医学影像学-总论（二）
2015-04-16
第四节 磁共振成像
一、发展概况
核磁共振（nuclear magnetic resonance， NMR）现象是由美国斯坦福大学Bloch和哈佛大学Purcell在1946
年分别在两地同时发现的，因此两人获得了1952年诺贝尔物理学奖。20世纪70年代，NMR技术才与医学诊断联系起来。1976年Hinshaw首先实现了人体手部成像，并于1980年推出世界上首台NMR成像商品机。20世纪80年初NMR成像用于临床以来，为了与放射性核素检查相区别，改称为磁共振成像（magnetic resonance imaging， MRI）。在此期间，MRI得到了迅猛发展，由于硬件及软件设备的改进，扫描时间已从原先的以分钟计发展到目前以毫秒计，图像质量也大大提高，检查项目从原先的MRI发展到磁共振血管造影（magnetic resonance angiography， MRA）、磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy， MRS）等，影像设备日趋成熟，已成为临床一个很重要的检查手段。
二、MRI的基本结构
MRI装置主要由3大部分构成，即磁体系统、谱仪系统和计算机图像处理系统（图1-10）。
图1-10
图1-10 MRI设备的基本结构
（一）磁体系统
磁体系统由主磁体、梯度系统和射频系统组成。
1．主磁体——产生静磁场的磁体
（1）MRI对磁场的强度、均匀度和稳定度有严格要求：一般认为质子成像的磁场场强在0.1～2.0T之间，对人体健康无影响，并能得到较好的图像。磁场均匀度要求在一个较大范围的空间内产生高度均匀的磁场，均匀度需达到10-4～10-6，即在几个百万分之一（parts per million，简称ppm）之间。磁场稳定度是指单位时间磁场的变化率，短期稳定度要在几个ppm/h，长期稳定度要在10ppm/h。
（2）磁体的类型：磁体为永磁型、常导型、超导型3种类型。永磁磁体主要由铝镍钴、铁氧体和稀土钴等，其特点是造价低、维护简便，但由于磁性材料的用量与磁场强度的平方成正比，故场强不宜过大，一般在3000高斯左右。常导磁体由铜或铝导线制成，制造简单，但对电源要求高，耗电量大。超导磁体是用铌-钛合金制成，特点是磁场强度高而且稳定，但技术复杂，费用高，在运行中要消耗液氮。
2．梯度系统
梯度系统用于扫描层面的空间定位，梯度线圈形成微弱的梯度磁场与主磁场重叠，这样就可以根据磁场的梯度差别明确层面的位置。
3．射频系统
射频系统是用来发射射频脉冲，使质子吸收能量并产生共振，在弛豫过程中产生MR信号并进行接收的一种装置。射频系统实际由发射与接收两部分组成，其部件包括发射器、功率放大器、发射线圈、接收线圈及低噪声信号放大器等。
（二）谱仪系统
谱仪系统包括梯度场、射频场的发生和控制，MR信号接收和控制等部分组成。谱仪系统在整个成像装置中，起着“承上启下”的关键作用。它所采集的信号，通过适当接口传送给计算机处理。
（三）计算机图像处理系统
每部分要求配备大容量的计算机和高分辨的模/数转换器（A/D），以完成数据采集、图像处理和图像显示。
由检波器送来信号经A/D转换器，把模拟信号转变为数字信号，得出层面图像数据，再经过数/模转换，用不同灰度或者颜色显示图像。
三、MRI原理
核磁共振是自旋的原子核在磁场中与电磁波相互作用的一种物理现象。有Bloch的氢原子核磁矩进动学说（经典力学理论）和Purcell的氢原子核能级跃迁学说（量子力学理论），现仅叙述核磁矩进动学说。
（一）氢原子磁矩进动学说（经典力学理论）
Bloch从经典力学的角度描述了磁共振的产生过程。认为原子核磁矩偏转过程即为磁共振过程，其磁矩偏转及在新的状态下继续进动，可引起周围线圈产生感应电流信号即磁共振（MR）信号。现分述如下：
1．氢原子核磁矩平时状态——杂乱无章
氢原子核具有自旋特性，在平时状态，磁矩取向是任意的和无规律的，因而磁矩相互抵消，宏观磁矩M=0（图1-11）。
图1-11 图1-12
图1-11 未置于磁场时，氢原子核磁矩取向呈随意分布 图1-12 置于磁场后，氢原子核磁矩取向有规律
2．氢原子置于磁场的状态——磁矩按磁力线方向排列
如果将氢原子置于均匀强度的磁场中，磁矩取向不再是任意和无规律的，而是按磁场的磁力线方向取向。其中大部分原子核的磁矩顺磁场排列，它们位能低，呈稳定态，较少一部分逆磁场排列，位能高。由于顺磁场排列的原子核多于逆磁场排列的，这样就产生了一个平行于外磁场的磁矩M（图1-12）。全部磁矩重新定向所产生的磁化向量称之为宏观磁化向量，换言之，宏观磁化向量是表示单位体积中全部原子核的磁矩。磁场和磁化向量用三维坐标来描述，其中Z轴平行磁力线，而X轴和Y轴与Z轴垂直，同时X轴和Y轴相互垂直。
3．施加射频脉冲——原子核获得能量
一个短的无线电波或射频能量被称为“射频脉冲”。能使磁化向量以90°的倾斜角旋转的射频脉冲称为90°脉冲。质子磁化后，按照Larmor频率向质子辐射射频脉冲，质子才能发生进动（processim），同相进动被称为相干。
一旦建立了相干性，磁化向量Mo将偏离Z轴一个角度绕Z轴旋转。Mo可以被分解成一个平行于Z轴的垂直分量Mz和一个横向分量Mxy，Mxy在垂直于Z轴的XY平面内旋转。随着射频脉冲的作用，横向分量愈来愈大，垂直分量愈来愈小，最后仅有横向分量Mxy而没有垂直分量Mz。给予不同大小的脉冲，磁矩旋转亦不同。
4．射频脉冲停止后——产生MR信号
当射频脉冲停止作用后，磁化向量不立即停止转动，而是逐渐向平衡态恢复，最后回到平衡位置。横向磁化分量Mxy很快衰减到零，并且呈指数规律衰减，将此称横向弛豫，而纵向磁化分量将缓慢增长到最初值，亦呈指数规律增长，将此称纵向弛豫。这是一个释放能量和产生MR信号的过程。
当射频脉冲消失后，质子相干性逐渐消失，而质子磁矩在磁场的作用下开始重新排列。相干性和横向磁化向量的损失将导致辐射信号振幅下降，这个衰减信号被称为自由感应衰减信号（free induction decay，FID）。
（二）核磁弛豫
当射频脉冲停止作用后，宏观磁化向量并不立即停止转动，而是逐渐向平衡态恢复，最后回到平衡位置。我们把这一过程称弛豫过程（relaxation），所用的时间称弛豫时间（relaxation time）。射频脉冲停止后，横向磁化分量Mxy很快衰减到零，称为横向弛豫（transverse relaxation）；纵向磁化分量Mz将缓慢增长到最初值，称为纵向弛豫。（图1-13
图1-13
图1-13 90°射频脉冲停止后，宏观磁化向量的变化；横向磁化向量Mxy很快衰减到零，纵向磁化向量Mz缓慢增长到最初值
1．纵向弛豫时间（T1值）
90°射频脉冲停止以后，磁化分量Mz逐渐增大到最初值，它是呈指数规律缓慢增长，由于是在Z轴上恢复，故将其称为纵向弛豫。弛豫过程表现为一种指数曲线，其快慢用时间常数来表示，T1时间规定为Mz达到其最终平衡状态63%的时间（图1-14）。
图1-14
图1-14 纵向弛豫
T1是指90°脉冲后，Mz恢复到63%的时间，T1愈短，信号愈强
纵向弛豫是质子群通过释放已吸收的能量而恢复原来的高、低能态平衡的过程。由于能量转移是从质子转移至周围环境，故称自旋-晶格弛豫（spin-lattice relaxation）。能量转移快，则T1值短，反之亦然。T1愈短，则信号愈强。
2．横向弛豫时间（T2值）
90°射频脉冲停止以后，磁化分量Mxy很快衰减到零，而且呈指数规律衰减，将其称为横向弛豫。T2值是指磁化分量Mxy衰减到原来值的37%的时间（图1-15）。
图1-15
图1-15 横向弛豫时间
T2是指90°脉冲后，原磁化分量Mxy衰减到原来值的37%的时间，T2愈短，信号愈弱
90°射频脉冲结束时，磁化分量Mxy达到最大值进动的质子最相干，随后，由于每个质子处于稍有差别的磁场中，开始按稍有不同的频率进动，这将造成分相，相干性逐渐减弱。因能量是在质子间相互传递，故又称自旋-自旋弛豫（spin-spin relaxation）。
固体中质子相干性丧失很快，故固体T2值短，信号弱。而水一类的小分子质子一直以相位进动，相干性可以保持很长时间，故纯液体T2值长，信号强。
四、射频脉冲序列
一个短的无线电波或射频能量称为射频脉冲，它的作用就是如何有效获得MR信号。射频脉冲序列有：
（一）自旋回波（Spin Echo，SE）序列
在90°脉冲之后，发射180°脉冲这种形式构成的序列称为自旋回波序列。其过程为先发射一个90°脉冲，间隔数毫秒至数十毫秒，再发射一个180°脉冲，180°脉冲后10~100ms，测量回波信号强度。SE序列有两个时间参数：TR与TE，可简写成SE TR/TE。TR是指两个90°脉冲之间的时间，称为重复时间（repetition time，TR）；TE是指90°脉冲至测量回波的时间，称为回波时间（echo time，TE）。
应用SE序列成像，通过调节TR和TE的长短可分别获得反映T1、T2及质子密度特性的MR图像，这些图像分别称T1加权像（T1 weighted imaging，T1WI）、T2加权像（T2 weighted imaging，T2WI）和质子密度加权像（proton density weighted imaging，PDWI）（表1-2）。
表1-2 SE序列各加权像的参数
加权像
TR
TE T1加权像 短（1500ms），目的在于使每次脉冲组重复之前纵向磁化矢量的主要部分得以恢复，尽量选短的TE（<40ms），以减少T2的干扰；选择较长的TI（400 ~600ms，大于多数组织的T1值），可获得较纯的T1加权像；短T1者的信号亮于长T1者。而近年多采用短TI的TR序列（short TI inversion recovery，STIR），利用短TI（<300ms，小于多数组织的T1值）值抑制来自脂肪的信号，它使长T1的组织出现高信号而短T1者（如脂肪）反而出现较低信号，因此有利于病灶的显现。 （三）部分饱和（Partial Saturation，PS）序列 PS序列是由一组90°脉冲组成。如果所设TR时间长，则两种不同T1弛豫时间的组织在接受90°脉冲后，纵向磁化都已恢复，质子饱和，为饱和恢复序列，因此两种不同组织之间的信号没有多大的差别，所得到信号为质子密度像。如果所设TR短则部分饱和，两种不同组织之间信号的差别主要取决于它们T1弛豫时间的不同，所得图像为T1加权图像。 （四）快速成像序列（Fast Imaging） MRI早期速度慢为其主要缺点，近年开发快速扫描已卓见成效，GRE序列、FSE序列和EPI序列构成了MRI快速成像的3大序列家族。 1．梯度回波（Gradient Echo，GRE）序列 施加梯度磁场后造成质子群自旋频率互异，很快丧失相位的一致，MR信号逐渐消失。如再加一个强度一样，时间相同、方向相反的梯度磁场，可使分散的相位因重聚而又趋一致，原已消失的MR信号又复出现，在回波达到最高值时记录其信号，将这种利用梯度磁场小角度激励脉冲代替180°脉冲产生的回波，称梯度回波序列。其优点主要体现在扫描速度快、对比度控制灵活、单位时间SNR高等方面。 在梯度回波序列中，通过调节TR、TE和脉冲翻转角，可获得不同性质的加权像。 （1）GRE-T1WI：选短TR（200 ms±）、短TE（10 ms±）和较大翻转角（70°±） （2）GRE-T2WI：选长TR（400 ms±）、长TE（20 ms±）和较小翻转角（15°±） 由于GRE序列选用的TR短，经TR间期后第2次α脉冲激发时横向磁化矢量就不能完全弛豫，这种磁化矢量叫做横向磁矩。它的存在是图像中出现带状伪影的直接原因。这种残留的横向磁矩可通过一梯度场使其相位分散（dephasing或spoiling），使残存的横向磁矩分散（去相位），消除了T2成分的干扰，避免干扰下次α脉冲；也可同样通过梯度场，使其相位重聚（rephasing），使之在下一周期对回波信号作出贡献。 2．FSE（Fast Spin Echo）序列 又称RARE（rapid acquisition with relaxation enhancement）或Turbo SE序列。该序列的脉冲激发与SE多回波相同，都是采用“90°-180°…180°”这一基本形式。标准SE多回波序列一个TR间期只能填充一条K空间，而FSE序列在一个TR间期内可填充同一K空间内的数条，因此大大缩短了成像时间。FSE序列主要获得T2加权像，加权的程度大于SE-T2WI。 HASTE（half-Fourier acquired singleushot turbo spin-echo）序列属于FSE序列族，是将FSE与半付立叶采样技术相结合而诞生的快速成像序列。半付立叶采样的高效加上FSE的快速，使这种序列只用一次激发就可获取原始数据K空间的所有数据。因此，HASTE的最大特点是以非常快的扫描速度获得所需的T2WI。 3．EPI（Echo Planar Imaging） EPI为目前最快速的MR成像法。它通常可以在30ms之内采集一幅完整的图像，使每秒钟获取的图像达到20幅，因而是一种真正意义上的超快速成像方法。 EPI在频率编码方向上采用一系列反向梯度，可在单个TR间期内产生一系列的回波信号，并对每个回波信号进行相位编码，填充到相应的K空间，用于图像重建。也就是说EPI可在一次激发中以多条线的形式同时填满整个K空间，可以高速地获取T2加权像。 目前EPI的临床应用可概括为灌注及弥散成像、心脏成像、介入MRI和功能神经系统成像等四个方面。此外，用EPI还可产生化学位移图像。TR
TE T1加权像 短（1500ms），目的在于使每次脉冲组重复之前纵向磁化矢量的主要部分得以恢复，尽量选短的TE（<40ms），以减少T2的干扰；选择较长的TI（400 ~600ms，大于多数组织的T1值），可获得较纯的T1加权像；短T1者的信号亮于长T1者。而近年多采用短TI的TR序列（short TI inversion recovery，STIR），利用短TI（<300ms，小于多数组织的T1值）值抑制来自脂肪的信号，它使长T1的组织出现高信号而短T1者（如脂肪）反而出现较低信号，因此有利于病灶的显现。 （三）部分饱和（Partial Saturation，PS）序列 PS序列是由一组90°脉冲组成。如果所设TR时间长，则两种不同T1弛豫时间的组织在接受90°脉冲后，纵向磁化都已恢复，质子饱和，为饱和恢复序列，因此两种不同组织之间的信号没有多大的差别，所得到信号为质子密度像。如果所设TR短则部分饱和，两种不同组织之间信号的差别主要取决于它们T1弛豫时间的不同，所得图像为T1加权图像。 （四）快速成像序列（Fast Imaging） MRI早期速度慢为其主要缺点，近年开发快速扫描已卓见成效，GRE序列、FSE序列和EPI序列构成了MRI快速成像的3大序列家族。 1．梯度回波（Gradient Echo，GRE）序列 施加梯度磁场后造成质子群自旋频率互异，很快丧失相位的一致，MR信号逐渐消失。如再加一个强度一样，时间相同、方向相反的梯度磁场，可使分散的相位因重聚而又趋一致，原已消失的MR信号又复出现，在回波达到最高值时记录其信号，将这种利用梯度磁场小角度激励脉冲代替180°脉冲产生的回波，称梯度回波序列。其优点主要体现在扫描速度快、对比度控制灵活、单位时间SNR高等方面。 在梯度回波序列中，通过调节TR、TE和脉冲翻转角，可获得不同性质的加权像。 （1）GRE-T1WI：选短TR（200 ms±）、短TE（10 ms±）和较大翻转角（70°±） （2）GRE-T2WI：选长TR（400 ms±）、长TE（20 ms±）和较小翻转角（15°±） 由于GRE序列选用的TR短，经TR间期后第2次α脉冲激发时横向磁化矢量就不能完全弛豫，这种磁化矢量叫做横向磁矩。它的存在是图像中出现带状伪影的直接原因。这种残留的横向磁矩可通过一梯度场使其相位分散（dephasing或spoiling），使残存的横向磁矩分散（去相位），消除了T2成分的干扰，避免干扰下次α脉冲；也可同样通过梯度场，使其相位重聚（rephasing），使之在下一周期对回波信号作出贡献。2．FSE（Fast Spin Echo）序列
又称RARE（rapid acquisition with relaxation enhancement）或Turbo SE序列。该序列的脉冲激发与SE多回波相同，都是采用“90°-180°…180°”这一基本形式。标准SE多回波序列一个TR间期只能填充一条K空间，而FSE序列在一个TR间期内可填充同一K空间内的数条，因此大大缩短了成像时间。FSE序列主要获得T2加权像，加权的程度大于SE-T2WI。 HASTE（half-Fourier acquired singleushot turbo spin-echo）序列属于FSE序列族，是将FSE与半付立叶采样技术相结合而诞生的快速成像序列。半付立叶采样的高效加上FSE的快速，使这种序列只用一次激发就可获取原始数据K空间的所有数据。因此，HASTE的最大特点是以非常快的扫描速度获得所需的T2WI。 3．EPI（Echo Planar Imaging） EPI为目前最快速的MR成像法。它通常可以在30ms之内采集一幅完整的图像，使每秒钟获取的图像达到20幅，因而是一种真正意义上的超快速成像方法。 EPI在频率编码方向上采用一系列反向梯度，可在单个TR间期内产生一系列的回波信号，并对每个回波信号进行相位编码，填充到相应的K空间，用于图像重建。也就是说EPI可在一次激发中以多条线的形式同时填满整个K空间，可以高速地获取T2加权像。 目前EPI的临床应用可概括为灌注及弥散成像、心脏成像、介入MRI和功能神经系统成像等四个方面。此外，用EPI还可产生化学位移图像。 （五）脂肪抑制（Fat Suppression）成像 MR成像有时希望抑制脂肪的高信号，以达到诊断和鉴别诊断的目的。目前，脂肪抑制MR成像法主要有五种，即STIR、ChemSat、Dixon，相位位移法和综合法。其中STIR（short TI inversion recovery）序列和ChemSat（chemical shift selective presaturation）序列是MRI脂肪抑制技术最常用的方法。STIR序列既可抑制脂肪也可抑制那些T1值与脂肪相近的组织，对脂肪的抑制作用是非特异的，如果采用STIR序列，则应该考虑到有可能是与脂肪相近T1值组织，如亚急性期血肿，黑色素等。而ChemSat序列对脂肪抑制作用是特异的，应该作为首选的脂肪抑制序列。 （六）液体衰减反转回复序列 液体衰减反转回复（fluid affenuated inversion recovery，FLAIR）序列俗称水抑制序列。实质上是自由水 如脑脊液（CFS）逆转为低信号的极重度T2WI像。 FLAIR属于反转回复（inversion recovery，IR）技术。其使用一个180°脉冲后紧跟一标准自旋回波序列(即90°脉冲后施加180°脉冲)。由于TI时间取该场强CFS的T1值，故180°脉冲后施加90°脉冲时，CFS纵向弛化矢量为零，CFS不发生共振而无MR信号产生，而比CFS T1值短的组织则产生信号，同时采用长TR、长TE，便得到CFS为低信号的极重度T2WI像。FLAIR主要用于颅脑方面。其由于抑制了CFS的信号，因此避免了FSE T2WI像上高信号灶与CFS高信号相混重叠而难分辨的缺点，其成像的结果是在CFS逆转为极低信号和重T2WI脑组织信号(较低信号)的背景上，显示明显的高信号灶（实质病灶和含结合水的病灶）或／和极低信号灶（含纯水即自由水病灶如陈旧梗死、软化灶、含纯水的囊肿等），它对病灶的检出率更高，对病灶的范围、边界、大小的显示更清楚准确，特别是脑表面和脑室周围的病灶。
五、MRI成像中的伪影 MRI图像中的假影像称为伪影（artifact）。MRI中常见的伪影有： （一）图像处理伪影 常见有卷褶伪影（warp-aronud artifact）、化学位移伪影（chemical shift artifact）、轮替伪影（truncatiom artifact）及部分容积效应等。扫描野以外之物体影像翻转后重叠于扫描野内，形成的伪影为卷褶伪影，见于相位编码方向。由于不同分子内质子进动频率有轻微差别，使其在图像上沿频率编码方向移动，造成空白错位，形成化学位移伪影。 （二）运动伪影（Motion artifact） 病人躁动或者生理性运动均可产生伪影。主要解决办法有：① 不合作病人要制动。② 生理运动措施：呼吸门控、心脏门控、脑脊液流动及血管搏动采用流动补偿技术。③ 使用EPI等快速扫描技术。④ 改变相位编码和频率编码方向，以区别伪影或病灶。 （三）金属异物伪影 六、磁共振波谱学 磁共振波谱学(magnetic resonance spectroscopy，MRS)是利用MR中的化学位移来测定分子组成及空间构型的一种检测方法。 （一）原理 原子核的共振频率不仅取决于外加磁场强度和原子核本身的物理性质，同时还受到原子核在化合物中所处的化学环境的影响。在化合物中各原子核周围电子云在外加磁场的作用下形成环电流，这种电流产生感应磁场，其方向与外磁场方向相反，使外磁场对原子核的作用略有减少，称屏蔽效应(shielding effect)。因此化合物中某一特定原子核的共振频率应为： Wo为共振频率，Bo为外加磁场强度，γ为磁旋比，δ属屏蔽常数，体现特定核的化学环境。由此可见，即使是同一种原子核(1H)，由于化合物中核的化学环境不同，产生核磁共振频率也就不同，在MRS上产生共振峰的位置也就有差别，这种现象称为化学位移（chemical shift）。 化合物中化学环境相同的原子核的化学位移相同，称为等价核，共振峰的位置相同。反之称为不等价核，化合物中有几种不等价核，其MRS就有几个共振峰。以乙醇分子CH3-H2-OH为例，-CH3，-H2和-OH中氢原子核产生磁共振所需的射频脉冲的频率是不同的。测量化学位移时，其绝对值是无法测定的，通常使用一个参照化合物，将被测原子核的共振频率(W测)与参照化合物的共振频率(W参)进行比较，从而得到一个化学位移的相对值。化学位移=(W测-W参)×106/W参，其单位是ppm，即百万分之一。由于化学位移不同，不同化合物可以根据其在MRS上共振峰的位置不同加以区别。共振峰的面积与共振核的数目成正比，反映化合物的浓度，因此可用来定量分析。峰值在频率轴上的位置代表物质的种类，峰值曲线下的面积代表物质的数量。
（二）MRS临床应用 MRS与MRI的设备基本相似，目前高档MRI机已能进行MRS检测。但MRS对磁场的均匀一致性要求更高，在兴趣区磁场不均匀性必须小于0.1ppm。不需要梯度线圈定位，但需用宽带波谱仪，因为不同原子核具有不同共振频率，所以必须具备产生较宽范围频率的能力。 目前原子领域中MRS检测常用原子核有：1H、31P、23Na、13C、19F等，其中以1H、31P的应用为多。1HMRS可用来检测体内许多微量代谢物，如肌酸（Cr）、胆硷（Cho）、γ-氨基丁酸（GABA）、谷氨酸（Glu）、谷氨酰胺（Gln）、乳酸（Lac）、和N-乙酰天门冬氨酸（NAA）等，分析组织代谢改变。正常脑的1H MRS所显示的最高波峰为NAA，并常显示相对较低的Cho和Cr波（图1-16）。对颅内疾病检测有颅内肿瘤、癫痫等。 图1-16 图1-16 正常脑1H MRS MI．肌醇；Cho．含胆硷化合物；Cr．肌酸；NAA．N-乙酰天氨酸。 生物体中许多生物分子都会有31P，因此31P MRS被广泛应用在研究组织能量代谢和生化改变。生物组织31P波谱通常可以检测出7条不同的共振峰，即磷酸单脂（PME）、磷酸二脂（PDE）、磷酸肌酸（PCr）、无机磷（Pi）和三磷酸腺苷（ATP）中α、β、γ磷原子，并可测定细胞内pH值。临床应用较多的是骨骼肌和心脏，如假性肥大性肌营养不良，肌强直性营养不良，脊髓灰质炎、系统性脊椎肌萎缩症等神经肌肉疾病31PMRS中，β-ATP/PCr、Pi/PCr值升高，而β-ATP/PCr升高与疾病严重程度有关。 心肌缺血32P MRS显示心肌PCr浓度降低，Pi浓度增加，酸中毒及ATP减少。心肌梗死32P MRS Pi增高，PCr/Pi下降，Pi/ATP比值增高。心脏能量代谢用32P MRS检测，但细胞内乳酸、三羧酸循环1H MRS检测有重要作用。 七、磁共振血管成像 （一）概念 磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)是显示血管和血流信号特征的一种技术。MRA不但可对血管解剖腔简单描绘，而且可以反应血流方式和速度的血管功能方面的信息。因此，人们又将磁共振血管成像称磁共振血流成像(magnetic resonance flow imaging)。MRA和超声均可显示血流速度和方向，但MRA显示颅内、腹膜后、腿深部和其他超声不易接近的血管优于超声。 （二）血流在MRI的信号改变
血流MR信号可低（流空效应），可高（流入性增强），在SE序列时血流信号呈现低信号。有下列原因有。
1．血管垂直(或近于垂直)切层面，不能接受90°和180°脉冲激励，不形成回波，不产生信号。如用TR短，饱和的血液已流出层面，而新流入未饱和的血液出现强度不同的信号；如TR较长，被激励的血液已流出层面，不产生信号。
2．血管平行于切层面，当血流受90°脉冲激励去相位的质子群，由于血液流动后，去相位的质子群处于一个与原来磁场强度不同的位置，不能被180°脉冲翻转产生回波，从而MR信号减弱。流速仅为每秒数mm的搏动性血液也表现为低信号。颈部冠、矢状扫描，颈动、静脉均为低信号。
3．不均匀的流速引起去相位。血液在血管中以非等速运动，中间快周边慢，出现层流，流速投影似抛物线。由于质子群相位移动不一致，引起相位弥散，而使信号减弱或者无信号。
4．湍流可引起附加的相位移动，而形成流空。因流动的血液表现为低信号，当血管腔内有血栓、肿瘤、斑块等，在低信号血管中表现为高信号。
血流呈现高信号的原因有
1．流入性增强效应 在脉冲过程中，充分弛豫的质子群流入切层面代替部分饱和的质子群，部分饱和的质子群由于能量未完全释放，不能接受下一个90°脉冲所赐与的能量，因而MR信号低；而新流入的质子群已经充分弛豫，能量已完全释放，可充分接受新的90°脉冲而出现新的MR信号。
周围静止组织曾受过脉冲激励，其质子群再不能接受新的脉冲激励，因而信号低。换言之，在成像区域的血液流入了充分弛豫的质子群形成了高的MR信号。
上述两种情况均称之“流入增强”效应。如果顺着血流方向连续切层，上游侧血流充分弛豫质子群多，信号高、向下信号逐渐减弱。
2．舒张期伪门控致动脉高信号 动脉血流速度在心脏收缩期最快，舒张期最慢，使用心电门控时舒张期动脉血流信号强度增高。在不使用心电门控时，如果心动周期与TR偶然同步(心率60次/min，TR为1s)，可产生类似心电图门控的结果，称之为伪门控。这时舒张期扫描层面上的动脉内信号强度增高。
3．偶回波血流呈现高信号在多回波成像时，平行于切层面的血管偶数回波信号比奇数回波信号强，这种现象称为“偶回波相位回归性”信号增强。在梯度磁场中，血液流动引起位置的任何变化都会引起相位的变化，这种相位分散使180°脉冲翻转形成的奇数回波信号减弱。如质子群的相位变动沿着相位编码梯度磁场方向移动，则线形变化的梯度磁场可使相位已分散的质子群出现相位回归，形成信号强的偶数回波。
4．梯度回波序列血液呈现高信号这是因为在该序列时，流动质子群的相位回归不需要180°脉冲，如流动质子在表面线圈接收的范围内，即使质子已离开切层面，所有被激励的质子也形成MR信号（图1-17）。
图1-17
图1-17 梯度回波序列时流速与信号强度的关系
（三）MRA检查方法
MRA方法主要有时间飞越法（time of flight，TOF）和相位对比法（phase contrast，PC）。 1．时间飞越法（TOF） 在流动的血流中，在某一时间被射频脉冲激发，而其信号在另一时间被检出，在激发和检出之间的血流位置已有改变，故称为TOF。TOF法的基础是纵向弛豫的作用。TOF法有三维成像（3DTOF）及二维成像（2DTOF）。 2．相位对比法 TOF法的基础的纵向弛豫，而PC法的基础是流动质子的相位效应（phase effect）。当流动质子受到梯度脉冲作用而发生相位移动，如果此时再施以宽度相同极性相反的梯度脉冲，由第一次梯度脉冲引出的相位就会被第二次梯度脉冲全部取消，这一剩余相位变化是PC法MRA的基础。PC法MRA有2D、3D及电影。 （四）临床应用 MRA对颅脑及颈部的大血管显示效果好，这是因为血流量大，没有呼吸运动伪影干扰，MRA可检出90~95%的颅内动脉瘤，但对＜5mm的动脉瘤漏诊率高。MRA可检出颅脑和颈部血管的硬化表现，但分辨率不及常规血管造影。动静脉畸形（AVM）MRA显示效果好。MRA可单独显示颅内静脉，观察静脉瘤及肿瘤对静脉的侵犯情况，显示静脉窦效果好。 胸腹以显示大血管效果为佳，夹层动脉瘤MRI也能显示，但MRA显示更清楚，电影MRA动态更能显示血流情况。还可显示动脉硬化、血栓及肾动脉狭窄等。MRA不受肠气干扰，对门静脉显示清楚，还可测量门腔静脉分流量。 MRA对四肢较大血管阻塞有一定诊断价值，了解PTA及血管移植后的随访。肢体远端血管因血流慢、管腔小、信号弱，MRA显示效果差。目前采用MR对比剂，显示中小血管有很大改善。 MRA还可测定血流量。 八、弥散成像、灌注成像及脑功能成像 （一）弥散成像 弥散成像(diffusion weighted imaging，DWI)是以图像来显示分子微观运动的检查技术。弥散是分子的任意热运动，即布朗运动(Brown)。弥散运动受分子结构和温度的影响，分子越松散，温度越高，弥散运动就越强。因此，在人体中，自由水就较结合水分子的弥散强。物质的弥散特性是由弥散系数(D)来描述的，即一个水分子单位时间内自由随机弥散运动的平均范围(mm2/S)。正常脑组织的D值为0.5～1.0 ×10-3mm2/S 弥散加权主要根据D值分布成像。其基本原理为：在自旋回波序列的180°脉冲前后对称施加一个长度、幅度和位置相同的强梯度磁场(又称为双极磁场)。此时，前一个梯度脉冲引起所有质子自旋去相位，后一个梯度磁场使静态质子自旋重聚，而沿梯度磁场方向进行扩散运动的质子，在回波时间相位分散，不能完全重聚，导致信号下降。通过有和无双极磁场获得的自旋回波序列(SE)影像进行相减，得出沿梯度磁场方向上运动的质子的信号改变。由于组织之间弥散系数不同而形成图像。在人体中，弥散成像不仅对扩散运动敏感，对生理活动亦很敏感。因此患者的任何运动，如肢体移动、心脏及动脉搏动，呼吸运动等均可增加弥散系数D值。为了避免这一现象，目前使用表观弥散系数(ADC，apparent diffusion coefficient)来描述生物分子在体内的扩散量。目前MR扩散成像多用于脑缺血、脑梗死、特别是急性脑梗死的早期诊断。此外弥散成像还可以对N乙酰天门冬氨酸(NAA)，肌醇(MI)，肌酸(Cr)、磷酸肌酸(PCr)等进行成像，即弥散波谱检查。
（二）灌注成像 灌注成像(perfusion weighted imaging，PWI)是用来反映组织微循环的分布及其血流灌注情况、评估局部组织的活力和功能的磁共振检查技术。根据成像原理可分为三种法，对比剂首过灌注成像、动脉血质子自旋标记法及血氧水平依赖对比增强法。 1．对比剂首过灌注成像 又称为磁敏感性对比剂动态首过团注示踪法。其基本原理是：当顺磁性对比剂通过团注瞬间首过毛细血管床时，可导致成像组织的T1、T2（T2*）值缩短，以T2值缩短明显。此时利用超快速成像方法，如进行扫描成像来观察组织微循环的T1、T2（T2*）值的变化，从而得到信号强度—时间曲线，以及计算相对脑血容量(relative cerebral blood volume，rCBV)、相对脑血容量图(relative cerebral blood volume map，rCBVm)等。 2．动脉血质子自旋标记法该方法是通过采用反转脉冲预先标记动脉血中质子。当其进入成像层面时因被标记而得以检测，或者对成像层面施加饱和脉冲，通过检测流入的未饱和质子来获得灌注信息，如血流量图，通过时间及估计饱和程度。 3．血氧水平依赖对比增强技术（Blood Oxygen Level Dependent，BOLD） BOLD是以脱氧血红蛋白的磁敏感性为基础的成像技术。其原理为血液中脱氧血红蛋白含有顺磁性的铁，当其含量增加时，引起T2或T2*时间的缩短。而当血流量增加，耗氧量增加不明显时，其含量减少，在T2或T2*加权上表现为信号增强。如果大脑皮层某一区域受到刺激，局部血流量则增加，氧合血红蛋白增加。对刺激前后分别成像，通过减影的方法即可得到该区域血流灌注情况的图像。 目前灌注成像主要用于脑梗死的早期诊断，心脏、肝脏和肾脏功能灌注及肿瘤良恶性鉴别诊断方面。 （三）脑功能性MRI检查（Functional MRI of the Brain，fMRI） 脑fMRI是一项20世纪90年代初才开展的，以MRI研究活体脑神经细胞活动状态的崭新检查技术。它主要借助快或超快速MRI扫描技术，测量人脑在思维、视、听觉，或肢体活动时，相应脑区脑组织的血流量（CBV）、血流速度（CBF）、血氧含量（oxygenation）以及局部灌注状态等的变化，并将这些变化显示于MRI图像上。 脑fMRI检查主要有造影法、血氧水平依赖对比法（BOLD）。实验证明，人脑对视觉、听觉的刺激，或局部肢体活动，可使相应功能脑区的血氧成分和血流量增加，静脉血中去氧血红蛋白数量亦增多。顺磁性的去氧血红蛋白可在血管周围产生“不均匀磁场”，使局部组织质子“相位分散”加速，可在梯度回波或EPI序列T2WI或T2*WI图像上显示局部MR信号增强。这就是BOLD脑功能MRI检查的大致机理。 脑fMRI检查目前更多的仍在研究阶段，用以确定脑组织的功能部位。临床已用于脑部手术前计划的制定；如癫痫手术时，通过fMRI检查识别并保护功能区；了解卒中偏瘫病人脑的恢复能力的评估，以及精神疾病神经活动的研究等等。
九、磁共振对比剂 （一）物质的磁性概念 广义地说，一切物质都是磁介质：即在外磁场作用下，能够获得磁矩（或磁化）的物质。可分为① 抗磁质（antimagnetic substance）；② 顺磁质（paramagnetic substance），如Gd、Fe3+、Mn 3+等； ③ 铁磁质；④ 反铁磁质和铁氧体磁质；⑤ 超顺磁质（粒子）（superparamagnetic substance），如Fe3O4粒子。 （二）磁共振对比剂的作用机制 目前，大多数对比剂都是通过改变质子的T1和T2弛豫时间来增强或降低组织或病变的信号强度，达到造影目的。 1．顺磁性配合物类对比剂的作用原理 顺磁性物质含有不成对电子。不成对电子与质子一样为磁偶极子，具有磁性，且其磁性较质子约大675倍。在无顺磁性物质存在的情况下，组织的T1、T2弛豫时间决定于质子之间的偶极子——偶极子相互作用，当组织中有顺磁性离子时，氢质子与其它顺磁性离子相互作用引起的电子偶极子－氢质子磁偶极子弛豫效应，成为影响氢质子弛豫的决定性因素，它主要体现在内外界弛豫上。内外界弛豫的结果使质子的T１、T２值缩短。这种内外界弛豫效应，是顺磁性离子弛豫增强的基础。 2．超顺磁性和铁磁性粒子类对比剂的作用原理 这两类对比剂又称为磁敏性对比剂或阴性对比剂。它们的磁性和磁化率远大于人体组织结构和顺磁性配合物，造成局部微观磁场的不均匀，当水分子弥散经过这些区域时，很快产生去相位（dephasing），使血管周围组织的T2或T2*显著缩短，而对T1影像不大，这种效应称磁化率效应（susceptibility effect）。超顺磁氧化铁（SPIO）是此类对比剂的代表，目前已有商品上市，应用于临床。 （三）MR对比剂的分类 MR对比剂按增强类型可分阳性对比剂（Gd-DTPA）和阴性对比剂（SPIO）。按对比剂在体内分布分为细胞外间隙对比剂（如Gd-DTPA）、细胞内分布或与细胞结合对比剂（如肝细胞靶向性对比剂钆卞氧丙基四乙酸盐Gd-EOB-DTPA）、网状内皮细胞靶向性对比剂（超顺磁性氧化铁粒子，SPIO）和胃肠道磁共振对比剂。 （四）Gd-DTPA及其临床应用 Gd-DTPA即钆喷替酸二葡甲胺盐，钆（Gd3+）离子具有很强的顺磁性，但由于其毒性作用而不能以离子形式注入生物体内，将Gd3+与DTPA螯合后，可大大减低钆离子的毒性。Gd-DTPA主要通过改变氢质子的磁性作用，缩短T1、T2时间而产生有效的对比作用，在低浓度（0.1~0.2mmol/kg体重）时主要缩短T1，从而获得高MR信号，达到影像增强效果，当浓度提高到0.5mmol/kg体重时，其对T2的影响趋于明显，组织的MR信号反而下降。 Gd-DTPA用药剂量为0.1~0.2mmol/kg体重，采用静脉内快速团注，约在60秒内注射完毕。对于垂体、肝脏及心脏、大血管等成像还可采用压力注射器行双期、动态扫描。常规用T1WI序列。此外，可结合脂肪抑制或磁化传递技术等增加对比效果。 使用对比剂的目的在于显示病变的血供情况，勾画肿瘤的轮廓，区别病变组织与正常组织，发现平扫不能显示的微小病变，以及进行灌注等功能研究。目前临床已广泛应用于各系统病变的检查。第五节 超声检查
一、基本概念 （一）超声仪器基本概念 1．换能器(探头) 是发射并回收超声的装置。它将电能转换成声能，再将声能转换成电能。它由晶片、吸声背块、匹配层及导线四个部分组成。 2．聚焦 在超声场内，将声束中的超声能量会聚成一点的方法称为聚焦。它有利于减小声束，提高横向分辨力，又可分为几何(机械)聚焦和电子聚焦。 3．动态聚焦 使声束在整个深度范围内均得以聚焦的方法，称为动态聚焦。一般为三点或四点动态聚焦，聚得的焦点越多成像速度越慢。 4．增益 将超声波信号加以放大的方法称为增益。一般取对数放大，增益调节通过改变射频放大器的放大倍数实现，前提是必须有适当的输出能量。 5．灰阶 即灰度(亮度)的等级。一般B超仪取8～16级灰阶，已可获得层次丰富的图像，目前最大的灰阶范围是256级。 （二）超声图像基本概念 1．无回声区 病灶或正常组织内不产生回声的区域。 2．低回声 又称弱回声，为暗淡的点状或团块状回声。 3．等回声 病灶的回声强度与其周围正常组织的回声强度相等或近似。 4．中等回声 中等强度的点状或团块状回声。 5．强回声 超声图像上形成的非常明亮的点状或团块状回声。 6．点状回声 即通常所说的光点。 7．浓密回声 图像上密集且明亮的光点。 8．实性回声 在图像上的某一区域，无厚壁和厚壁增强效应，可肯定为实质的回声，称为实性回声。 9．暗区 超声图像上无回声或仅有低回声的区域。又可分为实性暗区及液性暗区。 10．声影 由于障碍物的反射或折射，声波不能到达的区域，亦即强回声后方的无回声区，此即为声影，见于结石、钙化及致密软组织回声之后。 11．靶环征 某些肿瘤病灶，在其中心强回声区的周围形成低回声同心圆环，称为靶环征。见于肝及胃肠道肿瘤等。 12．假肾征 中间为强回声，周围为弱回声，整个形态类似肾脏的图形称之为假肾征。常见于正常胃亦可见于肠道肿瘤。 13．驼峰征 当肝脏肿瘤从肝表面向外呈圆形隆起时，称之为驼峰征。 14．晕圈 肿瘤边缘的弱回声所形成的透声环称为晕圈，多见于肝癌病灶周围。 15．慧星尾征(简称星尾征) 超声遇到金属节育环、胃肠内气体、胆囊气体等出现强回声，而其后方出现声影，声影边界不清，内有多数平行的条状回声或慧星状反射。 16．结石滚动征 在胆囊结石时，其内可见强光团伴声影，且可随体位改变而移动，此即结石滚动征。 17．双筒枪征 又称平行管征。肝管或胆总管扩张时，声像图上形成与门静脉平行的直径相近或更粗的管道图像，形似双筒枪而得名。二、工作原理
（一）A型超声仪的工作原理 A型单向超声诊断仪由主控电路、发射电路、高频信号放大器、补偿电路、检波器、视频信号放大器、时基电路、示波管和换能器组成。 主控电路产生触发反射电路和时基扫描电路的同步脉冲信号。增加同步信号的重复频率，可提高荧光屏的亮度，但重复频率过高，探测深度就受到限制。目前所采用的多为400～1000Hz的重复频率，最低者为50Hz。 发射电路受同步信号触发时，产生一个持续时间为1.5～5μs的高频电振荡。输出脉冲的幅度和持续时间可通过并联在输出端的电位器来调节。 接收电路包括高频放大器、检波器和视频放大器3部分，有的仪器加入补偿电路。接收电路中，设有增益和抑制两个调节旋钮。增益旋钮用来调节输出的放大倍数，抑制旋钮用来调节门限电平，以除去门限以下的无用小波，而不影响门限以上的信号。回声信号最后由视频放大器放大到足够的幅度，送到示波管的Y轴偏转板，产生Y向偏移。偏移的幅度基本和信号大小成正比。 时基电路产生锯齿波电压，经后级放大至足够的幅度，送至示波管的X轴偏转板，产生扫描线。锯齿波的重复频率由主控电路决定。一般在400～1000Hz范围。锯齿波电压变化的快慢(斜坡速度)和探测深度相关。变化越慢，最大探测深度越深。仪器的深度调节或比率调节，就是调节锯齿波电压的斜率。 （二）M型超声仪的工作原理 主控电路是一个高重复频率的多谐振荡器，由它产生的同步触发脉冲控制有关电路工作。 发射电路产生电脉冲激励换能器工作。 接收电路由射频放大器、时间增益补偿电路、检波器、视频放大器和信号处理等单元组成。射频放大器采用集中调谐放大电路，前三级为阻容耦合宽带放大器，第四级为调谐放大器。总增益大于85dB，带宽大于900KHz。时间增益补偿电路是一个波形叠加器，产生控制曲线，用此曲线同时控制高频放大器第二级和第三级，最高可达-60dB的增益补偿。并设有“近区”、“中区”(斜坡)和“远区”调节。“近区抑制”可以避免振幅过高的脉冲使放大器过载阻塞，提高浅层的分辨力。斜坡的位置和斜率调节恰当，可清晰地显示室间隔左右室面。“远区调节”用以清晰显示左室后壁内外膜面。 检波器检出的视频信号可直接由射频放大器放大送给显示器显示，也可经过信号处理后才放大。 时基电路和A型的相同，但是加在显示器的垂直方向上，而显示器的水平方向则是加入慢扫描电路产生的锯齿波信号以形成时间扫描。 按国际标准，点阵时标电路产生上下相邻两点间距为1cm，左右两行相距为0.5秒的点阵时标，供测量之用。 脉位调制电路利用脉冲位置调制的方法，使参考信号(心电、心音或其它参数)和心动图同步显示在荧光屏上。 （三）B型超声仪的工作原理 B型超声仪的工作原理与A型仪基本相同。它是由主控电路、发射电路、接收电路(高频信号放大器、视频信号放大器)、扫描发生器、图像显示器(电子枪、偏转系统、荧光屏)和换能器构成的。主控电路又称同步触发信号发生器，它周期地产生同步触发脉冲信号，分别触发发射电路和扫描发生器中的时基扫描电路。超声脉冲发射的重复频率是由它控制的，通常同步触发信号的重复频率就是超声脉冲发射的重复频率。
发射电路在受同步信号触发时，产生高压电脉冲激励换能器。 接收电路接收由人体受检组织反射的超声信息，有以下几个主要过程：①对高频超声信号放大和对数压缩；②对高频超声信号检波，转变为视频信号；③对视频信号进行放大；④把放大了的视频信号显示在显示器上。 换能器将回波信号转换成高频电信号后，有的信号太弱，必须由高频信号放大器放大。 回声的高频电信号由高频信号放大器放大后，被检波器检出的视频包络信号要经过视频信号放大器放大和处理，然后加到显示器的栅极进行亮度调制。 扫描发生器产生扫描电压，使电子束按一定的规律扫描，在显示器上显示出切面图像。 超声回波信号的显示是通过显示器来实现的，常见的显示器是阴极射线管(CRT)。阴极射线管有静电式(示波管)和磁偏转式(显像管)两种，两者的基本结构相同，主要区别是前者采用电场偏转，而后者采用磁偏转系统。 电子枪的作用是发射高速且很细的电子束。偏转系统的作用是控制电子束，使其随外加电压的变化而偏转。 A型和B型超声仪工作原理的主要不同点是：①B型将A型的幅度调制显示改为辉度调制显示，它将放大后的回声脉冲电信号送到显示器的阴极(或控制栅上)，使显示的亮度随信号大小变化；②B型的时基深度扫描一般加在显示器的垂直方向，声束必须扫查，和显示器水平方向上的位移扫描相应，以构成一幅切面显示图。因此，B型仪器也称为切面显像仪或二维显像仪。 （四）连续式多普勒超声仪的工作原理 超声多普勒诊断仪简称D型超声仪。它是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行探测的仪器。 连续式多普勒超声仪是由振荡器发出高频连续振荡，送至双片探头中的一片，被激励的晶片发出连续超声的。遇到活动目标(如红细胞)，反射回来的超声已是改变了频率的连续超声，它被双片探头的另一片所接收并转为电信号。此信号与仪器的高频振荡器产生的信号混合以后，经高频放大器放大，然后解调取出差频信号。此差频信号含有活动目标速度的信息。由于处理和显示方式不同，连续式多普勒仪可分为监听式、相位式、指向式和超声多普勒显像仪等。最简单的多普勒显像系统由连续波多普勒血流检测器、存贮监视器与探头位置定位器组成。定位器用机械法与血流检测探头结合，并将信号传递至存贮监视器，在示波屏上显示出与探头位置相关的一个光点。当来自探头的超声束贯穿一条血管时，血流检测器产生一个信号至监视器并在示波屏上增辉及存贮。 （五）脉冲式多普勒超声仪的工作原理 脉冲多普勒血流仪发射的是脉冲波，每秒发射超声脉冲的个数称脉冲重复频率(PRF)，一般为5～10kHz。目前常用的距离选通式脉冲多普勒超声仪由换能器、高频脉冲发生器、主控振荡器、分频器、取样脉冲发生器、接收放大器、鉴相器、低通滤波器和f-v变换器等部件组成。换能器(探头)采用发、收分开型，发射压电晶体受持续时间极短的高频脉冲激励，发射超声脉冲。接收压电晶体收到由红细胞后散射的高频回波，经放大后输入鉴相器进行解调，低通滤波器滤去高频载波，让不同深度的多普勒回波信号通过。调节取样脉冲与高频发射脉冲之间的延迟时间，就可以对来自某一深度的回波信号进行选通取样，从而检测到该深度血管中的血流。按照取样定理，取样脉冲的重复频率必须大于最大多普勒频移的两倍。取样脉冲与发射脉冲之间的延迟时间，可用简单的单稳态延迟电路产生。标明选通距离的度盘直接装在调节延迟时间的电位器的轴上，延迟时间每改变13微秒，距离度盘上的距离标度正好改变1厘米。经取样保持电路输出的信号中含有控制脉冲信号成分，经过低通滤波器滤除后，送f-v变换成电压输出。B型(brightness modulation mode)超声，为辉度调制型，其原理与A型相同，其不同点有三：①它将回声脉冲电信号放大后送到显示器的阴极，使显示的亮度随信号的大小而变化；②B型超声发射的声束必经扫查，加在显示器垂直方向的时基扫描与声束同步，以构成一幅二维切面声像图。③医生根据声像图所得之人体信息诊断疾病，而不是象A型超声那样根据波型所反映的人体信息诊病。
B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以光点形式组成切面图像。此种图像与人体的解剖结构极其相似，故能直观地显示脏器的大小、形态、内部结构，并可将实质性、液性或含气性组织区分开来。目前已广泛用于全身各部位检查，包括胸部心脏大血管、腹盆腔的肝、脾、肾、子宫、膀胱等。 超声的传播速度快，成像速度快，每次扫描即产生一帧图像，快速地重复扫描，产生众多的图像组合起来便构成了实时动态图像。因而能够实时地观察心脏的运动功能、胎心搏动，以及胃肠蠕动等。 由于人体内组织的密度不同，相邻两种组织的声阻抗也不同，当声阻抗差达千分之一时，两组织界面便会产生回声反射，从而将两组织区分开来。超声对软组织的这种分辨力是X射线的100倍以上。 此外，B型超声尚具操作简便，价格廉宜、无损伤无痛苦，适用范围广等特点，因而已被广大患者和临床医师所接受。 B型超声也还存在下述问题：① 显示的是二维切面图像，对脏器和病灶的空间构形和空间位置不能清晰显示；② 由于切面范围和探查深度有限，尤其扇扫时声窗较小，对病变所在脏器或组织的毗邻结构显示不清；③ 对过度肥胖病人，含气空腔(胃、肠)和含气组织(肺)以及骨骼等显示极差，影响显像效果和检查范围。 （四）脉冲波多普勒和连续波多普勒超声的临床应用价值与限度 脉冲波多普勒是由同一个(或一组)晶片发射并接收超声波的。它用较少的时间发射，而用更多的时间接收。由于采用深度选通(或距离选通)技术，可进行定点血流测定，因而具有很高的距离分辨力，也可对定点血流的性质做出准确的分析。由于脉冲波多普勒的最大显示频率受到脉冲重复频率的限制，在检测高速血流时容易出现混叠。这对像二尖瓣狭窄、主动脉瓣狭窄等这类疾病的检查十分不利。 连续波多普勒由于采用两个(或两组)晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。 现代超声仪兼有脉冲波和连续波两种多普勒装置，配合使用可以相互取长补短，获得大量的信息：①可以求得血流速度包括瞬时速度、平均速度、最大速度和最小速度等；②可以辨别血流方向(是朝向还是离开探头)，从而判定返流或分流方向；③可判别采样点血流的性质，是层流还是湍流，以评估血流是否正常；④可以计算动脉血流射血时间及血流速度上升的速度；⑤结合B型超声或M型超声所得资料，可以定量估测血流量、流率，对心功能作出较为准确全面的评估。 （五）彩色多普勒的临床应用价值与限度 彩色多普勒又称二维多普勒，它把所得的血流信息经相位检测、自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度资料以彩色显示，并将其组合，叠加显示在B型灰阶图像上。它较直观地显示血流，对血流的性质和流速在心脏、血管内的分布较脉冲多普勒更快、更直观地显示。对左向右分流血流以及瓣口返流血流的显示有独到的优越性。但对血流的定量不如脉冲波和连续波多普勒。第六节 医学影像的存档和通讯系统
一、PACS定义 PACS（picture archiving and communication system，PACS）是以高速计算机设备以及海量存贮介质为基础。以高速传输网络联接各种影像设备和终端。管理并提供、传输、显示原始的数字化图像和相关信息。具有查找医学图像及相关信息快速、准确、图像质量无失真、影像资料可共享等特点。 根据美国国家电器制造商协会 (national electrical manufacturers association，NEMA) 对PACS的定义：一个完整的PACS必须具备：① 用于诊断、做诊断报告、会诊以及远程工作站操作时，提供影像的查看功能，② 在磁存贮介质或光存贮介质上对医学图像进行短期、长期的归档保存，③ 利用局域网、广域网或公用通讯设施进行影像的传输通讯，④ 为用户提供与其它医疗设施和科室信息系统进行集成的界面。 二、PACS产生的背景 早在20世纪50年代，人们便提出了PACS的最早概念，限于当时的科学技术水平，只能借助无线电或有线电缆，传输视频或声音信号，进行远程诊断和会诊等。由于模拟信号在传输和存储过程中的信号损失，图像质量得不到保证，因而远程诊断在很大程度上受到了限制。进入20世纪80年代，CT、MRI、DSA以及90年代CR、DR、PET等数字化影像设备的应用和普及，产生了大量的数字化的医学影像资料，目前这些数字化的医学影像的保存方式仍以胶片为主，而这些胶片的日积月累，保管及查找就成了难题。虽然很多医院已利用计算机来管理、检索病人存档的影像图像和相关资料，但仍然存在许多不足：一是存放这些胶片需要大量的空间，查找起来仍然不便，并且需要耗费大量的人力；二是资料共享困难，由于胶片数量巨大且具有唯一性，一旦胶片借走或不幸丢失，将给医疗和科研带来损失或不便。三是胶片的消耗量大，费用高昂，同时储存胶片的环境要求也较高，否则胶片容易发生霉变。要解决以上问题，将医学影像“数字化”，实现“无片化”，已是医院未来发展的必然趋势。 近年来，随着计算机技术的高速发展，质优价廉的高速计算机以及海量存储介质的出现，为PACS提供了坚实的硬件基础。而网络技术的飞速发展和普及推进了医学图像的快速传输及资源共享。医院应用PACS的物质条件己经具备。 医院应用PACS的意义：① 医用影像的数字化，节约了大量的存储胶片的空间和大笔用于购买胶片的费用。② 快速、高效的调用影像及信息资料。③ 可永久的保存图像。④ 提供强大的后处理功能。⑤ 资料共享，便于会诊及远程医疗。 三、PACS的组成 一套完整的PACS的组成必须包括：① 数字化图像的采集。② 网络的分布。③ 数字化影像的管理及海量存贮。④ 图像的浏览、查询及硬拷贝输出。⑤ 与医院信息系统（hospital information system, HIS）、放射信息系统（radiology information system，RIS）的无缝集成。其中，数字图像的采集在PACS中最为关键。 （一）数字化图像的采集 进入PACS的图像必须是符合DICOM3.0 标准的数字化的图像，而对于非数字化的图像必须经过数字化处理并转换成符合DICOM3.0标准的图像格式。因而PACS的图像采集通常有如下3种方式：1．符合DICOM3.0标准的图像采集
早期生产的CT、MRI等设备，由于没有统一的标准，它们输出的图像虽然是数字化图像，但它们是不能彼此兼容的，这样就给图像的采集增加了难度。为解决不同厂商影像设备互连的问题，美国放射学会（Americian College of Radiology，ACR）和美国NEMA专为PACS制定了医用数字图像和传输（digital imaging and communications in medicine）协议，简称DICOM协议。以规范不同厂商的影像设备与PACS系统的互连和通讯。目前新生产的大部分医用影像设备均支持DICOM标准。最新的DICOM标准的版本为DICOM3.0 99版。必须指出的是，并非所有声称支持DICOM标准的设备都能接入PACS系统。其原因是DICOM标准极为复杂(最新版本的DICOM标准由14部分组成)，并且DICOM标准允许私有定义数据的问题。另外、多数影像设备的生产厂商将DICOM标准接口作为选件提供给用户，因而在购买设备时要特别注意这点。 2．非DICOM标准的数字图像的采集 对于非DICOM标准的数字图像如早期生产的CT、MRI等，通常采用原设备的生产商提供的DICOM转换接口或通过某些通用的数字采集装置（如激光相机的数字接口）来实现。但这种采集方式不一定完全符合DICOM 3.0标准图像。 3．无数据接口的图像采集 传统的X线设备及B超等一些传统的医用影像设备，通常用医用胶片或用视频信号传输到监视器上显示，因此可以利用胶片扫描仪或视频采集卡采集，然后再转换为符合DICOM3.0标准的数字信息。 （二）网络的分布 PACS实际上是一个以存储为中心的分布式计算机系统。必须选择性能优良的计算机作为服务器，同时，由于影像数据的储存及传输量非常大，高带宽的数据传输网络更是必不可少的。要科学合理分布网络，对于以影像诊断为主要目地的工作站要相应地提高硬件（如：CPU、显示适配卡、显示器等）的配置，对于以一般医疗参考为目的的工作站可适当减低硬件的配置，以便合理利用资源，降低系统成本。 （三）数字化影像的管理及海量存贮 大量的医学图像及其相关的资料必须进行分类、归档。患者信息及诊断信息需要录入及查询。因而PACS除需要高性能的网络服务器外，还需要不同的海量存贮介质。 由于进入PACS的数字化图像来源的多样性。它们所需的存贮容量是不同的。对于一幅512X512矩阵的CT、MRI图像。它的存贮容量约为500Kbit，以平均每个病人20幅图像计算约需10Mbit左右。而一幅胸片或乳腺图像则可能需要12Mbit。一个病人的DSA资料可高达GB数量级。由此可见，PACS要完整地保留所有病人的所有图像，必须具备性能优良，查找迅速的海量存贮器。目前可用于海量存贮的介质有：硬盘、MOD、CD、CDR、磁带库等。如按存贮的时间分可分为：在线存贮、近线存贮、离线存贮。 在线存贮：存储需要随时调用的图像和资料，如住院病人和门诊病人。存储介质通常为硬盘阵列和光盘塔。存储容量至少要求能容纳近30天左右的产生的图像。调用速度较快。 近线存储：存储不常用但仍有可能调用的图像，存储介质通常为光盘库或磁带库，存储容量为TB数量级。通过软件和自动机械方式自动调用，但速度相对较慢。 离线存储：存储需要永久保存的资料，存储介质通常为光盘、磁带。光盘、磁带常存于资料库，存储的容量由光盘和磁带的数量决定，理论上无存储的上限。 四）图像的浏览、查询及硬拷贝输出
PACS系统采集并保存这些图像是为了方便查询并调阅病人的图像及资料。对于以诊断为主的工作站，从PACS系统调出的图像必须完整地反映原始图像的精度，同时对于不同来源的影像要有相应的显示软件的支持，如CT图像的窗宽、窗位的调节、CT值的测量、CT、MRI图像的三维重建、DR影像的高精度显示等。必要时，影像数据还可回传到产生图像的原来的设备进行处理，或通过激光打印机输出激光胶片。
（五）HIS、RIS系统的无缝集成
PACS系统能否与医院的HIS和RIS实现无缝连接，是衡量PACS成功与否的重要指标，只有实现无缝连接，PACS才能充分发挥其应有的作用，否则，无胶片化医院，远程诊断等只能是纸上谈兵。
四、PACS系统的安全性
PACS的安全性也十分重要，特别是接入HIS系统后，一旦系统崩溃，后果将不堪设想，PACS除了要求性能稳定以外，还要充分考虑系统的备份及对病毒的防护。
第七节 影像诊断原则与诊断步骤
医学影像诊断包括X线、CT、MRI、超声等，是重要的临床诊断方法之一。为了达到正确诊断，必须遵循一定的诊断原则和步骤，才能全面、客观地作出结论。
一、影像诊断原则
利用影像检查诊断疾病时，应避免主观片面的思维方式，养成客观分析的习惯。一般应掌握16字原则，即全面观察、具体分析、结合临床、综合诊断。
（一）全面观察
通过全面细致的观察，达到发现病变的目的。观察中，应用解剖、生理和各种影像方法成像基础知识辨认出异常，并防止遗漏微小病变。
（二）具体分析
（
运用病理学等方面的知识，进一步分析异常表现所代表的病理意义。分析时应注意下列各点。
1．病变的位置及分布 某些疾病有一定的好发部位，例如颅内肿瘤，桥小脑角多见于听神经瘤，脑凸面多为脑膜瘤。
2．边缘及形态 骨质破坏区的边缘模糊者多为急性炎症或恶性肿瘤；边缘清晰者，多为慢性炎症或良性肿瘤。肺内病灶形如结节者多为肿瘤或肉芽肿，形如三角形者多为肺不张等。
3．数目及大小 结肠狭窄，单发者多为肿瘤，多发者常为炎症。肺内球形病灶，3cm以上者多为肿瘤，小于3cm者多为结核瘤和炎性假瘤。
4．密度信号和结构 骨密度增高者代表增生硬化，减低者代表疏松或破坏。肺内片状影均匀者多为肺炎，内有空洞者多为肺脓肿等。
5．周围情况 一般肺野密度增高，若纵隔向健侧移位代表胸腔积液，向患侧移位代表肺不张或肺纤维化等。
6．功能变化 心搏动增强多见于左向右分流的心脏病，减弱多见于心力衰竭和心包炎。7．发展情况 肺内渗出性病灶，2~3天内吸收多为肺水肿，15~30天吸收多为肺炎。
（三）结合临床 具体分析弄清异常影像代表的病理性质后，必须结合临床症状、体征、实验室检查和其它辅助检查进行分析，明确该病理性质的影像代表何种疾病。由于存在“同影异病，同病异影”问题，分析时应注意以下各点： 1．现病史和既往史 如关节间隙狭窄和关节面破坏，病程急剧多考虑化脓性关节炎；缓慢多考虑结核或类风湿性关节炎。两下肺渗出性病灶，既往反复咳嗽及脓（血）痰，多考虑支气管扩张继发感染；既往健康，病史短，多考虑支气管肺炎。 2．年龄和性别 肺门部肿块，儿童多考虑结核；老年多考虑恶性肿瘤。下腹部肠外肿瘤，男性多源于泌尿系；女性多源于生殖系。 3．居住地区 某些地区存在流行病和地方病。如三北地区的大骨节病，牧区的包虫病等。 4．职业史 接触粉尘者常见尘肺；接触工业氟者常见氟骨症等。 5．临床体征 心脏杂音对心脏病诊断帮助很大，不能忽视。 6．其它检查 肺上部渗出性病灶，如痰中查到结核菌，肺结核诊断可确立；超声检查对少量心包积液诊断优于X线平片，是诊断重要参考。 7．疗效观察 肺部小结节病灶，治疗后吸收或稳定多考虑炎症；治疗后逐渐增大，多考虑恶性肿瘤。 （四）综合作出诊断 经过观察、分析和结合临床后，需结合各种影像检查的结果，作出影像诊断。影像医学自身是一个整体体系，虽然各种成像技术的成像原理不同，但都是使人体内部结构和器官形成影像，其中每一种成像手段均以其独特的成像原理从不同角度直接或间接地反映人体疾病的本质。 鉴于各种影像学方法间的互补性，在很多情况下常需要利用不同检查方法提供的信息互相补充、互相参照、互相对比，从多方位、多角度反映疾病的本质，从而得出正确的结论。 所得影像诊断有3种：① 肯定诊断 影像诊断在资料齐全，疾病本质有特异征象时，则可以确诊；② 怀疑诊断 通过对获得的影像信息的分析，不能确定病变的性质，而是提出几种病变的可能；③现象诊断 因后两种属尚未确诊，故应提出进一步检查意见及其它建议。 二、影像诊断步骤 （一）分析影像图像之前，应了解病史和其他相关检查资料，使阅片既全面又有重点，利于影像诊断。 （二）了解技术条件及检查方法 影像图像上有许多信息，包括① 病人的材料，如姓名、检查号、性别、年龄、检查时间等；② 技术条件信息，如在观察X线片时应注意投照位置的正确性、黑白对比的鲜明性和器官组织轮廓的清晰度等。在分析CT图像前需了解如扫描序号、kV、mA、层厚、扫描架转角、是平扫还是造影增强、窗技术情况以及兴趣区大小及CT值等等。在具体观察MRI图像征象前，应首先明确各图像的成像参数加权，亦即该图像是用何种射频脉冲序列扫描成像的。这是因为不同组织器官在不同参数射频脉冲序列（加权）扫描时，它们的MR特征和信号强度是不尽相同的。这些病人材料及技术信息是影像读片的基础。