核医电脑应用Word格式文档下载.docx
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對原始核醫影像而言，其像素內容為該區域所偵測到的放射活性高低。
這二維陣列的組合理論上並無任何限制，較常用的有64x64、128x128、256x256、512x512等。
數值愈大表示解像力愈好，不過，解像力仍受造影機本身解像力的限制，所以，在選擇陣列大小時應有所折衷。
像素大小的選擇通常由下列因素決定[4]：
1.造影機系統的空間解像力，
2.影像中待分析最小器官的尺寸，
3.處理所要耗費時間，
4.可用儲存空間的考量。
由1和2兩相關因素來看，像素應略小於FWHM（fullwidthathalfmaximum）的1/3[4]，以免偵測不到小目標物。
陣列由64x64放大至128x128時，記憶體、儲存媒體和傳輸時間均會增為原來4倍，不僅浪費時間、空間，並可能增加程式的複雜度。
核醫影像依時間之相關性，分為靜態影像和動態影像兩大類。
靜態核醫影像通常以單張型態存在，資料之收集可採用預設計數（presetcount）和預設時間（presettime）兩大模式為之，至於動態核醫影像則常以時間序列型式存在，其資料收集多採預設時間方式為之，以利後續之處理。
依資料記錄格式來分，則可分為listmode和framemode兩種。
所謂listmode資料收集，就是將每一個γ-ray所形成的計數（count）座標信號，依其發生先後順序記錄的一種資料收集方式。
每隔一單位時間（約1毫秒）給予一時間記號，因此資料在時間軸方向可再任意重組，雖然此種方式較浪費儲存空間和處理時間，但因資料在時間軸方向可再任意重組，故適用於費時較短而功能變化較快的常規檢查。
所謂framemode資料收集，係先將主記憶體中之緩衝區設定為一二維矩陣，並先清為零，當對應位置產生計數時，將此像素內容加1，一直到預設時間或計數值達到為止。
此種方式可直接取得影像，但因時間之不可再分割，較適用於功能變化較慢的常規檢查。
在上述兩種資料收集過程中，若加入生理信號（如心電圖），則稱為gated資料收集。
其原理如下：
首先，收集數個心臟周期並計算其平均周期，再將此周期等分為若干等分，當下一個周期信號開始時，依前面所算出的單位時段依序作framemode資料收集，如此重複累加數百個心臟周期的資料後，即可形成一組代表心臟周期的影像。
然而，上述方法只適用於心臟周期規律的病人。
遇心律不整的病人時，則因無可避免的會收錄不想要的周期資料，而扭曲資料的分佈。
在近代的gated資料收集技巧中，多利用緩衝記憶體技術或listmode方式來克服此問題。
C.影像顯示系統
影像顯示的原理如下圖[5]：
先將要顯示出來的影像存放在影像記憶體中，為便於調整顯示出來的灰階、色彩、亮度、對比等條件，影像內容通過顯示控制器後，通常要經灰階或色彩轉換表轉換成適當的灰階或色彩，最後再由數位類比轉換器將數位信號變成類比信號，而在螢幕上顯示出影像。
目前多數醫學影像所需顯示介面至少要有1Kx1K，256灰階或色彩以上。
工作站的顯示規格為1280x1024，個人電腦的顯示規格是1024x768（亦漸有1280x1024、1600x1200以上），均可同時顯示256灰階或色彩以上，故兩種作業平台均可設計為影像處理系統。
在線上閱片時，因需比較同一病人的各種不同影像，此時單螢幕多視窗的顯示方式較不方便，可考慮多螢幕系統[6]。
D.儲存系統
在核醫影像處理系統中，電腦除了有載入程式的主記憶體外，通常會規劃出一部份記憶體作為影像暫存用，以增加處理速度。
資料收集所得的原始影像則存放硬碟中。
由於影像資料相當耗費儲存空間，故硬碟通常存放不了幾天的病人資料。
為增加線上資料容量，目前多採用磁碟陣列系統（RAID/diskarraysystem），該類系統除可擴充容量外，兼具資料安全特性。
儘管如此，線上資料仍有其極限與毀損顧慮。
為使資料可再取出重新處理、為使處理過之影像報告可供臨床醫師瀏覽、為便於日後不同資料的線上比對等目的，核醫部門還需要使用適當備援儲存媒體，以作資料的長期保存，並須使用適當的管理系統，以便影像和報告的調閱。
因此，產生了所謂影像存取與傳輸系統（PictureArchivingandCommunicationSystem,PACS）的需求。
在1970年代9軌磁機是最便宜的選擇，近年來則逐漸由數位磁帶（DATtape）和其他高容量儲存媒體所取代，科技的進步不僅使磁帶體積縮小，容量也比以前的產品大得多了（一卷約可存放2至40gigabytes）。
不過，由於磁帶是一種循序儲存媒體，找起資料非常費時，因此，亦有人主張使用光碟以減少存取時間。
目前的光碟產品主要分為三類：
唯讀型、寫一次型、和可重複讀寫型。
唯讀型光碟成本最低，一片光碟可存放650megabytes資料，且錄製的資料不會被覆寫，是相當可取的儲存媒體。
可是，需使用額外的錄製機，是最大缺憾。
寫一次型光碟每片容量為800megabytes，雖然錄製的資料亦不會被覆寫，也不需要額外的錄製機，但因成本較高，又不可重複使用，不免流為過度性產品，有逐漸被淘汰的趨勢。
至於可重複讀寫型光碟，雖然成本不低，但因較硬碟安全，又因可抽換而容量無限，使用上較前二者為方便。
目前規格頗多，市面上已有一片兩面的容量為5.2gigabytes，其儲存容量仍有再數倍增加的趨勢。
由影像存取與傳輸系統觀點來說，部門應儘可能維持一定量的影像和報告在線上，因此，磁碟陣列系統將是不二的選擇。
E.列印系統
在全數位化部門中的理想是不產生列印輸出，以減少耗材支出。
但在醫院未全面數位化或影像存取與傳輸系統未建立完成前，影像和報告的列印仍有需求。
傳統的拍立得和X光片的表現方式漸有被取代的趨勢；
熱轉印式、昇華式印表機，彩色噴墨、噴蠟、和雷射式印表機等列印設備已成新寵，列印品質、機器價格和耗材成本是選購時的主要考量。
在網路系統日益普及的今日，報告整合為瀏覽器可搜尋、編修與列印方式，亦是必然趨勢。
F.網路系統
在舉世資訊基礎建設的熱潮下，網路（network）已成各行業的必備工具，而快速成長的網際網路（internet）更是大家必知的常識。
那麼網路對核醫從業人員有何用途？
核醫部門透過網路又有何好處？
簡單的說，網路的作用在使資訊得以最快捷的方式傳遞，使不同電腦上的資料可以共享，使網域內的所有使用者皆可共享軟硬體，使訊息的傳送迅速而不受時空限制，使部門的作業能數位化，等等。
PACS的概念與需求源於放射線部門，可是，現實諸多因素使此系統在放射線影像之應用大受限制。
對核醫部門而言，由於核醫影像解析度不高，且多已數位化，故較易實作。
在現有科技和電腦、網路相關配備配合下，硬體方面幾乎不成問題，較有爭議的地方主要是資料交換格式和工作站軟體問題。
在資料格式方面，interfile和DICOM標準尚未完全解決問題，但已成氣候。
3、核醫影像處理
A.核醫影像處理流程
一般來說，核醫影像處理分為系統分析與常規處理兩大階段。
系統設計須考慮模式分析、整體/局部功能分析、與報告設計等，如下圖：
在上述流程中，模式分析的目的是要決定診斷參數，整體/局部功能分析處理則是實際影像處理的過程。
整體功能分析處理與局部功能分析處理的最大差別在前者是以ROI（regionofinterest）為處理單位，後者則是以像素為處理單位，兩者可以共用同一模式，也可能在一個程序中用到不同模式和混用不同分析處理方式。
最後，報告中則該考慮要顯示的資訊，通常包括代表影像、圈選區域、曲線、與診斷參數等。
常規處理流程包括資料收集、影像預處理、分析器官圈選、時間-活性曲線產生、曲線處理、參數計算、報告產生等步驟。
B.核醫影像處理模式分析
通常我們為分析器官功能設計造影程序，常需先思考器官的生理現象，找尋可能的物理描述與數學解法，此一階段稱為模式分析。
舉例來說，假設我們想知道心臟的功能，由生理觀點來看心臟因跳動而帶動整個循環系統的運作（生理模式），其現象可用一規律運動的活塞來描述（物理模式），又因每次排擠出去的血量可代表心臟功能的好壞，因此，可以嘗試以每次搏動所送出的血量作為參數來表現心臟功能（數學模式）。
不過，為得到與心臟大小無關的指標，通常會將此血液量除以心舒期的最大血量，此即目前常用的心搏出分率（ejectionfraction）。
為達上述目標，我們需設計一造影檢查程序，如第一穿流心室功能檢查和平衡狀態心室功能檢查等。
以第一穿流心室功能檢查為例，在完成資料收集後，我們會設計一電腦程序；
先將影像顯示在螢幕上，再將要分析的左、右心室區域圈選（ROI）出來。
有了ROI，接著可以去對每一時段的影像計算對應的ROI內的計數/活性量，於是時間-活性曲線就產生了。
在此高頻曲線中我們可觀查到許多的波峰與波谷，分別代表心舒與心縮的極大極小值。
所以，我們可以挑選其值，代入公式即可求出心搏出分率來。
在模式分析決定參數，並設計造影程序後，我們還需對此新程序進行少量病人的測試工作，以驗證方法的可行性與穩定性，若有問題則退回前面步驟，或變更參數，或變更程序，直到滿足需求為止，這程序稱為確認研究（validitystudy）。
過關的就成為常規檢查，否則，就像重大刑案繼續追查到底。
常規檢查的最後，則整理所有相關資訊，包括影像、曲線、參數等形成報告，送予核醫專業醫師進行診斷，而完成造影程序。
以上的流程相當直接，也是常規的標準處理法。
為說明模式分析對處理流程的影響，我們也可以由另一觀點來作分析[10]：
我們先將心臟搏動的循環系統看成下列線性系統：
其中，I（t）是輸入函數（即心房送出的資訊），O（t）是輸出函數（即觀測的心室曲線），H（t）則稱為轉換函數，代表心室在理想狀態下的功能反應。
根據線性系統理論，三者間存在下列關係：
O（t）=I（t）*H（t）,
其中，*代表捲積（convolution）。
也就是說，心室的時間-活性曲線（time-activitycurve,TAC）可表為心房的時間-活性曲線與心室轉換函數（transferfunction）的捲積。
在已知I（t）與O（t）情況下，可以用傅立葉轉換法來解決此一數學問題。
然而，在實際狀況下，此種解法常會受雜訊影響面臨解答變異性大的問題[8]。
為避免此困擾，我們可以從另一角度來分析。
首先，假設在理想狀況下，如下圖：
待分析的心臟有著固定的心搏出分率（k）與心舒期最大容積，在注射q數量的放射性同位素後，在沒有recirculation的情況下，我們可以觀測到每次心舒最大時心室內的放射性活性量如下：
因此，第i次心跳後殘餘的放射活性可表示如下：
其中，
。
換句話說，心室轉換函數是一種簡單指數衰變函數（simpleexponentialdecayfunction），其衰變系數b與心搏出分率k間的關係為
接著，我們考慮較真實情況：
心室的輸入函數由心房的時間序列取代，則每次心舒最大時心室內的放射性活性量如下：
上述方程式可重組為
此時，我們得到心室函數是心房函數與另一函數捲積的結論。
此函數即心室轉換函數，而且，此轉換函數與理想狀況下一樣呈現簡單指數衰變的特性。
分析至此，我們已可確定心搏出分率k與心室轉換函數的衰變系數b間的關係。
但是要求得心室轉換函數，仍得使用傅立葉轉換。
所以，為簡化整個問題，我們得再繼續分析下去。
根據捲積分理論，若O（t）=I（t）*H（t），則MTT（O）=MTT（I）+MTT（H），其中MTT（.）代表平均通過時間。
而對任何簡單指數衰變函數
，MTT（H）=1/b。
綜合上述兩點，我們可以得到心室轉換函數的衰變系數b與心房、心室平均通過時間的關係如下：
在實際運算時要注意，我們在分析時一直以心跳為單位，故分子應換算為一個心臟周期時間。
最後，我們可以發現經過上述冗長的分析後，得到的結論其實很簡單，計算的程式也很單純；
我們只要圈選心房與心室區域，產生對應時間-活性曲線，測量心臟周期和心房、心室的平均通過時間，代入上述式子，即可求出心搏出分率。
這個方法的最大好處是結果受所圈選的ROI大小影響小，可減少同一人與不同人各次操作間的結果差異。
此法所得的心搏出分率值與常規方法的結果相近，相關性也很高。
C.核醫影像處理常用參數
1.平均通過時間（meantransittime）：
在血液循環系統中，血流量（volume,V）、流速（bloodflowrate,F）、與平均通過時間（MTT）三者關係密切：
MTT=V/F.
只要能知道兩者，另一個就可算出來。
如果可假設V為常數，則流速與平均通過時間成反比，故在核醫臨床檢查中常以平均通過時間作為診斷參數。
平均通過時間的計算可用質量中心理論，通常定義為
其中f（t）代表一時間－活性曲線。
若f（t）為一simpleexponentialdecay函數；
即
，則
故
，因此，對任何時間-活性曲線，若可在活性清除方向（downslope）作curvefitting，則由曲線最高值的0.368倍高度劃一水平線，水平線與時間-活性曲線兩交點間的距離即約等於平均通過時間。
2.清除一半所需時間（thalf,
）：
平均通過時間雖然是很有數學與物理意義的參數，但在現實生活中要想像其數值落到0.368倍的極大值畢竟較難以目測與體會，所以，我們也可以摹擬使用同位素衰變所慣用的半衰期觀念；
觀測數值降到一半所花的時間不是更人性化？
這就是
了。
與MTT的關係如下：
若
在本部的胃排空檢查與陽萎系列檢查即使用此參數[11-13]。
3.比值方法（ratio）：
在各類常規程序中，被最廣泛使用的診斷參數，其實非比值方法莫屬。
因為此種方法可消除各種主觀的影響因素，達到定量分析的目標。
例如，心搏出分率的使用可避免不同病人心室容積大小不同的困擾，也可解決心衰竭之類病人因心室擴大所產生的高strokevolume假象。
對於對稱器官或有參考對象的器官功能評估，我們也常用比值方法來定量表現異常現象，例如本中心在鼻咽癌系列檢查中所用腫瘤/肌肉滯留比[14]，在肝內膽石系列檢查中的滯留率參數等均是典型代表[15-17]。
D.參數圖像
核醫影像為表現器官的生理變化，多以動態系列圖像之形式存在。
其處理流程，首先，要做模式分析，將生理模式轉換為物理模式，再用數學模式來描述，因此，可以得到很多種數學參數。
但是，並不是所有數學參數均具有診斷意義，因此，還得經過挑選和驗證的程序，才能選定常規使用的參數。
參數決定後，傳統的做法是先把要分析的器官圈選出來，再將每一時段影像對應在所圈選範圍內的活性總值算出來，這樣就可以獲得一組代表時間與活性變化的曲線，一些具診斷意義的參數即可由此曲線中計算出來。
經由上述程序所得的參數代表器官整體功能的變化。
同樣程序，可以擴展至以像素為單位，如此，一動態系列圖像即可轉換成一張參數圖像。
在參數圖像裡，每一像素值所代表的不再是活性量而是參數值。
參數圖像一般常用的可分為生理式、數學式、和描述式三大類[19]。
Strokevolumeimage一般定義為心舒張至最大的影像減去心收縮至最小的影像，由於代表一次心跳所排擠出心臟的血液量大小，因此，可視為生理式參數圖像之代表。
任何參數圖像若能以數學方程式導出一般均可視為數學式參數圖像，最典型的代表即是相位分析法（phaseanalysis）中所產生的振幅和相位圖像。
相位分析係以傅立葉轉換為基礎所發展出來。
假設代表心室容積變化的時間活性曲線為f（t），則
觀察心室容積曲線，可以發現，此曲線與餘弦函數相當近似，因此，我們可以忽略上式中二階以上項次，而不致產生太大誤差。
又由於
只是一個常數，暫且略去不管，則心室容積曲線真可以餘弦函數來描述：
其中
代表心跳頻率，在一個週期內我們可以發現，心室容積曲線可以兩個參數
和
來決定，其中
表示此函數的最大和最小值差異，故稱為振幅，而
代表曲線與標準餘弦函數間起始點的差異，故稱為相位。
根據上述分析，一組代表一個心臟週期的圖像可用兩張參數圖像：
振幅圖像和相位圖像來取代。
由於振幅圖像表現此一動態系列圖像中每一像素的最大變化量。
因此，若有局部心室區域的振幅較小時，可懷疑該局部區域收縮不良。
相位圖像的物理意義為同步與否，因此，除可將心房與心室分離外，也可用以表現心臟收縮不協調的現象，如心臟血管瘤，傳導異常等疾病均可表現出來。
至於描述式的參數圖像，可以涵蓋所有非生理式和數學式的其它參數圖像。
典型的代表是史丹福大學教授Goris在偵測心中膈缺損時所用的參數圖像[20]，該參數圖像係表現每一像素在動態系列圖像中，像素值達最高值的時間，在第一穿流檢查中由於同位素到各器官的時間不同，因此，使用這類參數圖像可用以區分各器官。
綜合言之，參數圖像可用以輔助診斷，改善程序自動化，資料壓縮等，為目前核醫影像處理之主流。
E.核醫影像預處理
由於核醫影像形成本身的若干因素，使得核醫影像並不平整，因此，有許多傳統影像處理技巧被用來消除雜訊、平滑影像、增強對比等，通稱為影像加強。
為放大局部區域時則常採用影像內插法（ImageInterpolation）以避免方塊效應。
影像加強技巧可分為點處理法、影像空間法和頻率空間法三大類[5-9]。
點處理法係指影像中之任一像素處理後的值僅與其原先值有關，不受其鄰近像素之影響。
最典型的代表是背景消除法；
將各像素的背景值減少後，影像中的信號雜訊比將可提高，對比自然增強。
不過，在核醫影像中，背景因素通常並非均勻分佈，簡單的背景消除法往往不能滿足需求，因此，史丹福大學教授Goris提出內插式背景消除法，並用於平面心肌造影檢查中，得到較為理想的結果。
影像加強在影像空間處理時，通常採用數位濾波理論，以旋捲積分方式進行。
所謂旋捲積分方法，係將一小矩形區域（旋捲積分核心）與原始影像重合，利用小矩形區域內的加權值與所對應像素值相乘，再將所有對應值相加而取代小矩形區域中心所對應之像素值，然後，重覆上述動作到影像中所有像素皆被處理過為止。
利用此一原理可設計使影像平滑、對比增強、邊界加強等類之數位濾波器。
舉個簡單的例子來說，如果我們想要使影像看來較為平滑，一個直覺的做法就是以鄰近像素的平均值來取代原來數值，這樣的作法就相當於應用上述理論，但使用相同的加權值。
雖然，這樣可以得到平滑的影像，但卻易使器官邊界模糊。
因此，在加權值的設計方面，通常會考慮離中心愈遠的像素對中心像素影響力較小的事實，而給與較小之加權值。
在常規程序中最常用的旋捲積分核心如下：
至於在頻率空間的分析法，則多以傅立葉轉換做為理論基礎，其原理如下：
假設原使影像為f，旋捲積分核心為h，處理後之影像為g，則下列式子代表濾波理論在影像空間之動作：
g=g*h,
其中*表示旋捲積分。
根據傅立葉轉換原理，上式在頻率空間可表示為：
G=F‧H,
其中F、G、H分別代表f、g、h傅立葉轉換後之函式。
我們可以發現，在頻率空間，原來較不易處理的旋捲積分已被簡單的乘法取代，因此，只要用傅立葉轉換取得F和H，在頻率空間兩函數可直接相乘，再利用反傅立葉轉換，處理後的影像即可求得：
表示反傅立葉轉換。
根據分析，雜訊通常以高頻形態存在，因此，在頻率空間，只要設法減弱高頻信號，則逆轉換回來的影像自然會較平滑。
同理，要增強某一頻率範圍的信號，亦可在頻率空間輕易達成。
F.曲線處理
曲線處理的原理與影像處理相似，只不過由二度空間簡化為一度空間。
常用的曲線平滑法（curvesmooth）包括平均法（movingaverage）、加權平均法（weightedmovingaverage）與最小平方誤差法（leastsquares）。
1.平均法
我們知道，在數學上平均數具有減少抽樣誤差的作用，但對時間－活性曲線而言，我們不能以重複好幾次造影程序的方法來求取平均值，也不能將每個時間點的值用所有時段的平均值取代。
所以，由影像平整處理的經驗，我們會想到每個時間點的數值與其相鄰點數值關係密切。
因此，非常直覺的我們知道，相鄰三點的平均值可用來合理的取代中間點的值，以產生平滑化效應。
在我們對除了最前和最後兩點外的所有的其他時間點都作上述的平均運算後，自然可獲得一平滑曲線。
以數學表示式來說；
假設
為時間－活性曲線上任一點值，
分別為其前後點值，若曲線中有n點，則平均法可表為
，i=2,3,*,n-1
代表第i點平滑化後的數值。
在運算過程中為避免運算偏差，通常
不加入下一點的運算，也就是說電腦程式的設計中，
與
分別為兩獨立陣列。
同理，平均法可用於任何奇數取樣點，假設
，則對任何k點平均法的方程式可寫為
，i=m+1,m+2,*,n-m
在此狀況下，通常曲線前後各m點都保留原來數值，即
，i=1,2,*,m,n-m+1,n-m+2,*,n
使用平均法作曲線平滑化的效應是
a.較突兀的資料點可被消除，使曲線看來較為平滑。
b.使用較多點作運算時，會有較平滑的效果。
然而，卻可能產生較大的誤差，錯失較微小的變化。
2.加權平均法
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