2017放射醫(yī)學(xué)技術(shù)中職考試之專業(yè)知識

2017放射醫(yī)學(xué)技術(shù)中職考試之專業(yè)知識

專業(yè)知識

第十章各影像設(shè)備成像理論

第一節(jié)X線成像基本原理1.X線影像信息的傳遞屏片系統(tǒng)的5

個階段：①X線對被照體照射，形成其強度的不均勻分布②將不均勻

的X線強度分布通過增感屏轉(zhuǎn)換為二維熒光強度分布，再于膠片形成

潛影，經(jīng)顯影加工處理形成光學(xué)密度的分布。此階段是將不可見X線

信息影像轉(zhuǎn)換成可見影像的中心環(huán)節(jié)③觀片燈④形成視覺⑤評價診

斷。2.X線照片影像的5大要素：密度、對比度、銳利度、顆粒度和

失真度。前四項為物理因素，后者為兒何因素。3.光學(xué)密度及其相

關(guān)：①透光率T指的是透過光強度與入射光強度之比，定義域0VT

VI②阻光率0指的是阻擋光線能力的大小，數(shù)值上等于透光率的倒

數(shù)③光學(xué)密度D光學(xué)密度值是照片阻光率的對數(shù)值,D為一對數(shù)值，

無量綱。

4.影響X線照片密度值的因素：①照射量②管電壓作用于X線

膠片感光效應(yīng)與管電壓的n次方成正比,管電壓變化為40-150kV時，

n從4將到2③攝影距離FFDX線強度與距離平方成反比④增感屏膠

片系統(tǒng)增感屏可使相對感度提高，影像密度變大⑤被照體厚度與密

度⑥照片沖洗因素

人眼適宜觀察的照片密度值范圍在0.2205.X線對比度照片對

比度涉及四個基本概念，即肢體對比度、射線對比度、膠片對比度和

X線照片對比度。

①肢體對比度指的是肢體對X線的吸收系數(shù)差，受檢體所固有,

是形成射線對比度的基礎(chǔ)。②X線對比度X線穿過人體后形成強度的

不均勻分布，這種X線強度的差異稱為射線對比度③膠片對比度指

的是X線膠片對射線對比度的放大能力，通常采用膠片的最大斜率Y

值或平均斜率G來表示④X線照片對比度又稱光學(xué)對比度K,指的

是X線照片上相鄰組織影像的密度差。在X線對比度一定時一，照片對

比度決定于膠片的Y值，值

越大，照片對比度越大。在兩面藥膜的醫(yī)用X線膠片，其照片

對比度是兩個藥膜各自產(chǎn)生照片對比度之和。影響X線對比度的因

素有：X線吸收系數(shù)、人體組織密度、厚度、原子序數(shù)、X線波長。U

'；3稱為X線對比度系數(shù)。6.影響X線照片對比度的因素：①膠

片對比度Y直接影響照片對比度②射線因素有X線質(zhì)kV和量mAs的

影響③灰霧對照片對比度的影響灰霧產(chǎn)生的原因有膠片本底灰霧、

散射線、顯影處理④被照體本身的因素原子序數(shù)、厚度和密度，在

診斷放射學(xué)中X線吸收主要是光電吸收，尤其是低kV時，光電吸收

隨原子序數(shù)增加而增加。胸部后前位片中，因后肋厚于前肋，故前后

肋與肺組織的對比不同。7.X線照片銳利度

銳利度S指的是照片上兩部分影像密度的轉(zhuǎn)變是逐漸的還是明

確的程度。模糊度H是銳利度的反義詞，若兩部分密度移行幅度越

大，則邊緣越模糊。在分析影像銳利度時，是以模糊度的概念來分析

的。照片銳利度與對比度成正比，與模糊度成反比。

影響銳利度的因素：

①兒何學(xué)模糊主要指的是半影模糊，半影產(chǎn)生主要取決于焦點

大小、焦片距、肢片距三大要素，X線攝影中由此三要素引起的模糊

度，稱為兒何模糊。

避免兒何模糊給影像質(zhì)量帶來的影響：小焦點、縮小肢片距、增

加焦片距，其中小焦點是最為重要的。

②移動模糊分為生理性和意外性。減少運動模糊應(yīng)注意：固定

肢體、選擇運動小的機會曝光、縮短曝光時間、縮小肢片距、增加焦

肢距。

③增感屏增感屏導(dǎo)致的照片模糊原因有：熒光體的光擴散、X

線斜射效應(yīng)、屏片密著狀態(tài)。

照片影像總模糊度大于單一系統(tǒng)模糊度，但小于它們之和。8.X

線照片顆粒度

照片顆粒性的影響因素：①X線量子斑點②膠片對比度③鹵化銀

顆粒的尺寸和分布④

1

增感屏熒光體的尺寸和分布

X線照片斑點主要由量子斑點、X線膠片粒狀性和增感屏結(jié)構(gòu)斑

點構(gòu)成。其中量子斑點占X線照片斑點的92%。

顆粒度的測量：目前常用的方法是①RMS顆粒度RMS描述了隨

機分布的密度函數(shù)的差異，是表征不同屏片組合系統(tǒng)斑點大小的重要

物理參量。RMS值大，屏片組合斑點就多。②維納頻譜WS在醫(yī)學(xué)

影像學(xué)中以空間頻率為變量的函數(shù)稱為維納頻譜WSo

人眼所能分辨的空間頻率為0.5-5LP/mmo9.X線感光效應(yīng)

X線感光效應(yīng)指的是X線通過被檢體后使感光系統(tǒng)感光的效果。

攝影條件的制定是以指數(shù)函數(shù)法則為基礎(chǔ)理論。

10.高千伏攝影是指用120kV以上管電壓獲得在較小密度范圍內(nèi)

層次豐富的X線照片影像的一種攝影方法。

高千伏攝影的技術(shù)條件：電壓120-150kV、柵比R12:l、當(dāng)肢片

距為20cm時空氣間隙可代替濾線柵作用、應(yīng)選用高反差系數(shù)膠片以

提高照片對比度、高千伏攝影時應(yīng)注意更換濾過板，80-120kV時選用

3mm鋁及0.3mm銅。

高千伏攝影的優(yōu)缺點：①層次豐富，但對比度低②縮短曝光時間,

減少肢體移動，提高照片清晰度③高千伏，減少斷電流，降低球管產(chǎn)

熱量，延長球管壽命④高千伏攝影散射線較多，X線片質(zhì)量較差⑤高

千伏攝影組織吸收劑量減少，利于病人防護⑥高千伏損失了照片對比

度，應(yīng)選用適當(dāng)?shù)钠毓鈼l件。11.自動曝光控時

自動曝光控時理論依據(jù)來源于“膠片感光效應(yīng)E”，E值是人為設(shè)

定的，當(dāng)曝光劑量達到膠片所需的感光劑量（E值）時自動切斷高壓，

自動曝光控時實質(zhì)就是控制著mASo自動曝光控時分為光電管自動

曝光控時和電離室自動曝光控時一。光電管型利用可見光的光電效應(yīng)達

到控制目的，電離室型應(yīng)用范圍更廣。

12.焦點、被照體、探測器之間的投影關(guān)系在X線投影過程中，

只有兒何尺寸的變大稱為影像放大；同時有形態(tài)上的變化稱為變

形；影像放大與變形的程度總稱為失真度。影像變形分為放大

變形、位置變形和形狀變形。

影像變形的控制原則：①被照體平行于膠片，放大變形最?、诒?/p>

照體靠近中心線并平盡量靠近膠片，位置變形最?、踃線中心線通過

被檢部位且垂直于膠片時.，影像的形狀變形最小。13.放大率

①焦片距與肢片距是影響影像放大的兩個主要因素。影像放大對

質(zhì)量的影響小于變形，但對某些需要測量的照片，影像放大則成為主

要矛盾。眼球異物定位的攝影距離，一定要與制作的測量標(biāo)尺的放大

率一致。②模糊度閾值為0.2mm

③焦點允許放大率M=l+0.2/F（F焦點大?。?4.照片影像產(chǎn)生

不對稱的原因是中心線的傾斜或被照體的旋轉(zhuǎn)。15.散射線的產(chǎn)生于

消除

散射線的產(chǎn)生：在X線攝影能量范圍內(nèi)，穿過被照體后的射線,

一部分能量穿透人體繼續(xù)前進，一部分產(chǎn)生光電效應(yīng)和康普頓效應(yīng),

從而減弱原發(fā)射線的強度。經(jīng)被照體后的射線有兩部分，一是帶有被

照體信息被減弱了的原射線，一是散射吸收中產(chǎn)生的散射線。

散射線含有率：散射線在作用于膠片上全部射線量中所占的比率

稱為散射線含有率。影響因素有：①管電壓隨管電壓升高而加大，

原發(fā)射線能量越大，散射角越小，越靠近形成影像的原發(fā)射線，對照

片對比度影響越大②被照體厚度隨厚度增加而加大，被照體厚度產(chǎn)

生的散射線對照片質(zhì)量的影響，要比管電壓的影響大得多③照射野

30X30cm照射野時其散射線含有率達到飽和。減少或抑制散射線的

方法：遮線器、濾線柵、金屬后背蓋暗盒、空氣間隙法等，最有效方

法是濾線柵。

濾線柵分類：按結(jié)構(gòu)特點分聚焦式、平行式和交叉式；按運動功

能分為靜止式和運動式。

濾線柵的主要技術(shù)參數(shù)：①柵比R指的是濾線柵鉛條高度與間隙

之比②柵密度n指的是單位距離(1cm)內(nèi)鉛條形成的線對數(shù)，常

2

用線/cm來表示。柵比、柵密度越大，濾線柵消除散射線效果越

好③鉛容積P指的是濾線柵表面上平均lcm2中鉛的體積(cm3)④

柵焦距f。⑤曝光量倍數(shù)B也稱濾線柵因子。濾線柵的切割效應(yīng)：①

反置作用中間密度高，兩側(cè)密度低②側(cè)向傾斜照片兩側(cè)密度不一③

上下偏離表現(xiàn)同①，但較緩和④雙重偏離。

使用濾線柵注意事項：不能反置；X線中心對濾線柵中心；傾斜

投照時傾斜方向只能與濾線柵鉛條排列方向平行；焦點至濾線柵距離

應(yīng)在允許范圍內(nèi)；需要消除散射線率高時選用高柵比的濾線柵；斜射

時不能用交叉式濾線柵。

第二節(jié)數(shù)字X線攝影成像原理CR成像原理L工作流程：①信

息采集成像板IP板②信息轉(zhuǎn)換指的是將存儲在IP板上的模擬信息

轉(zhuǎn)化為數(shù)字信息的過程。主要由激光閱讀儀、光電倍增管和模數(shù)轉(zhuǎn)換

器組成③信息處理CR常用處理技術(shù)包括諧調(diào)處理技術(shù)、空間頻率處

理技術(shù)和減影處理技術(shù)④信息存儲與輸出。2.成像原理：IP板代替

了常規(guī)X線攝影的膠片，成為影像記錄的載體。曝光后IP板中的光

激勵熒光體PSP由于吸收X線發(fā)生電離形成潛影，放入讀取裝置后,

經(jīng)低能量高度聚焦的紅色激光掃描，一種較高能量、低強度的藍(lán)色光

激勵發(fā)光PSL信號被釋放導(dǎo)入光電倍增管，光電倍增管將接受的光信

號轉(zhuǎn)為電信號，并經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成數(shù)字，通過采樣和量化，以數(shù)

字影像矩陣方式存儲。最常用的激光是氫演激光（波長633nm）和

二極管激光（波長680nm）。3.相關(guān)概念

①掃描方向又稱激光掃描方向或快速掃描方向，指的是激光束

偏轉(zhuǎn)路徑的方向②慢掃描方向又稱屏掃描方向或幅掃描方向，指的

是IP板的傳送方向③激勵發(fā)光信號的衰減激勵發(fā)光信號衰減時間常

數(shù)約0.8ms,這是限制讀出時間的主要因素，也制約了激光束橫越熒

光體板的掃描速度④模數(shù)轉(zhuǎn)換速率在CR系統(tǒng)讀取中，模數(shù)轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)

換光電

倍增管信號的速率遠(yuǎn)大于激光的快速掃描

速率⑤自發(fā)熒光消退曝光后IP板中形成的潛影即便未讀取，信

號也會呈指數(shù)規(guī)律逐漸消退，稱自發(fā)熒光消退。曝光后10分鐘到8

小時內(nèi)會損失25%存儲信號，此后衰減變慢。4.四象限理論

①CR系統(tǒng)通過曝光數(shù)據(jù)識別器EDR可對一定范圍內(nèi)的曝光過度

或不足進行調(diào)節(jié)。②高野正雄將CR系統(tǒng)影像處理的運行原理歸納為

四象限理論，EDR的功能和CR系統(tǒng)工作原理可以用四象限理論進行

描述。第一象限：IP的固有特征，即X線輻射劑量與激光束激發(fā)IP

的光激勵發(fā)光PSL強度之

間的關(guān)系，兩者在1:104

范圍是線性的，該線性關(guān)系使CR具有高敏感性和寬動態(tài)范圍。

第二象限：影像閱讀裝置IRD的光激勵發(fā)光信號與數(shù)字輸出信號之間

的關(guān)系

第三象限：影像處理裝置IPC顯示出影像第四象限：影像記錄

裝置IRC第四象限決定了CR系統(tǒng)中輸出的X線照片的線性曲線和常

規(guī)X線照片的特性曲線不同。上述四象限，第一象限不可調(diào)節(jié)，其

余可調(diào)。5.曝光指示器

曝光指數(shù)只是IP上照射量的估算值，而不是絕對值。曝光指示

值不僅受kV影響，也受IP對X線衰減與吸收程度不同的影響。①

Fuji系統(tǒng)使用感度值來實現(xiàn)對入射照射量的評估，分自動模式、半自

動模式和固定感度模式②Kodak系統(tǒng)使用的曝光指數(shù)與IP板上平均入

射照射量的指數(shù)值成正比③AGFA系統(tǒng)使用IgM的曝光指示值④

Konica系統(tǒng)通過公式計算。

生產(chǎn)商通常是以在IP板上產(chǎn)生ImR的照射量為基礎(chǔ)目標(biāo)照射量。

所有CR系統(tǒng)曝光指數(shù)的穩(wěn)定性主要依賴于kV和濾過。

DR成像原理

1.1986年布魯塞爾第15屆國際放射學(xué)術(shù)會議上首次提出了數(shù)字

化X線攝影DR的物理學(xué)概念。

2.直接轉(zhuǎn)換式平板探測器

一是直接轉(zhuǎn)換，即使用非晶硒光導(dǎo)半導(dǎo)材料，非晶硒俘獲X線光

子后，直接將接受的

3

X線光子轉(zhuǎn)換為電信號；二是平板，即探測器單元陣列采用薄膜

晶體管TFT技術(shù)，外形類似平板狀。而多絲正比電離室探測器雖屬直

接探測器，但不屬于平板探測器。3.間接轉(zhuǎn)換式平板探測器

間接轉(zhuǎn)換型指的是在將X線影像信息轉(zhuǎn)換為電子信號過程中，中

間需要經(jīng)過光電轉(zhuǎn)換之后再轉(zhuǎn)為電信號。屬于此類的有：非晶硅平板

探測器和閃爍體+CCD陣列探測器，而后者因外形非平板狀，不屬于

平板探測器。成像原理：在探測器頂層的碘化鈉Csl閃爍晶體接受X

線照射后，將入射的X線光子轉(zhuǎn)換為可見光，再激發(fā)非晶硅二極管陣

列，轉(zhuǎn)換為電信號。

4.非晶硒平板探測器評價：①非晶硒FPD最大優(yōu)點是直接轉(zhuǎn)換，

無中間環(huán)節(jié)，因此避免了信號的丟失和噪聲的增加，提高空間分辨力

②非晶硒光導(dǎo)材料MTF和DQE高，空間分

辨率可達3-6LP/mm,動態(tài)范圍可達104-105

,層次豐富，質(zhì)量好③非晶硒吸收效率高，

1:104

范圍是線性的，曝光寬容度大④非晶硒FPD環(huán)境要求高，需要較

高的偏置電壓，刷新速度慢，動態(tài)攝影受限⑤大面積TFT生

產(chǎn)工藝復(fù)雜。

5.非晶硅FPD評價：①與非晶硒FPD臨床應(yīng)用基本相同②與非晶

硒FPD相比，一定程度上降低了線感度和空間分辨率③非晶硅抗輻射

能力強，是理想的探測器材料，且在獲取高質(zhì)量動態(tài)影像方面具有優(yōu)

勢。

DR設(shè)備使用最多的是非晶硒和非晶硅FPDo6.數(shù)字合成體層成

像原理基本概念：

①曝光角指的是體層攝影X線曝光過程中，中心線以轉(zhuǎn)動支點

為頂點形成的夾角，或曝光期間連桿擺過的角度。

②體層厚度體層攝影照片上最后成像的是指定層附近一薄層組

織的X線像，該薄層組織的厚度稱為體層厚度。指定層外一定距離的

組織，其被抹除的程度與曝光角有關(guān)。數(shù)字合成體層成像的臨床應(yīng)

用特點：

①一次體層運動可回顧性重建任意多層面的體層圖像②可行重

力負(fù)荷下立位體層攝影③不產(chǎn)生金屬偽影④輻射劑量相對?、蒿@示

器上可進行多層面連續(xù)觀察。

第三節(jié)乳腺攝影成像原理模擬乳腺攝影原理L隨管電壓的降

低，物質(zhì)對X線的吸收變?yōu)榭灯疹D吸收逐漸減少，光電吸收增加。光

電吸收中，光電吸收系數(shù)與原子序數(shù)Z的4次方成正比。

①人體組織的物理特性（厚度和密度）和化學(xué)特性（Z）是形成

照片對比度的基礎(chǔ)②射線對比度的大小取決于系吸收系數(shù)U之差③

低管電壓，對比增強;高管電壓，對比降低④X線波長在0.062-0.093nm

范圍時，脂肪與肌肉對比度最大。2.乳腺攝影原理：乳腺攝影使用

鋁靶X線機，管電壓20-40kV。當(dāng)管電壓在35kV時一，鋁能產(chǎn)生K系

特征輻射即標(biāo)識輻射，波長為0.063nm,此時脂肪與肌肉對比度最大。

K系特征輻射是鋁靶產(chǎn)生全部輻射的最強部分，范圍較窄，波長恒定，

單色性強。為保證乳腺攝影的成像質(zhì)量，還應(yīng)注意：①焦點0.5mm

以下②暗盒采用吸收系數(shù)小的材料制成③增感屏熒光體可吸收軟射

線，顆粒細(xì)，且為單面后屏④選用單乳劑、Y值大的專用乳腺膠片⑤

窗口濾過0.03W0.025銘⑥濾線柵選用80LP/cm超密紋柵或高穿透

單元濾線柵HTC⑦加壓技術(shù)。數(shù)字乳腺攝影

乳腺DR設(shè)備常用非晶硒、非晶硅FPD,應(yīng)用過程中需要注意：

①DR乳腺攝影可用較低X線劑量產(chǎn)生較好的圖像質(zhì)量，尤其是

致密型乳腺，雙靶X線管就基于此目的②乳腺鈣化灶可小至

100-200um,平板探測器的像素尺寸范圍應(yīng)在50-100um③乳腺圖像可

分辨3100個灰度水平，系統(tǒng)應(yīng)提供14bit動態(tài)范圍④自動曝光控制

AEC⑤直接轉(zhuǎn)換的DQE較間接轉(zhuǎn)換高。

第四節(jié)CT成像原理CT成像基礎(chǔ)

CT是醫(yī)學(xué)影像領(lǐng)域最早使用數(shù)字化成像的設(shè)備。

CT圖像的基本特征：數(shù)字化和體積信息。數(shù)字化的最小單位是

像素，而不論層厚大小，CT掃描層面始終是三維的體積概念。

4

1.X線衰減和衰減系數(shù)

X線衰減強度的大小通常與物質(zhì)的原子序數(shù)、密度、每克電子數(shù)

和源射線的能量大小有關(guān)。X線通過人體組織后的光子與源射線呈指

數(shù)關(guān)系。

單一能譜射線乂稱單色射線，其光子具有相同能量；多能譜射線

其光子能量各不相同，CT成像中以多能譜射線為主。多能譜射線通

過物體后的衰減并非呈指數(shù)衰減，而有質(zhì)和量的改變，量改變指光子

數(shù)目減少，質(zhì)改變指平均能量增加、能譜變窄、射線硬度增加。2.CT

數(shù)據(jù)采集基本原理CT數(shù)據(jù)采集方法：①非螺旋逐層采集法②螺旋容

積數(shù)據(jù)采集法。CT采樣：①球管與探測器是一個精確的準(zhǔn)直系統(tǒng)②

球管與探測器圍繞人體旋轉(zhuǎn)是為采樣③球管產(chǎn)生的射線經(jīng)有效濾過

④射線束寬度是根據(jù)層厚嚴(yán)格準(zhǔn)直的⑤探測器接收到的是透過人體

后的衰減射線⑥探測器將接受的衰減射線轉(zhuǎn)換為電信號（模擬信號）。

CT掃描基本過程：經(jīng)準(zhǔn)直器準(zhǔn)直后的X線以窄束的形式透過人體被

探測器接收，探測器將接收的衰減射線進行光電轉(zhuǎn)換，經(jīng)數(shù)據(jù)采集系

統(tǒng)放大，模數(shù)轉(zhuǎn)換后經(jīng)計算機圖像重建，重建后再經(jīng)數(shù)模轉(zhuǎn)換為模擬

信號，以不同灰階形式在顯示器顯示，或直接以數(shù)字形式存于計算機

或打印。

因此，CT圖像的形成可分為8個步驟：①球管和探測器圍繞人

體旋轉(zhuǎn)掃描采集數(shù)據(jù)，準(zhǔn)直器高度準(zhǔn)直②探測器接受衰減后的射線③

探測器將接受的衰減射線轉(zhuǎn)換為電信號并放大④模數(shù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信

號后送人計算機⑤計算機對數(shù)據(jù)進行處理，主要包括校正和檢驗⑥經(jīng)

校正后計算機作成像的卷積處理⑦計算機通過濾過反投影算法重建

圖像⑧重建后圖像經(jīng)數(shù)模轉(zhuǎn)換為模擬信號在顯示器顯示，或?qū)?shù)字信

號直接存儲打印3.CT圖像重建的預(yù)處理單層螺旋掃描

奧地利數(shù)學(xué)家Radon二維圖像反投影重建原理。

螺旋掃描是在檢查床移動中進行，用常規(guī)方式重建會出現(xiàn)運動偽

影。為消除此運動偽影，必須采用數(shù)據(jù)預(yù)處理后的圖像重建方

法，即線性內(nèi)插法。線性內(nèi)插法的含義是：螺旋掃描數(shù)據(jù)的任

一點，可采用相鄰兩點掃描數(shù)據(jù)通過插值，再采用非螺旋CT掃描的

圖像重建方法，重建一幅斷層圖像。

目前常用的線性內(nèi)插分為360°和180。線性內(nèi)插兩種。

360°線性內(nèi)插采用360°掃描數(shù)據(jù)向外的兩點通過內(nèi)插形成一

個平面數(shù)據(jù)。這種內(nèi)插方法的主要缺點是層厚敏感曲線SSP增寬，圖

像質(zhì)量有所下降。

180°線性內(nèi)插是采用靠近重建平面的兩點掃描數(shù)據(jù)，通過內(nèi)插

形成新的平面數(shù)據(jù)。兩種內(nèi)插方法最大的區(qū)別是180°線性內(nèi)插采用

了第二個螺旋掃描的數(shù)據(jù)，并使第二個螺旋掃描數(shù)據(jù)偏移了180°角，

從而能夠靠近被重建的數(shù)據(jù)平面。這種方法改善了SSP,提高了成像

的分辨力，改善了重建圖像的質(zhì)量。

多層螺旋掃描

多層螺旋掃描圖像重建預(yù)處理，基本是一種線性內(nèi)插方法的擴展

應(yīng)用。

多層與單層螺旋CT相比，掃描射線束由扇形束變?yōu)殄F形束，圖

像重建中最主要的是掃描長軸方向梯形邊緣射線的處理。

目前多層螺旋圖像重建預(yù)處理有兩種方法，即考慮或不考慮錐形

束的邊緣射線。一般4層螺旋掃描多不考慮其邊緣射線。常用的幾種

重建預(yù)處理方法有：①掃描交疊采樣的修正，又稱優(yōu)化采樣掃描②Z

軸濾過長軸內(nèi)插法③扇形束重建算法④多層錐形束體層重建，又稱

MUSCOTo

16層及16以上螺旋CT圖像重建的預(yù)處理：①西門子自適應(yīng)

多平面重建AMPR,將斜面數(shù)據(jù)分隔并采用240°螺旋掃描數(shù)據(jù)②GE

加權(quán)超平面重建，類似AMPR,但起始步驟不同，先將三維掃描數(shù)據(jù)

分成二維系列③東芝和飛利浦采用Feldkamp重建算法，近似非螺旋

掃描三維卷積反投影的重建方法。心電門控心電觸發(fā)序列掃描和心

電門控螺旋掃描分別用于4層和16層以上的心臟成像。

心電觸發(fā)序列掃描是在病人R波間期觸發(fā)序列掃描，觸發(fā)方式既

可以選擇R-R間期百分

5

比，也可以選擇絕對值毫秒，又稱為前瞻性心電門控觸發(fā)序列。

心電門控螺旋掃描又稱為回顧性心電門控螺旋掃描，用于16層

以上心臟成像。心電門控方法是將心動周期舒張期圖像重建用于診斷,

分兩個步驟：一多層螺旋內(nèi)插，二采用部分掃描數(shù)據(jù)重建橫斷面圖像，

采用部分?jǐn)?shù)據(jù)重建，可提高心臟掃描的時間分辨率。回顧性心電門控

螺旋掃描可采用單個或多個扇區(qū)重建心臟圖像，一般心率較慢時采用

單扇區(qū)重建。4.CT重建方法

重建方法主要有兩種：濾過反投影重建法及迭代重建法。

濾過反投影法也稱卷積反投影法，成像過程大致分3步：①獲取

全部投影數(shù)據(jù)并進行預(yù)處理經(jīng)預(yù)處理后的數(shù)據(jù)成為原始數(shù)據(jù)②將所

得數(shù)據(jù)的對數(shù)值與濾過函數(shù)進行卷積③根據(jù)不同矩陣反投影重建后

圖像大小與是否放大有關(guān)，而圖像亮度與X線通過物體后的衰減有關(guān)。

迭代重建法1956年被用于太陽圖像的重建，主要優(yōu)點有：減少

圖像偽影和降低輻射劑量。缺點是運算量大，對設(shè)備要求高。與迭

代重建相比，濾過反投影法的主要優(yōu)點是：簡單、快速、實用，對設(shè)

備要求低，主要缺點是忽略了噪聲的影響，且不能處理采樣數(shù)據(jù)不足

的掃描。

螺旋CT成像原理L單層螺旋CT

1989年單層螺旋CT掃描技術(shù)開始臨床應(yīng)用。螺旋掃描又稱CT

容積掃描，采用滑環(huán)技術(shù)，連續(xù)產(chǎn)生X線并進行連續(xù)數(shù)據(jù)采集，檢查

床沿Z軸反向勻速移動，掃描軌跡呈螺旋狀的掃描方式。單層螺旋

掃描參數(shù)：管電壓80-140kV,管電流50-450mA,掃描時間最長可持

續(xù)100s,層厚由準(zhǔn)直器寬度決定，l-10mm,檢查床移動速度l-20mm/s,

球管旋轉(zhuǎn)1周約1秒。螺距等于球管旋轉(zhuǎn)一周檢查床移動的距離與

掃描層厚的比值。計算公式為：P=S/Do掃描范圍為檢查床每秒移動

的距離與連續(xù)曝光時間的積。

2.多層螺旋CT

1989年底，4層螺旋CT開始應(yīng)用臨床，標(biāo)志螺旋CT發(fā)展到多層

時代。多層螺旋CT即MSCT,又稱多排探測器CT即MDCT。MSCT

的主要技術(shù)特點：層厚與射線束寬度無直接關(guān)系，而與被激活的探測

器排數(shù)有關(guān)，并可在回顧性重建時在一定范圍改變。螺距定義為p=

（球管旋轉(zhuǎn)一周進床距離）/（X線管總準(zhǔn)直器寬度）。

MSCT主要技術(shù)參數(shù)：管電壓80-140kV,管電流10-800mA,床

速100-200mm/s,層厚0.5-5mm,螺距1.0-1.5oMSCT臨床應(yīng)用優(yōu)點：

①掃描速度明顯提高②CT透視定位更準(zhǔn)確③空間分辨率提高④X線

利用率提高。（快、準(zhǔn)、兩率）3.先進的MSCT64-256層螺旋CT

參數(shù)：探測器總寬度32-80mm,最薄層厚030.625mm,螺距

0.13-1.5mm,球管旋轉(zhuǎn)一周時間0.27-0.5s,Z軸掃描范圍1800-2000mm

64-256層螺旋CT的優(yōu)勢：①大范圍、多部位、多期相掃描可在

一次增強檢查完成，1800mm范圍掃描可在10s完成②X軸、Y軸和Z

軸各向同性，強大的后處理可獲得接近完美的3D重組圖像③智能3D

自動毫安功能技術(shù)在保證圖像密度分辨力同時，可使輻射劑量下降

66%④心臟、冠脈成像圖像質(zhì)量優(yōu)異。

320層螺旋CT

參數(shù):準(zhǔn)直器寬度160mm,層厚0.5mm,球管旋轉(zhuǎn)一周時間0.35s,

Z軸掃描范圍2000mm。

320層螺旋CT掃描方式有步進容積掃描和螺旋容積掃描兩種方

式。

320層螺旋CT除具有64-256層優(yōu)勢外，還有以下優(yōu)勢：①范圍

小于160mm的器官一周掃描即可完成②提高心臟檢查成功率，利于

心率快或心率不齊者的心臟成像③一次檢查完成全器官功能檢查④

實現(xiàn)全器官灌注成像和器官的多期相增強成像⑤顯著提高動態(tài)顯示

器官運動的時間分辨力。雙源CT

參數(shù)：準(zhǔn)直器總寬度19.2mm,最薄層厚

6

0.3mm,螺距0.33-1.5,球館旋轉(zhuǎn)一周0.33-0.5S。

雙源CT優(yōu)勢：①時間分辨力提高②可獲得雙能量CT數(shù)據(jù)③心臟

檢查輻射劑量降低。

第五節(jié)DSA成像原理1.成像基本原理

DSA是建立在圖像相減的基礎(chǔ)上，目前的DAS是基于順序圖像的

數(shù)字減影，其結(jié)果是在減影圖像中消除了整個骨骼和軟組織結(jié)構(gòu)，使

濃度低的對比劑所充盈的血管在減影圖像中被顯示出來。

采集到的存于存儲器1內(nèi)的數(shù)字圖像作為mask像，即蒙片像；

存于存儲器2內(nèi)的數(shù)字圖像作為造影像，將兩圖像對應(yīng)像素進行數(shù)字

相減得出的數(shù)字圖像稱為減影像。2.DSA信號與圖像采集

DSA的信號由對比劑的投射濃度和血管直徑所決定。

圖像采集的時機與幀率：原則是使對比劑的最大濃度出現(xiàn)在所攝

取的造影系列圖像中，并盡可能減少曝光量。

對比劑注射參數(shù)：①對比劑濃度及用量不同的造影方式和部位

需要不同的對比劑濃度和用量，過高過低的對比劑濃度對血管的顯示

均不利②注射流率和斜率注射流率指的是單位時間內(nèi)經(jīng)導(dǎo)管注入對

比劑的量，以ml/s表示。注射流率的原則是應(yīng)與導(dǎo)管尖端所在部位

的血流速度相適應(yīng)。注射斜率即注藥的線性上升速率③注射壓力④注

射加速度及多次注射。導(dǎo)管頂端的位置:導(dǎo)管尖端離興趣區(qū)距離越

近，成像質(zhì)量越好，同時對比劑濃度也越低，量也小，而對于動脈瘤

的病人，導(dǎo)管頂端應(yīng)遠(yuǎn)離病變部位。

體位設(shè)計與圖像質(zhì)量應(yīng)具備兩個條件：一是顯示出對比度，二是

顯示病變的適當(dāng)體位。3.DSA成像方式

DSA成像方式分靜脈性DSA和動脈性DSA,靜脈DSA分外周靜脈

法和中心靜脈法；動脈DSA分選擇性和超選擇性動脈DSA,臨床以選

擇性和非選擇性動脈DSA為主。對比劑團注：團注的概念是在單位

時間內(nèi)血管內(nèi)注入一定量的對比劑，其量略大于同期

血管內(nèi)的血流量。

Stewart-Hamilton關(guān)系式對DSA的提示：①動脈內(nèi)碘濃度與對比

劑碘濃度成正比②興趣區(qū)碘濃度峰值與注射對比劑的劑量有關(guān)③

IVDSA時動脈內(nèi)碘濃度取決于所給予的碘總量，與注射速率無關(guān)④

IVDSA時，注射位置可行外周或中心注射對比劑⑤心功能過差的病人

不宜做IVDSAo

綜述為：IVDSA中的外周靜脈法，動脈顯影的碘濃度是所注射對

比劑濃度的1/20,對比劑特性曲線的峰值與注射碘的總量成正比，與

心輸出量成正比，與中心血量成反比。4.動脈DSA

DSA的一個極為重要的特征是，DSA顯示血管的能力與血管內(nèi)碘

濃度和曝線量平方根乘積成正比。

IADSA與血管造影相比，對比劑用量降低1/4-1/3。IVDSA的缺

點：①造影劑經(jīng)20倍稀釋才能達到興趣區(qū)動脈②高濃度大劑量③顯

影血管相互重疊對小血管顯示不滿意④并非無損傷性

IADSA的優(yōu)點:①濃度低，用量少②稀釋的造影劑減少病人不適，

減少移動性偽影③血管重疊少，利于小血管的顯示④靈活方便，無大

損傷。5.減影方式

DSA減影方式分為：時間減影、能量減影和混合減影?，F(xiàn)多用的

是時間減影中的連續(xù)方式、脈沖方式和路標(biāo)方式。

時間減影：①常規(guī)方式取蒙片像、充盈像各一幀進行相減②脈

沖方式每秒進行數(shù)幀攝影，適用于腦血管、頸動脈、肝動脈和四肢

動脈等活動較少的部位③超脈沖方式6-30幀/s脈沖攝像，優(yōu)點是適

應(yīng)心臟、冠脈、主肺動脈等活動快的部位，運動模糊小④連續(xù)方式

25-50幀/s,單位時間圖像幀數(shù)多，時間分辨率高⑤時間間隔差方式

對心臟等周期性活動的部位，能消除相位偏差造成的圖像運動性偽影

⑥路標(biāo)方式為安全插管創(chuàng)造了有利條件⑦心電觸發(fā)脈沖方式外部

心電圖信號以三種方式觸發(fā)采像：連續(xù)心電圖標(biāo)記、脈沖心電圖標(biāo)記、

脈沖心電圖門控。心電觸發(fā)脈沖方式主要用于心臟大血管

7

的DSA檢查。

能量減影：也稱雙能減影。能量減影是利用碘與周圍軟組織對X

線的衰減系數(shù)在不同能量下有明顯差異這一特點進行的。碘在33keV

時一，其衰減曲線具有銳利的不連續(xù)性，此臨界水平稱K緣。而軟組織

衰減系數(shù)是連續(xù)的，且能量越大，質(zhì)量衰減系數(shù)越小?；旌蠝p影：

1981年提出，經(jīng)歷2個階段，先消除軟組織，再消除骨組織，最后

留下血管像?；旌蠝p影要求在同一焦點上發(fā)生兩種高壓，或在同一球

管中具有高壓和低壓兩個焦點，所以混合減影對設(shè)備及球管負(fù)載要求

較高。

第六節(jié)MR成像原理

一、磁共振成像的物理學(xué)基礎(chǔ)磁場對人體的磁化作用L原子核

自旋

①原子核結(jié)構(gòu)：原子核位于原子中心，由帶正電荷的質(zhì)子和不顯

電性的中子組成。質(zhì)子數(shù)量通常與核外電子書相等，以保持電中性。

質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)可不等，質(zhì)子和中子決定原子的質(zhì)量。原子核決定原

子的物理特性。電子在核外有軌道運動和自旋運動，軌道運動產(chǎn)生軌

道角動量和軌道磁矩，自旋運動產(chǎn)生自旋角動量和自旋磁矩。分子的

磁矩主要來自于自旋。

②原子核的自旋特性：原子核不是固定不變，而是不停繞自身軸

旋轉(zhuǎn)。

質(zhì)子磁矩是矢量，具有方向和大小。質(zhì)子的自旋是產(chǎn)生磁共振

現(xiàn)象的基礎(chǔ)。只有質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)均為奇數(shù)或質(zhì)子數(shù)和中子數(shù)的和

為奇數(shù)額原子核，其總自旋不為零，才能產(chǎn)生磁共振現(xiàn)象。

氫原子人體含量最多，且磁化率最高，目前生物組織MRI成像主

要以氫原子成像。氫原子核含一個質(zhì)子，無中子，又稱氫質(zhì)子。角

動量是磁性強度的反應(yīng)，角動量大，磁性

就強。1個質(zhì)子角動量約1.41X1026

Tesla,磁共振就是利用這個角動量的物理特性來進行激發(fā)、信號

采集和成像的。2.原子核在外加磁場中的自旋變化在沒有磁場的情

況下，自旋中的磁矩方向是雜亂無章的。

①質(zhì)子自旋和角動量方向根據(jù)電磁原理，質(zhì)子自旋產(chǎn)生的角動

量空間方向總是與其自旋的平面垂直。

當(dāng)人體處于強大外磁場Bo時，角動量方向?qū)⑹艿酵獯艌龅挠绊?

經(jīng)一定時間達到相對穩(wěn)定的狀態(tài)，此時角動量的總的凈值稱為磁矩,

這個凈值是一個所有質(zhì)子總的概念，不是指單個質(zhì)子的角動量方向。

磁矩方向總與外磁場方向一致。

②磁矩和進動磁矩的重要特性：一是個總和的概念，磁矩方向

與外磁場一致，并不代表只有質(zhì)子角動量方向都與B。一致，實際上

約一半是與其相反的。第二磁矩是一個動態(tài)形成過程，人體置于磁場

需要一定時間才能達到動態(tài)平衡。第三磁矩在磁場中是隨質(zhì)子進動的

不同而變化的，且進動具有特定頻率，稱為進動頻率。

外加磁場的大小決定著磁矩與B。軸的角度，外磁場越強，角度

越小，磁矩值越大，MRI信號越強，圖像結(jié)果會更好。此外外磁場大

小還決定了進動的頻率，外磁場越大，進動頻率越高。與B。相對應(yīng)

的進動頻率也稱Larmor拉莫頻率，原子在1.0T磁場中的進動頻率稱

為該原子的旋磁比，為一常數(shù)值。氫原子的磁旋比為42.58MHz。3.

弛豫

①弛豫原子核在外加RF（射頻脈沖）作用下，發(fā)生磁共振而達

到穩(wěn)定的高能態(tài)，從外加的RF消失開始，到回復(fù)至發(fā)生磁共振前的

磁矩狀態(tài)為止，整個變化過程即為弛豫過程。弛豫過程是一個能量轉(zhuǎn)

變的過程，需要一定的時間。磁共振成像時，受檢臟器的每一個質(zhì)子

都要經(jīng)過反復(fù)的RF激發(fā)和弛豫過程。弛豫分為縱向弛豫和橫向弛豫。

②縱向弛豫縱向弛豫是一個從零狀態(tài)恢復(fù)到最大值的過程。由

于要使縱向磁矩恢復(fù)到與激發(fā)前完全一樣的時間很長，有時是無窮數(shù),

故人為地將縱向磁矩恢復(fù)到原來的63%時，所需要的時間稱為T1時

間或T1值，T1值一般以秒或毫秒為單位。T1是反映組織縱向弛豫快

或慢的物理指標(biāo)，人體各組織具有不同的T1值。

③橫向弛豫橫向弛豫是從最大值恢復(fù)到零狀態(tài)的過程。我們將

橫向磁矩減少到最大值

8

的37%時所需要的時間稱為T2時間或T1值，縱向弛豫和橫向弛

豫同時發(fā)生。4.MR信號形成

MR信號是MRI機中使用的接收線圈探測到的電磁波，具有一定

的位相、頻率和強度。磁共振成像設(shè)備中，接受線圈可為同一線圈，

也可為方向相同的兩個線圈。

自由感應(yīng)衰減FID信號描述的是信號瞬間幅度與時間的對應(yīng)關(guān)系。

“傅里葉變換”就是將時間函數(shù)變換成頻率函數(shù)的方法。FID不僅提

供幅值和頻率，還提供幅值和頻率相關(guān)的相位信息。

二、MR圖像重建原理1.梯度與梯度磁場

利用梯度磁場G實現(xiàn)MRI的空間定位，共有三種梯度磁場：橫

軸位Z、矢狀位X、冠狀位Y。

MRI的空間定位主要由梯度磁場來完成。根據(jù)梯度磁場變化來確

定位置時，不需受檢者的移動，這是與CT成像明顯的不同。梯度磁

場性能是MRI機的一個重要指標(biāo)，可提高圖像分辨能力和信噪比，可

做更薄層厚的MRI成像，提高空間分辨率，減少部分容積效應(yīng)，同時

梯度磁場的爬升速度越快，越有利于不通過RF頻率的轉(zhuǎn)換。2.層面

選擇

MRI成像是多切面的斷層顯像，根據(jù)要求可做矢狀面、冠狀面、

橫斷面成像，只要啟動相應(yīng)的梯度場即可。MRI做任何斷面都不需要

移動病人，只是啟動不同的梯度場即可。3.空間編碼層面梯度、相

位編碼梯度和頻率編碼梯度的時間先后排列和協(xié)同工作，可以達到對

某一成像體積中不同空間位置體素的空間定位。4.K空間與圖像重建

方法K空間填充技術(shù)：一次RF激發(fā)是相同相位編碼位置上的一排像

素同時激發(fā)，這一排像素的不同空間位置由頻率編碼梯度場定位作用

確定，因此相位和頻率的相對應(yīng)就可明確某一信號的空間位置。在計

算機中，按相位和頻率兩種坐標(biāo)組成的一種虛擬空間位置排列矩陣,

稱為“K空間”，K空間實際上是MR信號的定位空間，在K空間中，

相位編碼

是上下、左右對稱的，從正值的最大值逐漸

變化到負(fù)值的最大，中心部位是相位處于中心的零位置。

K空間中心位置確定了最多數(shù)量的像素信號，在傅里葉轉(zhuǎn)換中作

用最大，處于K空間周邊位置的像素的作用要小很多。在非常強調(diào)

成像時間的腦彌散成像、灌注成像機心臟MRI成像時，為節(jié)約時間，

可將周邊區(qū)域的K空間全部作零處理，信噪比損失不會超過10%,這

種成像方法稱K空間零填充技術(shù)。而K空間分段采集技術(shù)一般應(yīng)用于

心臟快速MRI成像。二維傅里葉圖像重建法：二維傅里葉變換法是

MRI特有且常用的圖像重建方法。傅里葉變換就是將K空間的信息逐

行、逐點地解析和填充到真正的空間位置上去，形成多幅反映信號強

弱的MRI圖像。

三、磁共振的脈沖序列

磁共振實質(zhì)就是通過脈沖序列，獲得所需回波信號并將其重建為

圖像的過程。影像組織磁共振信號強度的因素很多，如質(zhì)子密度、

Tl、T2、化學(xué)位移、液體流動、水分子擴散運動等。

射頻脈沖RF的調(diào)整主要包括帶寬即頻率范圍、幅度即強度、施

加時間及持續(xù)時間。梯度場調(diào)整包括梯度場方向、場強、施加時間

及持續(xù)時間。將射頻脈沖、梯度場和信號采集時間等相關(guān)參數(shù)的設(shè)

置及其在時間上的排序稱為MRI的脈沖序列。

1.脈沖序列的表達和構(gòu)成：任何脈沖序列都是RF、梯度磁場和信

號采集的有序組合。RF為具有一定寬度、幅度的電磁波，是磁共振

信號的激勵源，因此在任何脈沖序列中至少有一個射頻脈沖。RF能

量以射頻的形式被自選核吸收，又以射頻的形式被釋放，遵循頻率一

致原則。射頻脈沖的帶寬即脈沖頻率大小的描述，射頻脈沖另一參數(shù)

是激勵角或翻轉(zhuǎn)角，代表縱向磁化矢量接受射頻能量后向橫向平面翻

轉(zhuǎn)的角度。

梯度磁場主要在層面選擇、相位編碼、頻率編碼過程中起作用，

而信號采集是脈沖序列的最終目的。

9

脈沖序列的表達方式有兩種，即時序圖和流程表達式。時序圖是

最直觀、最常用的脈沖序列表達方式。2.脈沖序列的分類按檢測信

號分類：可供磁共振系統(tǒng)使用的信號有三種即①隨時間呈振蕩衰減的

FID信號即自由感應(yīng)衰減信號②射頻方法采集的回波信號即自旋回波

信號③梯度場切換方法采集的回波即梯度回波信號。因此根據(jù)采集信

號的不同脈沖序列可分為①直接測定FID信號的序列②自旋回波序列

SE③梯度回波序列GRE

按用途分類分為通用序列和專用序列

按掃描速度分為快速成像序列和普通序列。3.脈沖序列的基本

參數(shù)①重復(fù)時間TR

TR指的是脈沖序列執(zhí)行一次需要的時間。TR主要決定圖像的T1

對比，TR越大，T1權(quán)重越小；TR越小，T1權(quán)重越大。TR越大，圖

像的信噪比越高但掃描時間越長。②回波時間TE

TE指的是RF激勵脈沖中心點到回波信號中心點的時間間隔。TE

主要決定圖像的T2對比，TR越大，T2權(quán)重越大，但信噪比下降；TR

越小，T2權(quán)重越小。在SE和GRE序列中，TR和TE共同決定圖像的

信噪比和對比度。③反轉(zhuǎn)時間TI

在反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖序列IR中，-180°反轉(zhuǎn)脈沖到90°激勵脈沖之

間的時間間隔稱為反轉(zhuǎn)時間TI。兩個-180°脈沖之間的時間間隔為TR,

90°到180脈沖之間的時間間隔為TE。脂肪抑制選用短TI時間，自

由水抑制選用長TI時間，為增加腦灰質(zhì)白質(zhì)T1對比時，則選用中等

長度TI值。④層厚

二維成像中層面越薄，空間分辨率越高，因體素體積變小，信噪

比越低。磁共振成像的層厚山梯度場場強和射頻脈沖帶寬共同控制，

其他因素不變情況下，場強越強，RF帶寬越窄，層厚越薄。⑤層間

隔

在掃描層面質(zhì)子被激勵的同時，層面附近的質(zhì)子往往也會受到激

勵，造成信號的相互影響，稱為層間干擾或?qū)娱g污染，因此在二維

磁共振成像時需要設(shè)置一定的層間隔及層距，以減少層間污染。

⑥翻轉(zhuǎn)角

也稱射頻激勵角，翻轉(zhuǎn)角度由RF激勵射頻的強度和作用時間共

同決定，射頻強度越大，作用時間越長，翻轉(zhuǎn)角越大。⑦激勵次數(shù)

NEX

又稱信號平均次數(shù)、信號采集次數(shù)，NEX增加有利于增加圖像信

噪比，但采集時間同時增加，激勵次數(shù)增加一倍，在采集時間增加一

倍的情況下，圖像信噪比增加2倍。一般序列需要NEX兩次以上，但

快速脈沖序列多需要1次或更少。⑧矩陣

分采集矩陣和顯示矩陣。對二維圖像而言，采集矩陣指的是行與

列采集點的多少，對于磁共振圖像而言，矩陣指的是層面內(nèi)頻率編碼

與相位編碼的步數(shù)。頻率編碼不直接影響采集時間，而相位編碼直接

影響采集時間，相位編碼步數(shù)越多，采集時間越長。采集矩陣與成像

體素一一對應(yīng)，在其他參數(shù)不變情況下，采集矩陣變大，成像體素變

小，空間分辨率提高，但信噪比下降。⑨視野FOV

FOV指的是實施掃描的解剖區(qū)域，在矩陣不變情況下，視野越大,

成像體素越大，空間分辨率越低，但信噪比越高。⑩回波鏈長度ETL

ETL是快速成像序列專用參數(shù)，指的是射頻脈沖激發(fā)后產(chǎn)生和采

集的回波數(shù)目?；夭ㄦ溡脖环Q為快速成像序列的快速因子。回波鏈的

存在將成比例減少TR重復(fù)次數(shù)，縮短掃描時間。

O

11有效回波時間TEeff

有效回波時間指的是K空間中心區(qū)域回波信號的TE,因為K空

間中心區(qū)域的信號數(shù)據(jù)決定了圖像的對比度。在所有FSE序列中，回

波時間均為有效回波時間。。

12回波間隔時間ESPESP指的是在FSE序列回波鏈中相鄰兩個回

波中點之間的時間間隔。

10

ESP縮短將有助于降低圖像邊緣模糊偽影，ESP的大小還影響著

有效回波時間的長短，在ETL相等的前提下，ESP越小，有效回波時

間越短。

4.圖像對比度與加權(quán)T1值和T1對比度：縱向弛豫時間T1是組

織的固有屬性之一，組織的T1值越短，縱向弛豫速度越快，在下一

次射頻激發(fā)時該組織的縱向磁化恢復(fù)程度越高，因此短T1組織在T1

加權(quán)序列中表現(xiàn)為高信號，長T1組織在T1加權(quán)序列中表現(xiàn)為低信號。

T2值與T2對比度：橫向弛豫時間T2也是組織的固有特性之一，橫

向弛豫慢的組織即T2長的組織較之橫向弛豫慢的組織保持了更高的

剩余橫向磁化，表現(xiàn)為圖像上的高信號。

質(zhì)子密度值與質(zhì)子密度圖像對比度：氫質(zhì)子密度決定弛豫過程中

縱向磁化的最大值M。，質(zhì)子密度越大，其值越大。對某一成像組織

來說，TR=3T1是保證產(chǎn)生質(zhì)子密度對比度圖像的前提。質(zhì)子密度圖

像對比度不及T1和T2圖像對比度。圖像加權(quán)：一幅磁共振圖像往

往受到Tl、T2、質(zhì)子密度、化學(xué)位移、液體流動、水分子擴散等綜

合影響，通過調(diào)節(jié)TR、TE、TI或翻轉(zhuǎn)角等脈沖序列參數(shù)，以突出上

述因素中的某一項，并以此為主產(chǎn)生圖像對比度，這樣獲取的圖像稱

為加權(quán)像WI。常見的加權(quán)像有T1加權(quán)像、T2加權(quán)像、質(zhì)子密度加權(quán)

像及彌散加權(quán)像。

T1加權(quán)像T1WI：圖像對比度主要來自組織T1差異，SE或FSE

序列中采用短TR(W650ms)和短TE(W20ms)就可得到T1加權(quán)像。

采用短TR目的是使短T1的脂肪等可以充分弛豫的組織表現(xiàn)為高信號,

而腦脊液等長T1組織因不能充分弛豫而表現(xiàn)為低信號；短TE目的是

使采集的信號更少地受到組織間T2值的影像。在IR序列中，T1對比

主要受到TI的影響，在GRE序列中，翻轉(zhuǎn)角是除TR和TE外另一個

影響圖像對比度的重要參數(shù)。

T2加權(quán)像T2WI：主要反映組織間T2值差異。T2WI一般通過FSE

回波獲得，采用長TR(N2000ms)和長TE(280ms)的掃描參數(shù)。

長

TR的作用是使組織縱向弛豫充分恢復(fù)，使采集信號中T1效應(yīng)被

盡可能減?。婚LTE目的是增大組織T2的效應(yīng)，以突出液體等長T2

組織的信號。

質(zhì)子密度加權(quán)像PDWI：主要反映不同組織在氫質(zhì)子含量上的差

異。通常采用FSE回波獲取PDWI,選用長TR(N2000ms)和短TE

(W20ms)掃描參數(shù)，盡可能減少組織T1和T2對圖像的影像。5.

自旋回波脈沖序列

自旋回波SE：SE是MRI中最基本的脈沖序列，以90°激勵脈沖

開始，再施以180°相位重聚脈沖而獲得回波信號。

自旋回波最主要的優(yōu)勢是所獲得圖像的權(quán)重最為確定，就是說通

過TR和TE不同組合可獲得特定權(quán)重的圖像，如T1WKT2WLPDWI,

其中T1權(quán)重隨著TR增加而下降，T2權(quán)重隨診TE增加而增加。

與GRE序列相比，因為180°重聚脈沖的應(yīng)用，磁場不均勻性和

磁敏感性所造成的偽影減少，化學(xué)位移偽影也較GRE少。

多層面成像是一種可顯著提高掃描效率的自旋回波掃描技術(shù)（其

他序列也可應(yīng)用多層面技術(shù)），該技術(shù)的背景是MRI射頻激發(fā)、層面

選擇、頻率編碼、相位編碼等工作的時間遠(yuǎn)小于TR。

與單回波SE序列相比，多回波SE序列在TR相等即掃描時間相

同的情況下可得到多幅圖像，且圖像權(quán)重不一。多回波SE序列的另

一用處是利用多個回波信號的衰減關(guān)系可計算受檢組織的弛豫率即

T1和T2值?？焖僮孕夭‵SE：FSE仍以90°激勵脈沖開始，隨后

應(yīng)用一系列180°脈沖來產(chǎn)生多個回波信號。

FSE與多回波SE區(qū)別在于：多回波SE序列每個回波信號在采集

時相位編碼梯度是相同的，每個回波被置于不同的K空間中，生成多

幅不同權(quán)重的圖像；而FSE序列多個回波具有不同的相位編碼梯度,

回波信號被置于同一K空間中，重建出的是單一權(quán)重的圖像。

FSE序列可以使掃描速度成倍提高，但其回波信號的采集時間是

不同的，具有不同的TE值，因此在FSE中，TE通常被描述為有效

11

TEoFSE序列的ETL越長，掃描速度越快，因此ETL又稱為FSE

的快速因子。

FSE序列優(yōu)點：①成像速度快②對磁場不均勻性不敏感，磁敏感

偽影少③運動偽影少FSE序列缺點：①T2加權(quán)脂肪信號高于SE序列

的T2WI②較之SE,圖像對比不同程度降低③因采用多個180°脈沖，

可引起體溫升高等不良反應(yīng)④不利于引起磁場不均勻性病變（出血）

的檢出⑤因回波信號幅度不同，導(dǎo)致圖像模糊?！案邔Ω卟缓?/p>

單次激發(fā)快速自旋回波序列SSFSE：SSFSE通常與半傅里葉采集技

術(shù)相結(jié)合，達到亞秒級成像速度。該序列用于體部成像時，即便患者

不能屏氣也能獲得無明顯呼吸運動偽影的圖像。

SSFSE序列所得到的是權(quán)重較大的T2加權(quán)像，由于ETL太長，圖

像模糊效應(yīng)較明顯，對比度下降。

6.梯度回波脈沖序列GRE

與SE不同的是,GRE是利用梯度場的切換產(chǎn)生的。

組織宏觀橫向磁化矢量衰減到零的梯度場稱為離相位梯度場；組

織宏觀橫向磁化矢量逐漸恢復(fù)到峰值的梯度場稱為聚相位梯度場。

GRE序列的特點：①小角度激發(fā)，成像速度快梯度回波中一般

采用小角度脈沖激發(fā)，小角度脈沖稱為a脈沖，a角在10-90之間。

②GRE序列反映的是組織T2*

弛豫信息而非T2弛豫信息質(zhì)子失相位有三個原因：組織真正的

T2弛豫、主磁場不均勻性、離相位梯度場造成的磁場不均勻性。GRE

序列中的聚相位梯度場只能剔除離相位梯度場造成的質(zhì)子失相位，而

不能剔除主磁場不均勻性

造成的質(zhì)子失相位，因而獲得的只能是T2*

弛豫信息③GRE序列固有的信噪比低④GRE序列增加了對磁場不

均勻性的敏感性這一特性缺點是容易產(chǎn)生磁敏感性偽影，尤其是在

氣體與組織的界面上，優(yōu)點在于容易檢出局部磁場不均勻性的病變，

如出血⑤GRE序列中血流常呈現(xiàn)高信號，可實現(xiàn)對流動血液的成像。

小角度激勵：具有以下優(yōu)點①產(chǎn)生宏觀橫向

磁化矢量的效率較高②脈沖的能量較小，

SAR值降低③縱向弛豫所需時間明顯縮短，也因此GRE序列相對

SE序列能夠加快成像速度。

擾相梯度回波和穩(wěn)態(tài)梯度回波：在SE序列中TR遠(yuǎn)大于組織T2

值，在下一射頻脈沖到來時，橫向磁化矢量已基本恢復(fù)，橫向磁化矢

量的殘余量對回波信號兒無影響，但GRE序列中，TR會小于組織T2

值，因橫向磁化矢量尚未完全恢復(fù)，上次射頻脈沖產(chǎn)生的橫向磁化矢

量會對下一回波信號產(chǎn)生較大影響，出現(xiàn)帶狀偽影。因此在下一射頻

脈沖激發(fā)之前應(yīng)處理好殘余的橫向磁化矢量，根據(jù)圖像權(quán)重不同要求,

用相位破壞和相位重聚兩種方法。相位破壞梯度又稱擾相梯度，相位

重聚梯度又稱穩(wěn)態(tài)梯度。7.反轉(zhuǎn)恢復(fù)和快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列

用1800射頻脈沖對組織進行激發(fā)，使組織的宏觀縱向磁化矢量

偏轉(zhuǎn)180°,即偏轉(zhuǎn)到與主磁場相反的方向上，該180°脈沖稱為反

轉(zhuǎn)脈沖。

具有180。反轉(zhuǎn)脈沖序列的特點：①組織縱向弛豫過程延長，即

組織間縱向弛豫差別加大，即T1對比明顯高于90°脈沖②反轉(zhuǎn)恢復(fù)

序列可選擇性地抑制特定T1值的組織信號，如臨床常用的脂肪抑制

和自由水抑制。反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列IR：IR實際上是在SE序列前施加了一

個180°反轉(zhuǎn)脈沖，即在反轉(zhuǎn)脈沖之后再施加90°和180°脈沖，并

采集回波信號。

-180°反轉(zhuǎn)脈沖中點到90°脈沖中點的時間間隔為反轉(zhuǎn)時間TI,

90°脈沖中點到回波中點的時間間隔為回波時間TE,相鄰兩個-180°

反轉(zhuǎn)脈沖中點的時間間隔稱為重復(fù)時間TRo在IR序列中，獲得T1

加權(quán)像時，圖像的T1對比主要由TI決定。

IR序列具有以下特點：①組織的T1對比優(yōu)于SE序列②掃描時間

很長，現(xiàn)已被快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列FIR替代，該序列主要用于腦灰白質(zhì)

之間的T1對比。

快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列FIR：IR序列是一個-180°反轉(zhuǎn)脈沖之后跟一

個SE序列，F(xiàn)IR序列就是一個-180°反轉(zhuǎn)脈沖之后跟一個

12

FSEo

FIR具有以下特點：①因回波鏈存在，成像速度明顯快于IR。在

其他參數(shù)不變情況下，掃描時間縮短的倍數(shù)等于回波鏈的長度②因回

波鏈存在，T2影響增大，因此FIR序列在獲得T1加權(quán)像時，效果不

如IR,但由于FSE序列③TE為有效TE,圖像上出現(xiàn)于FSE類似的模

糊效應(yīng)④通過選擇不同的TI可選擇性抑制相應(yīng)T1值的組織信號，抑

制某種組織信號的TI值等于該組織T1值的69.3%oFIR序列的臨床

應(yīng)用：

①短反轉(zhuǎn)時間反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列STIRSTIR的重要臨床應(yīng)用是脂肪抑

制，另一應(yīng)用的意義在于對高信號組織中是否含有脂肪成分的判斷。

該序列對于脂肪的抑制不具有磁場強度的依賴性，適用于不同場強的

MRI系統(tǒng)，且磁場不均勻性對脂肪抑制影響較小。該序列的缺點是一

些與脂肪組織T1值相近的病變?nèi)鐏喖毙匀毖?，其信號同樣也會在STIR

序列中被抑制。

②液體抑制反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列FLAIR：FLAIR序列也稱為黑水序列，能

有效抑制腦脊液信號的成像技術(shù)。FLAIR實際上就是長TI的快速反轉(zhuǎn)

恢復(fù)序列。

③快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)T1WI序列：也有稱為T1FLAIR序列，該序列在

臨床上主要用于腦實質(zhì)的T1加權(quán)成像，大腦灰白質(zhì)T1對比明顯優(yōu)于

SE或FSE的T1WI序列。序列的實質(zhì)是快速反轉(zhuǎn)恢復(fù)，不同之處在于

TI的選擇。8.平面回波成像序列

平面回波成像序列EPI是目前最快的MR信號采集方式。

EPI技術(shù)：EPI是在梯度回波基礎(chǔ)上發(fā)展而來，采集到的MR信號

也屬于梯度回波。EPI可理解為一次射頻脈沖激發(fā)后采集多個梯度回

波。

EPI分類：分類方法有兩種，一種按射頻激發(fā)次數(shù)分為單次激發(fā)

EPI和多次激發(fā)EPI；一種按EPI準(zhǔn)備脈沖類型，EPI本身只算是一種

MR信號的采集方式，需要結(jié)合一定的準(zhǔn)備脈沖才能成為真正的脈沖

序列，準(zhǔn)備脈沖有SE和GRE,因此就有GREEPI序列和SEEPI序列、

IREPI序列，其中GREEPI序列是最基本的EPI序列，結(jié)構(gòu)也最簡單。

9.基于螺旋槳技術(shù)的FSE和FIR序列

螺旋槳技術(shù)(GE)和刀鋒技術(shù)(西門子)是K空間放射狀填充技

術(shù)與FSE或FIR序列結(jié)合的產(chǎn)物。

螺旋槳技術(shù)是在基本序列為FSE或FIR基礎(chǔ)上，K空間的數(shù)據(jù)采

用放射狀的填充方式。螺旋槳數(shù)據(jù)處理包括以下兒個步驟：①信號

采集②相位校正③旋轉(zhuǎn)校正④平移校正⑤相關(guān)性加權(quán)⑥圖像重建。

螺旋槳技術(shù)的特點：①K空間有大量信息重疊，圖像有較高信噪

比②運動偽影不再沿相位編碼方向重建，而是沿著放射狀方向被拋射

到FOV以外，運動偽影明顯減輕③因采用FSE和FIR序列，磁場不均

勻性影響較小，不易產(chǎn)生磁敏感性偽影。

臨床應(yīng)用：①PropellerFSET2WI成像信噪比高，運動偽影明顯

減輕，主要用于顱腦檢查②PropellerT2FLAIR相對于常規(guī)T2FLAIR序

列，其優(yōu)勢同樣在于高信噪比和更少的運動偽影③BladeT1FLAIR減

少T1加權(quán)圖像的運動偽影④PropellerDWI擴散加權(quán)多采用SEEPI序

列，該序列主要優(yōu)勢是高速采集，缺點主要是對磁場不均勻性非常敏

感，PropellerDWI可明顯減輕金屬偽影。

10.三維成像及其脈沖

三維成像的概念：三維成像通常采用短TR快速掃描序列，采集

數(shù)據(jù)沒有層間隔，采集后數(shù)據(jù)可以按照任意方向重建，不受數(shù)據(jù)采集

時方向限制。

三維成像的脈沖序列：3D序列中層面編碼的步數(shù)由成像容積在

層面選擇方向上的像素來決定。臨床大范圍的3D成像一般采用梯度

回波序列GREo

第十一章醫(yī)學(xué)圖像打印技術(shù)

概述

L醫(yī)學(xué)圖像從成像技術(shù)上基本劃為3個階段：視頻多幅相機、濕

式激光打印、干式激光打印。

2.視頻多幅相機20世紀(jì)80年