確。然而，欲量測較準 確之T1遲豫時間需使用相當長之TR，而造成傳統T1-mapping技術須很長之掃描時間， 是以快速量測T1遲豫時間圖像之方法陸續被開發以減少掃描時間。其中以偏折角與 雙TI T1-mapping技術可快速準確地取得T1遲豫時間圖像。圖2-2為部分偏折角射頻激 發示意圖。

13 圖2-2 部分偏折角射頻激發示意圖。 1987年首次發表由計算T1估計值，並使用實驗求得之最佳雙偏折角進行掃描實 驗，實驗結果求得T1遲豫時間的準確度優於使用數個均勻分配的偏折角進行掃描所 計算求得之T1遲豫時間。發現重複時間、回訊時間及感興趣區域組織之T1遲豫時間， 雙偏折角的數值均有所差異[15]。雙偏折角T1-mapping技術可整合在多種脈衝序列中， 舉例來說，若整合於自旋回訊脈衝序列中，使用兩個不同的偏折角且固定其他所有 掃描參數進行兩次取像，則兩次掃描所得影像之訊號強度比值，可由方程式(2.1)表 示[47, 48]。 ij ij ij ij f f I I 1 2 2 2 1 2 sin sin    (2.1) 方程式中₁

,

2為兩次掃描所使用的偏折角，且2 21；I1ij為使用偏折角1掃描 所得第ij-th像素之訊號強度，I2_ij為使用偏折角2掃描所得第ij-th像素之訊號強度； ij f1 為 使 用1偏 折 角 取 得 的 影 像 平 面 中 第 ij-th 像 素 之 縱 向 遲 豫 項 (longitudinal relaxation term)，為該像素中組織之T1遲豫時間及掃描參數TR與TE的函數， f₂則為 使用₂偏折角取得的影像平面中第ij-th像素之縱向遲豫項。若TR ≥ 5 × T1，方程式 (2.1)中之縱向遲豫項 f₂  f₁，則使用兩個不同的偏折角掃描所得影像之訊號強度比 值僅由₂與₁決定，如此，₁即可由方程式(2.2)加以計算。

14           ij ij I I 1 2 1 1 cos



(2.2) 由於雙偏折角T1-mapping技術僅使用兩次掃描取像即可取得T1圖像，所以T1 圖像可於短時間取得，但量測之不準確性會提高而T1估計值之準確度則會降低 [22]。

圖2-3 雙TI SE-EPI T1-mapping 脈衝序列示意圖。

單次激發梯度回訊(gradient echo, GE) EPI脈衝序列在回訊時間(TE)與重複時間

(TR ≫腦組織的T1遲豫時間)的磁振訊號

𝑆

_𝑔𝑒

，

可由方程式(2.3)加以計算，

𝑆

_𝑔𝑒

= 𝑆

₀

[𝑒

(−𝑇𝐸 𝑇⁄ )2∗

]

_(2.3) 方程式中

𝑆

₀為含T1遲豫項的初始磁量，

𝑇

₂∗為隨機變動磁場和靜態磁化率影響下之橫 向遲豫時間。如果施予一反轉射頻於GE-EPI取樣前，則其訊號可由方程式(2.4)加以 計算，

𝑆

_𝐼𝑅i

(𝑇𝐼) = 𝑆

_𝑔𝑒

[1 − (1 − 𝑘)𝑒

(−𝑇𝐼 𝑇⁄ )1

]

_(2.4)

15 方程式中

k = 𝑐𝑜𝑠𝛼

_𝑒𝑓𝑓為有效傾斜角

𝛼

_𝑒𝑓𝑓脈衝之不完美反轉因素，i = 1,2。使用GE 參考影像結合至少兩個不同的反轉時間TI1和TI2進行之兩次以上掃描取得

𝑆

𝐼𝑅1

與

𝑆

_𝐼𝑅2訊號進行T1遲豫時間量測評估。則T1遲豫時間估計值，

𝑇

_1𝑚可由方程式(2.5)加 以計算，

𝑇

_1𝑚

==

−𝑇𝐼2−𝑇𝐼1 ln⁡(𝑆𝑔+𝑆𝐼𝑅1 𝑆𝑔−𝑆𝐼𝑅2) (2.4) 因

𝑇

_1𝑚取𝑆𝑔+𝑆𝐼𝑅1 𝑆𝑔−𝑆𝐼𝑅2比例，是以式中之(1− k) 項會互相抵消，使得不完美反轉脈衝變為 不敏感[9]。因MR影像訊號為正值，若使用很短的TI1掃描則其磁量為負值，所以式 中

𝑆

_𝐼𝑅1之符號須變為負，以獲得全範圍的動態磁量。

𝑇

_1𝑚之準確與否決定於TI1和 TI2值的最佳化，以獲得最大之SNR的T1圖像。 本研究採用雙TI T1-mapping技術以取得T1遲豫時間圖像，掃描所取得兩組不同 TI之影像數據傳送至syngo影像處理工作站進行影像後處理後，取得彩色編碼的T1 圖像(color coded T1-map)。之後，將彩色編碼之T1圖像傳送至PC個人電腦，再使用 ImageJ影像處理軟體直接進行ROI圈選量測，即可取得感興趣區域的T1遲豫時間。 圖2-3為雙TI SE-EPI T1 -mapping 脈衝序列之示意圖。

2-4 T2-mapping 技術

T2-mapping技術基於改變特定掃描脈衝序列之特性參數TE進行掃描，取得數組 同一切面之影像數據後，重建成數張同一切面影像，之後針對各影像平面中相對應 的每一個像素進行運算，經曲線擬合計算求得此切面影像平面中每一個像素之T2遲 豫時間，進而組成圖像，此圖像稱之為T2遲豫時間圖像 (T2 relaxation time map)， 簡稱為T2圖像 (T2-map)。雙回訊自旋回訊T2遲豫時間圖像可由方程式(2.6)加以計算 求得[49, 50]。 ) ( ln 2 2 1 1 2 SI SI TE TE T  

_(2.6)

16

方程式中SI₁為使用TE₁掃描所得的訊號強度

，

SI₂則為使用TE₂掃描所得的訊號強

度

。

T2-mapping技術一般使用多回訊自旋回訊(multi-echo spin echo, MESE)脈衝序 列進行掃描，不同TE掃描所取得的影像中每個體素之MR訊號強度，可由方程式(2.7) 加以計算求得 [51,52]。

)

(

2 0 ij k T TE ij ij

SI

e

SI





(2.4)

方程式中

SI

_ij為影像平面中第ijth 像素在回訊時間TEk的訊號強度值

，

SI

0ij則為第 th ij 像素在tTE₁的訊號強度值

，

T 2

ij為第ijth 像素之T2遲豫時間

。

本論文使用多 回訊(10)自旋回訊脈衝序列進行T2-mapping取像，掃描所取得十組不同TE之影像數 據傳送至syngo影像處理工作站進行影像後處理後，取得彩色編碼的T2圖像(color coded T2-map)。之後，將彩色編碼之T2圖像傳送至PC個人電腦，再使用ImageJ影像 處理軟體直接進行ROI圈選量測，即可取得感興趣區域的T2遲豫時間。 人體組織中，不同組織的T1與T2遲豫時間不盡相同，T1與T2遲豫時間為組織 本質的特性參數。因此，T1-mapping及T2-mapping技術常應用於臨床量測病變組織 之T1與T2遲豫時間以診斷病變種類疾病分級。動物模型T1-mapping及T2-mapping技 術方面之研究近年來也成為熱門之研究領域[26-35]，是以建立一有效的理論模型， 了解磁振造影T1-mapping及T2-mapping技術掃描設定參數之影響，以評估紐西蘭大 白兔腿部正常肌肉組織與VX2腫瘤模型的組織之特性及病變成長程度是可行且具臨 床價值的。然而，關於使用T1-mapping及T2-mapping技術應用於肌肉組織與病變成 長程度相關之研究文獻較少，是以本研究計畫所提出的方法具挑戰與臨床價值的。

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第三章 實驗動物與儀器設備

3-1 實驗動物

本實驗使用之實驗兔(紐西蘭大白兔)係採購自行政院農業委員會畜產試驗所， 如圖 3-1 所示。紐西蘭大白兔生長迅速且育成率高，紐西蘭大白兔於義守大學動物 中心飼養照護。實驗兔篩選 6 週齡之正常紐西蘭大白兔 12 隻，僅於左大腿側注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液以誘發腫瘤。實驗分組分為左大腿側及右大腿側兩組；左大腿 側為 VX2 腫瘤組，右大腿側則為控制組(正常肌肉組織)，一週後即開始進行實驗。 本研究旨在建立紐西蘭大白兔之腿部 VX2 腫瘤模型，術後腫瘤監測是以非侵 入式磁振 T1-mapping 及 T2-mapping 造影技術長期縱向監測腿部腫瘤的表現、分布 及其成長變化，並探討腿部正常肌肉與 VX2 腫瘤之 T1 遲豫時間及 T2 遲豫時間等 特性參數之變化。MRI 特色與優點為不需侵入活體或犧牲動物，即可直接進行腫瘤 生長的偵測，並可應用於腫瘤的診斷與治療研究。 圖 3-1 紐西蘭大白兔。

3-2 儀器設備

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全身磁振造影儀進行掃描實驗，並使用 syngo 影像處理工作站進行後處理分析，MR 線圈則使用四通道高解析度 FLEX 線圈(Flex Large 4 A 1.5T Tim coil)。圖 3-2 為 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZA A Tim＋Dot System 磁振掃描儀，圖 3-3 為四通道高 解析度 FLEX 線圈。

圖 3-2 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZA A Tim＋Dot System 磁振掃描儀。

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第四章 研究架構與方法

4-1 研究架構

建立紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤之模型，並以非侵入式磁振 T1-mapping 及 T2-mapping 磁振造影技術長期縱向監測腿部正常肌肉組織及 VX2 腫瘤 T1 及 T2 遲 豫時間特性參數之變化。有研究可以在不需侵入活體或犧牲動物的情形下，直接觀 察量測紐西蘭大白兔腿部正常肌肉組織及 VX2 腫瘤的生長情形及病變成長程度。 本論文擬建立磁振 T1-mapping 及 T2-mapping 造影技術之動物腫瘤實驗模型及 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZA A Tim+Dot System 全身臨床磁振造影儀之掃 描 protocol，藉以縱向觀察並比較紐西蘭大白兔腿部正常肌肉組織及 VX2 腫瘤成長 之情形及病變成長程度。

4-2 MRI 掃描方法

使用脈衝序列(Pulse sequences)

A. 3-plane localizer 脈衝序列(3-plane 定位影像)。

執行 3-plane localizer 脈衝序列掃描，以取得軸狀、矢狀及冠狀切面影像後，供 後續定位使用。 B. 以 T1W SPACE 脈衝序列進行掃描。 C. 以 T2 SPACE 脈衝序列進行掃描。 D. 以 T1-mapping 脈衝序列進行掃描，改變影響影像 SI、T1 與 T2 遲豫時間之相關 特性參數以設定最佳化掃描參數。再以所得最佳化掃描參數進行後續實驗掃描 以取得軸狀 T1 遲豫時間圖像。 E. 以 T2-mapping 脈衝序列進行掃描，改變影響影像 SI、T1 與 T2 遲豫時間之相關 特性參數以設定最佳化掃描參數。再以所得最佳化掃描參數進行後續實驗掃描 以取得軸狀 T2 遲豫時間圖像。 F. 定期每周執行上述脈衝序列掃描，為期四週。

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4-2-1 脈衝序列參數最佳化

研究使用之紐西蘭大白兔掃描脈衝序列及參數如表一所示。 表一、掃描脈衝序列及掃描參數

Parameters T1W SPACE T2W SPACE T1-mapping T2-mapping

TE (ms) 9.8 380 12 11~110 (10) TR (ms) 600 2500 4000 2500 TI (ms) --- --- 400/700 --- Flip angle (〫) 120 120 90 180 Bandwidth (Hz/px) 545 530 220 220 Matrix 256×256 256×256 128×128 128×128 NEX 2 2 1 2 FOV(cm2) 20×20 20×20 20×20 20×20 Slice Thickness 3 3 5 5

Echo train length 22 154 1 10

4-2-2 影像掃描參數最佳化之實驗 針對上述四種脈衝序列進行掃描，將以上表參數設定為基礎，分別改變下述會 影響影像 SI、T1 與 T2 遲豫時間之特性參數進行掃描，以獲得最佳之高品質 T1、T2 遲豫時間圖像及高解析度解剖影像，隨後進行影像處理及統計分析，同時設定紐西 蘭大白兔腿部腫瘤模型各掃描脈衝序列之最佳化掃描參數供後續實驗使用。 (a) 頻寬(Bandwidth, BW) 。 (b) TR/TE/TI。 (c) 矩陣(Matrix size) 。 (d) 切面厚度(Slice thickness) 。

(e) 激發次數(Number of excitation, NEX) 。 (f) 照野(field of view, FOV) 。

4-3 VX2 腫瘤細胞

21 VX2腫瘤細胞形態學及其生物特性與人體的腫瘤模型類似，因此，VX2腫瘤常被使 用於腫瘤模型之應用研究。紐西蘭大白兔體內缺少VX2腫瘤抗體，動物腫瘤則為塊 狀的實體腫瘤，VX2腫瘤具以下特性： 1. 腫瘤侵潤性成長。 2. 腫瘤周圍有血管豐富或血管新生。 3. 腫瘤細胞生長非常迅速。 4. 腫瘤植入之成功率高。 5. 實驗周期短。 由於VX2腫瘤很容易壞死，因此可藉由腫瘤組織中壞死的程度進行腫瘤評估的 分級。VX2腫瘤其特性適用於治療學、腫瘤影像學及抗腫瘤之藥物動力學等方面之 研究應用。

4-4 大白兔腿部 VX2 腫瘤模型

動物腫瘤模型係使用 VX2 腫瘤細胞懸浮液注射方式進行。將雄性正常紐西蘭大 白兔麻醉並於左側大腿進行剃毛後，將 2 mL VX2 腫瘤細胞懸浮液以 5 mL 針筒注入 紐西蘭大白兔左大腿外側。注射時需先確定腫瘤細胞懸浮液進出針筒之流暢性，待 腫瘤懸浮液確實注入紐西蘭大白兔腿部後，抽出針頭並使用棉球壓住進針處，以減 少出血。然後，將紐西蘭大白兔送回動物中心等待其甦醒。實驗設計是於注入腫瘤 細胞懸浮液後 3 天開始進行磁振造影檢查，以縱向觀察腫瘤的成長情形。本論文之 動物實驗方法已由義守大學實驗動物照護及使用委員會批准(IACUC-ISU-103012）， 如圖 4-1 所示。

22

23

4-5 麻醉方式

使用舒泰 50(Zoletil 50,圖 4-2)及 10 mL 若朋 2% (Rompun 2%,圖 4-3)之混合液 將紐西蘭大白兔麻醉後，使用 1.5 T 磁振造影儀配備四通道高解析度 FLEX 線圈進行 掃描以建立動物掃描實驗之 protocol。 動物麻醉劑配製使用 5 mL 舒泰 50、10 mL 若朋 2%與 0.9%南光沙林生理食鹽 水 15 mL 混和成 30 mL 溶液，即混合麻醉劑。實驗時將混合麻醉劑依 1 cc/kg 劑量以 肌肉注射方式進行實驗兔之麻醉。混合麻醉劑注射後，按壓兔子前腳數分鐘同時觀 察其眼瞼反映，注意紐西蘭大白兔有無心跳過快或是呼吸急促的狀況，若紐西蘭大 白兔未出現反射作用即可進行實驗。隨後，將紐西蘭大白兔安置於四通道高解析度 FLEX 線圈之中心點，再送入 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZA A Tim+Dot System 全身臨床磁振造影儀中進行掃描。圖 4-2 為 Zoletil 50 麻醉劑。圖 4-3 Rompun 2% 麻醉劑。

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4-6 影像資料處理分析

掃描後，將取得的影像資料傳送至Siemens syngo影像處理工作站如圖4-5所示。 首先進行重建T1圖像及T2圖像，之後針對T1W SPACE影像、T2W SPACE影像、T1- map及T2-map正常肌肉組織與VX2腫瘤部位進行以下各項之量測分析：圖 4-5為 Siemens影像處理工作站syngo影像處理分析軟體之操作介面。  SI。  T1 遲豫時間。  T2 遲豫時間。  影像分割。  影像融合。 圖 4-4 Siemens 影像處理工作站 syngo 影像處理分析軟體之操作介面。

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4-7 比較不同影像或圖像正常肌肉組織與 VX2 腫瘤之相關性

A. 縱向觀察正常紐西蘭大白兔成長過程中腿部正常肌肉組織影像或圖像之 SI、T1 與 T2 遲豫時間及其隨時間之變化。 B. 縱向觀察紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤影像或圖像之 SI、T1 與 T2 遲豫時間及其 隨時間之變化。 C. 比較評估正常肌肉組織與 VX2 腫瘤紐西蘭大白兔間腫瘤影像或圖像之 SI、T1 與 T2 遲豫時間及其隨時間變化之差異性。 D. 將 T2W SPACE 脈衝序列掃描所得影像分割出腫瘤區進行影像融合，觀察腫瘤 成長情形及其隨時間之變化。

4-8 統計分析

MRI掃描之後，將所有影像傳送到Syngo影像處理工作站，使用兩個不同TI掃描 的影像數據重建成彩色編碼的T1遲豫時間圖像及使用十個不同TE掃描的影像數據 進行曲線合重建成彩色編碼的T2遲豫時間圖像。之後使用ImageJ軟體量測三個連續 腫瘤切面的T1W SPACE、T2W SPACE影像、T1遲豫時間圖像及T2遲豫時間圖像中 正常肌肉組織和VX2腫瘤中之感興趣區(Regions of interest, ROIs)。以取得T1W SPACE影像的平均訊號強度，T2W SPACE影像的平均訊號強度，T1 map的平均T1 遲豫時間和T2 map的平均T2遲豫時間，並分析影像中VX2腫瘤生長情形及其隨時間 的變化。 此外，使用T2W SPACE圖像進行腫瘤圖像分割，於T1遲豫時間圖像及T2遲豫時 間圖像中分割出VX2腫瘤區域之圖像並融合在高解析度T1W SPACE及T2W SPACE 影像上。本研究縱向研究紐西蘭大白兔腿部正常肌肉組織和VX2腫瘤的SI，T1和T2 遲豫時間。比較正常肌肉組織和VX2腫瘤間的SI，T1和T2遲豫時間隨時間的變化。 統計分析則使用SPSS 18.0版統計軟體之無母數Mann-Whitney U檢定進行正常肌肉 組織和VX2腫瘤之間的差異，包括VX2注入後每一時間點的T1遲豫時間圖像中的T1 遲豫時間和T2遲豫時間圖像中的T2遲豫時間，T1W SPACE影像的平均SI及T2W

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第五章 實驗結果

紐西蘭大白兔經麻醉後，採俯臥姿(Prone)置於 1.5T Siemens MAGNETOM ESSENZ A Tim＋Dot System 臨床全身磁振造影儀中與四通道高解析度 FLEX 線圈中 進行磁振造影掃描，脈衝序列使用 T1W SPACE、T1-mapping、T2W SPACE 及 T2-mapping 及上述脈衝序列之參數進行實驗，以取得軸狀切面之 T1W SPACE 影像、 T2W SPACE 影像、T1 遲豫時間圖像及 T2 遲豫時間圖像。取得影像後，進行影像分 割、影像或圖像融合與訊號強度 T1 及 T2 遲豫時間量測分析。 圖 5-1 為紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 24 天之 MR T1W SPACE 原始影像檔，圖 5-2 為紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後取得的 第(a)3 天，(b)10 天，(c)17 天，(e)24 天和(f)31 天之 MR T1W SPACE 影像。VX2 腫 瘤細胞懸浮液注入後第 3 天時難以定義腫瘤區域，而 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後 10 天則可明顯定義腫瘤區域，影像中有明顯清晰的外緣且腫瘤中呈現低訊號強度， 之後腫瘤區域即隨時間增長而變大。 圖 5-3 為 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a)3 天，(b)10 天，(c)17 天， (e)24 天和(f)31 天的序列磁振影像重建後之 T1 遲豫時間圖像。於 VX2 腫瘤細胞懸 浮液注入後 3 天即可以清楚定義腫瘤區域，之後腫瘤區域即隨時間增長而變大。VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 17 天腫瘤區域之 T1 遲豫時間明顯變長，之後，VX2 腫瘤 細胞懸浮液注入後第 24 天至腫瘤細胞懸浮液注入後第 31 天隨時間變化的 VX2 腫瘤 區域之 T1 遲豫時間則顯著差異。 圖 5-4 為 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第(a)3 天，(b)10 天，(c)17 天，(e)24 天和 (f)31 天掃描重建之序列磁振 T1 遲豫時間圖像之腫瘤分割區域與高解析度 T1W SPACE 影像之融合影像。

圖 5-5(a）為 T1 mapping 脈衝序列使用 TI=400 ms 掃描之原始影像，圖 5-5(b)則 為 T1 mapping 脈衝序列使用 TI=700 ms 掃描之原始影像。

29 SPACE 原始影像。 圖 5-7 為紐西蘭大白兔腿部注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後第(a)3 天，(b)10 天，(c)17 天，(e)24 天和(f)31 天掃描之序列磁振 T2 W SPACE 影像。其中發現 VX2 腫瘤注入 後第 3 天可於 T2W SPACE 影像上觀察到 VX2 腫瘤，VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 10 天即可明確定義腫瘤區域，腫瘤隨時間增長，腫瘤區域有明顯外緣，且腫瘤內部 呈高訊號強度。 圖 5-8 為 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a)3 天，(b)10 天，(c)17 天， (e)24 天和(f)31 天的序列磁振影像重建後之 T2 遲豫時間圖像。於 VX2 腫瘤細胞懸 浮液注入後第 3 天即可以清楚定義腫瘤區域，之後腫瘤區域即隨時間增長而變大。 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入第 3 天後腫瘤區域之 T2 遲豫時間明顯較正常肌肉組織長， VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 10 天 T2 遲豫時間顯著變長，之後 VX2 腫瘤細胞懸 浮液注入後第 17、24、31 天 VX2 腫瘤的 T2 遲豫時間則無明顯變化。 圖 5-9 為注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天 及(e) 31 天掃描重建之序列磁振 T2 遲豫時間圖像的腫瘤分割區域的與高解析度 T2W SPACE 影像之融合影像。 圖 5-10 為 T2 mapping 脈衝序列固定 TR，改變 TE 掃描之原始影像，TE 設定為 TE=11、22、33、44、55、66、77、88、99 及 110 ms。結果顯示 TE 越短，正常肌 肉組織與腫瘤的影像對比越強。

圖 5-11 為 MRI 影像及圖像之 ROI 圈選量測示意圖，包含(A)背景值、(B)正常 肌肉與(C)VX2 腫瘤組織。 圖 5-12 為實驗流程圖，圖中顯示研究中數據擷取影像造影脈衝序列，影像分割、 影像融合及影像量測分析流程。 圖 5-13 為 T1W SPACE 影像 ROI 圈選量測的時變平均訊號強度柱狀圖。結果發 現 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 3 天 VX2 腫瘤的平均訊號強度為 160.82，於第 10 天下降至 140.04，之後維持不變至注入後第 31 天；而正常組織的平均訊號強度則相

30 對保持不變。意味著 VX2 腫瘤的平均訊號強度先隨時間增長而變小，之後維持不變， 而正常肌肉組織則無明顯變化，且 VX2 腫瘤的平均訊號強度小於正常肌肉組織。 圖 5-14 為 T2W SPACE 影像 ROI 圈選量測的時變平均訊號強度柱狀圖。結果發 現 VX2 腫瘤平均訊號強度在注入後第 3 天(86.61)持續升高至注入後第 17 天(114.75)， 之後維持不變至注入後第 31 天；而正常肌肉組織則無明顯變化。意味著 VX2 腫瘤 的平均訊號強度隨時間增長而升高，進而趨於高原期，且 VX2 腫瘤的平均訊號強度 大於正常肌肉組織。 圖 5-15 為 T1-Map ROI 圈選量測的時變 T1 遲豫時間柱狀圖。結果發現 T1 遲豫 時間在 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入第 17 天顯著增加，之後 T1 遲豫時間則保持不變， 直到 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 31 天，而正常組織的 T1 遲豫時間則保持不變， 且 VX2 腫瘤之 T1 遲豫時間大於正常肌肉組織。 圖 5-16 為 T2 Map 圖像 ROI 圈選量測的時變 T2 遲豫時間柱狀圖。結果發現 T2 遲豫時間在 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入第 10 天稍微變長，之後 T2 遲豫時間則保持不 變，直到 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 31 天，而正常組織的則保持不變，且 VX2 腫瘤的 T2 遲豫時間大於正常肌肉組織。 時間序列 T1W SPACE 影像和 T2W SPACE 影像中正常組織的平均訊號強度在 [154.36, 165.00]和[43.94, 50.24]的範圍內，標準差則在[6.38, 14.96]和[4.98, 8.14]的範 圍內；而時間序列 T1W SPACE 和 T2W SPACE 影像上 VX2 腫瘤的平均訊號強度在 [136.01, 160.82]和[85.61, 115.41]的範圍內，標準差則在[9.61, 14.00]和[9.66, 13.89]的 範圍內。 T1 和 T2 遲豫時間圖像中正常肌肉組織的 T1 和 T2 遲豫時間在[102.64, 111.66]和[42.47, 45.95]的範圍內，標準差則範圍在[6.87, 13.88]和[3.52, 7.72]內，而 T1 和 T2 遲豫時間圖像中 VX2 腫瘤的 T1 和 T2 遲豫時間在[133.36, 175.74]和[104.89, , 126.39]的範圍內，標準差則在[15.71, 36.28]和[26.97, 44.56] 的範圍內。

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(A)

圖 5-1 紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 24 天 MR 之 T1W SPACE 原始影像(I)。

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(B)

圖 5-1 紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 24 天 MR 之 T1W SPACE 原始影像(II)。

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圖 5-2 紐西蘭大白兔腿部注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後取得第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天之 MR T1W SPACE 影像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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圖 5-3 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天的序列磁振影像重建後之 T1 遲豫時間圖像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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圖 5-4 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天掃描重建之序列磁振 T1 遲豫時間圖像與高解析度 T1W SPACE 影像之融合影像， 箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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圖 5-7 紐西蘭大白兔腿部注入腫瘤細胞懸浮液後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天掃描之序列磁振 T2W SPACE 影像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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圖 5-8 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後掃描取得的第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天的序列磁振影像重建後之 T2 遲豫時間圖像，箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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圖 5-9 注入 VX2 腫瘤細胞懸浮液後第(a) 3 天，(b)10 天，(c)17 天，(d) 24 天及 (e) 31 天掃描重建之序列磁振 T2 遲豫時間圖像與高解析度 T2W SPACE 影像之融合影像， 箭頭標記處為 VX2 腫瘤。

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(a) TE = 11 ms

(b) TE = 22 ms

(c) TE = 33 ms

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(d) TE = 44 ms

(e) TE = 55 ms

(f) TE = 66 ms

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(g) TE = 77 ms

(h) TE = 88 ms

(i) TE = 99 ms

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(j) TE=110 ms

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圖 5-11 MRI 影像之 ROI 圈選量測示意圖，(A)背景值、(B)正常肌肉與(C)VX2 腫瘤 組織。

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第六章 討論

本論文使用 3D T1W SPACE、3D T2W SPACE、T1-mapping 和 T2-mapping 等 技術長期縱向監測 NZL 大白兔腿部 VX2 腫瘤的進展和分佈情形。VX2 腫瘤細胞懸 浮液注入後同一天 VX2 腫瘤與正常肌肉組織在 T1W SPACE 影像的訊號強度、T2W SPACE 影像的訊號強度、T1 遲豫時間和 T2 遲豫時間之量測值均有顯著差異(p < 0.05)，正常組織時間序列影像之平均值和 VX2 腫瘤時間序列影像之平均值亦有顯著 差異(p < 0.05)。 T1W SPACE 影像與 T2W SPACE 影像感興趣區之平均訊號強度的標準差大於 T1 和 T2 遲豫時間的標準差，這可能意味著 T1 和 T2 遲豫時間量測比平均訊號強度 可靠。由圖 5-2 可知 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後第 3 天時於 T1W SPACE 影像中難 以定義腫瘤區域，然而由圖 5-3、圖 5-7 與圖 5-8 可知 VX2 腫瘤細胞懸浮液注入後 第 3 天時於 T2W SPACE 影像、T1-map 和 T2-map 中可清楚定義腫瘤區域。因此證 實使用 T2W SPACE、T1 mapping 及 T2 mapping 等技術在 VX2 腫瘤早期檢測優於使 用 T1W SPACE 技術，可有效觀察腫瘤的生長情形和轉移。

T1 圖像技術主要係量測使用不同 TR、TI 或偏折角(Flip angle, FA）掃描取得的 一系列 MR 影像中相對應的訊號強度經曲線擬合，求得每個像素的 T1 遲豫時間後 重建成圖像。傳統 T1-mapping 技術係使用自旋回訊[40, 41]、快速自旋回訊[42]採用 固定 TE，改變數個 TR，然而，反轉回復自旋回訊[43, 44]或反轉回復快速自旋回訊 脈衝序列[45, 46]則採用固定 TE，固定 TR 和改變數個 TI 執行掃描。傳統 T1 遲豫時 間技術單次測量中相當長的掃描時間，需要長 TR 才能獲得準確的 T1 遲豫時間測量。 反轉回復自旋回訊脈衝序列所求得的 T1 遲豫時間雖然被公認為黃金標準的方法。然 而，欲使用反轉回復自旋回訊脈衝序列量測準確之 T1 遲豫時間需相當長的掃描時間， 而量測的結果不準確可能是由於掃描時間過長而導致受檢者非自主的移動。文獻已 證實快速量測 T1 遲豫時間圖像之方法陸續被開發以減少掃描時間。其中以雙偏折角 (DFA)與雙 TI-mapping 技術可快速準確地取得 T1 遲豫時間圖像。所以本論文採用雙

54 TI 遲豫時間圖像技術進行長期縱向監測紐西蘭大白兔腿部 VX2 腫瘤之進展和分佈 情形。 Geon-Ho 等人於 2005 年開發了一種快速獲得 T1 遲豫時間圖像的磁振造影方 法，使用兩個反轉回復脈衝序列掃描和一個參考脈衝序列掃描，同時使用磁振影像 訊號的全動態範圍以保持高靈敏度[22]。文中使用最佳化反轉時間(TI)掃描與標準誤 差傳遞原理預測人腦估算 T1 遲豫時間。其結果與文獻採用傳統方法估算 T1 值遲豫 時間符合。此法亦可於短時間內取得 T1 遲豫時間圖像。 使用雙 TI T1 遲豫圖像技術求得的 T1-map 掃描時間短。使用兩個 IR 單次梯度 回訊回訊平面影像(gradient-echo echo-planar images, GE-EPI)與一個參考影像為基準 的快速 T1 遲豫時間圖像技術被提出[52]。該結果與傳統的多次 TIs 方法相符，可以 在幾秒鐘內獲得 T1 圖像。 近年來，T1 和 T2 遲豫時間之量測在各種 MRI 應用上逐漸扮演重要的角色， 如動脈自旋標記灌注影像(ASL）[23,24]，磁量轉移影像(magnetization transfer , MT） [53]和溫度監控[26] 均需量化 T1 遲豫時間。ASL 的臨床應用增加，允許早期和更準 確地診斷腦血管，癡呆和神經腫瘤學疾病[54-56]。 動脈血的 T1 遲豫時間是 ASL 技 術的關鍵因素之一，是以需要考慮取得準確的絕對量化[54]。 Baron 等提出了縱向遲豫時間的雙指數合，以決定水與非水質子間的磁量轉移。 因此，縱向遲豫時間的精確定量在磁化轉移之量測是必需的 [57]。不同組織由不同 的大分子組成，因此，使用不同的 MT 參數進行定量的磁量轉移比(MT ratio, MTR) 與 T1 遲豫時間成正比。因此，預期因為 T1 的遲豫時間增加使得 MTR 稍微改變 [58]。 測溫術(thermometry)亦需要量測 T1 和 T2 遲豫時間[59-63]。文獻已經證實 T2 遲豫時間的變化能夠準確估計皮下脂肪中的局部溫度[35]。熱療可能會導致不可逆 的組織損傷，而 T1 和 T2 遲豫時間的變化亦可反映組織的特徵，所以精確的 T1 遲 豫圖像技術方法能用以監測熱療。T1 熱遲豫圖像技術的品質取決於 T1 遲豫時間量 測的精確度。文獻發現 T1 和 T2 遲豫時間會隨溫度線性增加，不同組織的依賴程度

55 不同[60]。T1 和 T2 的溫度依賴性被用以觀察女性乳腺脂肪組織，發現遲豫時間 MR 測溫法可用於決定乳房脂肪組織的溫度[61]。 最近一些文獻提出使用 T2 圖像技術探討裘馨氏肌肉萎縮症(Duchenne muscular dystrophy, DMD)之研究[64-66]。於 DMD 兒童骨骼肌中觀察到 T2 遲豫時間增加。因 此，T2 圖像對於監測 DMD 進展可能是有用的方法。研究結果顯示 T2 圖像可以完 全區分健康男孩與 DMD 男孩(100％敏感性與 100％特異性)，結論為使用 T2 圖像技 術實現可以準確地量測肌肉脂肪含量[64]。之後，他們使用 T2 圖像技術和 MR 能譜 技術定量肌肉脂肪來區分 DMD 與健康男孩，結果發現 T2 圖像技術於區分健康男孩 與 DMD 男孩比 MRS 技術準確 [65]。同時發現即使在年輕的 DMD 兒童中，早期 DMD 患者的肌肉之 T2 遲豫時間也有所增加。作者結論 T2 圖像技術在臨床上可應 用於監測 DMD 患者的肌肉組成變化[66]。 為了證明定量 T1 圖像於指出腫瘤進展初期表現與監測抗血管生成治療的作用 是否有用，差分 T1 和 T2 遲豫時間圖像被使用來監測復發性膠質母細胞瘤之進展[67]。 研究結果發現，定量 T1 和 T2 圖像可能是監測膠質母細胞瘤患者腫瘤進展的有效方 法，而顯影增強 T1 圖像可能比常規顯影增強的 T1 加權影像可更早期檢測出腫瘤。 MicroRNA 表達譜能夠產生 VX2 腫瘤的標誌且與病變之嚴重程度相關[68]。他 們首次發表三種 miRNA (miR-923，miR-1275 和 miR-1308)表達對於兔子 VX2 腫瘤 的創新研究，並結論於 VX2 腫瘤中高度表達的 miRNAs 可以作為分子生物標誌。研 究 miRNA 表達與 MR 影像特徵之間的相關性可能是蠻有趣的議題。

與高解析度 T1、T2 SPACE 影像融合之 T1 mapping 與 T2 mapping 影像可凸顯 腫瘤或病灶處，使影像易於判讀，提高影像判讀的準確率。研究中探討脈衝序列參 數最佳化的設定除了可以取得更高品質的影像外，更以縮短造影時間為主要目標， 以避免病患因為病症無法久躺而無法完成檢查的情況。T1 遲豫時間和 T2 遲豫時間 圖像技術證實可用以監測 VX2 腫瘤，期許未來研究能應用於臨床上。

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第七章 結論

本論文縱向評估並量測正常肌肉組織和 VX2 腫瘤的 T1 和 T2 遲豫隨時間之變化， T1 遲豫時間圖像和 T2 遲豫時間圖像技術已被證實可有效監測 VX2 腫瘤之進展情形。 T1 和 T2 遲豫時間圖像在病理進程中可被視為一個重要的生物標記和預測指標。T1 遲豫時間圖像和 T2 遲豫時間圖像技術可以進一步應用於其他動物腫瘤模型或其他 病變之診斷。

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第八章參考文獻

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