開啟mrui

MRUI下載後，會是一個壓縮檔，經過解壓縮在指定目錄後，在那個目錄找個叫jmrui.bat的檔案，會以DOS的模式開（視電腦效能可能會等一下下）然後就會看到如下圖囉！

還不賴吧！……下一次又來了！

MRUI相關論文

前幾天申請到MRUI的帳號許可，接下來又要忙著玩這個了！……前一波沒玩完，又來了下一波。
先查學術中文期刊對於MRUI的文章吧！竟然只找到一篇，顯然是磁共振理論的人寫的。

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MRS定量检测活体γ-氨基丁酸浓度的研究现状
MRS ； 定量检测 ； GABA ； 谱编辑 ； LCModel ； MRUI ； MRS ； quantitative measurement ； spectral editing ； GABA； LCModel ； MRUI
波譜學雜誌  23 卷 3 期 
(2006 / 09 / 01)P409 - 417

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呵，功力不夠，捉不出文字…自已看囉！
幾分鐘後，用CAJViewer 7.2 加上google翻譯終於搞成正體中文了！
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MRUI(Magnetic Resonance User Interface)是一個頻譜處理和定量分析的軟件包，此軟件包的操作要比LCModel複雜，但更加靈活.它包括很多頻譜處理程序，如HLS-VD濾波(HLSVD Filter)、零點充值(zero filling)、變跡(truncate) , ER濾波(ER fil-ter) , DC校正(DC correct)、頻率位移(frequency shift)、基線校正(baseline correction) ,卷積(convolution)和Gabor小波法(Gabor wavelet)等[ss7。它的定量檢測程序包括了HLSVD算法、HLTLS算法、LPSVD算法、QUEST算法和AMARES算法.其中，QUEST算法和AMARES算法都是使用最小二乘算法，利用先驗知識自動進行譜線的擬合的算法，它們都需要從離體試驗或量子力學計算中獲取的基礎集.與其他量化算法的黑箱操作不同，QUEST算法和AMARES算法可以根據需要對輸入的基礎集加以限制，從而得到想要的結果.而且它們非常適合處理信噪比較差、重疊較嚴重或者存在一個強背景干擾的信號，因此使用較為廣泛.Len等[[m〕給出了QUEST算法原理，並用它處理了已經由DQF-PRESS編輯過的信號，得到模型中GABA的濃度和譜線，Cudalbu等[34〕使用它得到鼠腦GABA的譜線和濃度.Kanowski[3z」給出了AMARES的算法.他同時指出，與LCModel不同，AMARES算法的先驗知識比較難以獲得，而且在AMA-RES的先驗知識中，對特定峰僅提供洛倫茲(Lorentzian)或高斯(Gaussian)線形，而不是更合適的福格特(Voigt )線形，所以對NAA和Cr檢測比較準確，而復雜的Glx就不能準確檢測.
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希望作者不要怪我喔！若有侵權請來信刪除！

T2的奧妙

T2 is the "transverse" relaxation time. It is a measure of how long transverse magnetization would last in a perfectly uniform external magnetic field (figure7). Alternatively, it is a measure of how long the resonating protons remain coherent or precess (rotate) "in phase" following a 90° RF pulse. T2 decay is due to magnetic interactions that occur between spinning protons. Unlike T1 interactions, T2 interactions do not involve a transfer of energy but only a change in phase, which leads to a loss of coherence.

T2是“橫向”的鬆弛時間。它是衡量橫向磁化量在一個完全均勻的外部磁場中（圖7）會持續多久。或者說，它是衡量共振質子在90 ° 脈衝後保持多久同調或“同相”的進動（旋轉）。T2衰減是由於自旋質子之間的磁相互作用發生。不像T1相互作用，T2的相互作用不涉及能量的轉移，但只有在相位改變，從而導致喪失同調（同相）。

T2 relaxation depends on the presence of static internal fields in the substance. These are generally due to protons on larger molecules. These stationary or slowly fluctuating magnetic fields create local regions of increased or decreased magnetic fields, depending on whether the protons align with or against the main magnetic field (as discussed in Fundamentals of MRI – Part I). Local field non-uniformities cause the protons to precess (rotate) at slightly different frequencies. Thus following the 90° pulse, the protons lose coherence and transverse magnetization is lost. This results in both T2* and T2 relaxation.

T2弛豫取決於物質中內磁場作用下。這些通常是由於較大的分子的質子所造成。這些靜止的或緩慢波動磁場產生微觀區域磁場的增加或減少，取決於質子是否順或逆著主磁場。微觀磁場的非均勻性導致質子進動（旋轉）頻率的略微不同。因此90 °脈衝後，質子失去同相而導致橫向磁化減少。這樣的結果產生T2和T2*鬆弛。

When paramagnetic substances are compartmentalized, they cause rapid loss of coherence and have a short T2* and T2. For example, figure 8 illustrates that the magnetization induced inside a deoxygenated red blood cell is greater than in the plasma outside the red cell because the intracellular deoxyhemoglobin is paramagnetic. This compartmentalization of substances with different degrees of induced magnetization leads to magnetic non-uniformity with shortened T2*, causing the free induction decay (FID) to decay more rapidly. Since gradient echo images are essentially rephased FID images, this also leads to signal loss on gradient echo images. Thus acute and early subacute hemorrhage (containing deoxy and intracellular methemoglobin, respectively) appear dark on T2-weighted gradient echo images. The different magnetic field inside and outside red cells results in rapid dephasing of water protons diffusing across the red cell membrane in an acute hematoma with secondary T2-shortening and loss of signal (as seen in figure 9).

當順磁性物質是條塊分割，導致快速失去同調性和有短T2*和T2。例如， 圖8顯示去氧紅血球內的磁化率大於在血漿中而不是紅血球內的磁化率，因為細胞內的去氧血紅蛋白是順磁性。這種物質因不同程度的磁化率而作的細分使磁場不均勻性而導致T2 *縮短，再導致自由感應衰減（FID）更迅速地衰減。更由於梯度回波影像須使FID聚相，這些細微的磁化率變化導致梯度回波影像訊號損失。因此急性和早期的亞急性出血（分別含去氧和細胞內的高鐵血紅蛋白，）梯度回波T2加權圖像上出現暗。紅血球內部和外部感受到的不同磁場導致在急性血腫造成的水質子在紅血球細胞膜擴散形成的快速去相所造成再次的T2縮短和訊號消失（如圖9）。

As the natural motional frequency of the protons increases, T2 relaxation becomes less and less efficient and T2 prolongs. Rapidly fluctuating motions (such as in liquids) average out so there are no significant internal fields and there is a more uniform internal magnetic environment. The hydration-layer water in brain edema has a shorter T1 than bulk phase water like CSF, yet the motion of the protons in brain edema is not so slow that T2 relaxation is efficient, so T2 remains long. This accounts for the intense appearance of the vasogenic edema associated with brain tumors on T2-weighted MR images (figure 10).

當質子的自然運動頻率增加，T2弛豫變得越來越沒高效率導致T2延長。急劇波動的運動（如液體）平均掉，所以沒有明顯的內場而導致內部磁場更加均勻。腦水腫的水化層水有個比CSF等體相水較短的T1，但腦水腫中的質子的運動並不是如此緩慢，T2弛豫是有效的，所以T2仍然保持很長。這說明了為何T2加權圖像上，腦腫瘤血管性水腫造成高訊號的原因（圖10）。

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s2=s1e(-t/t2) > t2=t ln(s2)/ln(s1) ---t為兩訊號間隔時間

T1的奧妙

from MRI the basic p58
組織造成T1的作法是proton將他的能量傳送給週圍的lattice，或者是從lattice吸收能量。那麼最有效的能量傳遞是發生在proton的natural motional frequencies(translation, rotation, and vibration)剛好在 larmor frequency (ω0)。而 larmor frequency和磁場強度成比例關係 ω0 = γB0
而hydrogen proton在1 Tesla的precessional frequency 是42.5MHz. 然而hydrogen proton的natural motional frequency是依照他在組織中的物理因素而定。也就是他和那個原子結合或接近而定。
小的水分子內的hydrogen protons有較高的natural motional frequencies, 而固態的hydrogen protons便是較低的natural motional frequencies。

• 而水中hydrogen protons的Larmor frequency就比hydrogen高很多。
• 固態中的hydrogen protons比water proton有較低的natural motional frequencies。故固態hydrogen protons的natural motional frequencies的Larmor frequency就比hydrogen低。
• 而脂肪中hydrogen protons的Larmor frequency就和hydrogen接近。這是因為終端carbon的 C-C鍵的rotation frequency造成，因為這個頻率接近Larmor頻率, efficiency of energy transfer 從質子到lattice或從lattice到質子的傳遞效率增加，故造成T1降低。

imageJ MRI t2 calculations plugins

偶爾間發現imagej 有一個mri t2 calcuations plugins

說明
This plugin does MRI t2 calculations (s2 = k/ln(s1/s2)) on two images or stacks. For 16-bit images, 32768 is added to the result and a calibration function is added to the image to subtract 32768. It can easily be customized to do a different set of calculations. Outputs to a new 32-bit image/stack, rather than overwriting the second (S2) stack.

這個MRI T2 calculations插件計算(s2 = k/ln(s1/s2))兩個圖像或堆疊。對於16位圖像，32768添加到結果和校準功能被添加到的圖像中減去32768。它可以很容易地進行定客制，以執行一組不同的計算。輸出到一個新的32位圖像/堆疊，而不是覆蓋第二（S2）堆疊。
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試著將T2*影像進行插件運算
1 首先將整個image sequence import-->顯示須要兩個影像-->失敗
2.放入其中的im1 im2 預設k為35

 


這個結果是什麼東西啊！怎麼不是一個時間值呢？

http://www.newdrugs.hk/hepatopathy/fatty-liver/medication/20090819110716256.htm

MSCT在脂肪肝治療中療效的定量作用初探

來源： 中國CT和MRI雜志 作者：閻玉明　魏 瀏覽： 發布時間：2009-8-19 11:07:00

【摘要】 目的 探討初步探討(Multi-slice Spiral Computed tomography MSCT)多排螺旋CT掃描在脂肪肝治療中療效的定量觀測作用。 方法 對38例脂肪肝病人進行阿拓莫蘭聯合丹參治療，觀察治療前後肝臟CT衰減值、脾臟CT衰減值、肝功及血脂的變化情況。 結果 脂肪肝經治療後肝臟CT衰減值有所提高，平均為10±5Hu，而脾臟CT衰減值無明顯變化，治療後肝功、血脂明顯下降，治療前後各組數據具有統計學差異(p＜0.05)。 結論 在脂肪肝治療療效觀測中，利用肝臟CT衰減值觀測較血脂、肝功能更接近肝臟本身病理的改變，但利用肝臟CT衰減值這一指標觀察脂肪肝治療的療效目前尚處於初步探討階段，值得進一步研究。

由於病毒性肝炎的較高發病率及飲酒人群的增高，加上高脂飲食、肥胖、糖尿病等因素，使得脂肪肝的發病率逐年增高成為臨床治療中不可忽視的一種疾病，以往對脂肪肝的治療效果觀察多依賴血脂（TG、TC）的檢驗結果，這一結果改變多不能真實反映肝臟脂肪沉積情況，我院對38例脂肪肝病人治療前後進行影像及檢驗結果對比以觀察療效，並初步探討(multi-slice spiral computed tomography, MSCT)多排螺旋CT掃描檢查對脂肪肝療效的定量作用及實時效應。

資料與方法 

1.病例選擇 近期本院收治的各類脂肪肝病人38例，男25例，女性13例，年齡22～68歲（平均48歲±12），其中酒精性脂肪肝15例，非酒精性脂肪肝23例，診斷標準依據中華醫學會肝臟病分會2006年制訂的脂肪肝診斷標準。

     2.病人隨機分成兩組，第一組給予丹參注射液30毫升加入250毫升5%葡萄糖溶液中進行靜脈滴注，每日一次，4周為一個療程；第二組給予相同量丹參注射液，同時給予阿拓莫蘭注射液1.2g加入250毫升5%葡萄糖溶液中進行靜脈滴注，每日一次，4周為一個療程；治療過程中嚴格控制飲食及生活習慣以防加重肝臟負擔。丹參注射液由正大青春寶藥業公司提供，阿拓莫蘭由重慶藥友有限責任公司提供。 

3.化驗檢查 採用日立7600生化儀對各例病人進行治療前後血清SGTP、TC、TG檢查； 

4.影像學檢查 採用Toshiba Asteion多排螺旋CT對各例病人治療前後分別進行上腹部掃描，每一例病人都採用相同的掃描參數，包括電壓、電流、掃描野及重建算法，層厚8mm，層間距為8mm，螺距為1，對肝臟最大層面、同層脾臟最大層面取直徑約0.5cm興趣區測量CT衰減值。 

5.運用SPSS 11.5統計軟件對數據進行統計學處理。

結 果 

1.治療前後血液檢驗結果見表1。治療前兩組血清SGTP、TC、TG差異無統計學意義，治療後兩組血清SGTP、TC、TG明顯下降，丹參聯合阿拓莫蘭組下降值均較丹參組為著，兩組具有統計學意義，可以認為聯合治療組效果優於單獨治療組。 

2.治療前後CT衰減值比較見表2。治療前兩組肝臟、脾臟CT衰減值差異無統計學意義，治療後兩組肝臟CT衰減值明顯提高（圖1），脾臟CT衰減值無明顯變化，肝衰減值/脾衰減值明顯提高，丹參聯合阿拓莫蘭組肝臟CT衰減值提高較丹參組為著，肝衰減值/脾衰減值提高同樣顯著，兩組具有統計學意義，我們認為聯合治療組效果優於單獨治療組。 

討 論 

在我國，脂肪肝的發病率呈逐年上升趨勢，這與人們的生活方式的改變及飲食結構的調整有著密切關係[2]，隨著病程的自然發展部分脂肪肝患者將發展為肝纖維化、肝硬化並最終出現肝臟衰減，脂肪肝在病理上主要表現為以甘油三酯在肝細胞內過度沉積，當肝內脂質蓄積超過肝溼重的5%以上時就稱為脂肪肝，其發病機理還不是很明確。治療脂肪肝的眾多藥物中丹參具有多種藥理作用，一方面可見通過改善微循環促進肝細胞再生，另一方面通過抗脂質過氧化作用並提高血漿纖維連接蛋白水平，增強網狀內皮係統的 噬功能以達到抗纖維化作用；阿拓莫蘭屬於還原型谷胱甘 類，還原型谷胱甘 是人類細胞自然合成的一種 類，由谷氨酸、半胱氨酸和甘氨酸組成，含有活性巰基（-SH），通過巰基與體內自由基的結合加速自由基的代謝，從而減輕自由基對內臟的損害，通過兩種藥物的不同藥物機理對脂肪肝的治療，明顯產生協同作用，療效優於單獨使用丹參治療。 

肝臟的CT衰減值與脂肪沉積的相關性已經得到實驗的證實，Deniz等通過肝臟穿刺檢查與CT掃描相結合進行研究，他們的研究表明脾臟CT衰減值與肝臟CT衰減值之差或之比較單純肝臟CT值更能反應肝臟的脂肪沉積，而且在不同性別的檢查者同樣適用。目前對脂肪肝的診斷主要利用CT與超聲檢查，B超對肝臟脂肪沉積的診斷主要利用聲相圖中前場光點密集程度不同和遠場回聲的減弱程度不同進行分級，而不能作出定量的診斷，CT掃描可以利用肝臟本身CT值的變化，及與脾臟CT值的比較作出定性與定量診斷，對於輕度脂肪肝的診斷的敏感性與準確率CT掃描明顯優於超聲檢查，目前國內外利用CT掃描或超聲檢查主要運用在脂肪肝的診斷中，但運用於脂肪肝治療療效的觀察上的研究目前尚不多，我們的初步研究表明在脂肪肝的治療過程中，生化指標SGTP、TC、TG改變並不能直接反映肝臟實質中脂肪沉積情況，很多情況下生化指標SGTP、TC、TG已經正常或接近正常，但肝臟CT掃描表明仍有脂肪肝的存在，在這種情況下可能會誤導藥物的療效，而肝臟CT掃描利用所測得的肝臟CT值可以直接反映肝臟的脂肪沉積情況，更能接近療效的本質，為將來脂肪肝治療效果的觀察增加了一項新的檢測手段，並為治療脂肪肝的藥物提供了療效上的檢測，為藥物的研究將會作出重大的貢獻。 

隨著磁共振掃描技術的提高，肝臟磁共振掃描不僅可以對脂肪肝進行定性診斷，而且可以進行定量分析，該技術在上世紀由Dxion提出，主要利用不同相位得到肝臟的水相圖、脂相圖及水脂相圖，並利用軟件對圖像進行減影處理分析，最後得出肝臟的脂肪含量，但隨著磁共振技術的發展，這一技術逐漸被磁共振波譜（MRS）分析技術所代替，這一新技術主要通過波譜分析測量甘油三酯（TG）波峰的峰下面積進行定量分析，成為目前在體脂肪定量的金標準，這也是我們下一步研究的方向，並利用到藥物療效的觀測上，為臨床藥物研究提供新的手段與方法。 

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