義 守 大 學

資 訊 工 程 研 究 所

碩 士 論 文

評估 0.2T 磁振造影影像之幾何形變

Evaluation of Geometric Distortion in 0.2T MRI

研究生：程明義

指導教授：陳博洲博士

中華民國九十九年六月三十日

評估 0.2T 磁振造影影像之幾何形變

Evaluation of Geometric Distortion in 0.2T

MRI

研 究 生： 程明 義 Student：Cheng Ming-Ye 指 導 教 授： 陳博 洲 博 士 Advisor：Po-Chou Chen Ph.D.

義守大學

資訊工程研究所

碩士論文

A Thesis Submitted to Department of Information Engineering

I - S h o u U n i v e r s i t y in Partial Fulfillment of the Requirements

for the Master Degree in

Information Engineering June 2010

Kaohsiung, Taiwan, Republic of China

中華民國九十九年六月

i

目錄

摘 要 ............................................................................................................................. v

謝 誌 ......................................................................................................................... viii

圖 目 錄 ....................................................................................................................... ix

表 目 錄 ...................................................................................................................... xii

一、前言 ....................................................................................................................... 1

1-1 背景簡介 .......................................................................................................... 1

1-1-1 磁振造影之歷史發展 ........................................................................... 1

1-1-2 磁振造影史上之重大記事 ................................................................... 5

1-1-3 近代MRI簡介 ........................................................................................ 6

1-1-4 磁振造影檢查之優缺點 ....................................................................... 7

1-1-5 磁振造影在化學領域上的應用 ........................................................... 9

1-1-6 其他進展 .............................................................................................. 10

1-2 研究動機及目的 ............................................................................................ 10

二、理論基礎及儀器硬體介紹 ................................................................................. 13

2-1 磁振造影基本理論 ........................................................................................ 13

2-1-1 基礎MRI理論 ...................................................................................... 13

2-1-2 磁振造影掃描參數 ............................................................................. 13

2-1-2-1 重覆時間 .................................................................................... 13

ii

2-1-2-2 回訊時間 ................................................................................... 14

2-1-2-3 梯度回訊波序 ............................................................................ 15

2-2 磁振造影系統 ................................................................................................ 17

2-2-1 主磁鐵 .................................................................................................. 18

2-2-1-1 主磁鐵性能之比較 .................................................................. 21

2-2-1-2 主磁鐵的勻場與屏蔽 .............................................................. 22

2-2-2 梯度磁場 ............................................................................................. 24

2-2-3 射頻系統 ............................................................................................. 26

2-2-4 電腦系統 ............................................................................................. 27

三、實驗材料與方法 ................................................................................................. 28

3-1 實驗設備 ........................................................................................................ 28

3-1-1 實驗使用之掃描儀器 ........................................................................ 28

3-1-2 接收訊號所使用之線圈 .................................................................... 30

3-2 假體設計 ........................................................................................................ 30

3-2-1 抽取式水假體設計 ............................................................................. 30

3-2-2 模擬不同方位掃描之壓克力板設計 ................................................. 31

3-3 假體溶液的選擇 ............................................................................................ 31

3-4 磁振造影掃描參數設計 ................................................................................ 35

3-5 實驗方法與步驟 ............................................................................................ 35

iii

3-6 定義相關影像分析參數 ................................................................................ 39

3-6-1 各圓孔圓心座標之偏移距離 ............................................................. 39

3-6-2 各圓孔面積之形變率 ......................................................................... 39

3-6-3 各圓孔長短軸之幾何形變率 ............................................................. 40

3-6-4 各圓孔之訊雜比 ................................................................................. 40

3-7 影像處理程式設計 ........................................................................................ 41

3-7-1 實驗所使用的MATLAB程式語言指令簡易說明及敘述 ............... 43

3-7-1-1 讀取影像檔案資料 .................................................................. 43

3-7-1-2 通過設定亮度閥值將灰度、真彩、索引影像轉換為二值

影像 ........................................................................................... 44

3-7-1-3 擷取二值影像中物件的輪廓 .................................................. 44

3-7-1-4 測量影像中每個連通區域的特徵集合 .................................. 45

3-8 影像資料之統計分析 .................................................................................... 45

四、結果與討論 ......................................................................................................... 48

4-1 量測結果 ........................................................................................................ 48

4-1-1 圓心座標之偏移距離 ......................................................................... 48

4-1-2 幾何形變 .............................................................................................. 49

4-1-3 面積形變 .............................................................................................. 49

4-1-4 訊雜比 .................................................................................................. 50

iv

4-2 影像資訊分析與討論 .................................................................................... 51

4-2-1 圓心座標偏移距離之分析與討論 ..................................................... 52

4-2-2 幾何形變及面積形變之分析與討論 ................................................. 53

4-2-3 訊號強度之分析與討論 ..................................................................... 55

五、結論與未來研究方向 ......................................................................................... 59

5-1 結論 ................................................................................................................ 59

5-2 未來研究方向 ................................................................................................ 62

參考文獻 ..................................................................................................................... 63

v

評估 0.2T 磁振造影影像之幾何形變 研究生：程明義 指導教授：陳博洲 博士

義守大學資訊工程研究所

摘要

磁振造影（Magnetic Resonance Imaging, MRI）於臨床醫學診斷上的應

用在過去 20 年有長足的進展。MRI除可提供精確的三維影像以利疾病診斷

與腫瘤定位外，其零輻射劑量與非侵入性之優點更是醫療界對其倚賴日亦

加深的關鍵。在低磁場強度≦0.5T MRI臨床例行檢查上常會發現影像扭曲

變形的現象，而且此現象在受檢部位越是偏離主磁場中心時，越是明顯。

這將導致檢查所產生的影像失真，進而影響到日後診斷醫師的判讀。

本研究計畫之目的旨在使用自製的抽取式水假體，進行影像幾何形變

之探討，並將結果提供給臨床醫師做參考，以提升影像診斷之準確性。研

究結果發現：1. MRI 影像幾何形變現象，乃以主磁場中心點為準，呈輻射

狀向外擴散且愈趨嚴重。2. 影像扭曲形變明顯之區域則是落在臨床觀察照

野 (Field of View, FOV= 24cm × 24cm) 之外。因此，在胸腔、腹腔、骨盆

腔及四肢部位之掃描時，應儘可能將病灶區移至磁場之中心處，以避免影

像幾何形變之產生。

關鍵詞：幾何形變，磁場不均勻性，偏離磁場

vi

Evaluation of Geometric Distortion in 0.2T MRI

Student：Cheng Ming-Ye Advisor：Po-Chou Chen Ph.D.

Department of Information Engineering

I-Shou University

ABSTRACT

Magnetic Resonance Imaging (MRI) techniques have been extensively

improved in the past 20 years and have been recognized as a potential technique

in the clinical diagnosis of diseases as well as tumor localization. MRI has the

advantages of three-dimensional imaging capability, no radiation and

non-invasive examination. One of the crucial issues of MRI is the geometric

distortion caused by magnetic field inhomogeneity, especially in low-field

strength ≦0.5T MRI. The farther the lesion away from the center (off-center

field) is, the more distortion it creates. It might cause difficulty in evaluating the

lesion.

The purpose of this study was to use a home-made water-phantom to evaluate

the geometric distortion of MR image. The results can be provided to clinical

vii

doctors as a reference to improve the diagnostic accuracy of the MR image.

Based on the findings of our study, we have demonstrated that the geometric

distortion of an MR image begins initially from the center of the magnetic field,

then gradually spread outwards as the image distortion become worsen. The

image distortion is more serious outside the area of the 24cm × 24cm field of

view (FOV). Therefore, in performing specific MR images of the thorax,

abdomen, pelvis as well as the extremity, it is suggested that lesion be placed at

the center of the magnetic field in order to avoid further distortion of the MR

image.

Key words: Geometric distortion, Field inhomogeneity, Off-center field.

viii

謝誌

本人於義守大學研讀碩士班期間，承蒙指導教授陳博洲老師不辭辛勞的

給予指導，並適時地引導學生往研究目標邁進，更不時的花費時間與學生

檢討改善本研究之方法與步驟，讓學生受益良多。在平日之討論中，陳老

師不僅給予我專業上的指導，更在我每逢挫折時，及時的給予鼓勵，使一

顆頹敗的心又再度充滿了信心。對於陳老師的諄諄教導，本人著實受益良

多，在此謹致上本人最深且由衷的感謝。此外，感謝黃詠輝老師及朱唯勤

教授於口試期間對於本論文提供寶貴的指教與建議，使本論文更趨完善。

另外，還要感謝陳泰賓老師的指導，使學生能更熟悉 MATLAB 程式語言之

撰寫，解決研究中所遭遇的種種困難。在此也致上對兩位老師的謝意。

在這短短兩年的研究所生涯裡，特別要感謝安泰醫院蘇清泉院長的鼎

力支持、放射科全體同仁的協助，以及系上所有老師的教導與鞭策，使我

能順利完成學業。在這段期間，也要感謝研究所同學輝墉、宜臻、寶英、

明宏、祺元與元柏，在精神上給予相互的支持與鼓勵，並在情緒低潮時，

幫我加油打氣。還要感謝美國奇異公司磁振造影軟體應用部門吳享龍工程

師不時給予技術支援，使得本研究得以順利進行。

最後，我要將此論文獻給我最親愛的家人，感謝雙親及妻子孟如在這

段期間對家庭的照顧，使我能無後顧之憂的完成學業，謹以此篇論文代表

內心最誠摯的感激。

ix

圖目錄

圖 1-1 法國科學家Jean-Baptiste-Joseph Fourier ...................................................... 3

圖 1-2 大腿部位之臨床檢查，左右兩側影像明顯變形 ..................................... 11

圖 1-3 骨盆腔部位檢查之臨床影像，骨盆腔遠側之紅色線條所圈之處明顯

變形 .............................................................................................................. 11

圖 1-4 臨床腦部MRI影像 ...................................................................................... 12

圖 2-1 MRI之自旋回訊波序 .................................................................................. 14

圖 2-2 在 90°脈衝之後，縱向回復在短TR之下將會非常小 ............................. 16

圖 2-3 (A)最初的縱向及橫向磁量 (B)在一個短TR之後，對一個 90°RF脈

衝而言，繼之而來的縱向及橫向磁量將會變少 ..................................... 16

圖 2-4 A-B，如果使用小偏折角α，只有部分的縱向磁量會被偏折到X-Y平

面，而其餘的縱向磁量便得以保留在Z軸方向 ....................................... 17

圖 2-5 磁振造影系統的主要結構 ......................................................................... 18

圖 2-6 超導體型主磁鐵之構造 ............................................................................. 19

圖 2-7 阻抗式磁鐵型主磁鐵之構造 ..................................................................... 20

圖 2-8 永久磁鐵型主磁鐵之構造 ......................................................................... 20

圖 2-9 被動模式的屏蔽 .......................................................................................... 23

圖 2-10 主動模式的屏蔽 .......................................................................................... 24

x

圖 2-11 以線圈為中心的磁場變化 .......................................................................... 25

圖 2-12 使用兩個電流方向相反的線圈產生梯度磁場 ......................................... 25

圖 2-13 磁振造影之射頻系統 .................................................................................. 26

圖 3-1 GE Signa Profile Excite 0.2T MRI ............................................................... 28

圖 3-2 Body Flex II (L) Coil (quadrature) ............................................................... 30

圖 3-3 自製抽取式水假體 ...................................................................................... 31

圖 3-4 30cm (長) × 30cm (寬) 的 1 cm厚壓克力板 .............................................. 32

圖 3-5 30cm (長) × 20cm (寬) 的 1 cm厚壓克力板 .............................................. 32

圖 3-6 模擬軸狀切面之水假體 ............................................................................. 33

圖 3-7 模擬冠狀切面之水假體 ............................................................................. 33

圖 3-8 模擬矢狀切面之水假體 ............................................................................. 34

圖 3-9 美國奇異公司之磁振造影儀專用假體溶液 ............................................. 34

圖 3-10 使用A4 紙張調整假體高度至正中心 ....................................................... 37

圖 3-11 將假體置於線圈中心 .................................................................................. 37

圖 3-12 除去假體中之氣泡 ...................................................................................... 38

圖 3-13 將假體及線圈一併移至磁場正中心 ......................................................... 38

圖 3-14 長短軸之示意圖 .......................................................................................... 40

圖 3-15 背景圓之圈選 .............................................................................................. 41

xi

圖 3-16 自動圈選ROI及計算各影像分析參數之MATLAB程式設計流程圖 ...... 42

圖 3-17 使用SPSS統計軟體開啟影像資料檔案之示意圖 .................................... 46

圖 3-18 使用SPSS統計軟體執行描述性統計之示意圖 ........................................ 47

圖 3-19 使用SPSS統計軟體繪製盒形圖之示意圖 ................................................ 47

圖 4-1 各解剖切面之SNR比較圖 .......................................................................... 51

圖 4-2 圓孔圓心座標與偏移距離之盒形圖 ......................................................... 52

圖 4-3 軸狀切面之水假體影像 ............................................................................. 53

圖 4-4 矢狀切面之水假體影像 ............................................................................. 54

圖 4-5 冠狀切面之水假體影像 ............................................................................. 54

圖 4-6 軸狀切面SNR之等高曲線圖 ...................................................................... 56

圖 4-7 冠狀切面SNR之等高曲線圖 ...................................................................... 56

圖 4-8 矢狀切面SNR之等高曲線圖 ...................................................................... 57

圖 4-9 美國奇異公司原廠提供之軸狀切面等高斯曲線圖 ................................. 57

圖 4-10 美國奇異公司原廠提供之冠狀切面等高斯曲線圖 ................................. 58

圖 4-11 美國奇異公司原廠提供之矢狀切面等高斯曲線圖 ................................. 58

圖 5-1 24cm × 24cm FOV (紅色方框) 與本實驗水假體影像之對應關係 ........ 60

圖 5-2 典型的頭部臨床磁振影像與本實驗水假體影像之對應關係 ................. 60

圖 5-3 典型的腹部臨床磁振影像 (FOV = 36 × 36 cm2 ) ..................................... 61

xii

表目錄

表 2-1 磁振造影儀主磁鐵之性能比較表 ............................................................. 22

表 3-1 GE Signa Profile Excite 0.2T MRI規格一覽表 .......................................... 29

表 3-2 各切面掃描參數一覽表 ............................................................................. 36

表 3-3 Matlab程式語言‘imread’指令之各項格式定義 ........................................ 43

表 3-4 Matlab程式語言‘regionprops’指令之參數與功用 .................................... 45

表 4-1 影像中圓孔圓心座標在各軸向偏移程度比較表 ..................................... 49

表 4-2 各解剖切面圓孔之幾何形變程度比較表 ................................................. 49

表 4-3 各解剖切面圓孔之面積形變程度比較表 ................................................. 50

表 4-4 各解剖切面圓孔之訊雜比比較表 ............................................................. 50

1

一、前言

1-1 背景簡介

1-1-1 磁振造影之歷史發展

大約公元前 400 年左右，一位名為 Democritus 的希臘哲學家提出原子的理

論，他說：『宇宙萬物皆是由一種看不見且無法分割的物質所組成。』，而他將

此物質命名為“atoms”，該字源於希臘文中的“atomos”，英譯為”uncut”，即無法

分割之意。此外，早期的希臘同樣也發現電子這個物質，他們將其命名為

“amber”，英譯為“electron”。於此同期，遠在亞洲土耳其的 Magnesia 城裡發現一

種名為“Lodestone”的天然磁石，他們將該磁石之磁力現象應用於航海、宗教…

等用途中。而今日磁力“Magnetism”一詞亦源自“Magnesia”城。

雖然人類早在公元前即發現“Electron”與“Magnetism”之間的關連，但這關連

性的謎團卻直到公元 1819 年時才由一位名為 Hans Christian Oersted 的科學家所

解開。於此二十年後，也就是公元 1839 年，Michael Faraday 成功的由實驗證明

電力可以產生磁場之論述，也發表了所謂的 Faraday 定律，此一定律不僅僅應用

於 MRI 中，更深深影響今日之電磁工程學。

1860 年代，英格蘭的 James Clerk Maxwell 用數學公式導出磁力線，並發現

電場與磁場互成 90°。幾年後，德國科學家 Heinrich Hertz 證明電磁波的存在，

並發現每種能量之電磁波皆有其特性。

2

傅立葉轉換 (Fourier Transform) [1-3] 為MRI中影像重建的數學理論，提出此

理論者為法國科學家Jean-Baptiste-Joseph Fourier (圖 1-1)。 Fourier 1768 年生於

法國Auxevre，1830 年卒於巴黎。因研究熱傳導理論聞名於世，其 Fourier級數

方法是分析學的重要工具。Fourier於十三歲時即顯現出在文學與數學的興趣，

但在 19 歲時他選擇進入 Benedictine（聖本篤）修道院，希望成為神父，此後三

年，他不斷掙扎於數學與宗教之間。在一封信中，Fourier曾說：「昨天是我 21

歲生日，在這個年紀牛頓與 Pascal早就完成許多不朽的工作。」。不過到了 1793

年，也就是法國大革命後四年，政治在 Fourier 的生命中注入新的活力與終生

的糾纏，26 歲他還因此入獄，隨後因政治氣氛改變而出獄。 1795 年 Fourier成

為法國高等師範學院的第一批學生，1797 年任教，教授分析與力學。1798 他與

Monge隨拿破崙征服埃及，創制法國在埃及的教育體系，從事考古發掘，並在開

羅創立埃及學院，Fourier任學院祕書，也就是當時法國在埃及的文化「教皇」。

1801 年被拿破崙派任到Grenoble大學當校長，Fourier一生最重要的熱傳導理論就

是在這裡完成的，他提出了將函數展開成三角函數級數和的傅立葉轉換，對於

日後的分析學有重大的影響。

3

圖 1-1 法國科學家 Jean-Baptiste-Joseph Fourier。

1945 年由 Edward M. Purcell (哈佛大學物理系，美國籍) 與 Felix Bloch (史

丹福大學物理系，瑞士裔美國籍) 兩名學者發現核磁共振之現象，並發展出早期

的核磁共振儀 (Nuclear Magnetic Resonance Spectrometer，簡稱 NMRS)。該二名

學者並非共同合作研究，而是各自研究但發表時間相近，國際期刊 Physical

Review於 1945年12月24日收到Edward M. Purcell的論文“Resonance Absorption

by Nuclear Magnetic Moments in a Solid.”，另於 1946 年 1 月 29 日收到 Felix Bloch

的論文“Nuclear Induction”，此兩篇論文發表於 Physical Review 1946 年 Vol 46.。

兩人皆以氫質子為研究對象，但 Edward M. Purcell 所使用的電磁波震盪頻率為

30MHz，而 Felix Bloch 所使用的電磁波震盪頻率為 7.765MHz。兩人於 1952 年

共同獲得諾貝爾獎的殊榮。

4

1970 年代，Paul Lauterbur 發明梯度磁場，使 NMR 能具有空間位置資訊，

Lauterbur 在主磁場內附加一個不均勻的磁場，把梯度引入磁場中，從而創造了

一種二維結構影像。他描述了怎樣把梯度磁體附加到主磁體中，然後能看到沉

浸在重水中裝有普通水的試管的交叉截面。除此之外沒有其他影像技術可以在

普通水和重水之間區分影像。藉由引進梯度磁場，可以逐點改變核磁共振電磁

波的頻率，再經對接收的電磁波進行分析，即可以確定其信號來源。此外，他

把研究論文寄到英國著名的《自然》，竟遭退稿，理由是“不具科學價值”。

1976 年，英格蘭籍的 Peter Mansfield 引用 Lauterbur 的研究成果，發展了有

關在穩定磁場中使用附加的梯度磁場理論。他發現磁共振信號的數學分析方

法，為該方法從理論走向應用奠定了基礎。這使得 10 年後磁共振成像成為臨床

診斷可行的方法之一。他利用磁場中的梯度磁場更為精確地顯示不同位置磁共

振的差異。他證明，如何有效而迅速地分析探測到的信號，並且把它們轉化成

影像。Mansfield 還提出了極快速的梯度變化可以瞬間獲得影像，即平面迴訊造

影（Echo-Planar Imaging, EPI）技術，EPI 已成為 20 世紀 90 年代開始蓬勃興起

的功能性磁振造影（Functional MRI, fMRI） 研究的主要手段。此外，Paul

Lauterbur 與 Peter Mansfield 兩人因致力於 MRI 的研究並有重大貢獻，因而共同

獲得 2003 年諾貝爾獎。

1971 年，Raymond Damadian 在他所發表的論文指出癌症細胞釋出的磁共振

訊號和正常細胞不同。他的發現，使磁共振科技由化學家的分析工具轉變成物

理學家的利器，很受重視。史上第一台醫療用 MRI 是在 1977 年由以 Raymond

5

Damadian 為首的研究團隊所建造，其團隊成員包括 Larry Minkoff 與 Michael

Goldsmith。此團隊經由七年的努力不懈，終於製造出可以提供人體影像資訊的

掃描儀器，他們將這台 MRI 取名為“INDOMITABLE”，亦即“不屈不撓”的意思。

目前，這台機器放置在美國華盛頓州中。

值得一提的是，2003 年諾貝爾獎頒發後，於同年 10 月 10 日的《紐約時報》

和《華盛頓郵報》上，同時出現 Fonar 公司的一則整版廣告：「Raymond Damadian，

應當與 Paul Lauterbur 與 Peter Mansfield 分享 2003 年諾貝爾生理學或醫學獎。沒

有他，就沒有核磁共振造影技術。」指責諾貝爾獎委員會「篡改歷史」而引起

廣泛爭議。事實上，對 MRI 的發明權歸屬問題已爭論了許多年，而且爭得頗為

激烈。在學界看來，由於幾個相關人物的長期宣傳，Raymond Damadian 更被描

繪成是一個生意人，而不是科學家。但 R. Damadian 打造第一台供人體使用的

MRI 卻是不爭的事實。不過，相關的答案可能要相當長的一段時間以後才能有

定論。

1-1-2 磁振造影史上之重大記事

1. 18 世紀，Jean-Baptiste-Joseph Fourier 發表傅立葉轉換。

2. 1905 年，Albert Einstein (猶太裔美國籍)，發明相對論，1921 年諾貝爾物理

獎得主。

3. 1910 年代，Niels H.D. Bohr (丹麥籍)，發展出原子核理論，被譽為現代原子

核之父，1922 年諾貝爾物理獎得主。

6

4. 1910 年代，Otto Stern (德裔美國籍)，發現質子之磁振現象。

5. 1910 年代，Wolfgang Pauli，創造 NMR ㄧ詞。

6. 1910 年代，Isidor Isaac Rabi，發展第一個 NMR 實驗。

7. 1946 年，Edward M. Purcell 與 Felix Bloch 發現核磁共振現象。

8. 1966 年，R.R. Ernst (瑞士籍)，發展出傅立葉轉換核磁共振 (FT NMR)。

9. 1973 年，P.C. Lauterbur (美國籍)，發明梯度磁場，使 NMR 能具有空間位置

資訊，2003 年諾貝爾獎得主。

10. 1976 年，Peter Mansfield (英格蘭籍)，發明 EPI，MRI 自此走入醫療領域，

2003 年諾貝爾獎得主。

11. 1977 年，R. Damadian, L. Minkoff, M. Goldsmith 三人建造出史上第一台名為

“INDOMITABLE”的 MRI 人體掃描儀。

1-1-3 近代 MRI 簡介

磁振造影不同於一般的X光攝影或電腦斷層，它並不是利用X光來形成影

像。其成像原理簡單來說是利用原子「核」自旋及原子核在「磁」場中「共振」

的現象及特性，經由射頻無線電磁波 (Radio Frequency, RF) 激發來形成影像。

物質的基本單位是原子，而原子內有原子核及電子。身體組織是由很多原子所

組成，在正常情形下體內原子核的自旋沒有一定方向。若將人體放入一個淨磁

場內，原子核便如小磁棒般，變成相同方向或相反方向排列除了繞本身的軸自

旋外，也繞著磁場方向自旋，如給予垂直於淨磁場方向的射頻無線電磁波，原

7

子核會吸收能量而被激發至高能階狀態。當射頻無線電磁波關閉後，原子核會

恢復至原來的排列狀態，並釋出所吸收的能量，在此恢復的過程中會釋放出電

磁波，而經由接收器接收後，轉變成電訊號，最後經過電腦執行影像重建後就

可得到一張磁振影像[2-5]

1-1-4 磁振造影檢查之優缺點

。

一般看到的磁振影像，即是人體組織內的水分子和脂肪分子，經過磁振造

影掃描儀掃描所呈現出來的影像。除了不具游離輻射之外，磁振造影還有許多

優點，包括：優良的軟組織對比、高解析度及可同時取得不同切面的影像。另

外，若需要注射顯影劑，不僅注射量少，而且人體幾乎不會產生過敏反應。

新一代的磁振造影掃描儀，不僅影像更清晰，而且掃描更迅速。由於快速

磁振造影技術的成熟，也使得擴散磁振造影 (diffusion MRI)、灌流磁振造影

(perfusion MRI)、功能性磁振造影以及磁振頻譜學 (Magnetic Resonance

Spectroscopy, MRS) 等臨床應用成為可能。因此，磁振造影除了可顯示詳細的解

剖構造之外，更可以提供生理及生化的訊息。正因為磁振造影具有上述優點，

而且對人體幾乎不會造成任何傷害，目前已成為臨床診斷以及醫學研究的最佳

利器之一。磁振造影技術的進展非常迅速，而且可觀，除了以上介紹的應用之

外，高磁場磁振造影、介入性磁振造影、磷原子磁振頻譜、氟原子磁振頻譜及

心臟磁振造影，都是目前各醫學研究中心努力的領域。

磁振造影檢查與 1901 年獲得諾貝爾物理學獎的一般 X 射線或 1979 年獲得

8

諾貝爾醫學獎的電腦斷層攝影（Computerized Tomography, CT）相比，其最大的

優點是無游離輻射傷害。它也是目前少有的對人體沒有任何傷害、快速及準確

的臨床診斷方法。除此之外，其優點還包括：1. 對軟組織有極好的分辨力。就

膀胱、直腸、子宮、陰道、骨、關節及肌肉等部位的檢查而言，其組織辨識度

較電腦斷層檢查為優。2. 磁振造影檢查中改變波序的參數都可以成像，多樣的

成像參數組合能提供豐富的診斷信息，這使得臨床診斷和對人體內新陳代謝和

功能的研究變得方便且有效。例如：肝炎和肝硬化的 T1 值變大，而肝癌的 T1

值更大，執行 T1 加權影像，可區別良性肝腫瘤與惡性肝腫瘤。3. 通過調變磁場

可選擇所需的檢查切面，進而得到其它造影技術所不能接近或難以接近部位的

影像。舉例來說：如椎間盤和脊髓部位之檢查，可直接獲取矢狀面、冠狀面、

橫斷面之影像，以觀察神經根、脊髓和神經節等部位之病變，不像電腦斷層檢

查只能獲得與人體長軸垂直的橫斷面。

在缺點方面，雖然 MRI 對患者不致造成損傷，但還是給患者帶來了一些不

適感。在 MRI 例行檢查前應當採取必要的措施，把這種負面影響降到最低限度。

其缺點主要有：1. 和電腦斷層檢查一樣，磁振造影檢查也是一種解剖性之影像

診斷，很多病變單憑磁振造影檢查仍難以確診，不像內視鏡可同時獲得影像和

病理兩方面的診斷。2. 對肺部的檢查而言，其影像品質較一般胸部 X 光檢查或

電腦斷層檢查差。3. 對肝臟、胰腺、腎上腺、前列腺檢查的診斷鑑別率也不比

電腦斷層檢查高，但費用卻相對高出很多。4. 對腸胃道的病變診斷也不如內視

鏡檢查。5. 有部分患者無法執行 MRI 檢查，例如：體內有磁金屬或心律調節器

9

的病人及空間幽閉症的患者等。

此外，磁振造影系統也有可能對人體造成傷害。其因素主要包括：1. 強靜

磁場-在有鐵磁性物質存在的情況下，不論是埋植在患者體內還是存在於磁場範

圍內，都可能是危險因素。2. 隨時間變化的梯度磁場-會在受試者體內感應產生

電場而興奮神經或肌肉。外周神經興奮是梯度磁場安全的上限指標。在足夠強

度下，可以產生外周神經興奮（如刺痛或叩擊感），甚至引起心臟興奮或心室

振顫。 3. 射頻場的致熱效應-在 MRI 掃描中重聚相或掃描過程中所用到的大角

度射頻場的發射，其電磁波能量在患者組織內轉化成熱能，使組織溫度升高。

射頻場的致熱效應需要進一步探討，臨床掃描儀對於射頻能量有所謂「特定吸

收率」（Specific Absorption Rate, SAR）的限制。4. 噪音-MRI 掃描過程中所產

生的各種噪音，可能會使某些患者的聽力受到損傷。5. 顯影劑的毒性副作用-目

前使用的顯影劑主要為含釓的螯合物，副作用發生率為 2%-4%。

1-1-5 磁振造影在化學領域上的應用

磁振造影在化學領域上的應用沒有像其在醫學領域上廣泛，主要是因為技

術上及成像材料上的困難，目前主要應用於以下幾個方面：1. 在高分子化學領

域，如碳纖維增強環氧樹脂的研究、固態反應的空間有向性研究、聚合物中溶

劑擴散的研究、聚合物硫化及彈性體的均勻性研究等。2. 在金屬陶瓷中，通過

對多孔結構的研究來檢測陶瓷製品中存在的沙眼。3. 在火箭燃料中，用於探測

固體燃料中的缺陷以及填充物、增塑劑和推進劑的分布情況。4. 在石油化學方

10

面，主要側重於研究流體在岩石中的分布狀態和流通性以及對油藏描述與強化

採油機理的研究。

1-1-6 其他進展

核磁共振分析技術是透過核磁共振能峯特徵參數（如能峯寬度、能峯輪廓

形狀、能峯面積、能峯位置等）的測定來分析物質的分子結構與性質。它可以

不破壞被測樣品的內部結構，是一種完全無損樣品的檢測方法。同時，它具有

非常高的分辨能力和精確度，而且可以測量的核種也比較多，上述特性均優於

其他測量方法。因此，目前核磁共振技術被廣泛的應用在物理、化學、醫療、

石油化工、考古等領域。

1-2 研究動機及目的

磁振造影檢查相較於其他放射線檢查 (例如：X光攝影、電腦斷層攝影等)

有著零輻射劑量與非侵入性之優點，然而磁振造影影像品質的優劣，往往取決

於磁場強度的均勻與否。磁場均勻度越佳，則磁振造影之影像品質也就會越好。

但是磁場不均勻[6-9]

在臨床例行性的磁振造影檢查時，掃描完成的影像中，經常會發現影像產

生扭曲變形的現象，而此一現象在低磁場強度的磁振造影掃描儀上更是明

顯

，是無法避免的。磁場均勻性對影像之影響在高磁場強度

(≧1.5T) 的磁振造影儀上，或許不明顯，但在低磁場強度 (≦0.5T) 的掃描儀

上，卻是相當顯著。

[10]。不僅如此，在檢查部位偏離主磁場中心點越遠時，愈是明顯，例如：四

11

肢部位檢查的外側影像，及骨盆腔部位檢查的遠側影像，如圖 1-2 及 1-3 所示。

這些扭曲變形[11-19]的影像，經常造成臨床放射師在執行磁振造影檢查時的困擾，

同時嚴重地影響到臨床醫師的判讀。

圖 1-2 大腿部位之臨床檢查，左右兩側影像明顯變形。

圖 1-3 骨盆腔部位檢查之臨床影像，骨盆腔遠側之紅色線

條所圈之處明顯變形。

12

另一個值得探討的原因是：「既然磁振造影所產生之影像，會因磁場強度不

均勻而產生幾何形變[19-23]，那麼臨床例行檢查的每一張影像，如圖 1-4 所示，是

不是都變形了呢?」

圖 1-4 臨床腦部 MRI 影像。

我們試著使用無法產生磁振訊號之壓克力材質，製作出抽取式水假體，本

研究之目的係使用此自製水假體來觀察磁場均勻度所造成之訊號強度差異及影

像幾何形變，期望能藉由本研究之探討及分析，提升臨床影像之鑑別診斷率。

13

二、理論基礎及儀器硬體介紹

2-1 磁振造影基本理論

2-1-1 基礎 MRI 理論

磁振造影檢查乃是利用氫質子受外加淨磁場影響並施加特定頻率的射頻無

線電磁波脈衝激發人體組織內的氫質子。由於人體內的許多分子都含有氫質

子，這些氫質子本身具有磁場特性，如同一個小小的磁鐵。射頻電磁波會改變

體內氫質子的旋轉排列方向，氫質子就會釋放出吸收的能量電磁波信號，經接

收線圈接收後，再以電腦執行影像重建後得到影像，上述為磁振造影之基本原

理。

在進行磁振造影檢查時，首先將病人放在一個均勻且強大的外加磁場之

中，並利用射頻電磁波激發病人組織，再以接收線圈收集病人組織所釋出的回

訊。經過多次複雜的「激發—回訊」程序後，便可以藉由這些收集的原始資料

重組出具有高解析度的影像。由於不同的組織受到激發後，所釋出之回訊不同，

因此，便會在影像上產生非常良好的對比。

2-1-2 磁振造影掃描參數

2-1-2-1 重覆時間 (Repetition Time, TR)

重覆時間是指兩個連續「激發—回訊」之間的時間差，如圖 2-1 所示。增長

14

TR，可增加組織之訊號強度，且因各組織成分不同，其訊號強度增幅也會不同。

但是，由於檢查時間增加，會因此而增加病人移動的機率。反之，若是縮短 TR，

雖然可以減少病患之檢查時間，降低病人移動機率，但同時也會降低組織之訊

號強度及單位時間內所允許的連續切面張數。

2-1-2-2 回訊時間 (Echo Time, TE)

回訊時間指的是在每次施加射頻電磁波脈衝一段時間之後，使用環繞在受

測部位之接收線圈，進行回訊量測，從 90°射頻之中心點至接收訊號中心點之時

間差定義為 TE。當 TE 增加時，影像訊號強度會降低，但影像之組織對比則會

增加；反之，當 TE 減少時，影像訊號強度會增加，但影像之組織對比則會減少。

圖 2-1 MRI 之自旋回訊波序。

15

2-1-2-3 梯度回訊 (Gradient Echo) 波序

梯度回訊波序，亦稱為梯度重聚回訊 (Gradient Recalled Echo, GRE) 波序。

此波序之優點在於增加掃描速度，減少掃描時間。回顧“傳統”自旋回訊波序的掃

描時間取決於方程式 2-1：

(2-1)

其中 TR 為重複時間，Ny 為相位編碼的次數，而 NEX 則為重複激發的次數。此

三參數均可由操作人員設定，一般 Ny 的選擇決定於想要的空間解析度 (Ny 如

果太小，解析度會變差)，NEX 的選擇則決定於訊雜比 (Signal to Noise Ratio,

SNR)，NEX 愈大則 SNR 愈高。上述二參數增加均會增加掃描時間。若此二參

數維持固定則方程式 2-1 中，唯一可改變來縮短掃描時間的就只有 TR 了。

換句話說，我們希望能選擇一個最小的 TR，而仍可獲得可診斷的回訊來產

生影像。如果我們使用 90°射頻脈衝及非常小的 TR，如圖 2-2 所示，縱向磁量

沒有足夠的時間來恢復到一個合理的值。這會造成縱向磁量及隨後的橫向磁量

大大的減少，如圖 2-3 所示。也就是說，所收到的訊號會大大的減少，訊雜比也

會大大的降低。

掃描時間 = TR × Ny × NEX

16

圖 2-2 在 90°脈衝之後，縱向回復在短 TR 之下將會非常小。

圖 2-3 (A)最初的縱向及橫向磁量。(B)在一個短 TR 之後，對一個

90°RF 脈衝而言，繼之而來的縱向及橫向磁量將會變少。

17

為了解決這個問題，一個小偏折角α的RF脈衝被用來取代一般的 90°RF脈

衝。這會造成縱向磁量朝向X-Y平面的偏折不完全，產生的橫向磁分量稱為Mxy，

如圖 2-4 所示。此外，在RF脈衝之後，磁量的主要成分仍留在Z軸上，這個磁量

我們稱它為Mz。因此，即使在很小的TR時，下一個TR循環中仍有足夠的縱向磁

量來進行下一次的激發。

圖 2-4 A-B，如果使用小偏折角 α，只有部分的縱向磁量會被偏折

到 X-Y 平面，而其餘的縱向磁量便得以保留在 Z 軸方向。

2-2 磁振造影系統

磁振造影系統主要是由主磁鐵 (primary magnet)、梯度線圈、射頻線圈和電

18

腦控制系統等部份所組成，如圖 2-5 所示。主磁鐵主要是用來產生淨磁向量 (Net

Magnetization Vector, NMV)，藉著梯度磁場來控制每個位置的共振頻率，並由射

頻線圈發射及接收磁共振的信號，最後由電腦進行影像重建與顯示。

圖 2-5 磁振造影系統的主要結構[5]

2-2-1 主磁鐵

。

一般常見的主磁鐵有三種：一、超導磁鐵 (superconducting magnet )，它是

由超導鈮-鈦 (niobium-titanium) 合金細線繞製成半徑非常大之空蕊線圈，又稱

為赫姆霍茲線圈 (Helmholtz coil)，通常再佐以小電流的勻場線圈 (shimming coil)

來加以修正磁場均勻度以產生均勻的磁場。因為超導體需在低溫下 (4.7°K) 才

會出現無電阻狀態，所以通常由液態氦 (liquid helium) 及液態氮 (liquid nitrogen)

雙重冷卻，它們的汽化點分別是 4.2°K 與 77.4°K。一般設計將線圈浸於液態氦

19

中，然後外面再由液態氮來保持冷卻。此類磁鐵的特點是磁場強度高，均勻度

好，耗電量小，但其維護費用高，如圖 2-6 所示。二、阻抗式磁鐵 (resistive

magnet)，亦稱為電磁式型主磁鐵，主要是由銅或鋁線繞製成赫姆霍茲線圈，如

圖 2-7 所示，磁場強度一般可達 0.2T。其特點為造價低，但是磁場強度和均勻

度難以提高，而且耗電量高達 50kW，需要考慮熱量的冷卻問題。三、永久磁鐵

(permanent magnet) 型主磁鐵，其材料有鉛鎳鈷、鐵氣體和稀土鈷三種，此類磁

鐵沒有昂貴和複雜的附加設備，保養比較簡單。但其結構為多塊小磁鐵組合，

磁場均勻性較差，磁場強度低 (≦0.35T)，如圖 2-8 所示。

圖 2-6 超導體型主磁鐵之構造。

20

圖 2-7 阻抗式磁鐵型主磁鐵之構造。

圖 2-8 永久磁鐵型主磁鐵之構造。

21

2-2-1-1 主磁鐵性能之比較

磁場強度 (intensity)、磁場均勻度 (uniformity)、磁場穩定度 (stability) 及

滲出磁場 (fringe field) 是衡量磁鐵性能的幾個重要因素，表 2-1 列出上述三種

主磁鐵之性能比較。

就磁場強度而言，磁場強度應由訊雜比、射頻無線電磁波對生物的穿透力、

和人體安全性三個方面綜合考慮，當其他條件都相同的情況下，訊雜比主要依

賴於頻率與體素 (voxel)。頻率提高，則射頻無線電磁波之能量易被人體吸收，

造成局部加熱；大視野切面成像，射頻無線電磁波激發不易均勻，造成信號衰

減較多。體素增大，訊雜比提高，但影像解析度降低。臨床MRI掃描之磁場強度

一般在 0.1-3.0T之間 (1T = 10,000G)。就磁場均勻度而言，磁場均勻度在MRI成

像中要求很高。生物大分子中不同基團的氫核由於所處的化學環境不同，其共

振頻率略有不同，差異範圍約為所加外磁場大小的 10-6-10-5

之間，即百萬分之幾

(parts per million, ppm)，所以最低要求為在樣品體積內需達到幾個ppm的均勻

度。就磁場穩定度而言，磁場穩定度是指單位時間磁場的變化率，基於影像分

辨率，要求短期穩定度在幾個ppm/h，長期穩定度在 10 ppm/h，才符合成像要求。

就滲出磁場而言，滲出磁場是指主磁鐵開口以外的磁場，各式磁鐵均有滲出磁

場的存在，以永久磁鐵最小。對於使用線圈的磁鐵，滲出磁場相當顯著，要特

別注意它對病人、儀器與周遭人員的影響。

22

表 2-1 磁振造影儀主磁鐵之性能比較表

[5]

永久磁鐵 阻抗磁鐵 超導磁鐵

磁場強度 低 低 高

均勻度 低 低 高

維護費 低 高 高

價格 低 低 高

滲出磁場 低 高 高

2-2-1-2 主磁鐵的勻場與屏蔽

維護主磁體的方式有下列兩種：一種是勻場 (shimming)，另一種則是屏蔽

(shielding)。所謂“勻場”指的是調整磁場均勻度 (homogeneity) 的過程。一般

來說，原始超導磁鐵的磁場均勻度約為 ±100ppm，對 MRI 影像來說此均勻度太

差了，無法產生高品質之影像，所以必須用勻場的方法來調整磁場均勻度，約

需調至 ±1~5ppm。勻場的模式分為兩種，一種是被動模式，其方法是使用小片

的鐵片 (shim magnet) 來調整磁力線，在掃描儀內裝有許多抽屜式的小盤，經由

電腦的計算來決定要在哪些盤內放入勻場磁鐵，經由一連串的計算和調整即可

達到勻場的目的，這種方法的優點是較省電。另一種是主動模式，這種方法是

在掃描儀機體內裝設一系列的小勻場線圈 (shim coils)，約三十個左右，利用這

些小線圈產生的小磁場來達到調整主磁場均勻度的目的。

23

“屏蔽”指的是把滲出磁場的範圍縮小的程序。當滲出磁場的範圍太大時

會影響外圍的設備 (如電腦等)、造成病人的傷害 (如病人裝設心律調節器等)

及造成損失 (如金屬物品較易被吸入磁體或磁卡消磁等)，所以掃描儀的磁體必

須要有良好的屏蔽，其方式分為被動模式及主動模式屏蔽兩種。被動模式的屏

蔽指的是在掃描儀的最外圍加上一層鐵殼，包覆整個主磁體，如此可以限制滲

出磁場的範圍，但這種方法會加重掃描儀的重量，且會造成掃描儀內的磁力線

扭曲變形，增加勻場的困難度，如圖 2-9 所示。主動模式的屏蔽指的是在主磁

場線圈外圍再加上一個次級磁場線圈，如圖 2-10 所示，其電流方向與主磁場線

圈的相反，形成一個反磁場，因為在外圍，所以可以減小主磁場所產生的滲出

磁場，但此反磁場也會將主磁場的強度減弱，所以一個 1.5T 的磁體，其主磁場

強度實際上是 2.5T，次級磁場強度為 1T，相互抵銷後可得到 1.5T 強度的磁場。

圖 2-9 被動模式的屏蔽。

24

圖 2-10 主動模式的屏蔽。

2-2-2 梯度磁場

由於 MR 影像的空間解碼 (spatial encoding) 模式，需要暫時的改變磁場的

強度。梯度磁場之設計隨位置不同，磁場成線性之變化，中心位置淨磁場維持

不變，一方遞增、一方遞減，來達到空間解碼的目的。為了改變磁場需要加上

額外的梯度線圈 (gradient coils) 來產生局部的小磁場，以造成淨磁場不均勻，

這個小磁場我們稱它為梯度磁場。

當一個線圈通電時，其磁場強度呈現中間強、兩端弱的情形，如圖 2-11 所

示，這樣並無法達到使主磁場呈現梯度的目的。因此，我們需要使用兩個線圈

平行排列且兩者的電流設計成相反的方向，如圖 2-12，如此不但可以達到梯度

磁場的要求，而且可維持磁體中心的磁場強度不變。

25

圖 2-11 以線圈為中心的磁場變化 (兩端漸弱) [24]。

圖 2-12 使用兩個電流方向相反的線圈產生梯度磁場[24]。

26

2-2-3 射頻系統

磁振造影之射頻系統 (如圖 2-13) 分為兩個部分，一個是射頻發射器，另一

個是射頻接收器。射頻發射器主要是用以產生短而強的射頻場，並將此射頻以

脈衝方式發射到受檢部位上，使受檢部位中的氫核產生磁共振現象。在執行檢

查的過程中，我們須給予受檢部位多少的射頻無線電波能量，與其需激發的質

子數目有關，故大人會比小孩需要更多的能量，所以體重的輸入不得輕忽。而

在射頻接收器的部分，其所接收到的訊號大小，則取決於我們所使用的波序及

參數。

圖 2-13 磁振造影之射頻系統[24]。

27

2-2-4 電腦系統

磁振造影系統最後一個部分是-電腦系統，其主要的功能是將由射頻接收器

送來的信號，經類比-數位 (Analog-to-Digital, A/D) 轉換器，將類比訊號轉換成

數位訊號，再根據訊號與觀察切面各體素的對應關係，經影像重建處理後即可

得切面影像數據，然後，經數位-類比 (Digital -to-Analog, D/A) 轉換器，按影像

訊號大小，使用不同的灰階顯示欲觀察切面的影像於顯示器上。

磁振造影之電腦系統包含了三個部分，第一部分是操作控制台 (operator’s

console) ，其主要的功用是負責掃描時病人資料及掃描參數輸入、掃描的選項、

將掃描波序傳達到控制機櫃、影像的顯示和拍片功能等。第二部分是控制機櫃，

其主要的功用是負責控制梯度磁場與 RF 脈衝的傳送和接收。第三部分是陣列處

理器 (array processor)，其主要的功用是負責影像重組及影像後處理 (如最大強

度投影、多平面影像) 等等。

28

三、實驗材料與方法

3-1 實驗設備

3-1-1 實驗使用之掃描儀器

本研究使用的掃描儀為 GE Signa Profile Excite 0.2T MRI，此掃描儀為開放

式低磁場強度磁振造影儀，儀器外型如圖 3-1，規格則如表 3-1 所示。

圖 3-1 GE Signa Profile Excite 0.2T MRI。

29

表 3-1 GE Signa Profile Excite 0.2T MRI 規格一覽表

Device Information and Specification Clinical Application Whole body

Configuration Open MRI

Surface Coils

Integrated transmit body coil, body flex sizes: M, L, XL, quadrature, head coil quadrature, 4 channel neurovascular array, 8

channel CTL array, quad. c-spine, 2 channel shoulder array, extremity coil, 3 channel wrist array, 4 channel breast array, 6 & 9

& 11 inch general purpose loop coils

Spectroscopy No

Synchronization Standard cardiac gating, ECG/peripheral, respiratory gating

Pulse Sequences

Standard: SE, IR, 2D/3D GRE and SPGR, Angiography: 2D/3D TOF, 2D/3D phase contrast; 2D/3D FSE, 2D/3D FRFSE, FGRE

and FSPGR, SSFP, FLAIR, EPI, optional: 2D/3D Fiesta, fat/water separation, T1 FLAIR

Imaging Modes Localizer, single slice, multislice, volume, fast, POMP, multi slab, cine, slice and frequency zip, extended dynamic range, tailored RF

TR 6 to 12000 msec in increments of 1 msec

TE 1.3 to 2000 msec in increments of 1 msec

Single/Multi Slice Simultaneous scan and reconstruction; 80 images/sec reconstruction

FOV 3cm to 40 cm continuous

Slice Thickness 2D: 2.7mm - 20mm 3D: 0.2mm - 5mm

Display Matrix 1280 × 1024

Measuring Matrix 128x512 steps 32 phase//freq.

Pixel Intensity 256 gray levels

Spatial Resolution 0.08 mm; 0.02 mm optional

Magnet Type Permanent

Bore Diameter or W x H 120 × 44 cm

Magnet Weight 10,000 kg w/gradient enclosure

H*W*D 147 × 214 × 193 cm

Power Requirements 200 - 480, 3-phase

Cooling System Type None required

Cryogen Use No

Field Strength 0.2T

Strength 15 mT/m

5-Gausss Fringe Field 1.7 m/1.7 m

30

3-1-2 接收訊號所使用之線圈

接收訊號所使用之線圈為 Body Flex II (L) Coil (quadrature)。 Body Flex Coil

(L size) 為一個周長為 1.45 公尺、外表呈現馬鞍型且僅能接收訊號而無法發射射

頻無線電磁波的線圈，可應用於胸椎、腰椎、胸部、腹部、骨盆腔及髖關節等，

如圖 3-2 所示。

圖 3-2 Body Flex II (L) Coil (quadrature)。

3-2 假體設計

3-2-1 抽取式水假體設計

使用 1 cm 厚的壓克力板製成 30cm (長) × 30cm (寬) × 21cm (高) 的水箱一

個，並於三維方向均設置有抽取槽，如圖 3-3 所示。

31

圖 3-3 自製抽取式水假體。

3-2-2 模擬不同方位掃描之壓克力板設計

裁剪二片 1 cm 厚的壓克力板，分別是 30cm (長) × 30cm (寬) 一片 (如圖 3-4)

及 30cm (長) × 20cm (寬) 一片 (如圖 3-5)，壓克力板可抽換以模擬不同方位之掃

描，其擺放方式如圖 3-6、圖 3-7 及圖 3-8 所示。同時，在此兩片壓克力板上進

行等距鑽孔 (以壓克力板正中心為起點向四周進行鑽孔)，孔徑為 16mm，相鄰

兩孔的孔距為 32mm。

3-3 假體溶液的選擇

為確保本研究之水假體影像訊號均勻，避免因水中雜質所造成之部分干擾

雜訊影響到實驗結果，因此本研究採用美國奇異公司之磁振造影儀專用假體溶

32

液，其成份為 3.3685 g/L NiCl2· 6H2O 及 2.4 g/L NaCl之混和溶液，如圖 3-9 所

示。

圖 3-4 30cm (長) × 30cm (寬) 的 1 cm 厚壓克力板。

圖 3-5 30cm (長) × 20cm (寬) 的 1 cm 厚壓克力板。

33

圖 3-6 模擬軸狀切面之水假體。

圖 3-7 模擬冠狀切面之水假體。

34

圖 3-8 模擬矢狀切面之水假體。

圖 3-9 美國奇異公司之磁振造影儀專用假體溶液。

35

3-4 磁振造影掃描參數設計

本研究之水假體影像包括軸狀、冠狀及矢狀三個解剖切面之 Gradient Echo

T1-加權影像，其掃描參數設計如表 3-2 所示。另外，為了避免儀器軟體之影像

選項 (imaging options) 會自動修正掃描產生之影像資料，進而造成實驗結果不

準確，故將自動修正功能關閉。

3-5 實驗方法與步驟

首先，將線圈、抽取式水箱假體、壓克力板及假體溶液等實驗材料攜入磁

振造影檢查室中，利用皮尺量測調整 Body Flex Coil (L size) 之位置，使其擺放

在磁場正中心。再將自製之抽取式水箱假體置入該線圈中，並使用 A4 影印紙將

其墊高至線圈正中心 (使用紙張可準確調整高度及止滑)，如圖 3-10 所示。將水

箱假體調整至正中心後，緩緩倒入美國奇異公司之磁振造影儀專用假體溶液，

直至 20cm 高時才停止，如圖 3-11 所示。接著，插入模擬各解剖切面之壓克力

板，並將假體中之氣泡完全去除，以避免產生假影或干擾訊號，如圖 3-12 所示。

然後，鎖上線圈卡榫，將線圈連同假體一併移入磁振造影儀磁體之正中心，如

圖 3-13 所示。俟人員都離開檢查室後，緊閉檢查室之門，以避免自然環境中之

無線電波進入檢查室，影響實驗數據。最後，至控制台進行水假體影像掃描。

影像後處理使用自行設計撰寫的 MATLAB 程式，以分析掃描取得之水假體

影像，求得各圓孔圓心座標的偏移距離、幾何形變比率、面積形變比率及訊雜

比。之後，將上述的影像數據導入 SPSS 統計軟體中，以進行敘述性統計分析。

36

表 3-2 各切面掃描參數一覽表

3 Plane Localizer

Axial T1W

Coronal T1W

Sagittal T1W

IMAGING PARAMETERS Plane 3-Plane Axial Coronal Sagittal Mode 2D 2D 2D 2D Pulse Seq Localizer Gradient

Echo Gradient Echo

Gradient Echo

Imaging Options

None None None None

SCAN TIMING # of Echoes -- 1 1 1 TE -- Min Full Min Full Min Full TR -- 100 100 100 Flip Angle -- ETL=80 ETL=80 ETL=80 Bandwidth -- 7.81 7.81 7.81

ADDITIONAL PARAMETERS (see attached instructions) SAT -- -- -- --

ACQUISITION TIMING Freq 256 256 256 256 Phase 256 256 256 256 NEX 1 12 12 12 Phase FOV 1 1 1 1 Freq DIR Unswap R/L S/I S/I Flow Comp Direction

-- -- -- --

Shim Auto Auto Auto Auto

FOV 40 40 40 40 Slice Thickness

5 5 5 5

Spacing 2 1 1 1 Start - End -- -- -- -- # Slices 15 1 1 1 Scan Time 2:22 5:10 5:10 5:10

37

圖 3-10 使用 A4 紙張調整假體高度至正中心。

圖 3-11 將假體置於線圈中心。

38

圖 3-12 除去假體中之氣泡。

圖 3-13 將假體及線圈一併移至磁場正中心。

39

3-6 定義相關影像分析參數

3-6-1 各圓孔圓心座標之偏移距離

在X軸方向各影像中圓孔圓心座標之偏移距離定義為影像中各圓孔圓心之

X軸座標 (Xi) 與實際壓克力板上相對應圓孔之圓心X軸座標 (Xi0) 之差，如方程

式 3-1 所示。在Y軸方向之偏移距離定義為各影像中圓孔圓心之Y軸座標 (Yi) 與

實際壓克力板上相對應圓孔之圓心Y軸座標 (Yi0) 之差，如方程式 3-2 所示。在Z

軸方向之偏移距離則定義為各影像中圓孔圓心之Z軸座標 (Zi) 與實際壓克力板

上相對應圓孔之圓心Z軸座標 (Zi0

(3-1)

) 之差，如方程式 3-3 所示。

(3-2)

(3-3)

3-6-2 各圓孔面積之形變率

欲準確求得各相對應圓之圓面積有點困難，因影像中各圓孔之感興趣區大

小之認定，不論是以人為圈選的方式或以影像處理軟體程式進行自動圈選，仍

會存在無可避免的誤差。各影像中圓孔相對中心圓孔之面積形變率定義為各影

像中圓孔感興趣區 (ROI) 之面積除以中心圓孔感興趣區之面積。

(3-4)

i0i Z-ZZ =軸座標偏移距離各圓孔圓心

i0i X-XX =軸座標偏移距離各圓孔圓心

i0i Y-YY =軸座標偏移距離各圓孔圓心

之面積影像中中心圓孔之面積影像中圓孔

面積形變率ROI

ROI=

40

3-6-3 各圓孔長短軸之幾何形變率

影像中各圓孔長短軸之幾何形變率定義為通過影像中各圓孔感興趣區質心

之最短距離 (即短軸長) 與最長距離 (即長軸長) 之比值，如圖 3-14 所示。

(3-5)

圖 3-14 長短軸之示意圖。

3-6-4 各圓孔之訊雜比

影像中各圓孔之訊雜比定義為影像中各圓孔感興趣區之平均訊號強度 (即

其像素訊號強度之平均值) 除以根號背景圓感興趣區之平均訊號強度，如圖 3-15

所示。

(3-6)

100%×=長度影像中通過圓心之短軸長度影像中通過圓心之長軸

形變率

平均訊號強度影像中背景圓

之平均訊號強度影像中各圓孔

之ROIROISNR =

41

：圓孔 ROI

：背景圓 ROI

圖 3-15 背景圓之圈選。

3-7 影像處理程式設計

為避免人為圈選影像中每一圓孔之感興趣區時，因個人主觀因素而造成影

像資訊之差異，所以自行撰寫MATLAB程式進行影像中圓孔之自動圈選，以避

免上述人為誤差之產生，然後求得各影像分析參數 (訊雜比、長短軸形變率、面

積形變率及圓心座標偏移距離之值)。

程式設計步驟如下：1. 使用“imread”指令讀取磁振造影影像，2. 使用

“im2bw”指令進行影像二值化處理，以拉大背景與圓孔之像素值差異，3. 使用

“bwboundaries”指令進行圈選每一圓孔之感興趣區，並計算各圓孔之影像圓心座

標及訊雜比，4. 使用“regionprops”指令求出每一感興趣區之長短軸長度及面積大

小。程式設計流程如圖3-16 所示。

42

圖 3-16 自動圈選 ROI 及計算各影像分析參數之 MATLAB 程式設計流程圖。

START

輸入 1. 影像檔案 2. 假體資料 3. 參考圓真實圓心座標

輸入影像二值化閥值

影像二值化

自動圈選 ROI

判定自動圈出之中心圓

面積是否與符合實際值

正式圈選 ROI

計算 1. SNR 2. 長短軸形變率

3. 面積形變率 4. 圓心座標偏移距離

END

繪製圖表

否

是

43

3-7-1 實驗所使用的 MATLAB 程式語言指令簡易說明及敘述

3-7-1-1 讀取影像檔案資料

語法 A = imread(filename, fmt)

[X,map] = imread(filename, fmt)

說明 1. 讀取檔案名稱 (filename) 所指定的影像檔案。

2. 若檔案為灰階影像 (grayscale intensity image) 則變數A為二維陣

列。

3. 若檔案為實彩影像 ( truecolor (RGB) image ) 則變數A為三維陣

列。

4. fmt 為檔案格式 (format)。若省略時，系統只以檔案名稱做為鑑別

根據。其各項格式之定義如表3-3所示。

表 3-3 Matlab 程式語言‘imread’指令之各項格式定義

Format File type

‘bmp’ Windows Bitmap (BMP)

‘hdf’ Hierarchical Data Format (HDF)

‘jpg’ or ‘jpeg’ Joint Photographic Experts Group (JPEG)

‘pcx’ Windows Paintbrush (PCX)

‘png’ Portable Network Graphics (PNG)

‘tif’ or ‘tiff’ Tagged Image File Format (TIFF)

‘xwd’ X Windows Dump (XWD)

44

3-7-1-2 通過設定亮度閥值將灰度、真彩、索引影像轉換為二值影像

語法 BW = im2bw(I, level)

BW = im2bw(X, map, level)

BW = im2bw(RGB, level)

說明 1. 使用上述語法，可分別將灰度影像、索引影像、真彩影像轉換為

二值影像。

2. Level是歸一化 (normalization) 的閥值，值域為[0,1]。

3. Level可由函數“graythresh(I)”求得。

3-7-1-3 擷取二值影像中物件的輪廓

語法 B = bwboundaries(BW, conn)

說明 1. B是一個P×1的cell陣列，P為物件個數，包括了物件和空洞。

2. 每個cell是Q×2的矩陣，對應於物件輪廓像素的座標。

3. Q內每一行表示連通體的邊界像素的位置座標 (第一列是縱座標

Y,第二列是橫座標X)，Q為邊界像素的個數。

4. B可以用B{1}，B{2}……B{k}來查詢。例如只有一個物件，即

P = 1，有1個cell陣列。B{1}就是物件的輪廓座標。

5. 例如 B = [5918×2 double]，其中 5918 就是所求的邊緣像素數目。

45

3-7-1-4 測量影像中每個連通區域的特徵

語法 STATS = regionprops(L, properties)

說明 1.

集合

參數L為正整數，為對應連通區域的個數。

2. 函數返回的結果STATS為一個結構陣列。

3. 每個欄位代表區域的各種不同量度，這些由properties參數指定。

4. properties可以是一個以逗號分隔的字串

表 3-4 Matlab 程式語言‘regionprops’指令之參數與功用

。本研究所使用的參數如

表3-4所示。

3-8 影像資料之統計分析

使用MATLAB程式語言所撰寫之ROI自動圈選及影像分析參數計算程式進

行磁振影像之分析，然後，將程式運算分析後所產生之影像資訊，導入 SPSS 統

計分析軟體中，再藉由 SPSS 之強大功能，統計分析下列影像資訊：

1. 磁振影像中圓孔圓心座標的偏移距離

2. 影像中各圓孔幾何形變之大小

參數 功用

'Area' 區域面積

'MajorAxisLength' 區域最大距離

'MinorAxisLength' 區域最小距離

46

3. 影像中各圓孔面積形變之大小

4. 影像中各圓孔之訊雜比差異

使用 SPSS 統計軟體進行敘述性統計分析，可得知影像中各圓孔圓心座標之

偏移距離、幾何形變之大小、面積形變之大小及訊雜比之差異，其操作步驟如

下：

1. 使用 SPSS 統計軟體開啟由 MATLAB 程式運算所得之影像資料檔案，如圖

3-17 所示。

2. 點選 SPSS 軟體上方的功能表選單，選統計分析 (analysis) → 敘述性統計

(descriptive statistics) → 描述性統計量 (descriptive)，即可得實驗相關統計資

訊，如圖 3-18 所示。

3. 使用 SPSS 軟體之繪製統計圖功能，進行盒形圖繪製，希望能藉由圖示法清

楚地描述實驗相關數據。操作步驟如下：選統計圖 (Graphs) → 圖表建立器

→ 盒形圖 (box plot)，如圖 3-19 所示。

圖 3-17 使用 SPSS 統計軟體開啟影像資料檔案之示意圖。

47

圖 3-18 使用 SPSS 統計軟體執行描述性統計之示意圖。

圖 3-19 使用 SPSS 統計軟體繪製盒形圖之示意圖。

48

四、結果與討論

4-1 量測結果

將使用本研究設計之方法與材料掃描所得的影像資訊，讀入自行撰寫之

MATLAB 程式中運算，再將程式運算所得之影像分析參數，導入 SPSS 統計分

析軟體，進行敘述性統計分析，並以最大值 (maximum)、最小值 (minimum)、

平均值 (mean value)、標準差 (standard deviation) 及盒形圖等統計量及圖進行相

關研究成果之陳述。

4-1-1 圓心座標之偏移距離

探討影像中圓心座標之偏移距離前，先定義掃描儀磁體之左右側為X軸、前

後側為Y軸、上下側為Z軸；再將各圓孔之圓心以 (Xi, Yi, Zi) 三維空間座標進行

標記，則可得軸狀解剖切面上各圓孔之圓心座標為 (Xi, 0, Zi)、冠狀解剖切面上

之各圓孔圓心座標為 (Xi, Yi, 0) 及矢狀解剖切面上之各圓孔圓心座標為 (0, Yi,

Zi)。

使用 SPSS 統計軟體分析得知上述三個解剖切面上之圓孔圓心偏移距離如

下： X 軸方向之位移為 -4.56mm 至 +6.13mm； Y 軸方向之位移為 -6.13mm

至 +6.13mm； Z 軸方向之位移為 -2.31mm 至 +2.31mm。統計結果如表 4-1 所

示。

49

表 4-1 影像中圓孔圓心座標在各軸向偏移程度比較表

位移 個數 (mm)

最小值 (mm)

最大值 (mm)

平均數 (mm)

標準誤差 (mm)

標準差 (mm)

X 軸方向位移 171 -4.56 6.13 0.37 0.108 1.411

Y 軸方向位移 171 -6.13 6.13 0.25 0.139 1.824

Z 軸方向位移 171 -2.31 2.31 -0.10 0.046 0.601

4-1-2 幾何形變

幾何形變以幾何形變率 (即長短軸比率) 表示。軸狀切面之幾何形變率為

1.00 至 1.19；冠狀切面之形變率為 1.00 至 1.20 ; 矢狀切面為 1.00 至 1.12。統

計分析資料如表 4-2 所示。

表 4-2 各解剖切面圓孔之幾何形變程度比較表

位置 個數 範圍 最小值 最大值 平均數 標準誤差 標準差

軸狀切面 45 .18 1.00 1.19 1.0399 .00525 .03521

冠狀切面 81 .20 1.00 1.20 1.0507 .00440 .03958

矢狀切面 45 .12 1.00 1.12 1.0474 .00371 .02489

4-1-3 面積形變

面積形變以面積形變率表示。軸狀切面之面積形變率為 0.93 至 1.10；冠狀

切面之面積形變率為 0.75 至 1.06；矢狀切面之面積形變率為 0.89 至 1.10。統

計分析資料如表 4-3 所示。

50

表 4-3 各解剖切面圓孔之面積形變程度比較表

位置 個數 範圍 最小值 最大值 平均數 標準誤差 標準差

軸狀切面 45 .17 .93 1.10 .9946 .00475 .03183

冠狀切面 81 .31 .75 1.06 .9498 .00836 .07527

矢狀切面 45 .22 .89 1.10 1.0088 .00640 .04292

4-1-4 訊雜比

訊雜比之分析結果指出平均訊號強度以冠狀切面最強，軸狀切面次之，矢狀

切面最小，如表 4-4 所示。將訊雜比資料輸入 SPSS 統計軟體分析並繪製盒形圖，

如圖 4-1 所示，即可清楚呈現出各解剖切面上訊號強度的差異，其中矢狀切面之

SNR 值最小。但標準差則以軸狀切面最小，矢狀切面次之及冠狀切面最大。

表 4-4 各解剖切面圓孔之訊雜比比較表

位置 個數 最小值 最大值 平均數 標準差

軸狀切面 (XZ平面) 45 77.43 117.30 90.7510 9.15689

冠狀切面 (XY平面) 81 70.88 123.13 94.4934 13.13802

矢狀切面 (YZ平面) 45 56.37 104.67 85.4566 10.71321

51

圖 4-1 各解剖切面之 SNR 比較圖。

4-2 影像資訊分析與討論

理論上磁振造影儀之主磁場均勻度應該是上下、左右、前後相互對稱，但

實際上並非如此。主磁場常會因受檢體本身組織之成分因素 (例如：體內植入異

物) 或掃描儀所在環境因素 (例如：建築主體之建材成份) 之干擾而產生不均勻

之現象。磁場不均勻會導致影像幾何形變之產生。本研究採用美國奇異公司生

產的磁振造影儀專用假體溶液，該溶液為均勻混合溶液，可免除來自受檢體本

身之干擾因素。

52

4-2-1 圓心座標偏移距離之分析與討論

若主磁場為均勻磁場，則各軸向偏移距離之平均值應等於零或接近零，但

實驗所呈現之結果並非如此。圖 4-2 顯示，在 X 軸 (左右側) 方向上之磁場強度

偏左移，在 Y 軸 (前後側) 方向上則略偏前移，而在 Z 軸 (上下側) 方向上則略

偏下移。若將三軸之偏移距離一起比較，則可發現在 Z 軸方向上之磁場均勻度

較其他兩軸為佳。

圖 4-2 圓孔圓心座標與偏移距離之盒形圖。

53

4-2-2 幾何形變及面積形變之分析與討論

圖 4-3及圖 4-4顯示在軸狀切面及矢狀切面之假體影像中圓孔有明顯的位置

偏移現象；但若以肉眼直接觀察其幾何形狀及面積大小，並無明顯之差異。然

而，在冠狀切面之影像上，除了位置偏移之外，亦可明顯的觀察到幾何形變之

現象，而且此現象在偏離磁場中心點越遠處越明顯，如圖 4-5 箭頭所指之四個角

落圓孔所示；若在臨床例行性檢查時，病患之病灶恰巧出現在這些位置上，勢

必會影響到臨床醫師的判讀。

圖 4-3 軸狀切面之水假體影像。

54

圖 4-4 矢狀切面之水假體影像。

圖 4-5 冠狀切面之水假體影像。

55

影像位置之微量偏移及幾何形變，就病灶之診斷及判讀而言，雖不致於產生

很大之影響，但卻可能影響到癌症放射治療之評估。這也是為什麼目前治療計

畫多數仍採用具游離輻射之電腦斷層檢查影像來做治療區域及劑量的估算，而

較少採用安全且無輻射傷害之磁振造影的原因之一。

4-2-3 訊號強度之分析與討論

圖 4-6、圖 4-7 及圖 4-8 係以 MATLAB 程式語言指令“contour”分別繪製出的

軸狀、冠狀及矢狀三個解剖切面訊雜比之等高曲線圖。將此三張等高曲線圖與

美國奇異公司原廠所提供之磁場等高斯曲線圖 (圖 4-9、圖 4-10 及圖 4-11) 比

較，可得知訊雜比在軸狀切面之左右側大於上下側；在冠狀切面之左右側大於

前後側；在矢狀切面之上下側大於前後側。對同一切面上之圓孔而言，越接近

線圈者訊雜比越強。

綜合上述結果可得下述之結論：1. 本研究使用之 0.2T磁振造影儀之影像訊

號強度大小為SI左右側＞SI上下側＞SI前後側，SI冠狀面＞SI軸狀面＞SI矢狀面。2. 就訊雜比的均

勻度 (SNR Uniformity, UniSNR) 而言，可由各切面影像訊雜比的標準差得知

UniSNR軸狀面＞ UniSNR矢狀面 ＞ UniSNR冠狀面。

56

圖 4-6 軸狀切面 SNR 之等高曲線圖。

圖 4-7 冠狀切面 SNR 之等高曲線圖。

57

圖 4-8 矢狀切面 SNR 之等高曲線圖。

圖 4-9 美國奇異公司原廠提供之軸狀切面等高斯曲線圖。

58

圖 4-10 美國奇異公司原廠提供之冠狀切面等高斯曲線圖。

圖 4-11 美國奇異公司原廠提供之矢狀切面等高斯曲線圖。

59

五、結論與未來研究方向

5-1 結論

磁振造影檢查可能會因為設置環境之影響或儀器本身機械安裝之誤差，而

導致主磁場之分布不均勻，使影像產生幾何形變之現象，造成臨床診斷之困擾。

由本研究之分析結果可知：此現象乃以主磁場中心點為準，呈輻射狀向外擴散

且愈趨嚴重。然而，大部分磁振造影檢查除了胸腔、腹腔及骨盆腔三部位之檢

查以外，其他臨床例行檢查之觀察照野均不會超過 24cm × 24cm (紅色方框)，如

圖 5-1 所示，也就是說影像扭曲形變明顯之區域，均落在此範圍之外。因此，就

頭、頸部之 MR 影像而言，並不會觀察到明顯的幾何形變，也不會影響到病灶

之鑑別診斷，圖 5-2 為典型的頭部臨床磁振影像與本實驗水假體影像之對應關

係。但對胸腔、腹腔及骨盆腔三部位之檢查而言，因其觀察照野較大，造成影

像邊緣之幾何形變相當明顯，甚至無法判讀，圖 5-3 為典型的腹部臨床磁振影

像，紅色圓圈處顯示明顯的形變。另外，針對四肢部位之檢查，應儘可能將病

灶區移至磁場之中心處，以避免影像幾何形變之產生。

60

圖 5-1 24cm × 24cm FOV (紅色方框) 與本實驗水假體影像之對應關係。

圖 5-2 典型的頭部臨床磁振影像與本實驗水假體影像之對應關係。

61

圖 5-3 典型的腹部臨床磁振影像 (FOV = 36 × 36 cm2 )。

研究結果顯示越接近線圈表面之部位，訊號強度越強；反之，則越弱。但

接近線圈表面之部位，雖其訊號強度較高但因離主磁場中心點較遠，磁場強度

較不均勻會產生位置偏移及幾何形變之現象，而影響到病灶之放射治療計畫。

因此，就磁振造影檢查而言，“磁場的均勻與否”會比檢查病灶的“訊雜比高低”

來得重要。在進行磁振造影檢查時，除了儘可能將病灶部位移至磁場正中心外，

若能同時也將檢查部位移近線圈表面，相信必能提高影像之訊雜比同時減少幾

何形變，使影像品質得以改善。

62

5-2 未來研究方向

目前，執行臨床放射腫瘤治療計畫的方式為：先進行病人病灶部位之電腦

斷層掃描檢查後，再由腫瘤科醫師利用各項檢查結果及其專業判斷，在每一張

電腦斷層影像上繪出腫瘤及可能被侵犯的危險組織。隨後，再依腫瘤所需的治

療劑量及正常組織的耐受劑量開出給予的治療劑量。然後，醫學物理師或劑量

師會依據腫瘤的大小及侵犯的範圍與週邊正常組織的相關性選擇可能的治療角

度並設定治療條件，輸入電腦後由電腦計算出治療所用的照野及所給予的劑

量。最後，醫學物理師再針對包括劑量給予、等劑量曲線…等做修正及微調，

得到一份專屬於該病人該次之治療計畫。然而，病人卻會因此而多吸收一次輻

射劑量。若能以無輻射之磁振造影檢查取代電腦斷層檢查，將可減低輻射對病

人的傷害。磁振造影影像之幾何形變現象，會造成影像對位偏差，使得其對放

射腫瘤治療之應用大打折扣。本研究雖然可以得知 0.2T 磁振造影影像之幾何形

變情形，然而，尚無法將其校正回正確的幾何位置及大小。

未來研究方向將尋找本掃描儀之影像像素偏移及形變參數，並設法將影像

上之每個形變及偏移之像素校正回正確的位置及大小，以取得較正確之重建影

像，使得 0.2T MRI 影像可被使用在放射治療計畫上，除可提供高品質解剖對位

影像，並可讓病人避免接受不必要的輻射劑量。

63

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