張雪林
醫(yī)學影像診斷技術主要包括X線、超聲、核素、CT及磁共振成像。
1895年Roentgen發(fā)現X線，很快就被用于人體疾病診斷，并形成了放射診斷學（diagnostic radiology)。它為保障人類健康發(fā)揮了愈來愈重要的作用。超聲成像（ultrasonography，USG)自1942年奧地利Dussik使用A型超聲探測顱腦以來，20世紀50年代至60年代M型超聲、B型超聲、多普勒超聲迅速發(fā)展，已成為一種簡便、實用、有效、無損傷的診斷工具。核素診斷是1924年Rodt首先用于肝臟顯像，20世紀50年代出現了γ閃爍成像（γ-schintigraphy)，70年代單光子發(fā)射體層成像（single photon emission computed tomography，SPECT)與正電子發(fā)射體層成像（positron emission tomography，PET)投入臨床使用，是目前用解剖形態(tài)方式進行功能、代謝和受體顯像的重要技術之一。計算機體層成像（computed tomography，CT)從1971年在英國做第1例病人開始，目前已發(fā)展至超高速CT（ultrafast，UFCT)及多層螺旋CT（multi-slice spiral CT)。磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI)從上個世紀80年代初應用于臨床以來，磁共振血管成像（magnetic resonance angiography，MRA)、磁共振波譜（magnetic resonance spectroscopy，MRS)等新技術亦漸趨成熟。CT及MRI的臨床應用，開創(chuàng)了影像診斷的新紀元。20世紀70年代后迅速興起的介入放射學（interventional radiology)正在日新月異迅猛發(fā)展，使單純的影像診斷向影像治療發(fā)展，從而更加拓寬了醫(yī)學影像學應用范圍。
計算機等高科技的發(fā)展都直接應用或間接滲透到醫(yī)學影像學，促進了醫(yī)學影像學的發(fā)展同時又大大擴展了其應用范圍，使醫(yī)學影像成為醫(yī)療工作中的重要支柱。醫(yī)學影像已從顯示宏觀結構發(fā)展到反映分子、生化方面的變化；從顯示形態(tài)改變到反映功能變化；從單純診斷向治療方面全面發(fā)展�？傊t(yī)學影像學正在迅猛發(fā)展，方興未艾。
學習醫(yī)學影像學要掌握各種影像儀器的成像原理、檢查方法、影像診斷、診斷價值及限度，以便合理應用。本教材重點介紹X線、CT、MRI、USG及介入放射學。
德國物理學家倫琴在暗室偶然發(fā)現了一種看不見的射線，能穿透普通光線所不能穿透的紙板和木板等，并能作用于熒光屏產生熒光，倫琴把這種射線稱為X線。X線的發(fā)現，對近代科學理論和應用技術，特別是對醫(yī)學科學領域內的不斷創(chuàng)新和技術突破產生了十分重大的影響，開創(chuàng)了X線檢查疾病的新紀元。
X線是由高速運行的電子群撞擊物質突然受阻時產生的。X線的產生，必須具備3個條件：①自由活動的電子群；②電子群在高壓電場和真空條件下高速運行；③電子群在高速運行時突然受阻（靶面)。X線的產生是經過降壓變壓器使X線管燈絲加熱，產生自由電子并云集在陰極附近。當升壓變壓器向X線管兩極提供高壓電時，陰極與陽極間的電勢差陡增，處于活躍狀態(tài)的自由電子，受強有力的吸引，成束以高速由陰極向陽極行進，撞擊陽極鎢靶原子結構并發(fā)生能量轉換，其中反約1％能量形成了X線，由X線管窗口發(fā)射，其余99％以上則轉換為熱能，由散熱設施散發(fā)。
X線是波長很短的電磁波，以光的速度沿直線前進，其波長范圍為0.0006～50nm。目前X線診斷常用的波長范圍為0.008～0.031nm（相當于40～150kV)，比可見光的波長要短得多，肉眼看不見。X線與臨床醫(yī)學成像有關的主要特性有如下幾點：
（一)穿透作用
X線對人體各種組織結構穿透力的差別是X線成像的基礎。X線具有很強的穿透力，能穿透一般可見光不能穿透的各種不同密度的物質。X線的穿透能力與X線波長有關，波長愈短，穿透能力愈強；波長愈長，穿透能力愈弱。X線波長與X線管電壓有關，管電壓愈高，產生的X線波長愈短。同時，X線的穿透力還與被照體的結構（密度和厚度)有關。
（二)熒光作用
X線能激發(fā)熒光物質（如鉑氰化鋇、鎢酸鈣及某些稀土元素等)，產生肉眼可見的熒光，即X線作用于熒光物質，使波長短的X線轉換成波長較長的熒光，這種轉換叫做熒光效應。此特性是進行X線透視檢查的基礎。
（三)感光作用
感光作用是X線攝影的基礎。涂有溴化銀的膠片經X線照射后感光，產生潛影，經顯定影處理，感光的溴化銀離子（Ag+)，被還原成金屬銀（Ag)，并沉淀于膠片的膠膜內，在膠片上呈黑色。而未感光的溴化銀在定影及沖洗過程中，從X線膠片上被洗掉，顯出膠片片基的透明本色。由于金屬銀沉淀的不同，產生黑白不同的影像。
（四)電離作用
X線通過任何物質被吸收時，都將產生電離作用，使組成物質的分子分解成為正負離子。X線通過空氣時，可使空氣產生正負離子而成為導電體。因為空氣的電離程度，即其所產生的正負離子量同空氣所吸收的X線量成正比，因此，測量電離的程度可計算X線的照射量，此為放射劑量學的基礎。
（五)生物效應
X線穿透機體被吸收時，與體內物質產生相互作用，使機體和細胞結構產生生理和生物的改變，主要是細胞組織產生抑制、損害甚至壞死，稱為X線的生物效應。X線對機體的損害程度與吸收X線量的大小有關。X線的生物效應是放射治療學的基礎，同時也指導X線檢查和治療的防護措施。
X線機的類型多種多樣，但其基本構造包括X線管、變壓器和控制器3部分。
（一)X線管（X-Ray Tube)
目前常用的X線管是熱陰極真空管。陰極是鎢制燈絲，陽極為鎢靶，用以阻擋快速運行的電子群。以低電壓（6～12V)電流，通過陰極燈絲，燈絲發(fā)熱而產生電子群。當X線管的兩極加以高電壓（40～150kV，一般為40～90kV)，電子群高速從陰極向陽極運行，撞擊鎢靶突然受阻，從而產生X線和大量的熱能。
（二)變壓器
主要由一個鐵心，一個初級線圈和一個次級線圈所構成。在X線機中，以高壓變壓器供應高壓電于X線管兩極，并以降壓變壓器（燈絲變壓器)供應低壓電流于陰極燈絲。當交流電向初級線圈輸入時，則次級線圈輸出的電壓可按照兩個線圈的比例升高或降低。
（三)控制器
控制器主要用以調節(jié)通過X線管兩極的電壓和通過陰極燈絲的電流，分別控制X線的質和量�？刂破鲀妊b有許多電鈕、電表、電阻和自耦變壓器，還裝有調節(jié)曝光時間的計時器。
X線的質取決于電子運行的速度及其撞擊鎢靶后動能所耗損的程度。改變高壓變壓器的電壓，即可調節(jié)電子運行的速度。電壓越高，電子的運行速度越快，動能消耗增多，由X線管發(fā)射的X線波長越短，穿透力越強。
X線的量則取決于通過X線管的電流大小，即撞擊在鎢靶上的電子數量。改變燈絲的熱度，可調節(jié)電子發(fā)生的數量，電流越大，則燈絲越熱，電子越多，撞擊在鎢靶上的電子數量也越多。
X線能使人體在熒光屏上或膠片上形成影像，主要是由于X線具有穿透性、熒光作用和感光作用等特性，同時也因為人體組織結構有密度和厚度的差別，這種差別，導致X線透過人體各種不同組織結構時，被吸收的程度不同，到達熒光屏或X線片上的X線量出現差異，從而在熒光屏或X線片上形成黑白對比不同的影像。
X線影像的形成，必須具備3個基本條件：①X線要具備一定的穿透力；②被穿透的組織結構必須存在密度和厚度的差異，從而導致穿透物質后剩余X線量的差別；③有差別的剩余X線量，仍為不可見的，必須經過載體顯像（如X線片、熒屏等)的過程才獲得有黑白對比、層次差異的X線影像。
不同的人體組織結構，根據其密度的高低及其對X線吸收的不同可分3類：①骨骼，它的比重高、密度大，吸收X線量多。X線片上骨骼部位感光最少顯示白色，稱為高密度影像；②軟組織包括皮膚、肌肉、結締組織，內臟及液體等，彼此之間密度差別不大，X線片上顯示灰白色，稱為中等密度影像。③脂肪及氣體，脂肪組織較一般軟組織密度低，在良好的X線片上顯示灰黑色；氣體的密度最低，吸收X線最少，在X線片上呈深黑色，稱為低密度影像。
X線檢查方法可分為常規(guī)檢查、特殊檢查和造影檢查3大類，常規(guī)檢查包括透視和X線攝影，是X線檢查中最基本和應用最廣泛的方法。
（一)X線常規(guī)檢查
1．透視（Fluoroscopy)
透視是—種簡便而常用的檢查方法。透視最適用于人體天然對比較好的部位，如胸部透視，可觀察肺、心臟和大血管。腹部則僅常用于觀察膈下游離氣體和胃腸道梗阻以及致密的異物。但胃腸道鋇餐檢查和鋇劑灌腸時必須應用透視檢查。
透視的優(yōu)點是簡便易行，可轉動病人體位進行多方向觀察，除可觀察形態(tài)變化外還可了解器官的動態(tài)活動，如呼吸和膈肌運動，心臟和大血管的搏動，胃腸道的蠕動和排空等。透視的主要缺點是不能顯示輕微改變和觀察厚部位，且不能留下永久的記錄，以供隨訪或復查時比較。
2．攝影（Radiography)
攝片檢查也是臨床上最常用最基本的檢查手段，攝片檢查適用于人體任何部位。
攝片的優(yōu)點：應用范圍廣，受檢者受照X線量較少，能使人體厚、薄的各部結構較清晰地顯示，并可作永久性資料保存，隨時進行教學科研或復查對照。其缺點是檢查的區(qū)域為膠片大小所限制，不能觀察運動功能。
（二)特殊攝影檢查
1．體層攝影（Tomography〕
普通X線照片是將X線投照路徑上立體三維空間組織結構的所有影像重疊投影于膠片上。病變往往被前后上下各層組織所遮蓋，診斷受到很大限制。體層攝影則通過特殊的裝置和操作獲得某一特定層面上的組織結構影像，而不屬于該選定層面的結構則被模糊掉。
體層攝影常用于明確平片難于顯示、重疊較多和處于較深部位的病變，多用于了解病變內部結構有無破壞、空洞或鈣化以及病變的確切部位和范圍。
2．高千伏攝影（High kV Radiography)
高千伏攝影是用高于120kV（常用120~150kV)的管電壓進行攝影。需用高電壓小焦點X線管、特殊的濾線器和計時裝置。由于X線穿透力強，能穿過被照射的所有組織，可在致密影像中顯示出被隱蔽的病變。
（三)造影檢查（Contrast Examination)
由于人體組織厚度與密度不同，對X線吸收程度不同，到達熒屏或膠片上X線出現差別，因此表現出不同的陰影，這就是人體組織的天然對比。但人體組織結構中相當一部分，只依靠自身密度與厚度差異不能在普通X線檢查中顯影，此時，通過“人工對比”，將高于或低于該組織結構的物質引入器官內或其周圍間隙，使之產生對比顯影，稱為造影檢查。引入的物質稱為對比劑。造影檢查可顯著擴大X線檢查的范圍，應用廣泛。
1．造影檢查的注意事項
對比劑與一般治療藥物不同，使用方法特殊，如劑量大，濃度高，速度快，給藥部位直接等。對比劑的給藥，實際上等于將大量藥物直接引入人體內的某一部位，所以操作者應技術熟練，熟悉對比劑的性能、用途及禁忌證等事項。
①造影前應注意掌握各種造影的適應證，選擇好檢查方法和術式，向患者說明術中可能出現的問題以求得合作；②嚴格控制禁忌證，對有過敏史者、甲亢病人、心臟代償不全及無尿癥病人都禁用對比劑，肝腎功能嚴重損害、多發(fā)性骨髓瘤患者，如必須做造影，應權衡得失，慎重考慮。③做碘劑和麻醉藥等過敏試驗；④根據具體情況，術前應用鎮(zhèn)靜劑（戊巴比妥鈉)，抗痙攣藥（654-2)或抗組織胺藥等；⑤準備好各種副反應及并發(fā)癥的急救藥品。
2．造影方法
按照對比劑引入人體途徑不同，可將造影檢查方法分為直接引入法和生理排泄法二大類。
（1)直接引入法：將對比劑通過人體自然孔道、瘺管和體表穿刺等途徑進入體內而達到造影目的。包括胃腸道造影、瘺道造影、椎間盤造影、脊髓造影、子宮輸卵管造影、支氣管造影、腦室造影、選擇性心血管造影、支氣管動脈造影等。
（2)生理排泄法：將對比劑經口服、靜脈注入或靜脈滴注后，使對比劑在人體內選擇性地經過某一器官的生理性排泄作用，暫時停留在其通道內，使該器官得以顯影。包括靜脈尿路造影、靜脈膽系造影、口服碘番酸膽囊造影等。
3．對比劑及其副反應、并發(fā)癥以及處理
對比劑主要分為兩大類：① 陽性對比劑，如原子量及比重大的碘、鋇等；②陰性對比劑，如空氣等。應用麻醉藥或碘劑后可能引起不良反應和并發(fā)癥，應采取必要的相應措施。
（1)輕度反應：表現為全身灼熱感，面部潮紅，胸悶、氣急、流淚、惡心、嘔吐，頭暈及蕁麻疹等。一般不需要特殊治療，經短時休息或對癥治療后即可好轉。
（2)重度反應：可出現呼吸困難、喉部痙攣、支氣管痙攣，血壓下降、昏迷、驚厥、一過性心率失常、甚至肺水腫等。造影時出現重度反應則應立即停止造影，進行急救，如進行抗休克治療、抗過敏治療和對癥治療。對呼吸困難者應給氧；周圍循環(huán)衰竭者應給去甲腎上腺素，心跳停止者，須即行心臟按摩。
（一)X線防護的意義
X線檢查的應用面廣量多，是臨床診治疾病不可缺少的重要手段。但是，由于X線對機體的生物效應，在過量照射時，不可避免地會給人體帶來輻射危害。因此，必須重視X線的防護。既要注意工作人員，也要注意病人的防護，這樣才能更好地發(fā)揮X線檢查的作用，避免不必要的損害。
（二)X線防護的原則
防護實踐正當化、防護的最優(yōu)化和個人劑量限制是X線防護的3大基本原則。除此之外，實際工作中還要遵循下列原則：
1．時間防護 指一切人員應盡可能減少在X線場內停留的時間，盡量縮短照射時間，減少受照劑量。
2．距離防護 X線機工作時，應盡一切可能使工作人員遠離X線源。病人與X線球管的距離不能小于35cm。
3．屏蔽防護：屏蔽即在X線源與人員間放置一種能吸收X線的物質，如鉛玻璃、混凝土墻壁、鉛圍裙等，從而減弱或消除X線對人體的危害。
（三)X線的防護措施
1．控制照射劑量 放射工作人員長年累月接觸X線，必須注意控制受照劑量。同時對病人的照射也不能一次大劑量或經常照射。一般情況下，放射工作人員的受照劑量應嚴格按照月劑量當量控制，建立放射工作人員健康檔案，定期檢查。衛(wèi)生部根據國家1974年頒發(fā)的《輻射防護規(guī)定》曾分別于1978年和1980年制訂了《醫(yī)用X線衛(wèi)生防護規(guī)定》，對劑量控制有非常明確具體的規(guī)定。
2．機房的防護要求 X線機房應有足夠的使用面積，以保證X線機的合理安裝，盡可能減少散射線的影響。一般100mA以下的X線機房應不小于24m2，200mA以上的X線機房應不小于36 m2，多功能X線機房面積應酌情擴大。機房的高度應不低于3.5m，機房墻壁（包括多層建筑物的天棚，地毯等)必須有一定的防護厚度。一般攝影機房要求有線束朝向（投照方向)的墻壁應有2mm鉛當量的防護厚度。其它側壁應有1毫米鉛當量的防護厚度。投照方向不應正對門窗。此外，機房布局要合理，不要堆放與診斷工作無關的雜物，以免引起多余的散射線。
3．X線機的防護要求 X線機在結構上都十分重視對X線的防護，在保證X線機功能不受影響的前提下，采用多種防護方法，盡量減少被檢查者和工作人員的損傷。X線球管口應有1.5~2mm厚的鋁板，濾過長波射線，保護病人皮膚。X線球套應有1~1.5mm厚的鉛皮，照片或透視時盡量把光圈縮小。
影像的數字化是X線診斷最新和最重要的進展。醫(yī)學影像的數字化主要是指醫(yī)學影像以數字方式輸出，直接利用計算機對影像數據快捷地進行存儲、處理、傳輸和顯示。目前，X線攝影的數字化方式主要有以下3種：
1．直接成像方式 以計算機X線攝影（computed radiography，CR)方式為代表，不以X線膠片為記錄和顯示信息的載體，而是使用可記錄并可由激光讀出X線影像信息的成像板（imaging plate，IP)作為載體，經X線曝光及信息讀出處理，形成數字式平片影像。
2．間接成像方式 此方式沿用了影像增強管-電視鏈的方式，首先，經X線曝光在影像增強管-電視鏈上形成視頻影像，再使視頻影像數字化，形成數字式平片影像，此種方式成像的原理與數字減影血管造影（DSA)成像基本相同，只是通常不作減影處理。一般稱此種方式為數字式X線攝影（digital radiography，DR)。
3．過渡方式 采用專門的讀出裝置，掃描已攝取的常規(guī)X線膠片，使膠片上記錄的模擬信息數字化為數字式平片影像，此種方式是回顧性施行的，通常作為把以往的常規(guī)X線平片信息數字化的過渡方式。
（一)CR（Computed Radiography)系統(tǒng)
1．CR的基本結構和工作原理
傳統(tǒng)的X線成像是經X線攝影后將信息記錄在膠片上，經顯定影等處理后，影像才能在照片上顯示。CR則是將X線影像信息記錄在成像板，構成潛影。用激光束以2510×2510的像素矩陣（像素約0.1 mm大小)對熒光板進行掃描讀取，經計算機圖像處理系統(tǒng)進行灰階與窗位等處理，通過改善影像的細節(jié)、圖像降噪、灰階對比度調整、影像放大、數字減影等，將影像的特征信息圖像在熒屏上顯示。熒屏上的圖像既可供觀察分析，還可用多幀光學照相機攝于膠片上，也可用激光照相機把影像的數字化信號直接記錄在膠片上，大大提高圖像質量。CR的數字化圖像信息還可用磁帶、磁盤和光盤作長期保存。
2．CR影像特點
�。�1)高靈敏度：即采集極弱的信號時不致被噪聲所掩蓋。
（2)高分辨力：對于影像的分辨力，可理解為能夠分辨出的最小微粒的大小，或者說能夠將兩個微粒區(qū)分開來的能力。CR系統(tǒng)的像素可多達2000×2000個，可觀察到采用其他技術無法看到的細節(jié)。
（3)高線性度：所謂線性是指影像系統(tǒng)在整個光譜范圍內得到的信號與真實影像的光強度是否呈線性關系，即得到的影像與真實影像是否能夠很好吻合。IP發(fā)射熒光的量依賴于一次激發(fā)的X線量，在1：10的范圍具有良好的線性，非線性度小于1％。
（4)數字化輸出和存貯：X線攝影是醫(yī)學影像中最后實現信息數字化的檢查手段，妨礙了X線攝影信息直接進入圖像存貯與傳輸系統(tǒng)和遠程醫(yī)學系統(tǒng)。CR系統(tǒng)能直接產生數字化影像，可以儲存到現有的各類儲存媒介進行長期保存。并可直接并入網絡系統(tǒng)。
（5)CR系統(tǒng)具有強大的后處理功能：數字化CR影像具有多種后處理功能，如測量、局部放大、對比度轉換、影像增強，邊緣增強和減影等�？墒菇M織結構、病變形態(tài)更容易顯示，大大提高診斷的準確率。
3．CR系統(tǒng)的主要臨床應用
CR可以根據X線吸收率的不同，對所得的影像信息進行再處理，對解剖結構的顯示優(yōu)于傳統(tǒng)的X線平片。
（1)CR在頭頸及骨關節(jié)系統(tǒng)的應用：CR為數字化影像，可以進一步進行骨鹽含量的定量分析。對關節(jié)部位，CR除可以觀察骨質改變，還可以經過再處理而檢查關節(jié)軟骨、關節(jié)周圍軟組織的改變。CR系統(tǒng)可利用空間頻率增強處理，清楚顯示聽小骨、前庭、半規(guī)管等結構，并能準確判斷鼻竇前壁有無骨破壞。
（2)CR系統(tǒng)在胸部平片的應用：胸部平片是最常用的X線檢查，CR胸片在總體上優(yōu)于傳統(tǒng)X線片，特別是易于觀察與縱隔和膈肌重疊的部分。CR對肺部結節(jié)性病變的檢出率及顯示縱隔結構，如血管、氣管等，也優(yōu)于傳統(tǒng)X線片。在間質性病變和肺泡病變的顯示上，CR片的顯示則不如傳統(tǒng)X線片。
（3)CR系統(tǒng)在胃腸道和泌尿系檢查中的應用：① CR影像的密度分辨力明顯高于傳統(tǒng)X線照片，在顯示腸管積氣、氣腹和結石等病變方面優(yōu)于傳統(tǒng)X線影像。胃腸道雙對比造影檢查中，CR系統(tǒng)顯示胃小彎、微小病變、粘膜皺襞及結腸無名溝等結構明顯優(yōu)于傳統(tǒng)的X線造影影像。② CR可以壓縮泌尿系顯影結構中的高密度影像且可運用調諧處理和空間頻率處理功能改善軟組織結構顯示的密度層次及銳度，大大改善軟組織的分辨力，尤其是在腎體層攝影時。③增加結石與微小鈣化的顯示能力。常規(guī)腹平片對小的似是而非的高密度影常易誤漏診，CR系統(tǒng)可改變影像顯示的密度及對比，必要時還可以使影像的灰度反轉，借空間頻率處理功能增加影像的銳度，從而大大增加對小的結石或鈣化影的分辨能力。
（二)DR（Digital Radiography)系統(tǒng)
1．DR的基本結構和工作原理
DR由電子暗盒、掃描控制器、系統(tǒng)控制器、影像監(jiān)示器等組成，可直接將X線通過電子暗盒轉換為數字化圖像。其工作原理是由影像增強管將作為信息載體的X線轉換成可見光，再由電荷耦合器或光電攝像管將可見光轉換成視頻信號，然后經圖像卡進行模/數轉換成數字化矩陣圖像。DR系統(tǒng)的采樣矩陣可達4096×4096像素，灰度分辨率可達12比特，采樣速度可達64幀/秒。
2．DR的優(yōu)點
（1)DR具有很寬的曝光寬容度，動態(tài)范圍廣，允許攝影中出現技術誤差，在一些曝光條件難以掌握的部位，也能獲得很好的圖像信息。
（2)與 CR相同，DR也可以根據臨床需要進行各種圖像后處理，如各種圖像濾波、窗寬窗位調節(jié)、放大漫游、圖像拼接等，并有距離、面積、密度測量等多種豐富的功能，為影像診斷中的細節(jié)觀察、前后對比、定量分析提供很好的技術支持。
（3)較傳統(tǒng)X線攝影，可減少曝光時間和攝片數量，大大降低曝光劑量。
（4)減少廢片、重拍、顯定影等，從而減輕了技術人員的工作量，提高工作效率。
（5)可方便地利用大容量磁、光盤存儲技術，直接以數字化的方式存儲、管理、傳送、顯示影像和相關信息，高效、低耗、省時、省力地觀察、存儲、回溯和傳送圖像。
總之，CR和DR系統(tǒng)盡管仍有不足和缺點，如CR的時間分辨率較差，不能滿足動態(tài)器官和結構的顯示，DR系統(tǒng)許多方面尚不完善，且全部要更新設備。但數字化X線攝影作為一種新的X線成像技術已日漸廣泛應用于臨床影像診斷領域。隨著其技術的不斷完善，必將對影像診斷水平的提高發(fā)揮更大作用，數字化影像必將使21世紀的X線診斷發(fā)生重大變化。
數字減影血管造影（digital substraction angiography, DSA)是80年代興起的一項新的醫(yī)學影像技術。其主要特點是將血管造影時采集的X線熒光影像經影像增強器增強后形成視頻影像，再經對數增幅、模數轉化、對比度增強和減影處理，產生數字減影血管造影圖像，使所得的影像質量較常規(guī)血管造影大大提高。
DSA基本設備包括X線發(fā)生器、影像增強器、電視透視、高分辨力攝像管、模／數轉換器、電子計算機和圖像儲存器等（圖1-1)。其基本過程為：X線發(fā)生器產生的X線穿過人體，產生不同程度的衰減后，形成X線圖像，X線圖像經影像增強器轉換成可見的視頻圖像，然后由電子攝像機將可見的視頻圖像轉變?yōu)殡娮有盘�，再將電子信號送至模／數轉換器，變成數字信號，最后將數字信號送入電子計算機進行處理。處理后的所有圖像均可以數據形式存貯并隨時顯示出來。
圖1-1
圖1-1 DSA設備示意圖
（一)視頻影像的獲取
X線穿透人體某一部位時，由于各種解剖結構和組織器官密度與厚度不同，穿透人體的X線量也不同（其X線吸收系數不同)，從而在X線熒光屏上形成亮度不一（明暗不同)的影像。此X線影像經影像增強器，再經電視攝像管采集、掃描后獲得不同強度的視頻信號（video signals)。顯示在視屏監(jiān)視器上的不同灰階度的影像則稱為視頻影像（video image)。
（二)對數增幅
視頻影像的視頻強度與入射的X線值（Io)、穿透的X線值（It)、組織密度（u)和厚度（x)有密切關系，呈對數函數變化（It=Ioe-ux)。將不同強度的視頻信號通過一特殊電路系統(tǒng)的視頻增幅器處理后，可壓縮和調整視頻信號強度的顯示范圍，將視頻強度的對數函數變化轉化為線性函數變化，即擴大低視頻強度區(qū)和壓縮高視頻強度區(qū)的顯示，從而使高與低視頻強度區(qū)都可同時清楚顯示于視頻影像上。
（三)模數轉化與數字影像的形成
經對數增幅處理后的視頻影像仍屬于由不同灰階度（明暗程度不同)組成的模擬像（analog image)。要進行計算機處理，則必須進行數字化。視頻信號的一系列不同的電壓值經模數轉換器（A/D converter)處理后，即可轉換成不同的二元值（二進位的數)，輸入計算機進行運算處理后，再轉換為一組不同的象素值（pixel)，這樣就將視頻影像轉變成數字影像（digital image)。
（四)數字減影圖像的形成
數字減影是指在視野內發(fā)生某些特定改變的前后分別獲得影像，通過數字化影像處理，實行減影來突出特定結構（如含碘對比劑的血管)。減影處理主要的物理學變量有時間、能量和深度。因此，數字減影的主要類型有如下幾種：
1．時間減影（Temporal Subtraction)
時間減影是DSA的基本減影方法之一。常規(guī)DSA檢查中，每注射一次對比劑可獲得自對比劑到達興趣區(qū)（ROI)前，對比劑在ROI達到峰值和廓清的若干時間內許多幀的序列影像。當取一幀不含對比劑的影像作蒙片（mask)，與一幀充盈對比劑峰值水平的影像（造影像)（contrast image)組成一個“減影對”分別輸入計算機進行減影處理時，即可得到突出含碘血管結構，消除了其他非感興趣結構的減影影像。由于構成減影對的兩幀圖像是在不同時間獲得的，故稱此種減影方式為時間減影法。
時間減影法的缺點是各幀圖像是在造影過程中所得，患者輕微的人體運動就可能造成移動偽影（motion artifact)，并造成減影對不能精確重合，從而產生配準不良（misregistration)，導致血管影像模糊，影響圖像質量。但時間減影法對設備的特殊要求最少，因此仍是目前最普遍應用的減影方法之一。
2．能量減影（Energy Subtraction)
碘（對比劑)的總體衰減系數在33KeV上下出現突然變化，此臨界水平稱為碘的K緣（K-edge)，而軟組織的衰減系數曲線無此特征。當分別用高于和低于碘的K緣能量兩種X線光譜曝光時，所獲得影像內的碘信號可有較大的差別。兩幀不同能量的影像通常是在瞬間相繼獲得的，時間差別很小可忽略不計，二者減影主要依賴的是能量變量，減影后可得到保留碘信息而消除了軟組織背景的減影像，故稱此種減影方式為能量減影。
3．混合減影（Hybrid Subtraction)
兩種物理變量的減影方法相結合的減影技術，稱為混合減影。目前常用的為基于時間與能量兩種物理變量的混合減影。其方法為首先進行高于和低于K緣的雙能曝光及每個曝光對的能量減影，消除大部分軟組織背影，但保留碘信號及大部分骨骼影。然后再將經能量減影的影像再作時間減影，可進一步消除骨骼信號和軟組織信號，僅遺留碘信號。
混合減影對消除軟組織的移動偽影與配準不良很有效，但其缺點是在能量減影階段碘信號（對比劑)有所丟失，混合減影衰減信噪比（SNR)低。一般混合減影的信噪比僅為時間減影的35～40%，這對信號值低的小血管顯示較為不利。
4．動態(tài)數字減影體層攝影(Dynamic Digital Subtraction Tomography)
動態(tài)數字減影體層攝影為涉及物理學變量“深度”的減影方法。DSA中擬分層顯示的血管結構內對比劑的廓清是動態(tài)的，與常規(guī)體層攝影不同。因此對設備也有特殊的要求。其方法是在脈沖減影技術基礎上結合常規(guī)體層攝影術的X線球管移動，并用影像增強器代替X線膠片。注入對比劑后可獲得一體層攝影片和一系列數字合成的體層攝影減影片。這種減影方法可防止血管重疊，對直徑小于
1mm的小血管也能清晰顯示。其缺點是深度分層不完全。
（一)靜脈注射數字減影血管造影（IVDSA)
凡是經靜脈途徑置入導管或套管針注射對比劑行DSA檢查者，皆稱之為IVDSA。如將導管頭端或套管針置放于外圍淺靜脈（外周法)、或將導管頭置放于上腔靜脈或右心房（中心法)注射對比劑行DSA并顯示動脈者，稱之為非選擇性IVDSA，又稱再循環(huán)法（re-circulation method)。如將導管頭置放于或鄰近于受檢靜脈或心腔注射對比劑者，則稱為選擇性IVDSA。
非選擇性IVDSA，無論外周法或中心法，都屬于采用“經靜脈注射對比劑來顯示動脈的再循環(huán)法”，進入靜脈的對比劑必須流經肺循環(huán)到體循環(huán)后始能使動脈顯影。為減少對比劑的過多稀釋和動脈內有足夠的碘濃度，對比劑一般要用高濃度（76％)，高注速（外周法15ml／秒、中心法20ml／秒)，每次注射劑量也多在40ml以上。目前非選擇性IVDSA主要用于主動脈及其主干疾患的診斷，如大動脈炎、主動脈縮窄、頸動脈體瘤等。
選擇性IVDSA混合的血液容量較非選擇性IVDSA小，對比劑被稀釋較少，常用于上、下腔靜脈疾患和累及右心、肺動脈、肺靜脈先天性心血管畸形的診斷。如上下腔靜脈的先天性畸形、腔靜脈狹窄、柏-查氏綜合征、腎靜脈血栓形成等。
IVDSA的優(yōu)點是可經周圍靜脈注入對比劑，操作方便；其缺點是檢查區(qū)的大血管同時顯影，互相重迭，對比劑用量較多，目前臨床應用已較少，僅在動脈插管困難或不適于IADSA時采用。
（二)動脈法數字減影血管造影（IADSA)
DSA顯示血管的能力與血管內碘濃度的高低密切相關。IADSA時，對比劑直接注入靶動脈或接近靶動脈處，稀釋少，用較低濃度較少量的對比劑，其靶動脈內的碘濃度仍比用較大劑量、較高濃度注射的IVDSA高，可較清晰顯示細小血管。
動脈法DSA分非選擇性和選擇性兩種。一般多采用經股動脈穿刺途徑，少部分經肱動脈或經腋動脈穿刺。
穿刺插管后，將導管頭端置于靶動脈之主動脈近端注射對比劑作順行性顯影者，稱之為非選擇性IADSA。如將導管頭端進一步深入到靶動脈的主干或主干的分支，則稱之為選擇性或超選擇性IADSA。目前，應用選擇性或超選擇性插管，對直徑200μ以下的小血管或病變部位，IADSA已能很好顯示。
（三)動態(tài)DSA
DSA的影像是由蒙片與造影像經復雜的減影過程而產生。造影過程任何微小的身體運動，都會造成蒙片與造影片配準不良，產生運動性偽影。目前，隨著DSA技術的發(fā)展，DSA成像過程中球管與檢測器同步運動而得到清楚的系列減影像已經成為現實，因此DSA已經能對運動部位進行成像。在球管、人體、檢測器規(guī)率運動的情況下，獲得DSA圖像的方式，稱為動態(tài)DSA。常見的有數字電影減影、旋轉式血管造影減影、步進式血管造影減影和遙控對比劑跟蹤技術。
（四)三維DSA
指通過軟件控制在雙C臂DSA系統(tǒng)中進行雙平面血管造影，以每秒25幀以上的速率同時獲得正側兩個方向的造影像，再將兩個不同方向的造影像分別顯示在兩臺監(jiān)視器上，通過專用的觀測鏡可看到真實立體感的三維影像。同時，還可通過專用的測量軟件，準確計算出病變的三維空間位置。這種通過軟件實現雙平面血管造影的方法，可避免普通DSA血管重疊影響觀察時需要多次造影和多體位投照的不足，大大減少對比劑用量，有利于介入過程的準確操作和縮短介入診治的時間。
（一)DSA的優(yōu)點
1．對比分辨率高 DSA較膠片、增感屏的組合信/噪比和對比分辨率明顯增高。DSA的對比分辨力可達0.2％，超出常規(guī)血管造影（CA)10倍，經靜脈注入對比劑來顯示動脈（非選擇性IVDSA)，操作簡便，損傷性小。在診斷大血管和其主干疾患時幾乎可完全代替IADSA和常規(guī)血管造影。
2．對比劑用量少 利用DSA的高分辨率，IADSA能在明顯減少對比劑濃度和用量及其副作用的前提下，提高影像對比和空間分辨力。
3．實時顯影 DSA可將造影結果全部即時顯示在熒光屏上并儲存在磁盤內，操作者可隨時根據血管的顯影情況繼續(xù)或停止攝片，可即時分析圖像，并選擇合適的圖像攝片。
4．軌跡減影透視（Road-Mapping，也稱示蹤圖) 第一次透視時，經導管注射少量對比劑在圖像最滿意時松腳閘，該圖像所顯示的血管影被記錄在屏幕上，并減去骨影。病人保持不動，第二次透視再行選擇性插管時，導管可沿著記錄在屏幕上的血管影走行，起到直接的引導作用。
（二)DSA各種造影方法的選擇原則
1．主動脈及其主干疾患的診斷首選非選擇性IVDSA，簡便省時，損傷少。必要時，再行非選擇IADSA。
2．上、下腔靜脈疾患和累及右心、肺動脈、肺靜脈的先天性單發(fā)、復合或復雜的心血管畸形首選選擇性IVDSA。
3．造影前估計采用再循環(huán)法無法顯示或不能清晰顯示的主動脈及其主干的疾患，如動脈導管未閉、主肺動脈間隔缺損和腎動脈分支狹窄等應首選非選擇性IADSA。
4．對老年患者，尤其是有動脈硬化所致血管紆曲者和多次行導管內灌注化療腫瘤患者（常伴有側支循環(huán)形成)，先行非選擇性IADSA往往有助于選擇性IADSA插管。
5．各臟器和累及左心、冠狀動脈的疾患首選選擇性IADSA或超選擇性IADSA。
（三)DSA在介入放射學中的應用
介入放射學（interventional radiology)是一門新興的介于傳統(tǒng)內科學和外科學之間的邊緣學科。其特點是在醫(yī)學影像技術導引下，集影像診斷與微創(chuàng)性治療為一體，可重復性強，定位準確，療效高，見效快。
介入放射學一般分血管性和非血管性技術。多數項目都涉及血管性介入技術。因此，DSA在介入放射治療中起著非常重要的不可替代的作用。
1．DSA在頭頸部和中樞神經系統(tǒng)疾病中的應用 主要用于腦血管疾病和顱內腫瘤的診斷與鑒別診斷，如腦動靜脈畸形、顱內動脈瘤、頸內動脈海綿竇瘺、腦血管狹窄和閉塞性疾病等。IADSA對顯示頸段和顱內動脈均較清楚，可用于診斷頸段動脈狹窄或閉塞、血管發(fā)育異常和動脈閉塞等。對部分的顱內腫瘤，DSA可了解其供血動脈和腫瘤染色情況，進行必要的術前栓塞治療。
2．DSA在心臟大血管疾病中的應用 ①功能性檢查：左心室大小及左室射血分數的測量；局部室壁運動功能觀察；心肌體積測量等。②形態(tài)學檢查：主要用于診斷和鑒別主動脈夾層動脈瘤、主動脈縮窄、大動脈炎、主動脈發(fā)育異常等，DSA顯示冠狀動脈亦有較好的效果。
3．DSA在腹部的應用 主要用于直接觀察腹主動脈及其主要分支的疾患，如腎動脈狹窄及其狹窄程度、腎腫瘤的供血及腫瘤染色、腸血管畸形和發(fā)育不良等。對腹腔動脈及其分支的病變，如肝癌、肝海綿狀血管瘤、胃潰瘍及胃癌等的診斷與介入治療，DSA也有很好的作用。
4．DSA在外周血管疾病中的應用 靜脈和動脈數字減影可用于診治四肢大血管及其分支的病變，如脈管炎和血栓性靜脈炎、動脈狹窄等。
計算機體層攝影（computed tomography， CT)是近代飛躍發(fā)展的計算機技術和X線檢查技術相結合的產物。
早在1917年奧地利數學家J.Radon從數學理論上證明了二維或三維物體可通過集合其無限投影以重建圖像。1938年德國Gabriel Frank首先在X線診斷工作中用光子方法進行圖像重建。1961年以后，Oldendorf等曾先后將圖像重建技術運用于臨床診斷工作，只因所得圖像清晰度欠佳而未能用于臨床。1963年美國Cormack提出了X線掃描進行圖像重建的正確數學推算方法，從而為進一步開展CT技術打下了基礎。
1971年英國EMI公司Hounsfield工程師研制成功第一臺頭部CT掃描機。同年10月4日，Hounsfield與英國Atkinson Morley醫(yī)院的神經放射學家Ambrose合作，成功地檢查了第一例病人，取得了極為滿意的診斷效果。這一成果于1972年在英國放射學術會議上發(fā)表，1973年在英國放射雜志上報道，引起了人們的極大關注。這種診斷價值高，無痛苦、無創(chuàng)傷的診斷方法，是放射診斷領域中的重大突破。Hounsfield因此而獲得了1979年的諾貝爾醫(yī)學生物學獎。
1974年美國Georgetown醫(yī)學中心工程師Ledcey設計了全身CT掃描機，1975年第一臺全身CT機問世。目前，CT裝置在設計和功能上都有了很大的改進和發(fā)展，特別是螺旋CT和超高速CT的臨床應用，診斷效果越來越好，臨床應用也日趨普遍。
與傳統(tǒng)X線照片相比，CT圖像是真正的斷面圖像，它顯示的是人體某個斷面的組織密度分布圖。CT仍以X線作為投射源，由探測器接收人體某斷面上的各個不同方向上人體組織對X線的衰減值，經模/數轉換輸入計算機，通過計算機處理后得到掃描斷面的組織衰減系數的數字矩陣，然后將矩陣內的數值通過數/模轉換，用黑白不同的灰度等級在熒光屏上顯示出來。CT圖像具有圖像清晰，密度分辨率高，無斷面以外組織結構干擾等特點。
1．體素（Voxel)和像素（Pixel)
CT圖像實際上是人體某一部位有一定厚度（如1mm，10mm等)的體層圖像。我們將成像的體層分成按矩陣排列的若干個小的基本單元（圖1-2)。而以一個CT值綜合代表每個小單元內的物質密度，這些小單元稱之為體素。同樣，一幅CT圖像是由很多按矩陣排列的小單元組成，這些組成圖像的基本單元被稱之為像素。體素是一個三維的概念，像素是一個二維的概念。像素實際上是體素在成像時的表現。像素越小，越能分辨圖像的細節(jié)，即圖像的分辨率越高。
圖1-2
圖1-2 CT圖像體素
2．矩陣（Matrix)
矩陣是一個數學概念，它表示一個橫成行、縱成列的數字陣列，將受檢層面分割為無數小立方體，這些小立方體就是像素。當圖像面積為一固定值時，像素尺寸越小，組成CT圖像矩陣越大，圖像清晰度越高。反之亦然。
3．空間分辨率（Spatial Resolution)
又稱高對比度分辨率，在保證一定的密度差前提下，顯示待分辨組織幾何形態(tài)的能力。常用每厘米內的線對數或者用可辨別最小物體的直徑（mm)來表示。
4．密度分辨率（Density Resolution)
又稱對比分辨率，是指在低對比情況下分辨組織密度細小差別的能力。CT的密度分辨力較普通X線高10 ~20倍。
5．CT值
X線穿過人體的過程中，計算出每個單位容積的X線吸收系數（亦稱衰減系數μ值)。將μ值換算成CT值，以作為表達組織密度的統(tǒng)一單位。
某物質的CT值等于該物質的吸收系數（μm)與水的吸收系數（μw)之差，再與水的衰減系數相比之后乘以1000。其單位名稱為Hu（Hounsfield Unit)，1000為Hu的分度因素。CT值計算公式如下：
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例如：水（μW)、骨（μB)、空氣（μA)的吸收系數分別為：1.0、2.0、0。
人體組織的CT值界限可分為2000個分度，上界為骨的CT值（1000Hu)，下界為空氣的CT值（-1000Hu)。這樣分度包括了由最高密度（骨皮質)到最低密度（器官的含氣部分)的CT值（圖1-3 )
圖1-3
圖1-3 人體組織的CT值
6．窗寬與窗位
窗寬（window width)是指熒屏圖像上所包括16個灰階的CT值范圍。人體組織CT值范圍有2000個分度（－1000~＋1000)，如在熒屏上用2000個不同灰階來表示2000個分度，由于灰度差別小，人眼不能分辨（一般僅能分辨16個灰階)。如用16個灰階來反映2000個分度，則所分辨CT值是125Hu（2000/16)，也就是說兩種組織CT值的差別小于125Hu，則不能分辨。為了提高組織結構細節(jié)的顯示，使CT值差別小的兩種組織能夠分辨，則要采用不同的窗寬來觀察熒屏上的圖像。例如用窗寬100，則可分辨CT值為6.25Hu（100/16)，即組織的CT值差別大于6.25Hu就能分辨。
窗位（window level)又稱窗中心（window center)，是指觀察某一組織結構細節(jié)時，以該組織CT值為中心觀察。例如腦CT值約35Hu，選窗位就是35Hu，而窗寬常用100Hu，在熒屏圖像上16個灰階CT值的范圍即為-15~85Hu。CT值<-15Hu組織的灰度與-15Hu相同，CT值>85Hu組織的灰度與85Hu相同，而CT值在-15Hu與85Hu的組織則以16個不同灰階清楚地顯示出來。
在熒屏圖像上，加大窗寬，圖像層次增多，組織對比減少，細節(jié)顯示差；窗寬調至最低，則沒有層次，只有黑白圖像。提高窗位，熒屏上所顯示的圖像變黑，降低窗位則圖像變白。因此，在實際工作中，窗口技術對顯示病變是很重要的。
7．偽影（Artifact)
偽影是指在被掃描物體中并不存在而圖像中卻顯示出來的各種不同類型的影像。一類與病人有關，一類與CT機性能有關。偽影影響圖像質量，在診斷時應予注意。
病人不自主運動，如呼吸、心跳可形成偽影。病人在檢查時不合作，躁動可產生偽影。另外，病人體內高密度結構和異物亦可形成偽影，如巖骨、金屬假牙、鋼釘等。
另一類偽影由CT設備故障引起，有條紋狀偽影，環(huán)形偽影等。
8．部分容積效應（Partial Volume Effect)
在同一掃描層面內含有兩種以上不同密度的物質時，其所測CT值是它們的平均值，因而不能如實反映其中任何一種物質的CT值，這種現象為部分容積效應或稱部分容積現象（partial volume phenomenon)。
在CT圖像診斷中，由于部分容積效應的存在，小于層面厚度的病變可顯影，但所測CT值并不真實反映該病變組織的CT值。病變密度高于周圍組織，而厚度小于層面厚度，則所測病變CT值要低于其本身。病變密度低于周圍組織，而厚度小于層面厚度，則所測病變CT值要高于其本身。在臨床診斷中，對小病變CT值評價要注意部分容積效應的影響。
CT成像可歸納為3個步驟：
1．X線掃描數據的收集和轉換
X線射入人體，被人體吸收而衰減，其衰減的程度與受檢層面的組織、器官和病變的密度（原子序數)有關，密度越高，對X線衰減越大。
探測器組合收集衰減后的X線信號（X線光子)時，借閃爍晶體（或氙電離室)、光電管和光電倍增管的作用，將看不見的光子轉變?yōu)榭梢姽饩�（閃爍晶體的作用)，再將光線集中（光導管的作用)，然后將光線轉變?yōu)殡娦盘柌⒎糯螅ü怆姳对龉艿淖饔?。
借模擬/數字轉換器輸入的電信號轉變?yōu)橄鄳臄底中盘柡�，送入計算機。
2．掃描數據處理和重建圖像
計算機將輸入的原始數據加以校正處理，再進行重建圖像。
3．圖像的顯示及貯存
將重建圖像矩陣中的數據，再經過數字模擬轉換，轉變?yōu)椴煌野刀鹊墓恻c，形成圖像，可由熒光屏顯示，亦可拍成照片；或以數據的形式用打印機打�。灰部射浫氪艓�、光盤、軟盤等永久保存。
CT裝置主要由掃描機架、檢查床、高壓發(fā)生器、計算機及陣列處理器和圖像顯示、存貯、及輸出設備組成。
（一)掃描機架
1．X線管 CT用X線管分為固定陽極和旋轉陽極兩種。固定陽極X線管由于其有效的焦點面積小，熱容量不足，不能耐受較大的管電流使陽極產生的高熱，只能用于第一、二代CT裝置。旋轉陽極X線管焦點的有效面積增大，熱容量大幅度增加，可耐受較大的管電流。故多用于三、四代CT裝置。
2．探測器 探測器是將X線信號轉變?yōu)殡娦盘柕钠骷�。有固定探測器和氣體探測器兩種類型。固體探測器一般用碘化鈉（NaI)、碘化銫(CsI)、鍺酸鉍（BGO)等組成的閃爍晶體，它將檢出的X線信號轉變成光信號，再與光電二極管配合最后轉化成電信號。固體探測器具有靈敏度高，有較高的轉換率等特點，但余輝較長，一致性較差。氣體探測器已很少應用。目前新推出的CT機配有陶瓷晶體探測器，該探測器具有靈敏度高，一致性好，余輝小，且體積小，可用作多層螺旋CT。
3．準直器 準直器位于X線管射線的出口端和探測器接收X線的入口端。其主要作用是對X線束進行導向和整形。濾除探測器接收范圍以外的X線和散射線，準直器的縫隙寬度決定掃描層面的厚度。通常在1~10mm范圍內調節(jié)，要注意的是當層面厚度較薄時，由于探測器接收的光子數減少，噪聲增大，要增曝光量，才能獲得滿意的圖像。
4．模/數（A/D)轉換器 探測器采集的電信號是連續(xù)變化的模擬量，模/數轉換器是將探測器采集的模擬電信號轉換為計算機所能識別的數字信號，供計算機重建圖像。
（二)檢查床
檢查床主要功能是將病人的檢查部位送入掃描孔。掃描期間，常規(guī)CT以步進方式水平移動，螺旋CT則作水平勻速運動。
（三)高壓發(fā)生器
主要為X線管提供高壓，根據高壓發(fā)生器的整流頻率可分為低頻，中頻和高頻，由于高頻高壓發(fā)生器輸出的電流波形較平直，且效率高，體積小，故現在的CT多采用高頻高壓發(fā)生器。
（四)計算機系統(tǒng)
CT有兩個主要的計算機系統(tǒng)。一是主計算機，一是陣列處理器。主計算機負責控制整個系統(tǒng)的運行，包括機架、床的運動、X線的產生、數據的產生、數據收集以及各部件間的信息交換。陣列處理器則負責圖像重建。
隨著計算機技術的提高，運算速度加快，也有些CT的圖像重建全部由主計算機處理。
（五)圖像的顯示、存儲及輸出設備
掃描得到的結果，一般由計算機從硬盤調出并顯示在屏幕上，利用相應的軟件，我們可通過調節(jié)窗寬和窗位使病灶顯示更加清晰，符合診斷的要求，當圖像資料需要永久保存時，一方面，可利用多幅或激光照相機拍攝成膠片。另一方面，可存貯在MOD、CD上，還可將圖像傳送到PACS系統(tǒng)，存貯在PACS的磁帶庫，磁盤塔，光盤塔上供共享。
掃描方式實際反映了CT裝置的發(fā)展水平，按掃描方式的不同，CT裝置可分一至五代。
（一)第一代CT，一般用旋轉/平移的方式掃描（圖1-4)。X線管產生的射線束和相對的檢測器環(huán)繞人體的中心作第一次同步平行移動，然后，通過該中心旋轉1°，并作第二次掃描，周而復始，完成全部數據的采集共需旋轉180°。其掃描速度慢，平移一次，采集的數據少，故第一代CT很快被淘汰。
圖1-4
圖1-4 第一代CT掃描方式
（二)第二代CT，與第一代CT機沒有本質的差別（圖1-5)。僅由單一筆形X線束改為扇形X線束，由扇形排列的多個探測器代替單一的探測器。每次平移掃描后的旋轉角由1°提高到扇面夾角度數，故掃描時間縮短。
圖1-5
圖1-5 第二代CT掃描方式
（三)第三代CT，此類CT機將300枚-800枚探測器作扇形排列，扇形角包括整個掃描視野。X線管與探測器組合作同步旋轉運動（圖1-6)。掃描速度提高至5秒以內。第三代CT機已廣泛用于顱腦及全身檢查。
圖1-6
圖1-6 第三代CT掃描方式
（四)第四代CT，探測器可達千余枚，以環(huán)形排列且固定不動，X線管可在環(huán)形排列的探測器內作360°的旋轉（圖1-7)。X線管旋轉同時進行掃描，同X線管所發(fā)射的扇形束相對的探測器接受透過的X線。掃描時間縮短至2~5秒。
圖1-7
圖1-7 第四代CT掃描方式
（五)第五代CT，也稱超快速CT（ultrafast CT，UFCT)、電子束CT（electron beam CT，EBCT)。它的主要組成部分為電子槍，聚焦線圈，偏轉線圈，多排探測器群，高速移動的檢查床和控制系統(tǒng)（圖1-8)。它是利用電子束通過人體，能量衰減后，被探測器所探測，經過模/數轉換和數/模轉換等過程，形成一幅與一般CT圖像相同的圖像。與一般CT不同之處是：它沒有球管和探測器的轉動。電子束由偏轉線圈控制轉動，掃描速度較一般CT快數倍至數十倍，最快掃描速度為每層0.05秒，完成許多CT不能完成的任務，如冠狀動脈的CT血管造影和心臟造影等。
圖1-8
圖1-8 第五代CT結構示意圖
（六)螺旋CT（Spiral CT，SCT或Helical CT)
常規(guī)CT掃描檢查床為步進移動方式。即CT掃描采集數據時，病人掃描部位處于靜止狀態(tài)，第一次掃描采集結束后，待檢查床移動至下一層面，再進行第二次掃描采集數據。如此反復進行，每次掃描只能發(fā)生一幅橫斷面圖。
與常規(guī)CT掃描不同，螺旋CT 掃描時，病人躺在檢查床上以勻速進入CT機架，同時X線球管連續(xù)旋轉式曝光。這樣采集的掃描數據分布在一個連續(xù)的螺旋形空間內，所以螺旋CT掃描亦稱容積CT掃描（volume CT scanning)。螺旋的意思為掃描過程中圍繞病人X線束的軌跡呈螺旋狀（圖1-9)。
圖1-9
圖1-9 螺旋CT掃描軌跡示意圖
螺旋CT有以下優(yōu)勢：
1．掃描速度快 一般部位的掃描可在10~20s內完成，或在病人一次屏氣狀態(tài)完成數據采集，方便危重病人及嬰幼兒患者的檢查，并可在對比劑達到峰值時成像，節(jié)省對比劑用量。
2．提高病灶檢出率和CT值測量的準確性 由于SCT采集的是容積數據，可消除呼吸運動偽影；避免遺漏小病灶，并可以采取任何位置或任何方向重建�？梢员ＷC以病灶為中心；避免部分容積效應。
3．多功能顯示病灶 SCT可重建出高質量的三維圖像和血管造影圖像，在某些部位獲得仿真內鏡圖像，具有CT透視功能，指導介入手術等。
（一)平掃（Precontrast Scan或Non-Contrast Scan)
指血管內不注射對比劑的掃描。一般多做橫斷面掃描，偶爾亦做冠狀面掃描。層厚可選1~10mm。檢查時病人要制動。腹部掃描病人需口服對比劑。
（二)增強掃描（Post Contrast Scan 或Contrast Scan)
指血管內注射對比劑后的掃描。目的是提高病變組織同正常組織的密度差，以顯示平掃上未被顯示或顯示不清的病變，通過病變有無強化或強化類型，對病變作定性診斷。
（三)造影掃描
造影掃描是在對某一器官或結構進行造影再行掃描的方法，它可更好地顯示結構和發(fā)現病變。如脊髓造影CT、膽囊造影CT等。
（四)、特殊掃描
1．薄層掃描 為了觀察某些病變的細節(jié)和避免部分容積效應而選用。層厚用1~5mm不等。如對肺部小球形病灶的觀察可用薄層掃描。
2．重疊掃描 掃描床移動的距離小于層厚，如層厚10mm，床移動8mm，使掃描層面部分重疊，避免部分容積效應或遺漏小的病灶。但重疊越多，接受X線照射量也增多。
3．靶區(qū)CT掃描 （Target CT Scanning) 也稱目標CT掃描（object CT scanning)、放大CT掃描(magnify CT scanning)，是對感興趣區(qū)作局部CT掃描，常用小的FOV、薄層（1~5mm)�？擅黠@提高空間分辨率，臨床上主要用于小器管或小病灶的掃描，如肺小結節(jié)、垂體及腎上腺等。
4．高分辨率CT掃描（High Resolution CT， HRCT) 采用薄層中、高/極高分辨率重建（或骨算法重建)及特殊的過濾處理，可得到組織的細微結構圖像，稱為高分辨率CT（HRCT)，臨床主要用于肺部彌漫性間質性病變以及結節(jié)病變等的檢查，骨算法重建主要用于顳骨CT掃描，以顯示內耳、中耳聽小骨等細微骨結構。
5．延遲掃描（Delay CT， DCT) 注射對比劑后，等待幾分鐘甚至幾小時后再次掃描稱延遲掃描。如對肝海綿狀血管瘤定性診斷，常需延遲幾分鐘至半小時后掃描。對小肝癌定性需延遲4~8小時再掃描，這是因為碘對比劑經腎排泄，但有10%經肝排泄，正常肝細胞具有吸收和排泄碘的功能，注射對比劑4~6小時后其CT值可提高1~10Hu，而肝癌細胞不具備此功能。
6．動態(tài)掃描 注射對比劑后，利用機器軟件連續(xù)快速掃描，在掃描結束后逐一處理和顯示圖像。動態(tài)掃描分兩種：進床式動態(tài)掃描（incremental dynamic scanning)和同層動態(tài)掃描（single level dynamic scanning)。前者是發(fā)現病灶為目的，后者主要是為研究病灶的性質。
7．CT三維圖像重建 三維CT（three dimensional CT，3DCT)是將螺旋CT掃描的容積資料在工作站3DCT軟件支持下合成三維圖像，此圖像可360º實時旋轉，以便從不同角度觀察病灶，利用減影功能可選擇去除某一些遮掩病灶的血管和骨骼，方便更深入地觀察及模擬手術過程。常用方法主要是表面遮蓋顯示（shaded surface display，SSD)及容積重建技術（volume-rendering techinique)。薄的層厚（<5mm)、慢的床移速度（pitch 0.5~1.0)，層面之間多重疊及采用高分辨重建方法可使重建的圖像細致、光整、連續(xù)。臨床主要用于頭顱、頜面部、膝、髖關節(jié)等。
8．CT多平面重組（Multiple Plannar Reconstruction，MPR) CT多平面重組是指在任意平面對容積資料進行多個平面分層重組，重組的平面可有冠狀、矢狀、斜面及曲面等任意平面，能從多個平面和角度更為細致地分析病變的內部結構及與周圍組織的關系，其成像快，操作方便，已在臨床上廣泛應用。
9．CT血管造影（CT Angiography，CTA) 又稱螺旋CT血管造影（SCTA)，它是指靜脈注射對比劑后，在循環(huán)血中及靶血管內對比劑濃度達到最高峰的時間內，進行螺旋CT容積掃描，經計算機最終重建成靶血管數字化的立體影像。常用的成像方法有SSD及最大密度投影法（maximum intensity projection，MIP)，前者可得到彩色圖像。臨床主要用于顯示身體各主要器官的血管結構。CTA是螺旋CT在臨床應用的一個新領域，主要優(yōu)點有：①不需要動脈插管；②可以從任意角度觀察；③可結合MR圖像將血管剖開，觀察腔內改變；④圖像處理及操作簡單快捷。CTA不足之處在于對小的血管分支不能顯示。
10．CT仿真內鏡技術 CT仿真內鏡成像（CT virtural endoscopy，CTVE)是螺旋CT容積掃描和計算機仿真技術相結合的產物，它是利用計算機軟件功能，將CT容積掃描獲得的圖像數據進行后處理，重建出空腔器官表觀立體圖像，類似纖維內鏡所見。SCT連續(xù)掃描獲得的容積數據重建出來的立體圖像是其基礎，在此基礎上調整CT值閾值及透明度，使不需要觀察的組織透明度變?yōu)?00%，從而消除其影像，而需要觀察的組織透明度為0，從而保留其影像。再調節(jié)人工偽彩，即可獲得類似纖維內鏡的仿真色彩。目前主要用于胃、大腸、血管、鼻腔、鼻竇、喉、氣管及支氣管等空腔器官病變的觀察，可與纖維內鏡技術相媲美，其優(yōu)點是可從病灶的任意方向（上或下)觀察，但不足之處是不能取組織作病理切片。
11．CT灌注成像（Perfusion CT) CT灌注成像是結合快速掃描技術及先進的計算機圖像處理技術而建立起來的一種成像方法，能夠反映組織的血管化程度及血流灌注情況，獲得血液動力學方面的信息，屬于功能成像的范疇。CT灌注成像的基本原理是對比劑靜脈團注后，在其首次經過受檢組織的過程中對某一選定層面進行快速動態(tài)掃描，獲得一系列動態(tài)圖像，然后分析對比劑首過程中每個象素所對應的體素的密度變化，從而得到反映血流灌注情況的參數，并組成新的數字矩陣，通過數/模轉換，以相應的灰度或顏色表現出來，即可得到灌注成像。CT灌注成像要求的兩個技術問題是對比劑團注速度（多在5ml/s以上)及高的時間分辨率。CT灌注成像最先應用于腦梗塞的診斷，以后逐漸應用于肝、腎血流灌注及腫瘤的診斷。此外，還可用于移植腎的血流灌注評價，有助于早期了解移植血管的存在情況；應用電子束CT灌注成像還可用于心臟灌注情況的評價，有助于缺血性心肌病的早期診斷。
（一)對比劑的分型
CT對比劑多為水溶性碘對比劑，均為三碘苯環(huán)的衍生物。根據其結構可分為離子型與非離子型。常用離子型CT對比劑有：60%泛影葡胺（信誼)、65%Amgiografin (Schering AC)、60%碘卡明（信誼)等，常用非離子型有：Ultravist(優(yōu)維顯，Schering AC)、Omnipaque(歐乃派克 ，Nycomed)、Iopamiro(碘必樂，Bracco)等。
（二)對比劑的作用原理及臨床應用
CT對比劑對成像起主要作用的是其攜帶的碘。碘對X射線的高衰減性在CT圖像上表現為高密度，增加碘分布區(qū)與周圍組織的密度對比度。因對比劑引入途徑的不同，其作用原理又略有不同。經血管注入對比劑，對比劑大量分布于血管內，很快進入組織細胞外液，并達到平衡。對比劑在某組織的分布取決于該組織的血流量、血流速度、毛細血管的通透性及細胞外液的體積。直接引入腔內的對比劑，如口服、灌腸及椎管穿刺造影等，對比劑均勻分布于腔內，直接增加與周圍的密度對比度。
在CT檢查中，對比劑應用十分廣泛。CT平掃發(fā)現占位性病變時一般需增強掃描，了解病變的血供情況，以利于腫瘤與炎癥等病變的鑒別。對于血管性病變，增強掃描可直接顯示畸形血管的情況，對診斷有決定性作用。椎管內注入對比劑CT掃描，清晰勾畫出蛛網膜下腔的形態(tài)、大小等，有利于椎管內病變的定位、定性診斷。上腹部CT掃描常規(guī)口服1~2%的對比劑充盈胃和小腸，減少氣體偽影，鑒別腸管和腫物。盆腔掃描常規(guī)清潔灌腸后用1~2%對比劑保留灌腸，直接顯示大腸的情況及和周圍器官的關系。
（三)、對比劑的給藥途徑
1．靜脈團注法（Blous Injection) 亦稱快速注射法，將某一劑量的高碘濃度對比劑加壓快速注入靜脈，在對比劑經血循環(huán)大量進入靶器官的供血動脈時開始掃描，現已成為常規(guī)增強方式。為了保證靶器官的最佳強化，需準確掌握對比劑從注射部位到靶器官的循環(huán)時間，可按Schad提供方法進行計算。從臂靜脈注射對比劑，循環(huán)至右心室、左心室、胸主動脈、腹主動脈、腦和髂動脈分別為4、11、12、13、13和15秒。對比劑用量為1.5 ~2.0ml/kg體重，注射速度每秒1~2ml。
2．靜脈滴注法 臨床上不常用。如用60%對比劑100ml或30%對比劑200 ml，半量于5分鐘內靜脈注入，余半量行靜脈滴注，同時行CT掃描。
3．動脈注射給藥法 主要用于肝實質的檢查，可將導管置于肝動脈，亦可置于腸系膜上動脈或脾動脈，經門靜脈回流后顯示肝內情況。
4．腸腔造影 腹部空腔臟器檢查，可用1~3%碘對比劑充填。顯示胃及十二指腸于掃描前口服對比劑；顯示小腸可于檢查前第一天晚上口服對比劑；結腸及直腸可用對比劑直接灌腸后檢查。
（四)對比劑反應的類型
目前國內外多使用離子型對比劑，有資料表明，輕度反應3.0~3.9%，中度反應1.0~1.6%，重度反應0.01~0.06%，死亡0.0025~0.0074%。亦有報道威脅生命或嚴重反應為1/3000~1/4530。用非離子型對比劑病人過敏反應少，但價格昂貴。對比劑反應的分類及處理原則見表1-1
表1-1 對比劑反應的分類及處理原則
| 程度 | 主要癥狀 | 處理 |
| 輕度 | 不需處理，部分屬生理性 | |
| 中度 | 反復重度嘔吐，蕁麻疹（重)，面部水腫，輕度喉頭水腫，輕度支氣管痙攣，輕度和暫時性血壓下降 | 反應短暫，無生命危險，需處理，不需住院 |
| 重度 | 休克，驚厥，重度支氣管痙攣，重度喉頭水腫 | 有生命危險，必須及時處理，需住院 |
| 死亡 | 呼吸、心跳驟停 |
核磁共振（nuclear magnetic resonance， NMR)現象是由美國斯坦福大學Bloch和哈fo大學Purcell在1946
年分別在兩地同時發(fā)現的，因此兩人獲得了1952年諾貝爾物理學獎。20世紀70年代，NMR技術才與醫(yī)學診斷聯系起來。1976年Hinshaw首先實現了人體手部成像，并于1980年推出世界上首臺NMR成像商品機。20世紀80年初NMR成像用于臨床以來，為了與放射性核素檢查相區(qū)別，改稱為磁共振成像（magnetic resonance imaging， MRI)。在此期間，MRI得到了迅猛發(fā)展，由于硬件及軟件設備的改進，掃描時間已從原先的以分鐘計發(fā)展到目前以毫秒計，圖像質量也大大提高，檢查項目從原先的MRI發(fā)展到磁共振血管造影（magnetic resonance angiography， MRA)、磁共振波譜（magnetic resonance spectroscopy， MRS)等，影像設備日趨成熟，已成為臨床一個很重要的檢查手段。
MRI裝置主要由3大部分構成，即磁體系統(tǒng)、譜儀系統(tǒng)和計算機圖像處理系統(tǒng)（圖1-10)。
圖1-10
圖1-10 MRI設備的基本結構
（一)磁體系統(tǒng)
磁體系統(tǒng)由主磁體、梯度系統(tǒng)和射頻系統(tǒng)組成。
1．主磁體——產生靜磁場的磁體
（1)MRI對磁場的強度、均勻度和穩(wěn)定度有嚴格要求：一般認為質子成像的磁場場強在0.1～2.0T之間，對人體健康無影響，并能得到較好的圖像。磁場均勻度要求在一個較大范圍的空間內產生高度均勻的磁場，均勻度需達到10-4～10-6，即在幾個百萬分之一（parts per million，簡稱ppm)之間。磁場穩(wěn)定度是指單位時間磁場的變化率，短期穩(wěn)定度要在幾個ppm/h，長期穩(wěn)定度要在10ppm/h。
（2)磁體的類型：磁體為永磁型、常導型、超導型3種類型。永磁磁體主要由鋁鎳鈷、鐵氧體和稀土鈷等，其特點是造價低、維護簡便，但由于磁性材料的用量與磁場強度的平方成正比，故場強不宜過大，一般在3000高斯左右。常導磁體由銅或鋁導線制成，制造簡單，但對電源要求高，耗電量大。超導磁體是用鈮-鈦合金制成，特點是磁場強度高而且穩(wěn)定，但技術復雜，費用高，在運行中要消耗液氮。
2．梯度系統(tǒng)
梯度系統(tǒng)用于掃描層面的空間定位，梯度線圈形成微弱的梯度磁場與主磁場重疊，這樣就可以根據磁場的梯度差別明確層面的位置。
3．射頻系統(tǒng)
射頻系統(tǒng)是用來發(fā)射射頻脈沖，使質子吸收能量并產生共振，在弛豫過程中產生MR信號并進行接收的一種裝置。射頻系統(tǒng)實際由發(fā)射與接收兩部分組成，其部件包括發(fā)射器、功率放大器、發(fā)射線圈、接收線圈及低噪聲信號放大器等。
（二)譜儀系統(tǒng)
譜儀系統(tǒng)包括梯度場、射頻場的發(fā)生和控制，MR信號接收和控制等部分組成。譜儀系統(tǒng)在整個成像裝置中，起著“承上啟下”的關鍵作用。它所采集的信號，通過適當接口傳送給計算機處理。
（三)計算機圖像處理系統(tǒng)
每部分要求配備大容量的計算機和高分辨的模/數轉換器（A/D)，以完成數據采集、圖像處理和圖像顯示。
由檢波器送來信號經A/D轉換器，把模擬信號轉變?yōu)閿底中盘�，得出層面圖像數據，再經過數/模轉換，用不同灰度或者顏色顯示圖像。
核磁共振是自旋的原子核在磁場中與電磁波相互作用的一種物理現象。有Bloch的氫原子核磁矩進動學說（經典力學理論)和Purcell的氫原子核能級躍遷學說（量子力學理論)，現僅敘述核磁矩進動學說。
（一)氫原子磁矩進動學說（經典力學理論)
Bloch從經典力學的角度描述了磁共振的產生過程。認為原子核磁矩偏轉過程即為磁共振過程，其磁矩偏轉及在新的狀態(tài)下繼續(xù)進動，可引起周圍線圈產生感應電流信號即磁共振（MR)信號�，F分述如下：
1．氫原子核磁矩平時狀態(tài)——雜亂無章
氫原子核具有自旋特性，在平時狀態(tài)，磁矩取向是任意的和無規(guī)律的，因而磁矩相互抵消，宏觀磁矩M=0（圖1-11)。
圖1-11 圖1-12
圖1-11 未置于磁場時，氫原子核磁矩取向呈隨意分布 圖1-12 置于磁場后，氫原子核磁矩取向有規(guī)律
2．氫原子置于磁場的狀態(tài)——磁矩按磁力線方向排列
如果將氫原子置于均勻強度的磁場中，磁矩取向不再是任意和無規(guī)律的，而是按磁場的磁力線方向取向。其中大部分原子核的磁矩順磁場排列，它們位能低，呈穩(wěn)定態(tài)，較少一部分逆磁場排列，位能高。由于順磁場排列的原子核多于逆磁場排列的，這樣就產生了一個平行于外磁場的磁矩M（圖1-12)。全部磁矩重新定向所產生的磁化向量稱之為宏觀磁化向量，換言之，宏觀磁化向量是表示單位體積中全部原子核的磁矩。磁場和磁化向量用三維坐標來描述，其中Z軸平行磁力線，而X軸和Y軸與Z軸垂直，同時X軸和Y軸相互垂直。
3．施加射頻脈沖——原子核獲得能量
一個短的無線電波或射頻能量被稱為“射頻脈沖”。能使磁化向量以90°的傾斜角旋轉的射頻脈沖稱為90°脈沖。質子磁化后，按照Larmor頻率向質子輻射射頻脈沖，質子才能發(fā)生進動（processim)，同相進動被稱為相干。
一旦建立了相干性，磁化向量Mo將偏離Z軸一個角度繞Z軸旋轉。Mo可以被分解成一個平行于Z軸的垂直分量Mz和一個橫向分量Mxy，Mxy在垂直于Z軸的XY平面內旋轉。隨著射頻脈沖的作用，橫向分量愈來愈大，垂直分量愈來愈小，最后僅有橫向分量Mxy而沒有垂直分量Mz。給予不同大小的脈沖，磁矩旋轉亦不同。
4．射頻脈沖停止后——產生MR信號
當射頻脈沖停止作用后，磁化向量不立即停止轉動，而是逐漸向平衡態(tài)恢復，最后回到平衡位置。橫向磁化分量Mxy很快衰減到零，并且呈指數規(guī)律衰減，將此稱橫向弛豫，而縱向磁化分量將緩慢增長到最初值，亦呈指數規(guī)律增長，將此稱縱向弛豫。這是一個釋放能量和產生MR信號的過程。
當射頻脈沖消失后，質子相干性逐漸消失，而質子磁矩在磁場的作用下開始重新排列。相干性和橫向磁化向量的損失將導致輻射信號振幅下降，這個衰減信號被稱為自由感應衰減信號（free induction decay，FID)。
（二)核磁弛豫
當射頻脈沖停止作用后，宏觀磁化向量并不立即停止轉動，而是逐漸向平衡態(tài)恢復，最后回到平衡位置。我們把這一過程稱弛豫過程（relaxation)，所用的時間稱弛豫時間（relaxation time)。射頻脈沖停止后，橫向磁化分量Mxy很快衰減到零，稱為橫向弛豫（transverse relaxation)；縱向磁化分量Mz將緩慢增長到最初值，稱為縱向弛豫。（圖1-13
圖1-13
圖1-13 90°射頻脈沖停止后，宏觀磁化向量的變化；橫向磁化向量Mxy很快衰減到零，縱向磁化向量Mz緩慢增長到最初值
1．縱向弛豫時間（T1值)
90°射頻脈沖停止以后，磁化分量Mz逐漸增大到最初值，它是呈指數規(guī)律緩慢增長，由于是在Z軸上恢復，故將其稱為縱向弛豫。弛豫過程表現為一種指數曲線，其快慢用時間常數來表示，T1時間規(guī)定為Mz達到其最終平衡狀態(tài)63%的時間（圖1-14)。
圖1-14
圖1-14 縱向弛豫
T1是指90°脈沖后，Mz恢復到63%的時間，T1愈短，信號愈強
縱向弛豫是質子群通過釋放已吸收的能量而恢復原來的高、低能態(tài)平衡的過程。由于能量轉移是從質子轉移至周圍環(huán)境，故稱自旋-晶格弛豫（spin-lattice relaxation)。能量轉移快，則T1值短，反之亦然。T1愈短，則信號愈強。
2．橫向弛豫時間（T2值)
90°射頻脈沖停止以后，磁化分量Mxy很快衰減到零，而且呈指數規(guī)律衰減，將其稱為橫向弛豫。T2值是指磁化分量Mxy衰減到原來值的37%的時間（圖1-15)。
圖1-15
圖1-15 橫向弛豫時間
T2是指90°脈沖后，原磁化分量Mxy衰減到原來值的37%的時間，T2愈短，信號愈弱
90°射頻脈沖結束時，磁化分量Mxy達到最大值進動的質子最相干，隨后，由于每個質子處于稍有差別的磁場中，開始按稍有不同的頻率進動，這將造成分相，相干性逐漸減弱。因能量是在質子間相互傳遞，故又稱自旋-自旋弛豫（spin-spin relaxation)。
固體中質子相干性喪失很快，故固體T2值短，信號弱。而水一類的小分子質子一直以相位進動，相干性可以保持很長時間，故純液體T2值長，信號強。
一個短的無線電波或射頻能量稱為射頻脈沖，它的作用就是如何有效獲得MR信號。射頻脈沖序列有：
（一)自旋回波（Spin Echo，SE)序列
在90°脈沖之后，發(fā)射180°脈沖這種形式構成的序列稱為自旋回波序列。其過程為先發(fā)射一個90°脈沖，間隔數毫秒至數十毫秒，再發(fā)射一個180°脈沖，180°脈沖后10~100ms，測量回波信號強度。SE序列有兩個時間參數：TR與TE，可簡寫成SE TR/TE。TR是指兩個90°脈沖之間的時間，稱為重復時間（repetition time，TR)；TE是指90°脈沖至測量回波的時間，稱為回波時間（echo time，TE)。
應用SE序列成像，通過調節(jié)TR和TE的長短可分別獲得反映T1、T2及質子密度特性的MR圖像，這些圖像分別稱T1加權像（T1 weighted imaging，T1WI)、T2加權像（T2 weighted imaging，T2WI)和質子密度加權像（proton density weighted imaging，PDWI)（表1-2)。
表1-2 SE序列各加權像的參數
| 加權像 | TR | TE |
| T1加權像 | 短（<500ms) | 短（15~25ms) |
| T2加權像 | 長（1500~2500ms) | 長（90~120ms) |
| 質子加權像 | 長（1500~2500ms) | 短（15~25ms) |
（二)反轉回復（Inversion Recovery，IR)序列
該序列采用多次“180°-90°-180°”脈沖組形式獲得回波信號及重建圖像。在單個脈沖組中，第一個180°至90°間隔的時間為回復時間（inversion time，TI)；90°后經180°到回波產生相隔的時間為回波時間（TE)；兩個脈沖組間隔的時間為TR。
傳統(tǒng)的IR序列常用于T1加權像，應盡量選擇長的TR（>1500ms)，目的在于使每次脈沖組重復之前縱向磁化矢量的主要部分得以恢復，盡量選短的TE（<40ms)，以減少T2的干擾；選擇較長的TI（400 ~600ms，大于多數組織的T1值)，可獲得較純的T1加權像；短T1者的信號亮于長T1者。而近年多采用短TI的TR序列（short TI inversion recovery，STIR)，利用短TI（<300ms，小于多數組織的T1值)值抑制來自脂肪的信號，它使長T1的組織出現高信號而短T1者（如脂肪)反而出現較低信號，因此有利于病灶的顯現。
（三)部分飽和（Partial Saturation，PS)序列
PS序列是由一組90°脈沖組成。如果所設TR時間長，則兩種不同T1弛豫時間的組織在接受90°脈沖后，縱向磁化都已恢復，質子飽和，為飽和恢復序列，因此兩種不同組織之間的信號沒有多大的差別，所得到信號為質子密度像。如果所設TR短則部分飽和，兩種不同組織之間信號的差別主要取決于它們T1弛豫時間的不同，所得圖像為T1加權圖像。
（四)快速成像序列（Fast Imaging)
MRI早期速度慢為其主要缺點，近年開發(fā)快速掃描已卓見成效，GRE序列、FSE序列和EPI序列構成了MRI快速成像的3大序列家族。
1．梯度回波（Gradient Echo，GRE)序列
施加梯度磁場后造成質子群自旋頻率互異，很快喪失相位的一致，MR信號逐漸消失。如再加一個強度一樣，時間相同、方向相反的梯度磁場，可使分散的相位因重聚而又趨一致，原已消失的MR信號又復出現，在回波達到最高值時記錄其信號，將這種利用梯度磁場小角度激勵脈沖代替180°脈沖產生的回波，稱梯度回波序列。其優(yōu)點主要體現在掃描速度快、對比度控制靈活、單位時間SNR高等方面。
在梯度回波序列中，通過調節(jié)TR、TE和脈沖翻轉角，可獲得不同性質的加權像。
（1)GRE-T1WI：選短TR（200 ms±)、短TE（10 ms±)和較大翻轉角（70°±)
（2)GRE-T2WI：選長TR（400 ms±)、長TE（20 ms±)和較小翻轉角（15°±)
由于GRE序列選用的TR短，經TR間期后第2次α脈沖激發(fā)時橫向磁化矢量就不能完全弛豫，這種磁化矢量叫做橫向磁矩。它的存在是圖像中出現帶狀偽影的直接原因。這種殘留的橫向磁矩可通過一梯度場使其相位分散（dephasing或spoiling)，使殘存的橫向磁矩分散（去相位)，消除了T2成分的干擾，避免干擾下次α脈沖；也可同樣通過梯度場，使其相位重聚（rephasing)，使之在下一周期對回波信號作出貢獻。
2．FSE（Fast Spin Echo)序列
又稱RARE（rapid acquisition with relaxation enhancement)或Turbo SE序列。該序列的脈沖激發(fā)與SE多回波相同，都是采用“90°-180°…180°”這一基本形式。標準SE多回波序列一個TR間期只能填充一條K空間，而FSE序列在一個TR間期內可填充同一K空間內的數條，因此大大縮短了成像時間。FSE序列主要獲得T2加權像，加權的程度大于SE-T2WI。
HASTE（half-Fourier acquired singleushot turbo spin-echo)序列屬于FSE序列族，是將FSE與半付立葉采樣技術相結合而誕生的快速成像序列。半付立葉采樣的高效加上FSE的快速，使這種序列只用一次激發(fā)就可獲取原始數據K空間的所有數據。因此，HASTE的最大特點是以非�？斓膾呙杷俣全@得所需的T2WI。
3．EPI（Echo Planar Imaging)
EPI為目前最快速的MR成像法。它通�？梢栽�30ms之內采集一幅完整的圖像，使每秒鐘獲取的圖像達到20幅，因而是一種真正意義上的超快速成像方法。
EPI在頻率編碼方向上采用一系列反向梯度，可在單個TR間期內產生一系列的回波信號，并對每個回波信號進行相位編碼，填充到相應的K空間，用于圖像重建。也就是說EPI可在一次激發(fā)中以多條線的形式同時填滿整個K空間，可以高速地獲取T2加權像。
目前EPI的臨床應用可概括為灌注及彌散成像、心臟成像、介入MRI和功能神經系統(tǒng)成像等四個方面。此外，用EPI還可產生化學位移圖像。
（五)脂肪抑制（Fat Suppression)成像
MR成像有時希望抑制脂肪的高信號，以達到診斷和鑒別診斷的目的。目前，脂肪抑制MR成像法主要有五種，即STIR、ChemSat、Dixon，相位位移法和綜合法。其中STIR（short TI inversion recovery)序列和ChemSat（chemical shift selective presaturation)序列是MRI脂肪抑制技術最常用的方法。STIR序列既可抑制脂肪也可抑制那些T1值與脂肪相近的組織，對脂肪的抑制作用是非特異的，如果采用STIR序列，則應該考慮到有可能是與脂肪相近T1值組織，如亞急性期血腫，黑色素等。而ChemSat序列對脂肪抑制作用是特異的，應該作為首選的脂肪抑制序列。
（六)液體衰減反轉回復序列
液體衰減反轉回復（fluid affenuated inversion recovery，FLAIR)序列俗稱水抑制序列。實質上是自由水 如腦脊液（CFS)逆轉為低信號的極重度T2WI像。
FLAIR屬于反轉回復（inversion recovery，IR)技術。其使用一個180°脈沖后緊跟一標準自旋回波序列(即90°脈沖后施加180°脈沖)。由于TI時間取該場強CFS的T1值，故180°脈沖后施加90°脈沖時，CFS縱向弛化矢量為零，CFS不發(fā)生共振而無MR信號產生，而比CFS T1值短的組織則產生信號，同時采用長TR、長TE，便得到CFS為低信號的極重度T2WI像。FLAIR主要用于顱腦方面。其由于抑制了CFS的信號，因此避免了FSE T2WI像上高信號灶與CFS高信號相混重疊而難分辨的缺點，其成像的結果是在CFS逆轉為極低信號和重T2WI腦組織信號(較低信號)的背景上，顯示明顯的高信號灶（實質病灶和含結合水的病灶)或／和極低信號灶（含純水即自由水病灶如陳舊梗死、軟化灶、含純水的囊腫等)，它對病灶的檢出率更高，對病灶的范圍、邊界、大小的顯示更清楚準確，特別是腦表面和腦室周圍的病灶。
MRI圖像中的假影像稱為偽影（artifact)。MRI中常見的偽影有：
（一)圖像處理偽影
常見有卷褶偽影（warp-aronud artifact)、化學位移偽影（chemical shift artifact)、輪替?zhèn)斡埃╰runcatiom artifact)及部分容積效應等。掃描野以外之物體影像翻轉后重疊于掃描野內，形成的偽影為卷褶偽影，見于相位編碼方向。由于不同分子內質子進動頻率有輕微差別，使其在圖像上沿頻率編碼方向移動，造成空白錯位，形成化學位移偽影。
（二)運動偽影（Motion artifact)
病人躁動或者生理性運動均可產生偽影。主要解決辦法有：① 不合作病人要制動。② 生理運動措施：呼吸門控、心臟門控、腦脊液流動及血管搏動采用流動補償技術。③ 使用EPI等快速掃描技術。④ 改變相位編碼和頻率編碼方向，以區(qū)別偽影或病灶。
（三)金屬異物偽影
磁共振波譜學(magnetic resonance spectroscopy，MRS)是利用MR中的化學位移來測定分子組成及空間構型的一種檢測方法。
（一)原理
原子核的共振頻率不僅取決于外加磁場強度和原子核本身的物理性質，同時還受到原子核在化合物中所處的化學環(huán)境的影響。在化合物中各原子核周圍電子云在外加磁場的作用下形成環(huán)電流，這種電流產生感應磁場，其方向與外磁場方向相反，使外磁場對原子核的作用略有減少，稱屏蔽效應(shielding effect)。因此化合物中某一特定原子核的共振頻率應為：
Wo為共振頻率，Bo為外加磁場強度，γ為磁旋比，δ屬屏蔽常數，體現特定核的化學環(huán)境。由此可見，即使是同一種原子核(1H)，由于化合物中核的化學環(huán)境不同，產生核磁共振頻率也就不同，在MRS上產生共振峰的位置也就有差別，這種現象稱為化學位移（chemical shift)。
化合物中化學環(huán)境相同的原子核的化學位移相同，稱為等價核，共振峰的位置相同。反之稱為不等價核，化合物中有幾種不等價核，其MRS就有幾個共振峰。以乙醇分子CH3-H2-OH為例，-CH3，-H2和-OH中氫原子核產生磁共振所需的射頻脈沖的頻率是不同的。
測量化學位移時，其絕對值是無法測定的，通常使用一個參照化合物，將被測原子核的共振頻率(W測)與參照化合物的共振頻率(W參)進行比較，從而得到一個化學位移的相對值�；瘜W位移=(W測-W參)×106/W參，其單位是ppm，即百萬分之一。由于化學位移不同，不同化合物可以根據其在MRS上共振峰的位置不同加以區(qū)別。共振峰的面積與共振核的數目成正比，反映化合物的濃度，因此可用來定量分析。峰值在頻率軸上的位置代表物質的種類，峰值曲線下的面積代表物質的數量。
（二)MRS臨床應用
MRS與MRI的設備基本相似，目前高檔MRI機已能進行MRS檢測。但MRS對磁場的均勻一致性要求更高，在興趣區(qū)磁場不均勻性必須小于0.1ppm。不需要梯度線圈定位，但需用寬帶波譜儀，因為不同原子核具有不同共振頻率，所以必須具備產生較寬范圍頻率的能力。
目前原子領域中MRS檢測常用原子核有：1H、31P、23Na、13C、19F等，其中以1H、31P的應用為多。1HMRS可用來檢測體內許多微量代謝物，如肌酸（Cr)、膽鹼（Cho)、γ-氨基丁酸（GABA)、谷氨酸（Glu)、谷氨酰胺（Gln)、乳酸（Lac)、和N-乙酰天門冬氨酸（NAA)等，分析組織代謝改變。正常腦的1H MRS所顯示的最高波峰為NAA，并常顯示相對較低的Cho和Cr波（圖1-16)。對顱內疾病檢測有顱內腫瘤、癲癇等。
圖1-16
圖1-16 正常腦1H MRS
MI．肌醇；Cho．含膽鹼化合物；Cr．肌酸；NAA．N-乙酰天氨酸。
生物體中許多生物分子都會有31P，因此31P MRS被廣泛應用在研究組織能量代謝和生化改變。生物組織31P波譜通�？梢詸z測出7條不同的共振峰，即磷酸單脂（PME)、磷酸二脂（PDE)、磷酸肌酸（PCr)、無機磷（Pi)和三磷酸腺苷（ATP)中α、β、γ磷原子，并可測定細胞內pH值。臨床應用較多的是骨骼肌和心臟，如假性肥大性肌營養(yǎng)不良，肌強直性營養(yǎng)不良，脊髓灰質炎、系統(tǒng)性脊椎肌萎縮癥等神經肌肉疾病31PMRS中，β-ATP/PCr、Pi/PCr值升高，而β-ATP/PCr升高與疾病嚴重程度有關。
心肌缺血32P MRS顯示心肌PCr濃度降低，Pi濃度增加，酸中毒及ATP減少。心肌梗死32P MRS Pi增高，PCr/Pi下降，Pi/ATP比值增高。心臟能量代謝用32P MRS檢測，但細胞內乳酸、三羧酸循環(huán)1H MRS檢測有重要作用。
（一)概念
磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)是顯示血管和血流信號特征的一種技術。MRA不但可對血管解剖腔簡單描繪，而且可以反應血流方式和速度的血管功能方面的信息。因此，人們又將磁共振血管成像稱磁共振血流成像(magnetic resonance flow imaging)。MRA和超聲均可顯示血流速度和方向，但MRA顯示顱內、腹膜后、腿深部和其他超聲不易接近的血管優(yōu)于超聲。
（二)血流在MRI的信號改變
血流MR信號可低（流空效應)，可高（流入性增強)，在SE序列時血流信號呈現低信號。有下列原因有。
1．血管垂直(或近于垂直)切層面，不能接受90°和180°脈沖激勵，不形成回波，不產生信號。如用TR短，飽和的血液已流出層面，而新流入未飽和的血液出現強度不同的信號；如TR較長，被激勵的血液已流出層面，不產生信號。
2．血管平行于切層面，當血流受90°脈沖激勵去相位的質子群，由于血液流動后，去相位的質子群處于一個與原來磁場強度不同的位置，不能被180°脈沖翻轉產生回波，從而MR信號減弱。流速僅為每秒數mm的搏動性血液也表現為低信號。頸部冠、矢狀掃描，頸動、靜脈均為低信號。
3．不均勻的流速引起去相位。血液在血管中以非等速運動，中間快周邊慢，出現層流，流速投影似拋物線。由于質子群相位移動不一致，引起相位彌散，而使信號減弱或者無信號。
4．湍流可引起附加的相位移動，而形成流空。因流動的血液表現為低信號，當血管腔內有血栓、腫瘤、斑塊等，在低信號血管中表現為高信號。
血流呈現高信號的原因有
1．流入性增強效應 在脈沖過程中，充分弛豫的質子群流入切層面代替部分飽和的質子群，部分飽和的質子群由于能量未完全釋放，不能接受下一個90°脈沖所賜與的能量，因而MR信號低；而新流入的質子群已經充分弛豫，能量已完全釋放，可充分接受新的90°脈沖而出現新的MR信號。
周圍靜止組織曾受過脈沖激勵，其質子群再不能接受新的脈沖激勵，因而信號低。換言之，在成像區(qū)域的血液流入了充分弛豫的質子群形成了高的MR信號。
上述兩種情況均稱之“流入增強”效應。如果順著血流方向連續(xù)切層，上游側血流充分弛豫質子群多，信號高、向下信號逐漸減弱。
2．舒張期偽門控致動脈高信號 動脈血流速度在心臟收縮期最快，舒張期最慢，使用心電門控時舒張期動脈血流信號強度增高。在不使用心電門控時，如果心動周期與TR偶然同步(心率60次/min，TR為1s)，可產生類似心電圖門控的結果，稱之為偽門控。這時舒張期掃描層面上的動脈內信號強度增高。
3．偶回波血流呈現高信號在多回波成像時，平行于切層面的血管偶數回波信號比奇數回波信號強，這種現象稱為“偶回波相位回歸性”信號增強。在梯度磁場中，血液流動引起位置的任何變化都會引起相位的變化，這種相位分散使180°脈沖翻轉形成的奇數回波信號減弱。如質子群的相位變動沿著相位編碼梯度磁場方向移動，則線形變化的梯度磁場可使相位已分散的質子群出現相位回歸，形成信號強的偶數回波。
4．梯度回波序列血液呈現高信號這是因為在該序列時，流動質子群的相位回歸不需要180°脈沖，如流動質子在表面線圈接收的范圍內，即使質子已離開切層面，所有被激勵的質子也形成MR信號（圖1-17)。
圖1-17
圖1-17 梯度回波序列時流速與信號強度的關系
（三)MRA檢查方法
MRA方法主要有時間飛越法（time of flight，TOF)和相位對比法（phase contrast，PC)。
1．時間飛越法（TOF) 在流動的血流中，在某一時間被射頻脈沖激發(fā)，而其信號在另一時間被檢出，在激發(fā)和檢出之間的血流位置已有改變，故稱為TOF。TOF法的基礎是縱向弛豫的作用。TOF法有三維成像（3DTOF)及二維成像（2DTOF)。
2．相位對比法 TOF法的基礎的縱向弛豫，而PC法的基礎是流動質子的相位效應（phase effect)。當流動質子受到梯度脈沖作用而發(fā)生相位移動，如果此時再施以寬度相同極性相反的梯度脈沖，由第一次梯度脈沖引出的相位就會被第二次梯度脈沖全部取消，這一剩余相位變化是PC法MRA的基礎。PC法MRA有2D、3D及電影。
（四)臨床應用
MRA對顱腦及頸部的大血管顯示效果好，這是因為血流量大，沒有呼吸運動偽影干擾，MRA可檢出90~95%的顱內動脈瘤，但對＜5mm的動脈瘤漏診率高。MRA可檢出顱腦和頸部血管的硬化表現，但分辨率不及常規(guī)血管造影。動靜脈畸形（AVM)MRA顯示效果好。MRA可單獨顯示顱內靜脈，觀察靜脈瘤及腫瘤對靜脈的侵犯情況，顯示靜脈竇效果好。
胸腹以顯示大血管效果為佳，夾層動脈瘤MRI也能顯示，但MRA顯示更清楚，電影MRA動態(tài)更能顯示血流情況。還可顯示動脈硬化、血栓及腎動脈狹窄等。MRA不受腸氣干擾，對門靜脈顯示清楚，還可測量門腔靜脈分流量。
MRA對四肢較大血管阻塞有一定診斷價值，了解PTA及血管移植后的隨訪。肢體遠端血管因血流慢、管腔小、信號弱，MRA顯示效果差。目前采用MR對比劑，顯示中小血管有很大改善。
MRA還可測定血流量。
（一)彌散成像
彌散成像(diffusion weighted imaging，DWI)是以圖像來顯示分子微觀運動的檢查技術。彌散是分子的任意熱運動，即布朗運動(Brown)。彌散運動受分子結構和溫度的影響，分子越松散，溫度越高，彌散運動就越強。因此，在人體中，自由水就較結合水分子的彌散強。物質的彌散特性是由彌散系數(D)來描述的，即一個水分子單位時間內自由隨機彌散運動的平均范圍(mm2/S)。正常腦組織的D值為0.5～1.0 ×10-3mm2/S
彌散加權主要根據D值分布成像。其基本原理為：在自旋回波序列的180°脈沖前后對稱施加一個長度、幅度和位置相同的強梯度磁場(又稱為雙極磁場)。此時，前一個梯度脈沖引起所有質子自旋去相位，后一個梯度磁場使靜態(tài)質子自旋重聚，而沿梯度磁場方向進行擴散運動的質子，在回波時間相位分散，不能完全重聚，導致信號下降。通過有和無雙極磁場獲得的自旋回波序列(SE)影像進行相減，得出沿梯度磁場方向上運動的質子的信號改變。由于組織之間彌散系數不同而形成圖像。在人體中，彌散成像不僅對擴散運動敏感，對生理活動亦很敏感。因此患者的任何運動，如肢體移動、心臟及動脈搏動，呼吸運動等均可增加彌散系數D值。為了避免這一現象，目前使用表觀彌散系數(ADC，apparent diffusion coefficient)來描述生物分子在體內的擴散量。
目前MR擴散成像多用于腦缺血、腦梗死、特別是急性腦梗死的早期診斷。此外彌散成像還可以對N乙酰天門冬氨酸(NAA)，肌醇(MI)，肌酸(Cr)、磷酸肌酸(PCr)等進行成像，即彌散波譜檢查。
（二)灌注成像
灌注成像(perfusion weighted imaging，PWI)是用來反映組織微循環(huán)的分布及其血流灌注情況、評估局部組織的活力和功能的磁共振檢查技術。根據成像原理可分為三種法，對比劑首過灌注成像、動脈血質子自旋標記法及血氧水平依賴對比增強法。
1．對比劑首過灌注成像 又稱為磁敏感性對比劑動態(tài)首過團注示蹤法。其基本原理是：當m.gydjdsj.org.cn順磁性對比劑通過團注瞬間首過毛細血管床時，可導致成像組織的T1、T2（T2*)值縮短，以T2值縮短明顯。此時利用超快速成像方法，如進行掃描成像來觀察組織微循環(huán)的T1、T2（T2*)值的變化，從而得到信號強度—時間曲線，以及計算相對腦血容量(relative cerebral blood volume，rCBV)、相對腦血容量圖(relative cerebral blood volume map，rCBVm)等。
2．動脈血質子自旋標記法該方法是通過采用反轉脈沖預先標記動脈血中質子。當其進入成像層面時因被標記而得以檢測，或者對成像層面施加飽和脈沖，通過檢測流入的未飽和質子來獲得灌注信息，如血流量圖，通過時間及估計飽和程度。
3．血氧水平依賴對比增強技術（Blood Oxygen Level Dependent，BOLD) BOLD是以脫氧血紅蛋白的磁敏感性為基礎的成像技術。其原理為血液中脫氧血紅蛋白含有順磁性的鐵，當其含量增加時，引起T2或T2*時間的縮短。而當血流量增加，耗氧量增加不明顯時，其含量減少，在T2或T2*加權上表現為信號增強。如果大腦皮層某一區(qū)域受到刺激，局部血流量則增加，氧合血紅蛋白增加。對刺激前后分別成像，通過減影的方法即可得到該區(qū)域血流灌注情況的圖像。
目前灌注成像主要用于腦梗死的早期診斷，心臟、肝臟和腎臟功能灌注及腫瘤良惡性鑒別診斷方面。
（三)腦功能性MRI檢查（Functional MRI of the Brain，fMRI)
腦fMRI是一項20世紀90年代初才開展的，以MRI研究活體腦神經細胞活動狀態(tài)的嶄新檢查技術。它主要借助快或超快速MRI掃描技術，測量人腦在思維、視、聽覺，或肢體活動時，相應腦區(qū)腦組織的血流量（CBV)、血流速度（CBF)、血氧含量（oxygenation)以及局部灌注狀態(tài)等的變化，并將這些變化顯示于MRI圖像上。
腦fMRI檢查主要有造影法、血氧水平依賴對比法（BOLD)。實驗證明，人腦對視覺、聽覺的刺激，或局部肢體活動，可使相應功能腦區(qū)的血氧成分和血流量增加，靜脈血中去氧血紅蛋白數量亦增多。順磁性的去氧血紅蛋白可在血管周圍產生“不均勻磁場”，使局部組織質子“相位分散”加速，可在梯度回波或EPI序列T2WI或T2*WI圖像上顯示局部MR信號增強。這就是BOLD腦功能MRI檢查的大致機理。
腦fMRI檢查目前更多的仍在研究階段，用以確定腦組織的功能部位。臨床已用于腦部手術前計劃的制定；如癲癇手術時，通過fMRI檢查識別并保護功能區(qū)；了解卒中偏癱病人腦的恢復能力的評估，以及精神疾病神經活動的研究等等。
（一)物質的磁性概念
廣義地說，一切物質都是磁介質：即在外磁場作用下，能夠獲得磁矩（或磁化)的物質�？煞譃棰� 抗磁質（antimagnetic substance)；② 順磁質（paramagnetic substance)，如Gd、Fe3+、Mn 3+等； ③ 鐵磁質；④ 反鐵磁質和鐵氧體磁質；⑤ 超順磁質（粒子)（superparamagnetic substance)，如Fe3O4粒子。
（二)磁共振對比劑的作用機制
目前，大多數對比劑都是通過改變質子的T1和T2弛豫時間來增強或降低組織或病變的信號強度，達到造影目的。
1．順磁性配合物類對比劑的作用原理
順磁性物質含有不成對電子。不成對電子與質子一樣為磁偶極子，具有磁性，且其磁性較質子約大675倍。在無順磁性物質存在的情況下，組織的T1、T2弛豫時間決定于質子之間的偶極子——偶極子相互作用，當組織中有順磁性離子時，氫質子與其它順磁性離子相互作用引起的電子偶極子－氫質子磁偶極子弛豫效應，成為影響氫質子弛豫的決定性因素，它主要體現在內外界弛豫上。內外界弛豫的結果使質子的T１、T２值縮短。這種內外界弛豫效應，是順磁性離子弛豫增強的基礎。
2．超順磁性和鐵磁性粒子類對比劑的作用原理
這兩類對比劑又稱為磁敏性對比劑或陰性對比劑。它們的磁性和磁化率遠大于人體組織結構和順磁性配合物，造成局部微觀磁場的不均勻，當水分子彌散經過這些區(qū)域時，很快產生去相位（dephasing)，使血管周圍組織的T2或T2*顯著縮短，而對T1影像不大，這種效應稱磁化率效應（susceptibility effect)。超順磁氧化鐵（SPIO)是此類對比劑的代表，目前已有商品上市，應用于臨床。
（三)MR對比劑的分類
MR對比劑按增強類型可分陽性對比劑（Gd-DTPA)和陰性對比劑（SPIO)。按對比劑在體內分布分為細胞外間隙對比劑（如Gd-DTPA)、細胞內分布或與細胞結合對比劑（如肝細胞靶向性對比劑釓卞氧丙基四乙酸鹽Gd-EOB-DTPA)、網狀內皮細胞靶向性對比劑（超順磁性氧化鐵粒子，SPIO)和胃腸道磁共振對比劑。
（四)Gd-DTPA及其臨床應用
Gd-DTPA即釓噴替酸二葡甲胺鹽，釓（Gd3+)離子具有很強的順磁性，但由于其毒性作用而不能以離子形式注入生物體內，將Gd3+與DTPA螯合后，可大大減低釓離子的毒性。Gd-DTPA主要通過改變氫質子的磁性作用，縮短T1、T2時間而產生有效的對比作用，在低濃度（0.1~0.2mmol/kg體重)時主要縮短T1，從而獲得高MR信號，達到影像增強效果，當濃度提高到0.5mmol/kg體重時，其對T2的影響趨于明顯，組織的MR信號反而下降。
Gd-DTPA用藥劑量為0.1~0.2mmol/kg體重，采用靜脈內快速團注，約在60秒內注射完畢。對于垂體、肝臟及心臟、大血管等成像還可采用壓力注射器行雙期、動態(tài)掃描。常規(guī)用T1WI序列。此外，可結合脂肪抑制或磁化傳遞技術等增加對比效果。
使用對比劑的目的在于顯示病變的血供情況，勾畫腫瘤的輪廓，區(qū)別病變組織與正常組織，發(fā)現平掃不能顯示的微小病變，以及進行灌注等功能研究。目前臨床已廣泛應用于各系統(tǒng)病變的檢查。
（一)超聲儀器基本概念
1．換能器(探頭) 是發(fā)射并回收超聲的裝置。它將電能轉換成聲能，再將聲能轉換成電能。它由晶片、吸聲背塊、匹配層及導線四個部分組成。
2．聚焦 在超聲場內，將聲束中的超聲能量會聚成一點的方法稱為聚焦。它有利于減小聲束，提高橫向分辨力，又可分為幾何(機械)聚焦和電子聚焦。
3．動態(tài)聚焦 使聲束在整個深度范圍內均得以聚焦的方法，稱為動態(tài)聚焦。一般為三點或四點動態(tài)聚焦，聚得的焦點越多成像速度越慢。
4．增益 將超聲波信號加以放大的方法稱為增益。一般取對數放大，增益調節(jié)通過改變射頻放大器的放大倍數實現，前提是必須有適當的輸出能量。
5．灰階 即灰度(亮度)的等級。一般B超儀取8～16級灰階，已可獲得層次豐富的圖像，目前最大的灰階范圍是256級。
（二)超聲圖像基本概念
1．無回聲區(qū) 病灶或正常組織內不產生回聲的區(qū)域。
2．低回聲 又稱弱回聲，為暗淡的點狀或團塊狀回聲。
3．等回聲 病灶的回聲強度與其周圍正常組織的回聲強度相等或近似。
4．中等回聲 中等強度的點狀或團塊狀回聲。
5．強回聲 超聲圖像上形成的非常明亮的點狀或團塊狀回聲。
6．點狀回聲 即通常所說的光點。
7．濃密回聲 圖像上密集且明亮的光點。
8．實性回聲 在圖像上的某一區(qū)域，無厚壁和厚壁增強效應，可肯定為實質的回聲，稱為實性回聲。
9．暗區(qū) 超聲圖像上無回聲或僅有低回聲的區(qū)域。又可分為實性暗區(qū)及液性暗區(qū)。
10．聲影 由于障礙物的反射或折射，聲波不能到達的區(qū)域，亦即強回聲后方的無回聲區(qū)，此即為聲影，見于結石、鈣化及致密軟組織回聲之后。
11．靶環(huán)征 某些腫瘤病灶，在其中心強回聲區(qū)的周圍形成低回聲同心圓環(huán)，稱為靶環(huán)征。見于肝及胃腸道腫瘤等。
12．假腎征 中間為強回聲，周圍為弱回聲，整個形態(tài)類似腎臟的圖形稱之為假腎征。常見于正常胃亦可見于腸道腫瘤。
13．駝峰征 當肝臟腫瘤從肝表面向外呈圓形隆起時，稱之為駝峰征。
14．暈圈 腫瘤邊緣的弱回聲所形成的透聲環(huán)稱為暈圈，多見于肝癌病灶周圍。
15．慧星尾征(簡稱星尾征) 超聲遇到金屬節(jié)育環(huán)、胃腸內氣體、膽囊氣體等出現強回聲，而其后方出現聲影，聲影邊界不清，內有多數平行的條狀回聲或慧星狀反射。
16．結石滾動征 在膽囊結石時，其內可見強光團伴聲影，且可隨體位改變而移動，此即結石滾動征。
17．雙筒槍征 又稱平行管征。肝管或膽總管擴張時，聲像圖上形成與門靜脈平行的直徑相近或更粗的管道圖像，形似雙筒槍而得名。
（一)A型超聲儀的工作原理
A型單向超聲診斷儀由主控電路、發(fā)射電路、高頻信號放大器、補償電路、檢波器、視頻信號放大器、時基電路、示波管和換能器組成。
主控電路產生觸發(fā)反射電路和時基掃描電路的同步脈沖信號。增加同步信號的重復頻率，可提高熒光屏的亮度，但重復頻率過高，探測深度就受到限制。目前所采用的多為400～1000Hz的重復頻率，最低者為50Hz。
發(fā)射電路受同步信號觸發(fā)時，產生一個持續(xù)時間為1.5～5μs的高頻電振蕩。輸出脈沖的幅度和持續(xù)時間可通過并聯在輸出端的電位器來調節(jié)。
接收電路包括高頻放大器、檢波器和視頻放大器3部分，有的儀器加入補償電路。接收電路中，設有增益和抑制兩個調節(jié)旋鈕。增益旋鈕用來調節(jié)輸出的放大倍數，抑制旋鈕用來調節(jié)門限電平，以除去門限以下的無用小波，而不影響門限以上的信號。回聲信號最后由視頻放大器放大到足夠的幅度，送到示波管的Y軸偏轉板，產生Y向偏移。偏移的幅度基本和信號大小成正比。
時基電路產生鋸齒波電壓，經后級放大至足夠的幅度，送至示波管的X軸偏轉板，產生掃描線。鋸齒波的重復頻率由主控電路決定。一般在400～1000Hz范圍。鋸齒波電壓變化的快慢(斜坡速度)和探測深度相關。變化越慢，最大探測深度越深。儀器的深度調節(jié)或比率調節(jié)，就是調節(jié)鋸齒波電壓的斜率。
（二)M型超聲儀的工作原理
主控電路是一個高重復頻率的多諧振蕩器，由它產生的同步觸發(fā)脈沖控制有關電路工作。
發(fā)射電路產生電脈沖激勵換能器工作。
接收電路由射頻放大器、時間增益補償電路、檢波器、視頻放大器和信號處理等單元組成。射頻放大器采用集中調諧放大電路，前三級為阻容耦合寬帶放大器，第四級為調諧放大器。總增益大于85dB，帶寬大于900KHz。時間增益補償電路是一個波形疊加器，產生控制曲線，用此曲線同時控制高頻放大器第二級和第三級，最高可達-60dB的增益補償。并設有“近區(qū)”、“中區(qū)”(斜坡)和“遠區(qū)”調節(jié)�！敖鼌^(qū)抑制”可以避免振幅過高的脈沖使放大器過載阻塞，提高淺層的分辨力。斜坡的位置和斜率調節(jié)恰當，可清晰地顯示室間隔左右室面�！斑h區(qū)調節(jié)”用以清晰顯示左室后壁內外膜面。
檢波器檢出的視頻信號可直接由射頻放大器放大送給顯示器顯示，也可經過信號處理后才放大。
時基電路和A型的相同，但是加在顯示器的垂直方向上，而顯示器的水平方向則是加入慢掃描電路產生的鋸齒波信號以形成時間掃描。
按國際標準，點陣時標電路產生上下相鄰兩點間距為1cm，左右兩行相距為0.5秒的點陣時標，供測量之用。
脈位調制電路利用脈沖位置調制的方法，使參考信號(心電、心音或其它參數)和心動圖同步顯示在熒光屏上。
�。ㄈ�)B型超聲儀的工作原理
B型超聲儀的工作原理與A型儀基本相同。它是由主控電路、發(fā)射電路、接收電路(高頻信號放大器、視頻信號放大器)、掃描發(fā)生器、圖像顯示器(電子槍、偏轉系統(tǒng)、熒光屏)和換能器構成的。
主控電路又稱同步觸發(fā)信號發(fā)生器，它周期地產生同步觸發(fā)脈沖信號，分別觸發(fā)發(fā)射電路和掃描發(fā)生器中的時基掃描電路。超聲脈沖發(fā)射的重復頻率是由它控制的，通常同步觸發(fā)信號的重復頻率就是超聲脈沖發(fā)射執(zhí)業(yè)醫(yī)師的重復頻率。
發(fā)射電路在受同步信號觸發(fā)時，產生高壓電脈沖激勵換能器。
接收電路接收由人體受檢組織反射的超聲信息，有以下幾個主要過程：①對高頻超聲信號放大和對數壓縮；②對高頻超聲信號檢波，轉變?yōu)橐曨l信號；③對視頻信號進行放大；④把放大了的視頻信號顯示在顯示器上。
換能器將回波信號轉換成高頻電信號后，有的信號太弱，必須由高頻信號放大器放大。
回聲的高頻電信號由高頻信號放大器放大后，被檢波器檢出的視頻包絡信號要經過視頻信號放大器放大和處理，然后加到顯示器的柵極進行亮度調制。
掃描發(fā)生器產生掃描電壓，使電子束按一定的規(guī)律掃描，在顯示器上顯示出切面圖像。
超聲回波信號的顯示是通過顯示器來實現的，常見的顯示器是陰極射線管(CRT)。陰極射線管有靜電式(示波管)和磁偏轉式(顯像管)兩種，兩者的基本結構相同，主要區(qū)別是前者采用電場偏轉，而后者采用磁偏轉系統(tǒng)。
電子槍的作用是發(fā)射高速且很細的電子束。偏轉系統(tǒng)的作用是控制電子束，使其隨外加電壓的變化而偏轉。
A型和B型超聲儀工作原理的主要不同點是：①B型將A型的幅度調制顯示改為輝度調制顯示，它將放大后的回聲脈沖電信號送到顯示器的陰極(或控制柵上)，使顯示的亮度隨信號大小變化；②B型的時基深度掃描一般加在顯示器的垂直方向，聲束必須掃查，和顯示器水平方向上的位移掃描相應，以構成一幅切面顯示圖。因此，B型儀器也稱為切面顯像儀或二維顯像儀。
�。ㄋ�)連續(xù)式多普勒超聲儀的工作原理
超聲多普勒診斷儀簡稱D型超聲儀。它是利用多普勒效應原理，對運動的臟器和血流進行探測的儀器。
連續(xù)式多普勒超聲儀是由振蕩器發(fā)出高頻連續(xù)振蕩，送至雙片探頭中的一片，被激勵的晶片發(fā)出連續(xù)超聲的。遇到活動目標(如紅細胞)，反射回來的超聲已是改變了頻率的連續(xù)超聲，它被雙片探頭的另一片所接收并轉為電信號。此信號與儀器的高頻振蕩器產生的信號混合以后，經高頻放大器放大，然后解調取出差頻信號。此差頻信號含有活動目標速度的信息。由于處理和顯示方式不同，連續(xù)式多普勒儀可分為監(jiān)聽式、相位式、指向式和超聲多普勒顯像儀等。最簡單的多普勒顯像系統(tǒng)由連續(xù)波多普勒血流檢測器、存貯監(jiān)視器與探頭位置定位器組成。定位器用機械法與血流檢測探頭結合，并將信號傳遞至存貯監(jiān)視器，在示波屏上顯示出與探頭位置相關的一個光點。當來自探頭的超聲束貫穿一條血管時，血流檢測器產生一個信號至監(jiān)視器并在示波屏上增輝及存貯。
�。ㄎ�)脈沖式多普勒超聲儀的工作原理
脈沖多普勒血流儀發(fā)射的是脈沖波，每秒發(fā)射超聲脈沖的個數稱脈沖重復頻率(PRF)，一般為5～10kHz。目前常用的距離選通式脈沖多普勒超聲儀由換能器、高頻脈沖發(fā)生器、主控振蕩器、分頻器、取樣脈沖發(fā)生器、接收放大器、鑒相器、低通濾波器和f-v變換器等部件組成。換能器(探頭)采用發(fā)、收分開型，發(fā)射壓電晶體受持續(xù)時間極短的高頻脈沖激勵，發(fā)射超聲脈沖。接收壓電晶體收到由紅細胞后散射的高頻回波，經放大后輸入鑒相器進行解調，低通濾波器濾去高頻載波，讓不同深度的多普勒回波信號通過。調節(jié)取樣脈沖與高頻發(fā)射脈沖之間的延遲時間，就可以對來自某一深度的回波信號進行選通取樣，從而檢測到該深度血管中的血流。按照取樣定理，取樣脈沖的重復頻率必須大于最大多普勒頻移的兩倍。取樣脈沖與發(fā)射脈沖之間的延遲時間，可用簡單的單穩(wěn)態(tài)延遲電路產生。標明選通距離的度盤直接裝在調節(jié)延遲時間的電位器的軸上，延遲時間每改變13微秒，距離度盤上的距離標度正好改變
1厘米。經取樣保持電路輸出的信號中含有控制脈沖信號成分，經過低通濾波器濾除后，送f-v變換成電壓輸出。
�。�)彩色多普勒血流顯像儀的工作原理
彩色多普勒血流儀與脈沖波和連續(xù)波多普勒一樣，也是利用紅細胞與超聲波之間的多普勒效應實現顯像的。彩色多普勒血流儀包括二維超聲顯像系統(tǒng)、脈沖多普勒(一維多普勒)血流分析系統(tǒng)、連續(xù)波多普勒血流測量系統(tǒng)和彩色多普勒(二維多普勒)血流顯像系統(tǒng)。震蕩器產生相差為π/2的兩個正交信號，分別與多普勒血流信號相乘，其乘積經模/數(A/D)轉換器轉變成數字信號，經梳形濾波器濾波，去掉血管壁或瓣膜等產生的低頻分量后，送入自相關器作自相關檢測。由于每次取樣都包含了許多個紅細胞所產生的多普勒血流信息，因此經自相關檢測后得到的是多個血流速度的混合信號。把自相關檢測結果送入速度計算器和方差計算器求得平均速度，連同經FFT處理后的血流頻譜信息及二維圖像信息一起存放在數字掃描轉換器(DSC)中。最后，根據血流的方向和速度大小，由彩色處理器對血流資料作偽彩色編碼，送彩色顯示器顯示，從而完成彩色多普勒血流顯像。
�。ㄒ�)A型超聲的臨床應用價值與限度
A型(amplitude modulation mode)超聲診斷即超聲示波診斷，亦即幅度調制型超聲。它是利用超聲波的反射特性來獲得人體組織內的有關信息，從而診斷疾病的。當超聲波束在人體組織中傳播遇到不同聲阻抗的兩層鄰近介質界面時，在該界面上就產生反射回聲，每遇到一個界面，產生一個回聲，該回聲在示波器的屏幕上以波的形式顯示，界面兩側介質的聲阻抗差愈大，其回聲的波幅愈高；反之，界面兩側介質的聲阻抗差愈小，其回聲的波幅愈低。若超聲波在沒有界面的均勻介質中傳播，即聲阻抗差為零時則呈現無回聲的平段。根據回聲波幅的高低、多少、形狀等對組織狀態(tài)作出判斷。
臨床上常用此法測量組織界面的距離、臟器的徑線，探測肝、膽、脾、腎、子宮等臟器的大小和病變范圍，也用于眼科及顱腦疾病的探查。現時，A型超聲的許多診斷項目已逐漸被B型超聲所取代。然而它對于腦中線的探測、眼軸的測量、漿膜腔積液的診斷、肝膿腫的診斷以及穿刺引流定位等，由于其簡便易行、價廉，仍有不可忽視的實用價值。
�。ǘ�)M型超聲的臨床應用價值與限度
M型(motion mode)超聲是輝度調制型中的一個特殊類型，主要用于心臟及大血管檢查，早期將之稱為M型超聲心動圖(M-ultrasound cardiogram & echocardiogram)。它是在輝度調制型中加入慢掃描鋸齒波，使光點自左向右緩慢掃描。其縱坐標為掃描時間線，即超聲的傳播時間及被測結構的深度、位置；橫坐標為光點慢掃描時間。由于探頭位置固定，心臟有規(guī)律地收縮和舒張，心臟各層組織和探頭間的距離便發(fā)生節(jié)律性的改變。隨著水平方向的慢掃描，便把心臟各層組織展開成曲線。所以它所描記的是聲束所經心臟各層組織結構的運動軌跡。根據瓣膜的形態(tài)、厚度、反射強弱、活動速度等改變，它可確診二尖瓣狹窄、瓣膜贅生物、腱索斷裂、心肌肥厚等病變。對心房粘液瘤、附壁血栓及心包積液等診斷較準確。對先天性心臟病、瓣膜脫垂等可提供重要的診斷資料。與心電圖及心機械圖配合則可測定多項心功能指標。
與A型超聲一樣，M型超聲是由單晶片發(fā)射，單聲束進入人體，因而只能獲得一條線上的回波信息；較之B型超聲能獲得一個切面的信息量要少得多。當然，A型超聲能準確地顯示人體組織內各部位間的距離，而M型超聲則可看出各部位間在一定時間內相互的位移關系，即心動狀態(tài)。
�。ㄈ�)B型超聲的臨床應用價值與限度
B型(brightness modulation mode)超聲，為輝度調制型，其原理與A型相同，其不同點有三：①它將回聲脈沖電信號放大后送到顯示器的陰極，使顯示的亮度隨信號的大小而變化；②B型超聲發(fā)射的聲束必經掃查，加在顯示器垂直方向的時基掃描與聲束同步，以構成一幅二維切面聲像圖。③醫(yī)生根據聲像圖所得之人體信息診斷疾病，而不是象A型超聲那樣根據波型所反映的人體信息診病。
B型超聲具有如下特點：它將從人體反射回來的回波信號以光點形式組成切面圖像。此種圖像與人體的解剖結構極其相似，故能直觀地顯示臟器的大小、形態(tài)、內部結構，并可將實質性、液性或含氣性組織區(qū)分開來。目前已廣泛用于全身各部位檢查，包括胸部心臟大血管、腹盆腔的肝、脾、腎、子宮、膀胱等。
超聲的傳播速度快，成像速度快，每次掃描即產生一幀圖像，快速地重復掃描，產生眾多的圖像組合起來便構成了實時動態(tài)圖像。因而能夠實時地觀察心臟的運動功能、胎心搏動，以及胃腸蠕動等。
由于人體內組織的密度不同，相鄰兩種組織的聲阻抗也不同，當聲阻抗差達千分之一時，兩組織界面便會產生回聲反射，從而將兩組織區(qū)分開來。超聲對軟組織的這種分辨力是X射線的100倍以上。
此外，B型超聲尚具操作簡便，價格廉宜、無損傷無痛苦，適用范圍廣等特點，因而已被廣大患者和臨床醫(yī)師所接受。
B型超聲也還存在下述問題：① 顯示的是二維切面圖像，對臟器和病灶的空間構形和空間位置不能清晰顯示；② 由于切面范圍和探查深度有限，尤其扇掃時聲窗較小，對病變所在臟器或組織的毗鄰結構顯示不清；③ 對過度肥胖病人，含氣空腔(胃、腸)和含氣組織(肺)以及骨骼等顯示極差，影響顯像效果和檢查范圍。
（四)脈沖波多普勒和連續(xù)波多普勒超聲的臨床應用價值與限度
脈沖波多普勒是由同一個(或一組)晶片發(fā)射并接收超聲波的。它用較少的時間發(fā)射，而用更多的時間接收。由于采用深度選通(或距離選通)技術，可進行定點血流測定，因而具有很高的距離分辨力，也可對定點血流的性質做出準確的分析。由于脈沖波多普勒的最大顯示頻率受到脈沖重復頻率的限制，在檢測高速血流時容易出現混疊。這對像二尖瓣狹窄、主動脈瓣狹窄等這類疾病的檢查十分不利。
連續(xù)波多普勒由于采用兩個(或兩組)晶片，由其中一組連續(xù)地發(fā)射超聲，而由另一組連續(xù)地接收回波。它具有很高的速度分辨力，能夠檢測到很高速的血流，這是它的主要的優(yōu)點。而其最主要的缺點是缺乏距離分辨能力。
現代超聲儀兼有脈沖波和連續(xù)波兩種多普勒裝置，配合使用可以相互取長補短，獲得大量的信息：①可以求得血流速度包括瞬時速度、平均速度、最大速度和最小速度等；②可以辨別血流方向(是朝向還是離開探頭)，從而判定返流或分流方向；③可判別采樣點血流的性質，是層流還是湍流，以評估血流是否正常；④可以計算動脈血流射血時間及血流速度上升的速度；⑤結合B型超聲或M型超聲所得資料，可以定量估測血流量、流率，對心功能作出較為準確全面的評估。
（五)彩色多普勒的臨床應用價值與限度
彩色多普勒又稱二維多普勒，它把所得的血流信息經相位檢測、自相關處理、彩色灰階編碼，把平均血流速度資料以彩色顯示，并將其組合，疊加顯示在B型灰階圖像上。它較直觀地顯示血流，對血流的性質和流速在心臟、血管內的分布較脈沖多普勒更快、更直觀地顯示。對左向右分流血流以及瓣口返流血流的顯示有獨到的優(yōu)越性。但對血流的定量不如脈沖波和連續(xù)波多普勒。
PACS（picture archiving and communication system，PACS)是以高速計算機設備以及海量存貯介質為基礎。以高速傳輸網絡聯接各種影像設備和終端。管理并提供、傳輸、顯示原始的數字化圖像和相關信息。具有查找醫(yī)學圖像及相關信息快速、準確、圖像質量無失真、影像資料可共享等特點。
根據美國國家電器制造商協會 (national electrical manufacturers association，NEMA) 對PACS的定義：一個完整的PACS必須具備：① 用于診斷、做診斷報告、會診以及遠程工作站操作時，提供影像的查看功能，② 在磁存貯介質或光存貯介質上對醫(yī)學圖像進行短期、長期的歸檔保存，③ 利用局域網、廣域網或公用通訊設施進行影像的傳輸通訊，④ 為用戶提供與其它醫(yī)療設施和科室信息系統(tǒng)進行集成的界面。
早在20世紀50年代，人們便提出了PACS的最早概念，限于當時的科學技術水平，只能借助無線電或有線電纜，傳輸視頻或聲音信號，進行遠程診斷和會診等。由于模擬信號在傳輸和存儲過程中的信號損失，圖像質量得不到保證，因而遠程診斷在很大程度上受到了限制。進入20世紀80年代，CT、MRI、DSA以及90年代CR、DR、PET等數字化影像設備的應用和普及，產生了大量的數字化的醫(yī)學影像資料，目前這些數字化的醫(yī)學影像的保存方式仍以膠片為主，而這些膠片的日積月累，保管及查找就成了難題。雖然很多醫(yī)院已利用計算機來管理、檢索病人存檔的影像圖像和相關資料，但仍然存在許多不足：一是存放這些膠片需要大量的空間，查找起來仍然不便，并且需要耗費大量的人力；二是資料共享困難，由于膠片數量巨大且具有唯一性，一旦膠片借走或不幸丟失，將給醫(yī)療和科研帶來損失或不便。三是膠片的消耗量大，費用高昂，同時儲存膠片的環(huán)境要求也較高，否則膠片容易發(fā)生霉變。要解決以上問題，將醫(yī)學影像“數字化”，實現“無片化”，已是醫(yī)院未來發(fā)展的必然趨勢。
近年來，隨著計算機技術的高速發(fā)展，質優(yōu)價廉的高速計算機以及海量存儲介質的出現，為PACS提供了堅實的硬件基礎。而網絡技術的飛速發(fā)展和普及推進了醫(yī)學圖像的快速傳輸及資源共享。醫(yī)院應用PACS的物質條件己經具備。
醫(yī)院應用PACS的意義：① 醫(yī)用影像的數字化，節(jié)約了大量的存儲膠片的空間和大筆用于購買膠片的費用。② 快速、高效的調用影像及信息資料。③ 可永久的保存圖像。④ 提供強大的后處理功能。⑤ 資料共享，便于會診及遠程醫(yī)療。
一套完整的PACS的組成必須包括：① 數字化圖像的采集。② 網絡的分布。③ 數字化影像的管理及海量存貯。④ 圖像的瀏覽、查詢及硬拷貝輸出。⑤ 與醫(yī)院信息系統(tǒng)（hospital information system, HIS)、放射信息系統(tǒng)（radiology information system，RIS)的無縫集成。其中，數字圖像的采集在PACS中最為關鍵。
（一)數字化圖像的采集
進入PACS的圖像必須是符合DICOM3.0 標準的數字化的圖像，而對于非數字化的圖像必須經過數字化處理并轉換成符合DICOM3.0標準的圖像格式。因而PACS的圖像采集通常有如下3種方式：
1．符合DICOM3.0標準的圖像采集
早期生產的CT、MRI等設備，由于沒有統(tǒng)一的標準，它們輸出的圖像雖然是數字化圖像，但它們是不能彼此兼容的，這樣就給圖像的采集增加了難度。為解決不同廠商影像設備互連的問題，美國放射學會（Americian College of Radiology，ACR)和美國NEMA專為PACS制定了醫(yī)用數字圖像和傳輸（digital imaging and communications in medicine)協議，簡稱DICOM協議。以規(guī)范不同廠商的影像設備與PACS系統(tǒng)的互連和通訊。目前新生產的大部分醫(yī)用影像設備均支持DICOM標準。最新的DICOM標準的版本為DICOM3.0 99版。必須指出的是，并非所有聲稱支持DICOM標準的設備都能接入PACS系統(tǒng)。其原因是DICOM標準極為復雜(最新版本的DICOM標準由14部分組成)，并且DICOM標準允許私有定義數據的問題。另外、多數影像設備的生產廠商將DICOM標準接口作為選件提供給用戶，因而在購買設備時要特別注意這點。
2．非DICOM標準的數字圖像的采集
對于非DICOM標準的數字圖像如早期生產的CT、MRI等，通常采用原設備的生產商提供的DICOM轉換接口或通過某些通用的數字采集裝置（如激光相機的數字接口)來實現。但這種采集方式不一定完全符合DICOM 3.0標準圖像。
3．無數據接口的圖像采集
傳統(tǒng)的X線設備及B超等一些傳統(tǒng)的醫(yī)用影像設備，通常用醫(yī)用膠片或用視頻信號傳輸到監(jiān)視器上顯示，因此可以利用膠片掃描儀或視頻采集卡采集，然后再轉換為符合DICOM3.0標準的數字信息。
（二)網絡的分布
PACS實際上是一個以存儲為中心的分布式計算機系統(tǒng)。必須選擇性能優(yōu)良的計算機作為服務器，同時，由于影像數據的儲存及傳輸量非常大，高帶寬的數據傳輸網絡更是必不可少的。要科學合理分布網絡，對于以影像診斷為主要目地的工作站要相應地提高硬件（如：CPU、顯示適配卡、顯示器等)的配置，對于以一般醫(yī)療參考為目的的工作站可適當減低硬件的配置，以便合理利用資源，降低系統(tǒng)成本。
（三)數字化影像的管理及海量存貯
大量的醫(yī)學圖像及其相關的資料必須進行分類、歸檔�；颊咝畔⒓霸\斷信息需要錄入及查詢。因而PACS除需要高性能的網絡服務器外，還需要不同的海量存貯介質。
由于進入PACS的數字化圖像來源的多樣性。它們所需的存貯容量是不同的。對于一幅512X512矩陣的CT、MRI圖像。它的存貯容量約為500Kbit，以平均每個病人20幅圖像計算約需10Mbit左右。而一幅胸片或乳腺圖像則可能需要12Mbit。一個病人的DSA資料可高達GB數量級。由此可見，PACS要完整地保留所有病人的所有圖像，必須具備性能優(yōu)良，查找迅速的海量存貯器。目前可用于海量存貯的介質有：硬盤、MOD、CD、CDR、磁帶庫等。如按存貯的時間分可分為：在線存貯、近線存貯、離線存貯。
在線存貯：存儲需要隨時調用的圖像和資料，如住院病人和門診病人。存儲介質通常為硬盤陣列和光盤塔。存儲容量至少要求能容納近30天左右的產生的圖像。調用速度較快。
近線存儲：存儲不常用但仍有可能調用的圖像，存儲介質通常為光盤庫或磁帶庫，存儲容量為TB數量級。通過軟件和自動機械方式自動調用，但速度相對較慢。
離線存儲：存儲需要永久保存的資料，存儲介質通常為光盤、磁帶。光盤、磁帶常存于資料庫，存儲的容量由光盤和磁帶的數量決定，理論上無存儲的上限。
（四)圖像的瀏覽、查詢及硬拷貝輸出
PACS系統(tǒng)采集并保存這些圖像是為了方便查詢并調閱病人的圖像及資料。對于以診斷為主的工作站，從PACS系統(tǒng)調出的圖像必須完整地反映原始圖像的精度，同時對于不同來源的影像要有相應的顯示軟件的支持，如CT圖像的窗寬、窗位的調節(jié)、CT值的測量、CT、MRI圖像的三維重建、DR影像的高精度顯示等。必要時，影像數據還可回傳到產生圖像的原來的設備進行處理，或通過激光打印機輸出激光膠片。
（五)HIS、RIS系統(tǒng)的無縫集成
PACS系統(tǒng)能否與醫(yī)院的HIS和RIS實現無縫連接，是衡量PACS成功與否的重要指標，只有實現無縫連接，PACS才能充分發(fā)揮其應有的作用，否則，無膠片化醫(yī)院，遠程診斷等只能是紙上談兵。
PACS的安全性也十分重要，特別是接入HIS系統(tǒng)后，一旦系統(tǒng)崩潰，后果將不堪設想，PACS除了要求性能穩(wěn)定以外，還要充分考慮系統(tǒng)的備份及對病毒的防護。
醫(yī)學影像診斷包括X線、CT、MRI、超聲等，是重要的臨床診斷方法之一。為了達到正確診斷，必須遵循一定的診斷原則和步驟，才能全面、客觀地作出結論。
利用影像檢查診斷疾病時，應避免主觀片面的思維方式，養(yǎng)成客觀分析的習慣。一般應掌握16字原則，即全面觀察、具體分析、結合臨床、綜合診斷。
（一)全面觀察
通過全面細致的觀察，達到發(fā)現病變的目的。觀察中，應用解剖、生理和各種影像方法成像基礎知識辨認出異常，并防止遺漏微小病變。
（二)具體分析
運用病理學等方面的知識，進一步分析異常表現所代表的病理意義。分析時應注意下列各點。
1．病變的位置及分布 某些疾病有一定的好發(fā)部位，例如顱內腫瘤，橋小腦角多見于聽神經瘤，腦凸面多為腦膜瘤。
2．邊緣及形態(tài) 骨質破壞區(qū)的邊緣模糊者多為急性炎癥或惡性腫瘤；邊緣清晰者，多為慢性炎癥或良性腫瘤。肺內病灶形如結節(jié)者多為腫瘤或肉芽腫，形如三角形者多為肺不張等。
3．數目及大小 結腸狹窄，單發(fā)者多為腫瘤，多發(fā)者常為炎癥。肺內球形病灶，3cm以上者多為腫瘤，小于3cm者多為結核瘤和炎性假瘤。
4．密度信號和結構 骨密度增高者代表增生硬化，減低者代表疏松或破壞。肺內片狀影均勻者多為肺炎，內有空洞者多為肺膿腫等。
5．周圍情況 一般肺野密度增高，若縱隔向健側移位代表胸腔積液，向患側移位代表肺不張或肺纖維化等。
6．功能變化 心搏動增強多見于左向右分流的心臟病，減弱多見于心力衰竭和心包炎。
7．發(fā)展情況 肺內滲出性病灶，2~3天內吸收多為肺水腫，15~30天吸收多為肺炎。
（三)結合臨床
具體分析弄清異常影像代表的病理性質后，必須結合臨床癥狀、體征、實驗室檢查和其它輔助檢查進行分析，明確該病理性質的影像代表何種疾病。由于存在“同影異病，同病異影”問題，分析時應注意以下各點：
1．現病史和既往史 如關節(jié)間隙狹窄和關節(jié)面破壞，病程急劇多考慮化膿性關節(jié)炎；緩慢多考慮結核或類風濕性關節(jié)炎。兩下肺滲出性病灶，既往反復咳嗽及膿（血)痰，多考慮支氣管擴張繼發(fā)感染；既往健康，病史短，多考慮支氣管肺炎。
2．年齡和性別 肺門部腫塊，兒童多考慮結核；老年多考慮惡性腫瘤。下腹部腸外腫瘤，男性多源于泌尿系；女性多源于生殖系。
3．居住地區(qū) 某些地區(qū)存在流行病和地方病。如三北地區(qū)的大骨節(jié)病，牧區(qū)的包蟲病等。
4．職業(yè)史 接觸粉塵者常見塵肺；接觸工業(yè)氟者常見氟骨癥等。
5．臨床體征 心臟雜音對心臟病診斷幫助很大，不能忽視。
6．其它檢查 肺上部滲出性病灶，如痰中查到結核菌，肺結核診斷可確立；超聲檢查對少量心包積液診斷優(yōu)于X線平片，是診斷重要參考。
7．療效觀察 肺部小結節(jié)病灶，治療后吸收或穩(wěn)定多考慮炎癥；治療后逐漸增大，多考慮惡性腫瘤。
（四)綜合作出診斷
經過觀察、分析和結合臨床后，需結合各種影像檢查的結果，作出影像診斷。影像醫(yī)學自身是一個整體體系，雖然各種成像技術的成像原理不同，但都是使人體內部結構和器官形成影像，其中每一種成像手段均以其獨特的成像原理從不同角度直接或間接地反映人體疾病的本質。
鑒于各種影像學方法間的互補性，在很多情況下常需要利用不同檢查方法提供的信息互相補充、互相參照、互相對比，從多方位、多角度反映疾病的本質，從而得出正確的結論。
所得影像診斷有3種：① 肯定診斷 影像診斷在資料齊全，疾病本質有特異征象時，則可以確診；② 懷疑診斷 通過對獲得的影像信息的分析，不能確定病變的性質，而是提出幾種病變的可能；③現象診斷 因后兩種屬尚未確診，故應提出進一步檢查意見及其它建議。
（一)分析影像圖像之前，應了解病史和其他相關檢查資料，使閱片既全面又有重點，利于影像診斷。
（二)了解技術條件及檢查方法
影像圖像上有許多信息，包括① 病人的材料，如姓名、檢查號、性別、年齡、檢查時間等；② 技術條件信息，如在觀察X線片時應注意投照位置的正確性、黑白對比的鮮明性和器官組織輪廓的清晰度等。在分析CT圖像前需了解如掃描序號、kV、mA、層厚、掃描架轉角、是平掃還是造影增強、窗技術情況以及興趣區(qū)大小及CT值等等。在具體觀察MRI圖像征象前，應首先明確各圖像的成像參數加權，亦即該圖像是用何種射頻脈沖序列掃描成像的。這是因為不同組織器官在不同參數射頻脈沖序列（加權)掃描時，它們的MR特征和信號強度是不盡相同的。這些病人材料及技術信息是影像讀片的基礎。
（三)明確所分析的圖像是正常抑或異常
在確定所分析圖像上是否有異常前，要掌握以下幾方面的基本知識：①熟悉基本解剖知識。例如不要把正常后顱凹的頸靜脈骨性結節(jié)當成異常征象，也不要把肝門、肺門的大血管斷面當成異常征象。② 熟悉器官之間或器官內不同組織的密度或信號。例如正常腦灰質的CT密度比腦白質的密度高，勿誤認為異常CT征象。③ 了解部分容積效應對影像檢查的影響。勿把大腦內的胼胝體誤認為異常，勿把橫膈頂、腎臟上下極誤認為異常征象等。④ 熟悉各種圖像上的常見偽影類型。如CT顱底易產生骨性偽影，可以影響顱底腦組織結構是否異常的辨認。又如器官不自主運動產生的偽影，可影響縱隔、肺門、以及腹腔臟器的觀察等。
但應注意，疾病的產生與發(fā)展是互相聯系的，而任何一種圖像信息都是機體病變的瞬間記錄，且各種檢查手段顯示病變的能力及顯示病變的內容也不完全一樣，某些早期病變或隱匿病變在某一影像檢查時可能表現為陰性。
（四)回答異常病變的位置
異常病變定位需要有系統(tǒng)解剖和斷面解剖的基礎知識，才能對病變作出比較正確的定位，才能比較正確地估計病變侵犯的范圍或程度。
（五)最后是對異常病變的定性診斷
并不是所有病變均能作出定性診斷的，定性診斷率高低與各種影像檢查方法有關，如X線定性診斷率較低，而某些部位的CT、MRI定性準確率可達95%；定性診斷率的高低，部分還與醫(yī)生的臨床經驗和影像學診斷經驗有關。如果定性診斷確實困難，可根據病情建議復查或進行某種治療后復檢，亦可建議病人再作些其他實驗或影像學檢查，如有必要還可建議病人作活檢或外科探查。
影像診斷原則介紹了分析圖像應掌握的要點�，F在闡述分析圖像時常用的方法。
（一)系統(tǒng)觀察
閱片時切忌無順序的亂觀察或只注意醒目病變，應養(yǎng)成系統(tǒng)觀察的習慣，按一定順序進行，防止遺漏病變。例如觀察骨骼系統(tǒng)照片，應依次為骨組織、周圍軟組織和鄰近關節(jié)組織；進而觀察骨組織時，應依次為骨干、干骺端和骨骺；而且每個部位又依次觀察骨髓腔、骨皮質和骨膜等。又如CT圖像是斷層圖像。所以要了解某一器官的全部情況，則需一組連續(xù)系列多幅圖像，常為10幅乃至幾十幅。需仔細觀察每一幅圖像。然后通過思維而構成某一器官或結構的立體圖像。① 閱片時原則上應先閱平掃片，再閱增強掃描CT片。在平掃片上可對病灶是等密度、低密度、高密度或鈣化灶作出判斷；在增強掃描片上可根據病變有無強化，來判斷病灶血供是否豐富，血腦屏障有無損害等改變。② 按掃描層次的順序閱片，既可以從上到下，也可能從下到上有順序地逐層閱片，這有助于識別部分容積效應，也不致于把某些管道性正常解剖結構誤認為病變或腫瘤。③ 閱讀不同窗寬和窗高技術條件下的CT片�！按皩挕焙汀按案摺笔歉鶕䴔z查的目的要求和部位確定的，合適的“窗寬”、“窗高”的CT圖像才不會遺漏病灶。
（二)對比觀察
同一片內，采用對比觀察易于發(fā)現病變，如胸部照片，常采用左右對比，上下對比，這樣容易發(fā)現病變。有時人體對稱部位的某一側發(fā)生傷病，只有一側照片，難于判斷有無異常，遇此情況應照對側照片對比，例如判斷小兒肘關節(jié)有無骨骺分離常需兩側對比。
（三)前后觀察
兩次以上照片采用前后對比觀察，不僅利于發(fā)現病變，還能動態(tài)觀察確定病變性質，判斷治療效果等。
（參與本章內容編寫工作的還有陳衛(wèi)國、陳勇)
