現(xiàn)代醫(yī)學(xué)成像技1.doc

專題三 醫(yī)學(xué)成像物理基礎(chǔ)現(xiàn)代成像技術(shù)包括X射線斷層成像(X-CT)、核磁共振(MRI)、核醫(yī)學(xué)成像(RNI)及超聲成像等是在20世紀(jì)70年代興起的一門(mén)新技術(shù)，是隨著計(jì)算機(jī)和顯示技術(shù)的迅速發(fā)展而形成的一種最新臨床診斷手段。由于現(xiàn)代醫(yī)學(xué)影像提供了豐富的組織與器官的形態(tài)、功能和細(xì)胞的物質(zhì)與能量代謝的信息，使人們可以全面、深入地認(rèn)識(shí)人體內(nèi)發(fā)生的生理、生化和病理過(guò)程。本章主要內(nèi)容包括X-CT、MRI、RNI及超聲成像等現(xiàn)代醫(yī)學(xué)成像的物理原理及應(yīng)用。X射線計(jì)算機(jī)斷層成像X射線計(jì)算機(jī)斷層掃描，簡(jiǎn)稱X-CT，是通過(guò)X 射線環(huán)繞人體某一層面的掃描利用探測(cè)器測(cè)得從各個(gè)方向透過(guò)該層面后的衰減，將光電轉(zhuǎn)換變?yōu)殡娦盘?hào)，再經(jīng)模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)為數(shù)字，利用圖像重建原理獲得此層面的二維衰減系數(shù)值的分布，再應(yīng)用電子技術(shù)把二維衰減系數(shù)值分布轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像畫(huà)面上的灰度分布。X射線計(jì)算機(jī)斷層掃描，簡(jiǎn)稱X-CT，是通過(guò)X 射線環(huán)繞人體某一層面的掃描并利用探測(cè)器測(cè)得從各個(gè)方向透過(guò)該層面后的衰減，將光電信號(hào)轉(zhuǎn)換變?yōu)殡娦盘?hào)，再經(jīng)模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)為數(shù)字信號(hào)，利用圖像重建原理獲得此層面的二維衰減系數(shù)值的分布，再應(yīng)用電子技術(shù)把二維衰減系數(shù)值的分布轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像畫(huà)面上的灰度分布。1. 圖像重建的物理基礎(chǔ) （1）X射線在介質(zhì)中的衰減當(dāng)X射線穿透介質(zhì)時(shí)，由于X射線與物質(zhì)的相互作用使其因吸收和散射而被衰減。通常其光子能量在0.0110MeV范圍內(nèi)，X射線與物質(zhì)相互作用的主要形式有光電效應(yīng)、康普頓散射和電子對(duì)效應(yīng)三種形式。 單能窄束X射線透射均勻介質(zhì)時(shí)強(qiáng)度衰減的物理規(guī)律為：當(dāng)X射線穿透介質(zhì)時(shí)，由于X射線與物質(zhì)的相互作用致其因吸收和散射而被衰減。單能窄束X射線透射均勻介質(zhì)時(shí)強(qiáng)度衰減的物理規(guī)律為 I = I0e-x （3-1）、x分別為介質(zhì)線性衰減系數(shù)和X射線透過(guò)介質(zhì)的厚度。 式(3-1)兩邊同取對(duì)數(shù)并整理可得 （3-2）（2）像素、體素與CT值X-CT中，圖像是以單個(gè)圖像單元的矩陣形式來(lái)重建的，單個(gè)圖像單元被稱為像素。像素是按一定的大小和一定的坐標(biāo)人為劃分的，像素的大小對(duì)于圖像的質(zhì)量起重要作用，必須根據(jù)滿足某種臨床需要的原則加以選定。圖像中的每個(gè)像素都與受檢體內(nèi)欲成像的層面的體積單元相對(duì)應(yīng)，即坐標(biāo)上要一一對(duì)應(yīng)，這一層面的體積單元就稱為體素（見(jiàn)圖3-1）。一般體素的大小是：長(zhǎng)和寬約為12mm，高（即體層的厚度）約為310mm。實(shí)際中劃分體素是對(duì)掃描圖像中的每個(gè)像素都與受檢體內(nèi)欲成像的層面中的體積單元相對(duì)應(yīng)，即坐標(biāo)上要一一對(duì)應(yīng)，這一層面的體積單元稱為體素。一般體素的大小是長(zhǎng)和寬約為12mm，高（即體層的厚度）約為310mm。實(shí)際中體素劃分是對(duì)掃描視野，即受檢體所在的接受掃描的空間進(jìn)行劃分。圖3-1 體素衰減系數(shù)m值與像素CT值的關(guān)系由于X-CT中測(cè)得的X射線強(qiáng)度是相對(duì)值，因此測(cè)得的值也是相對(duì)值。在圖像重建過(guò)程中，并不直接運(yùn)用衰減系數(shù)為來(lái)重建圖像，而是用與每個(gè)體素中組織的衰減系數(shù)有關(guān)的數(shù)值（CT值）表示。，因此在圖像重建過(guò)程中，并不直接運(yùn)用衰減系數(shù)來(lái)重建圖像，而是用與每個(gè)體素中被檢組織的衰減系數(shù)有關(guān)的CT值表示（圖3-1）。CT值是以能量是73kev的X射線在水中的線性衰減系數(shù)w作為基準(zhǔn)。，將被檢體的衰減系數(shù)與w相比較，其對(duì)應(yīng)的CT值由下式給出 （3-3）CT值的單位為“亨，Hu或”（H），K稱為分度因數(shù)，實(shí)際中多取K=1000。 按式（3-3）CT值的定義，則水的CT值為零，空氣的CT值為-1000H，致密骨為+1000H左右，其它人體組織的CT值介于-10001000H之間，金屬（如手術(shù)鉗）CT值為+1000H左右，其它人體組織的CT值介于1000+1000H之間，金屬（如手術(shù)鉗）CT值超過(guò)1000H。2. 圖像重建的數(shù)學(xué)模型（1）X射線通過(guò)非均勻介質(zhì) 如果在X射線束掃描通過(guò)的路徑l上，介質(zhì)是不均勻的，我們可將沿路徑l分布的介質(zhì)分成若干小塊，每一小塊為一個(gè)體素，厚度為d，且d很小，小到每個(gè)體素可視為均勻介質(zhì)，如圖3-2，1、2、3、n所示，1、2、3、n分別為各體素的衰減系數(shù)。 X射線通過(guò)第一個(gè)體素的衰減為 I1 = I0exp(-1d) 通過(guò)第二個(gè)體素的衰減為 I2 = I1exp(-2d) 據(jù)此類推，則通過(guò)第n個(gè)體素時(shí)，有 圖3-2 X射線通過(guò)非均勻介質(zhì) I = In = In-1exp(-nd) 依次把上述前式代入后式并化簡(jiǎn)，則有：則有 I = I0exp-(1+2+ +n)d （3-4） 或 （3-5a） 上式表示為求和形式，則有 （3-5b）式(3-4)中的X 射線出射強(qiáng)度I稱為投影，投影的數(shù)值稱為投影值。實(shí)際中也把式(3-5b)由I確定的p稱為投影。上式是測(cè)定物質(zhì)線性衰減系數(shù)的基本關(guān)系式和基本依據(jù)。重建CT像的重要環(huán)節(jié)就是從這一基本關(guān)系出發(fā)，通過(guò)對(duì)受檢體的掃描，測(cè)出足夠的投影值，再運(yùn)用一定的數(shù)學(xué)算法對(duì)投影值進(jìn)行處理，確定各體素的衰減系數(shù)i的數(shù)值，從而獲取衰減系數(shù)值的二維分布矩陣。 在X射線束掃描通過(guò)的路徑l上，如果介質(zhì)不均勻，且衰減系數(shù)連續(xù)變化，即衰減系數(shù)是路徑l的函數(shù)，則式(3-5b)可表示為連續(xù)變化的求和，即積分形式 （3-5c） 式中衰減系數(shù)(l)是隨路徑l連續(xù)變化的函數(shù)，p仍為投影，或投影函數(shù)。 （2）圖像重建的基本方法 圖像重建的數(shù)學(xué)方法主要有聯(lián)立方程法、迭代法、反投影法、濾波反投影法以及二維傅里葉變換法等。二維傅里葉變換法這里不作介紹。(a) （a） 聯(lián)立方程法 按式(3-5b)，X射線對(duì)受檢體沿不同路徑進(jìn)行掃描，就會(huì)得到一系列的投影值，從而獲得若干個(gè)線性方程。從方程的聯(lián)立中可求出所有體素的衰減系數(shù)i的數(shù)值，由此得到i值的二維分布矩陣，這種圖像重建的數(shù)學(xué)方法稱方程法。一般的二維圖像，至少也得劃分成(160160=)25600個(gè)體素。若按此方案劃分體素，則需有25600個(gè)獨(dú)立方程聯(lián)立求解才行，故此種運(yùn)算費(fèi)時(shí)較多，所以實(shí)際中并不采用方程法。(b) （b）迭代法 用迭代法可以解決上述聯(lián)立方程法所遇到的困難。迭代法是用逐次近似法來(lái)解聯(lián)立方程。其步驟是：假定各像素的初始值；把透射路徑的像素值加起來(lái)，得計(jì)算值；用計(jì)算值與實(shí)測(cè)值作比較，求出它們的差，從而得到校正值；將這些校正值對(duì)透射路徑的像素進(jìn)行校正；用已經(jīng)校正的像素值取代初始值，重復(fù)各步驟，如此反復(fù)進(jìn)行。當(dāng)然，校正的次數(shù)愈多得數(shù)像素值就愈準(zhǔn)確。EMI公司第一臺(tái)掃描機(jī)用的就是此法，其缺點(diǎn)是計(jì)算耗時(shí)過(guò)長(zhǎng)，掃描后510分鐘才能顯像。(c) （c）反投影法 當(dāng)X射線束沿平行于X軸方向投影，得相應(yīng)的一組投影值，沿投影的反方向，把所得投影值反投回各體素中去；然后將X射線源和探測(cè)器繞坐標(biāo)的原點(diǎn)（一般取層面的幾何中心）一起轉(zhuǎn)動(dòng)一很小的角度，記錄該方向上的投影值值，再次沿投影的反方向，把所得投影值反投影回各體素中去。繼續(xù)改變角度，每改變一個(gè)角度就記錄該方向上的投影值，再沿投影的反方向，把所得投影值反投影回各體素中去，直到記錄足夠多的投影值符合圖像重建的需要為止，最后通過(guò)計(jì)算機(jī)進(jìn)行一定的運(yùn)算，求出各體素值而實(shí)現(xiàn)圖像的重建。（d）(d) 濾波反投影法 反投影圖像重建法的缺點(diǎn)是會(huì)出現(xiàn)圖像的邊緣失銳（即一種偽像）現(xiàn)象。為了消除反投影法產(chǎn)生的圖像的邊緣失銳，在實(shí)際中采用的算法是濾波反投影法(filtered back projection)，即把獲得的投影函數(shù)作濾波處理，得到一個(gè)經(jīng)過(guò)修正的投影函數(shù)，然后再將此修正后的投影函數(shù)作反投影運(yùn)算，就可以達(dá)到消除星狀偽影的目的。濾波反投影法在實(shí)現(xiàn)圖像重建時(shí)，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費(fèi)時(shí)的二維傅里葉變換，濾波反投影法明顯地縮短了圖像重建的時(shí)間。濾波反投影法 投影圖像重建法的缺點(diǎn)是會(huì)出現(xiàn)圖像的邊緣失銳（即一種偽像）現(xiàn)象。為了消除反投影法產(chǎn)生的圖像的邊緣失銳，在實(shí)際中采用的算法是濾波反投影法，即把獲得的投影函數(shù)作濾波處理，得到一個(gè)經(jīng)過(guò)修正的投影函數(shù)，然后再將此修正后的投影函數(shù)作反投影運(yùn)算，就可以達(dá)到消除星狀偽影的目的。濾波反投影法在實(shí)現(xiàn)圖像重建時(shí)，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費(fèi)時(shí)的二維傅里葉變換，濾波反投影法明顯地縮短了圖像重建的時(shí)間。 通過(guò)上述圖像重建方法得到衰減系數(shù)值的二維分布，再按CT值的定義把各個(gè)體素的衰減系數(shù)值轉(zhuǎn)換為對(duì)應(yīng)像素的CT值，于是就得到CT值的二維分布(即CT值矩陣)。此后，再把圖像畫(huà)面上各像素的CT值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像畫(huà)面上的灰度分布，此灰度分布就是X-CT像。3. X-CT掃描機(jī)X-CT掃描裝置主要由X射線管、掃描床，檢測(cè)器和掃描架等，如圖3-3所示。X射線管和檢測(cè)器固定在掃描架上組成掃描機(jī)構(gòu)，它們圍繞掃描床上的受檢體進(jìn)行同步掃描運(yùn)動(dòng)，這種掃描運(yùn)動(dòng)形式稱為掃描方式。由于使用的X射線束的不同和檢測(cè)器數(shù)量的不同，所以采用的同步掃描方式也不同，這里就不詳細(xì)介紹了。 4. X射線成像技術(shù)的應(yīng)用及發(fā)展趨勢(shì)X-CT從根本上解決了常規(guī)攝影、透視及體層攝影中存在的影像重疊問(wèn)題，特別是螺旋CT技術(shù)，使數(shù)據(jù)采集速度大大提高，可達(dá)300ms/層，并提高了密度分辨率和空間分辨率。通過(guò)螺旋或多層螺旋CT采集的容積數(shù)據(jù)進(jìn)行三維實(shí)時(shí)成像，把分辨力提到高層次以及實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)高速顯像等方面也是CT發(fā)展的一大趨勢(shì)每層300ms，并提高了密度分辨率和空間分辨率。通過(guò)螺旋或多層螺旋CT采集的數(shù)據(jù)進(jìn)行三維實(shí)時(shí)成像，把分辨力提到更高層次，實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)、高速顯像。日本國(guó)家高能物理實(shí)驗(yàn)室KazuoHavashi等從理論分析和實(shí)驗(yàn)證實(shí)，用100kev能量范圍內(nèi)的單色X射線，經(jīng)一定的處理和作用，采用第一代CT掃描和圖像重建的方法，可獲得在體微米級(jí)X-CT圖像的建立。用此法已獲取活鼠頭顱的X-CT圖像，其分辨力可達(dá)24um。采用高分辨率超高速或電子束掃描代替現(xiàn)有X-CT機(jī)的X射線管與檢測(cè)器的機(jī)械掃描，掃描速度用此法已獲取活鼠頭顱的X-CT圖像，其分辨力可達(dá)2-4um。采用高分辨率超高速或電子束掃描代替現(xiàn)有X-CT機(jī)的X射線管與檢測(cè)器的機(jī)械掃描，掃描速度可提高近百倍，從而可使心臟大血管獲得清晰圖像，并有利于三維CT血管造影（CTA）。此外可準(zhǔn)確實(shí)現(xiàn)臟器的動(dòng)脈期、靜脈期雙相增強(qiáng)掃描，用于早期梗死灶的功能性血流灌注檢查?；赬射線穿透性成像的關(guān)鍵是X射線發(fā)生器、探測(cè)器和相應(yīng)的成像軟件，即在減少對(duì)患者的輻射量的同時(shí)，提取更多更有效的信息，并最有效地處理這些信息。所以，X射線成像技術(shù)的發(fā)展主要趨勢(shì)是繼續(xù)降低掃描劑量；提高掃描、重建和圖像后處理速度；改善圖像質(zhì)量，特別是螺旋CT的圖像質(zhì)量；。如何在減少對(duì)患者的輻射量的同時(shí)，提取更多更有效的信息，并最有效地處理這些信息，因此繼續(xù)降低掃描劑量，提高掃描、重建和圖像后處理速度，改善圖像質(zhì)量，特別是螺旋CT的圖像質(zhì)量，以及開(kāi)發(fā)新的功能，如CT血管造影術(shù)和CT導(dǎo)向介入技術(shù)等是X射線成像技術(shù)發(fā)展的主要趨勢(shì)。二、核磁共振成像1946年美國(guó)Bloch和Purcell組首先發(fā)現(xiàn)了核磁共振（NMR）現(xiàn)象，并于1952年獲諾貝爾物理學(xué)獎(jiǎng)。2003年美國(guó)保羅勞特伯爾爾和英國(guó)彼得曼斯菲爾因?yàn)樵诤舜殴舱癯上窦夹g(shù)方面的貢獻(xiàn)獲得當(dāng)年的諾貝爾獎(jiǎng)。核磁共振成像技術(shù)（NMRI）是繼在CT后醫(yī)學(xué)成像的又一重大進(jìn)步。其基本原理是將人體置于特殊的磁場(chǎng)中，用無(wú)線電射頻（RF）脈沖激發(fā)遍于人體內(nèi)的自旋不為零的某種原子核（例如氫核、磷核等），引起原子核的共振 核磁共振（NMR），并吸收能量，在停止射頻脈沖后，該原子核按特定頻率發(fā)出射電信號(hào)，將吸收的能量釋放，被體外的接收器（探測(cè)器）檢測(cè)并接受，并輸入計(jì)算機(jī)，經(jīng)過(guò)數(shù)據(jù)處理轉(zhuǎn)換，獲得圖像，這就是醫(yī)學(xué)上的核磁共振成像。磁共振成像是一種多參數(shù)（核密度、弛豫時(shí)間T1、T2和組織流動(dòng)f(v)）的成像，不僅可以反映形態(tài)學(xué)的信息，還可以從圖像中得到與生化、病理有關(guān)的信息。因此被認(rèn)為是一種研究活體組織、診斷早期病變的醫(yī)學(xué)影像技術(shù)。1. 原子核的磁矩核自旋(spin)存在的起源是核內(nèi)的核子都具有固有的角動(dòng)量和軌道運(yùn)動(dòng)角動(dòng)量，它們的矢量和就是核的自旋角動(dòng)量。原子核作自旋運(yùn)動(dòng)而具有磁矩，稱為核磁矩，用I 表示。單個(gè)原子核的磁性是由原子核中的質(zhì)子數(shù)Z和中子數(shù)N來(lái)決定的。只有原子核的質(zhì)子數(shù)Z和中子數(shù)N中至少有一個(gè)為奇數(shù)的原子核才具有磁性。具有磁矩的原子核放在外磁場(chǎng)由原子物理學(xué)可知，原子核的自旋角動(dòng)量LI也相應(yīng)產(chǎn)生的磁矩稱核自旋磁矩I。 中，磁場(chǎng)對(duì)核磁矩有一個(gè)作用力，使核的自旋軸與磁場(chǎng)方向成一角度，此時(shí)原子核在自身旋轉(zhuǎn)的同時(shí)又以 （3-6） 式中I是核自旋量子數(shù)，I只能取整數(shù)和半整數(shù)，不同的核，I值不同。式中為軸作進(jìn)動(dòng)，如圖3-4(a)所示。根據(jù)量子理論，核磁矩在空間的取向是量子化的，見(jiàn)圖3-4(b)，核磁矩的在Z分量為，稱為核磁子，mp是原子核質(zhì)量，e是原子核電荷，gI 是原子核的朗德因子，是一個(gè)無(wú)量綱的量，其值因原子核不同而異。由于原子核的質(zhì)量比電子的質(zhì)量大1836倍，所以原子核的磁矩比電子磁矩小三個(gè)數(shù)量級(jí)。具有磁矩的原子核處在外磁場(chǎng)（也稱為主磁場(chǎng)）B0中，磁場(chǎng)對(duì)核磁矩有一個(gè)作用，使核的自旋軸與磁場(chǎng)方向成一角度，此時(shí)原子核在自身旋轉(zhuǎn)的同時(shí)又以B0為軸作進(jìn)動(dòng)，如圖3-4(a)所示。 根據(jù)量子理論，核磁矩在空間的取向是量子化的，核磁矩的在Z軸分量為 （3-6）即Iz = gI mI I （3-7）自旋核在主 即 Iz = gI mI N （3-8）自旋核在外磁場(chǎng)沿Z軸方向中的附加能量和核磁量子數(shù)的關(guān)系： （3-8）9） mI =I、I-1、I-2、-I，共有2I+1個(gè)可能值。對(duì)氫核而言I=1/2，故mI =1/2和-1/2兩個(gè)取值，其能級(jí)的劈裂及裂距如圖3-4(b)所示。裂距A為 （3-9）自旋核磁矩的矢量總和為樣品的磁化強(qiáng)度矢量，用符號(hào)表示。按定義 （3-10）求和遍及單位體積?？梢?jiàn)具有磁矩的本質(zhì)。自旋不為零的原子核置于外磁場(chǎng)中時(shí)，原子核與外磁場(chǎng)相互作用的結(jié)果出現(xiàn)了兩方面的變化，一方面是產(chǎn)生核繞的旋進(jìn)；另一方面是產(chǎn)生了核的附加能量，造成了原子核能級(jí)的分裂。下面以1H核為例加以說(shuō)明。1H核磁矩又稱質(zhì)子磁矩，在外磁場(chǎng)方向的分量取兩種平衡狀態(tài)：即平行或反平行于外磁場(chǎng)，如圖3-4(a)所示，平行于外磁場(chǎng)方向的1H核為穩(wěn)定平衡，勢(shì)能低；反平行于外磁場(chǎng)方向的1H核為不穩(wěn)定平衡，勢(shì)能高。它們的能量差E = 2B0，是1H核磁矩，B0是外加磁感應(yīng)強(qiáng)度的值，這種原子核發(fā)生能級(jí)的分裂的現(xiàn)象稱為塞曼效應(yīng)，如圖3-4(b)所示。根據(jù)微觀粒子在熱平衡狀態(tài)下的玻爾茲曼分布律，在高能級(jí)上的粒子數(shù)要比低能級(jí)上的少。這樣，總的合成結(jié)果，即合矢量是同方向一致的不等于零的磁化強(qiáng)度矢量，見(jiàn)圖3-5。與樣品內(nèi)自旋核的數(shù)目、外磁場(chǎng)的大小以及環(huán)境溫度有關(guān)。核繞的旋進(jìn)的角頻率N由拉莫爾方程決定：N =I B0 （3-11） 對(duì)應(yīng)的旋進(jìn)頻率為 （3-12）式中I是原子核的磁矩與自旋角動(dòng)量之比，稱為核磁旋比，是一個(gè)與原子核性質(zhì)有關(guān)的常數(shù)。 2. 核磁共振（1）射頻電磁波對(duì)樣品的激勵(lì)核磁共振是共振現(xiàn)象的一種，因此必須滿足其共振條件。當(dāng)用RF電磁波對(duì)樣品照射，如RF電磁波的能量hRF剛好等于原子核能級(jí)劈裂的間距E時(shí)，就會(huì)出現(xiàn)樣品中的原子核強(qiáng)烈吸收電磁波能量，從劈裂后的低能級(jí)向相鄰的高能級(jí)躍遷的現(xiàn)象，這就是核磁共振現(xiàn)象中的共振吸收。RF電磁波對(duì)樣品的激勵(lì)作用的宏觀表現(xiàn)是，磁化強(qiáng)度矢量以（1）自旋核數(shù)密度與磁化強(qiáng)度矢量單位體積自旋核磁矩的矢量總和稱為介質(zhì)的磁化強(qiáng)度矢量，用符號(hào)M表示。按定義 = （3-11）求和遍及單位體積。可見(jiàn)M具有磁矩的本質(zhì)。自旋不為零的原子核置于外磁場(chǎng)B0中時(shí)，原子核與外磁場(chǎng)B0 相互作用的結(jié)果出現(xiàn)了兩方面的變化，一方面是產(chǎn)生核繞B0 的進(jìn)動(dòng)，另一方面是產(chǎn)生了核的附加能量，造成了原子核能級(jí)的分裂。核繞B0進(jìn)動(dòng)的角頻率N由拉莫爾方程決定：N =I B0 （3-12） 對(duì)應(yīng)的進(jìn)動(dòng)頻率為 為初矢量，而后偏離外磁場(chǎng)方向的角度 。越大，表示樣品從RF中獲得的能量越多。在MRI中常用的有兩個(gè)基本脈沖，即90、180脈沖。也就是說(shuō)90脈沖的作用是使磁化強(qiáng)度矢量從熱平衡態(tài)偏離主磁場(chǎng) （3-13）式中I是原子核的磁矩與自旋角動(dòng)量之比，稱為核磁旋比，是一個(gè)與原子核性質(zhì)有關(guān)的常數(shù)。下面以1H核為例加以說(shuō)明原子核能級(jí)的分裂。1H核磁矩又稱質(zhì)子磁矩，在外磁場(chǎng)方向的分量取兩種平衡狀態(tài)，即平行或反平行于外磁場(chǎng)，如圖3-4(a)所示，平行于外磁場(chǎng)方向的1H核為穩(wěn)定平衡，勢(shì)能低；反平行于外磁場(chǎng)方向的1H核為不穩(wěn)定平衡，勢(shì)能高。它們的能量差E = 2B0，是1H核磁矩，B0是外加磁感應(yīng)強(qiáng)度的值，這種原子核發(fā)生能級(jí)的分裂的現(xiàn)象稱為塞曼效應(yīng)，如圖3-4(b)所示。根據(jù)微觀粒子在熱平衡狀態(tài)下的玻爾茲曼分布律，在高能級(jí)上的粒子數(shù)要比低能級(jí)上的少。這樣，總的合成結(jié)果，即合矢量是同B0方向一致且不等于零的磁化強(qiáng)度矢量M0，（圖3-5），M0與樣品內(nèi)自旋核的數(shù)目、外磁場(chǎng)B0的大小以及環(huán)境溫度有關(guān)。當(dāng)B0的大小為幾個(gè)特斯拉時(shí)，能級(jí)劈裂的間距相當(dāng)于10-100MHz電磁波的能量，這個(gè)波段的電磁波稱為射頻（RF）電磁波。當(dāng)用RF電磁波對(duì)樣品照射時(shí)，如果RF電磁波的能量hRF 剛好等于原子核能級(jí)劈裂的間距E時(shí)，就會(huì)出現(xiàn)樣品中的原子核強(qiáng)烈吸收電磁波能量，從劈裂后的低能級(jí)向相鄰的高能級(jí)躍遷的現(xiàn)象，這就是核磁共振現(xiàn)象中的共振吸收。 （2）射頻電磁波對(duì)樣品的激勵(lì)磁化后宏觀磁矩M0沿外磁場(chǎng)方向。而MR信號(hào)的檢測(cè)是在XY平面內(nèi)進(jìn)行的，因此應(yīng)將M0轉(zhuǎn)到XY平面上。為此，沿X軸方向加入一磁場(chǎng)Br。由于初始狀態(tài)的M =M0與B0平行，所以初始狀態(tài)B0對(duì)M的作用力矩為零；但初始狀態(tài)的M與Br互相垂直，與Br相互作用產(chǎn)生一力矩，此力矩將使磁矩M以M0為初始磁化矢量繞Br進(jìn)動(dòng)，進(jìn)動(dòng)的結(jié)果使M與B0方向的夾角不斷增加。為了能使磁矩M穩(wěn)定地繞著B(niǎo)r進(jìn)動(dòng)，加入的Br必須是以與自旋核繞B0進(jìn)動(dòng)的頻率相同的旋轉(zhuǎn)磁場(chǎng)。磁矩M在B0和Br作用下，運(yùn)動(dòng)軌跡為從球面頂點(diǎn)開(kāi)始逐漸展開(kāi)的螺旋線，如圖3-6(a)所示。沿X軸方向施加的旋轉(zhuǎn)磁場(chǎng)Br就是MRI設(shè)備中所產(chǎn)生并施加到被檢體的射頻脈沖電磁波,即RF電磁波,RF電磁波對(duì)樣品起激勵(lì)作用。RF電磁波對(duì)樣品的激勵(lì)作用的宏觀表現(xiàn)是，磁化強(qiáng)度矢量以M=M0 為初矢量，而后偏離外磁場(chǎng)方向角。越大，表示樣品從RF中獲得的能量越多。在MRI中常用的RF有兩個(gè)基本脈沖，即90、180脈沖。也就是說(shuō)，90脈沖的作用是使磁化強(qiáng)度矢量M從熱平衡態(tài)M0偏離外磁場(chǎng)B0 90角，其矢端運(yùn)動(dòng)軌跡為從球面頂點(diǎn)開(kāi)始逐漸展開(kāi)成半球面螺旋線，在YZ平面上劃過(guò)四分之一圓周；180脈沖是使其偏離180，其矢端運(yùn)動(dòng)軌跡為從球面頂點(diǎn)開(kāi)始逐漸展開(kāi)而后又逐漸收縮成球面螺旋線，在YZ平面上劃過(guò)半個(gè)圓周（圖3-6）。做成脈沖形式的RF電磁波又統(tǒng)稱之為角脈沖。（2）弛豫過(guò)程和弛豫時(shí)間 弛豫過(guò)程 核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時(shí)，其磁化強(qiáng)度矢量在（3）弛豫過(guò)程和弛豫時(shí)間（a）弛豫過(guò)程 核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時(shí)，其磁化強(qiáng)度矢量M在B0方向的分量Mz =M0，而在xy平面上的橫向分量Mxy =0。當(dāng)在垂直方向施加一90 激勵(lì)脈沖，將偏離z軸一角度而處于不平衡狀態(tài)；此時(shí)。當(dāng)在B0垂直方向施加一90 激勵(lì)脈沖，M將偏離z軸一角度而處于不平衡狀態(tài)；此時(shí)，當(dāng)激勵(lì)脈沖剛結(jié)束時(shí)，Mz =0，Mxy =Mm，之后核磁矩只受到主磁場(chǎng)外磁場(chǎng)B0的作用而逐漸恢復(fù)到原來(lái)的熱平衡狀態(tài)的過(guò)程稱為弛豫過(guò)程。根據(jù)磁化強(qiáng)度矢量的兩個(gè)分量Mz 、Mxy 向平衡狀態(tài)恢復(fù)的速度與它們離開(kāi)平衡位置的程度成正比，得 （3-13）， （3-14）公式中的負(fù)號(hào)表示弛豫過(guò)程是磁化強(qiáng)度矢量變化的反過(guò)程。解上面兩式得弛豫過(guò)程中Mz、Mxy 隨時(shí)間按下式變化 （3-15） （3-16）式中T1、T2都是時(shí)間常數(shù)，即T1表示隨時(shí)間變化的快慢，T2表示隨時(shí)間變化的快慢，例如當(dāng)t= T1時(shí)，( T1)恢復(fù)到的63，而如當(dāng)t= T2時(shí)，( T2)衰減為的37。T1稱為縱向弛豫時(shí)間，T2稱為橫向弛豫時(shí)間。在90脈沖激勵(lì)下發(fā)生的弛豫過(guò)程也稱狹義的弛豫過(guò)程，而在一般角脈沖激勵(lì)下發(fā)生的弛豫過(guò)程稱為廣義的弛豫過(guò)程。 弛豫時(shí)間縱向弛豫，是針對(duì)Mz 說(shuō)的。由于自由旋進(jìn)時(shí)，核磁矩力圖順取向，愈來(lái)愈多的核磁矩克服熱騷擾而躍遷到上旋進(jìn)圓錐繞旋進(jìn)（b）弛豫時(shí)間縱向弛豫，這是針對(duì)Mz 而言的。由于自由進(jìn)動(dòng)時(shí)，核磁矩力圖順B0取向，愈來(lái)愈多的核磁矩克服熱騷擾而躍遷到上進(jìn)動(dòng)圓錐繞B0進(jìn)動(dòng)，其結(jié)果必然使得縱向分量Mz 增加，最后達(dá)到平衡時(shí)的值Mz =M0 。在此弛豫過(guò)程中，樣品中的自旋核與晶格以熱輻射的形式相互作用。所以也稱由T1表示的弛豫過(guò)程為熱弛豫，或自旋-晶格弛豫。由于人體組織或器官不是單一的純凈物，而是由多種化學(xué)元素構(gòu)成的化合物或混合物，這里所提到的器官或組織的T1或T2是指組織或器官內(nèi)在不同分子結(jié)構(gòu)中1H核T1值的平均值。前面曾提到在不同結(jié)構(gòu)中的1H核的磁共振頻率是不同的，同時(shí)它們的T1值也是不同的，以H2O中的1H核的T1為最長(zhǎng)，這樣當(dāng)組織與器官中含水量增加時(shí)，如水腫，則該組織的T1會(huì)增加。有些病灶在不同階段上含水量不同，這可以表現(xiàn)在T1的大小，利用這一點(diǎn)可以對(duì)病灶作病理分期。從量子力學(xué)的觀點(diǎn)看，熱輻射也是一個(gè)能級(jí)躍遷的過(guò)程，這可以有兩個(gè)輻射過(guò)程，即受激輻射和自發(fā)輻射兩種可能，由于作為樣品的人體組織或器官不是單一的純凈物，而是由多種化學(xué)元素構(gòu)成的化合物或混合物，這里所提到的器官或組織的T1或T2是指組織或器官內(nèi)在不同分子結(jié)構(gòu)中1H核T1值的平均值。與前面曾提到在不同結(jié)構(gòu)中的1H核的磁共振頻率是不同的，它們的T1值也是不同的，以H2O中的1H核的T1為最長(zhǎng)，這樣，當(dāng)組織和器官中含水量增加時(shí)，如水腫，該組織的T1會(huì)增加。有些病灶在不同階段上含水量不同，這可以表現(xiàn)在T1的大小，利用這一點(diǎn)可以對(duì)病灶作病理分期。 從量子力學(xué)的觀點(diǎn)看，熱輻射也是一個(gè)能級(jí)躍遷的過(guò)程，其可以有兩個(gè)輻射過(guò)程，即受激輻射和自發(fā)輻射兩種可能。無(wú)論哪一種可能性(概率)增加都會(huì)使熱輻射進(jìn)程加快，T1縮短。根據(jù)受激勵(lì)輻射理論，當(dāng)外界電磁波頻率與能級(jí)躍遷頻率一致時(shí)，受激輻射就將發(fā)生。樣品的1H核因處于不同的分子中而有不同的共振頻率，這樣樣品就有一個(gè)共振頻率段，樣品環(huán)境的熱輻射的電磁波譜是一個(gè)很寬的譜，但總有一部分和共振頻率段相重疊，產(chǎn)生共振吸收。橫向弛豫，這是針對(duì)Mxy 說(shuō)而言的。弛豫啟動(dòng)之初，一般Mxy 0，這是因?yàn)橹T核磁矩在旋進(jìn)圓錐上的相位幾乎一致，這種相位相干性是弛豫之前射頻脈沖作用的結(jié)果。現(xiàn)在射頻脈沖已過(guò)，核磁矩繞旋進(jìn)。但各自旋原子核所處的局部環(huán)境不同，它們所受到的局部磁場(chǎng)各異，它們的旋進(jìn)頻率不等。于是Mxy 0，達(dá)到平衡狀態(tài)。進(jìn)動(dòng)圓錐上的相位幾乎一致，這種相位相干性是弛豫之前射頻脈沖作用的結(jié)果。現(xiàn)在射頻脈沖已過(guò)，核磁矩繞B0進(jìn)動(dòng)。但各自旋原子核所處的局部環(huán)境不同，使得各自旋核所受到的局部磁場(chǎng)不同，引起各處自旋核的進(jìn)動(dòng)頻率不等，從而引起Mxy的衰減速度加快，即停止射頻脈沖后，核磁矩將很快失去其相位一致性（去相位狀態(tài)）。隨著Mxy 的衰減，在接收弛豫過(guò)程線圈中角頻率為0的感生電動(dòng)勢(shì)的幅值也漸漸衰減。這一衰減信號(hào)由于是在自由旋進(jìn)進(jìn)動(dòng)過(guò)程中感生的，故稱為自由感應(yīng)衰減(或簡(jiǎn)稱FID)，見(jiàn)圖3-7。如圖3-7所示。其本質(zhì)是自旋核的磁矩方向由相對(duì)的有序狀態(tài)向相對(duì)無(wú)序狀態(tài)的過(guò)渡過(guò)程。自旋核之間存在磁的相互作用，作用的結(jié)果就是使核磁矩從聚焦的方向上分散開(kāi)來(lái)，這種分散就是Mxy 大小衰減的原因，所以橫向弛豫也叫自旋一自旋弛豫。 自旋一自旋弛豫只是磁的相互作用而不存在能量向外的釋放，故與環(huán)境溫度、粘度無(wú)關(guān)；與主外磁場(chǎng)的相關(guān)性不大；與主外磁場(chǎng)的均勻性關(guān)系特別大，因?yàn)榇艌?chǎng)的不均勻會(huì)大大加劇自旋核磁矩方向分散，使明顯縮短，我們常常把存在主外磁場(chǎng)不均勻性因素的橫向弛豫時(shí)間標(biāo)為；在順磁環(huán)境中的數(shù)值也有明顯縮短。在一般情況的大小比值小一個(gè)數(shù)量級(jí)。不同的正常組織與器官以及同一組織、器官的不同病理階段上的弛豫時(shí)間T1、T2是不同的，這為用MRI進(jìn)行病理分期成為可能。例如人體內(nèi)的水分子可以是游離的，也可以是與蛋白質(zhì)膜和其它大分子結(jié)構(gòu)結(jié)合的。就為用MRI進(jìn)行病理分期成為可能。例如人體內(nèi)的水分子可以是游離的，也可以是與蛋白質(zhì)膜和其它大分子結(jié)構(gòu)結(jié)合的。我們知道，人體含水量很大，有80在細(xì)胞之內(nèi)，20在細(xì)胞外。水分子中的氫的弛豫時(shí)間很長(zhǎng)，所以含水的多少對(duì)組織的平均弛豫時(shí)間長(zhǎng)短舉足輕重。根據(jù)水分子運(yùn)動(dòng)的自由度多少可把細(xì)胞外的水分為自由度少的“結(jié)合水”和自由度大的“自由水”。結(jié)合水主要集聚在生物大分子的周?chē)^少平動(dòng)?！敖Y(jié)合水”中的質(zhì)子的弛豫時(shí)間T2相對(duì)“自由水”明顯短。據(jù)此可深入了解病變內(nèi)部的組織形態(tài)。3. 核磁共振成像原理在一般情況下，MRI的主要成像參數(shù)是自旋核密度、T1、T2，但、T1、T2并不能在MR中直接測(cè)得，它們是隱含在弛豫過(guò)程樣品的磁化強(qiáng)度矢量M在感應(yīng)線圈中感應(yīng)出的信號(hào)中。成像參數(shù)、T1、T2 只能通過(guò)人為手段提高權(quán)重，以MR信號(hào)的形式表現(xiàn)出來(lái)，這種獲得成像參數(shù)的方法與其它成像有很大不同。在一般情況下，MRI的主要成像參數(shù)是自旋核密度和T1、T2，但、T1、T2并不能在MR中直接測(cè)得，它們是隱含在弛豫過(guò)程樣品的磁化強(qiáng)度矢量M在感應(yīng)線圈中感應(yīng)出的信號(hào)中。成像參數(shù)、T1、T2 只能通過(guò)人為手段提高權(quán)重，以MR信號(hào)的形式表現(xiàn)出來(lái)，這種獲得成像參數(shù)的方法與其它成像有很大的不同。 為了提高M(jìn)R信號(hào)的幅度及消除客觀條件對(duì)時(shí)間常數(shù)的影響，RF電磁波多數(shù)是由90、180脈沖組成的脈沖序列。在臨床最具代表性、使用最多的是自旋回波序列(SE)。 （1）自旋回波序列(SE) 自旋回波(SE)序列由90、180脈沖組成，其結(jié)構(gòu)如圖3-8所示。這里TI為脈沖間隔時(shí)間，TR為序列重復(fù)時(shí)間，TE為回波時(shí)間，一般取=2 TI。此脈沖序列中第一個(gè)脈沖即90脈沖是起對(duì)樣品的激勵(lì)作用，使樣品產(chǎn)生Mxy，而MR信號(hào)的大小變化都取決于Mxy。磁場(chǎng)總是存在一定的空間不均勻性，造成自旋核磁矩方向的分散，處于一種去位相狀態(tài)，宏觀的效果是Mxy衰減的很快，這個(gè)衰減的時(shí)間常數(shù)就是T2。磁場(chǎng)的不均勻性造成T2的縮短和MR信號(hào)幅度大減。為消除這個(gè)磁場(chǎng)不均勻造成MR信號(hào)測(cè)量的不利，在90脈沖之后又加入一個(gè)180脈沖，180脈沖的作用是位相回歸，即使處于去位相相位狀態(tài)，宏觀的效果是Mxy衰減得很快，這個(gè)衰減的時(shí)間常數(shù)就是T2。磁場(chǎng)的不均勻性造成T2的縮短和MR信號(hào)幅度大減。為消除這個(gè)磁場(chǎng)不均勻造成MR信號(hào)測(cè)量的不利，在90脈沖之后又加入一個(gè)180脈沖，180脈沖的作用是相位回歸，即使處于去相位狀態(tài)的自旋核磁矩重新會(huì)聚起來(lái)，抵消了磁場(chǎng)不均勻性造成的不利影響，F(xiàn)ID與SE信號(hào)幅值之間以時(shí)間常數(shù)T2衰減。 由于T1 是熱弛豫時(shí)間，是表示Mz 恢復(fù)到M0的時(shí)間常數(shù)，它與場(chǎng)的不均勻性無(wú)關(guān)。Mxy 來(lái)源于Mz，而Mz的大小又決定于M恢復(fù)到M0的程度，只有當(dāng)TR 時(shí)Mz才等于M0，當(dāng)TR 為有限值時(shí)，由公式（3-15）得Mz的大小 （3-17）而M0 正比于B0 、，所以在SE序列中回波信號(hào)的幅度可寫(xiě)成 （3-18） 考慮到信號(hào)大小還與自旋核的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)f(v)有關(guān)，(3-18)式一般寫(xiě)成 （3-19）K是與主磁場(chǎng)、自旋核種類有關(guān)的常數(shù)。在磁共振成像中，人體所發(fā)射的RF信號(hào)也攜帶著人體內(nèi)組織空間定位的信息。如圖3-9，磁共振成像就是一個(gè)顯示來(lái)自人體層面內(nèi)每個(gè)組織體素的RF信號(hào)強(qiáng)度大小的像素陣列。RF信號(hào)強(qiáng)度大小與核密度、弛豫時(shí)間T1、T2和組織流速v有關(guān)。在磁共振成像中，希望一幀MRI的斷面圖像主要由一個(gè)成像參數(shù)決定，這就是MRI中圖像加權(quán)的概念。下面我們以SE序列對(duì)靜止組織的核K是與外磁場(chǎng)、自旋核種類有關(guān)的常數(shù)。在磁共振成像中，接收線圈所接收到的RF信號(hào)也攜帶著人體組織空間定位的信息（圖3-9），磁共振成像就是一個(gè)顯示來(lái)自人體層面內(nèi)每個(gè)組織體素的RF信號(hào)強(qiáng)度大小的像素陣列。RF信號(hào)強(qiáng)度大小與核密度、弛豫時(shí)間T1、T2和組織流速v有關(guān)。在磁共振成像中，希望一幀MRI的斷面圖像主要由一個(gè)成像參數(shù)決定，這就是MRI中圖像加權(quán)的概念。下面我們以SE序列對(duì)靜止組織的核是如何通過(guò)適當(dāng)選擇TR、TE 來(lái)達(dá)到圖像加權(quán)作一說(shuō)明。 （2）加權(quán)圖像(a) 加權(quán)(IW) 當(dāng)TR T1 時(shí)，在公式(3-19)中的因子 ；選TE T1 時(shí)，有 ，而TE 適當(dāng)?shù)拈L(zhǎng)，例如在90120ms中選取，此時(shí)公式(3-19)變成 （3-20）I由、T2 決定，稱為T(mén)2加權(quán)。在T2 IW中，如不考慮r，當(dāng)TE一定時(shí)，如T2 (1)小于T2 (2)，有 就是說(shuō)，T2 大的組織有強(qiáng)信號(hào)(亮)，T2 小的組織表現(xiàn)為弱信號(hào)(暗)。(c) T1 加權(quán)(T1 IW) TE 選取較小值，如1525ms，而TR選取中等大小如200800ms，則公式(3-19)變?yōu)?（3-21） I主要由、T1 決定，稱為T(mén)1 IW，在T1 IW中T1 大的地方呈弱信號(hào)(暗)，T1 小的地方呈強(qiáng)信號(hào)(亮)。 從上面圖像加權(quán)的概念介紹中可以看出，圖像加權(quán)決定于TR、TE 的選擇及T1、T2的大小。圖3-10說(shuō)明了A、B兩種組織及對(duì)比度的形成情況。例如脂肪的T1小于尿液的T1 ，而脂肪的T2 小于尿液的T2，當(dāng)TR 選為500ms，而TE 很小時(shí)，圖像表現(xiàn)為T(mén)1 加權(quán)，表現(xiàn)為脂肪為白亮，但當(dāng)TE 逐漸增大時(shí)，圖像對(duì)T1的相關(guān)性變小，即T1 的權(quán)重變小，脂肪由白亮轉(zhuǎn)向灰暗，這稱之為圖像亮度逆轉(zhuǎn)現(xiàn)象。4空間位置編碼 任何一種斷層數(shù)字圖像都有兩個(gè)必需解決的問(wèn)題，其一是從體素上測(cè)得成像參數(shù)，并用以控制對(duì)應(yīng)像素的灰度；其二是獲得層面內(nèi)體素的空間位置，這包括層面及體素在層面上的位置。在MRI中前一問(wèn)題主要是MR信號(hào)的采集，后一問(wèn)題是體素的空間位置編碼。MRI的空間位置編碼的理論基礎(chǔ)是自旋角動(dòng)量在磁場(chǎng)中旋進(jìn)頻率公式。旋進(jìn)頻率大小正比于磁場(chǎng) MRI的空間位置編碼的理論基礎(chǔ)是自旋角動(dòng)量在磁場(chǎng)中進(jìn)動(dòng)頻率公式。進(jìn)動(dòng)頻率大小正比于磁場(chǎng)B0，如果人為在樣品中建立一個(gè)由體素空間坐標(biāo)x、y、z決定的磁場(chǎng)B(x,y,z)，則此體素上發(fā)生的核磁共振頻率就與x、y、z有線性相關(guān)的關(guān)系，也就是說(shuō)有可能用v去表示體素的空間坐標(biāo)。MRI中體素的空間位置的標(biāo)定是分步進(jìn)行的，如首先標(biāo)定層面位置z，而后標(biāo)定體素在層面內(nèi)的x、y坐標(biāo)位置。位置標(biāo)定需提供加在主磁場(chǎng)上的分別與x、y、z之有線性關(guān)系的梯度磁場(chǎng)，梯度磁場(chǎng)大小比主磁場(chǎng)小得多，例如當(dāng)主 就與x、y、z有線性相關(guān)的關(guān)系，也就是說(shuō)有可能用v去表示體素的空間坐標(biāo)。MRI中體素的空間位置的標(biāo)定是分步進(jìn)行的，如首先標(biāo)定層面位置z，而后標(biāo)定體素在層面內(nèi)的x、y坐標(biāo)位置。位置標(biāo)定需提供加在外磁場(chǎng)B0上的分別與x、y、z之有線性關(guān)系的梯度磁場(chǎng)，梯度磁場(chǎng)大小比外磁場(chǎng)小得多，例如當(dāng)外磁場(chǎng)為1.0T時(shí)，梯度磁場(chǎng)變化范圍僅為25G；(1G=10-4T)。（1）層面選擇 考慮在Z方向上選層，在Z方向加一隨Z線性變化的梯度磁場(chǎng)Gz，根據(jù)旋進(jìn)頻率公式，在不同z上，將有不同的共振頻率，也就是說(shuō)可用不同的共振頻率來(lái)表示自旋核所在的層面位置。 （1）層面選擇 考慮在Z方向上選層，應(yīng)在Z方向加一隨Z線性變化的梯度磁場(chǎng)Gz，根據(jù)進(jìn)動(dòng)頻率公式，在不同z上，將有不同的共振頻率，也就是說(shuō)可用不同的共振頻率來(lái)表示自旋核所在的層面位置。 （2）相位編碼 設(shè)在選擇激勵(lì)脈沖作用下，在z方向選取某一斷面，診斷面中的所有自旋核(如質(zhì)子)的核磁矩于激勵(lì)脈沖結(jié)束瞬間在旋進(jìn)進(jìn)動(dòng)圓錐上都處于同一相位，如圖3-11(a)所示。若沿層面的Y方向加一梯度場(chǎng)，經(jīng)過(guò)一定時(shí)間后，由于不同位置的質(zhì)子所受磁場(chǎng)強(qiáng)度不同，其核磁矩的旋進(jìn)頻率沿Y方向遞增，在一定時(shí)間ty 后，各像素的磁化矢量在旋進(jìn)圓錐上所處位置不同，也就是說(shuō)空間位置y用相位編碼，見(jiàn)進(jìn)動(dòng)頻率沿Y方向遞增，在一定時(shí)間ty 后，各像素的磁化矢量在進(jìn)動(dòng)圓錐上所處位置不同，也就是說(shuō)空間位置y用相位編碼，如圖3-11(b)所示。 （3）頻率編碼 若沿Y方向的梯度磁場(chǎng)持續(xù)作用ty 時(shí)間后撤消，轉(zhuǎn)而沿X方向加一梯度磁場(chǎng)。由于剛加上梯度場(chǎng)時(shí)，各質(zhì)子的初相已受Y方向梯度場(chǎng)編碼，將這些初相數(shù)據(jù)儲(chǔ)存在計(jì)算機(jī)的存儲(chǔ)器中，作為像素的y位置信息?，F(xiàn)在，在X方向梯度磁場(chǎng)作用下，則各像素的磁化矢量以圖3-11(b)中的初相開(kāi)始旋進(jìn)，旋進(jìn)進(jìn)動(dòng)，進(jìn)動(dòng)頻率沿X方向逐漸增加，在某一時(shí)刻t =tx 如圖3-11(c)所示。5圖像重建 由圖3-11可見(jiàn)各像素的位置由相應(yīng)位置磁化矢量的合成相位表出。需注意，各梯度磁場(chǎng)施加的次序及作用，見(jiàn)圖3-12。為了重建圖像，應(yīng)采集MR信號(hào)，在2D-FT法二維富里葉變換法（2D-FT）中，信號(hào)只在Y方向梯度場(chǎng)施加期間采集，Y方向梯度場(chǎng)只提供信號(hào)的初相。根據(jù)所采集的信號(hào)，利用二維傅里葉變換重建圖像。6. 磁共振成像的現(xiàn)狀及發(fā)展前景MRI技術(shù)突出的優(yōu)勢(shì)是能提供臟器和組織的解剖學(xué)圖像，同時(shí)多個(gè)成像參數(shù)成像能提供反映受檢體器官代謝功能、生理和生化信息的空間分布，因此NMRMRI是診斷早期癌癥、急性心肌梗塞等非常有效的手段。但它仍有不足，主要表現(xiàn)為：一般來(lái)說(shuō)，掃描時(shí)間相對(duì)較長(zhǎng)；空間分辨力還不夠理想；鈣化灶及骨皮質(zhì)病灶等的檢出敏感度不如CT等等。隨著近幾年來(lái)血管造影中開(kāi)發(fā)和采用螺旋采集方式，從而得到三維顯示血管信息，也即經(jīng)導(dǎo)管向靶血管注射一次造影劑后即的正位、側(cè)位或任意斜為的實(shí)時(shí)三維血管圖像。目前已開(kāi)發(fā)的多種MRI脈沖序列可使圖像獲得時(shí)間縮短在秒級(jí)和亞秒級(jí)，且圖像的分辨率明顯提高，可大um水平，使許多MRI新技術(shù)將在臨床得到廣泛的應(yīng)用。 隨著近幾年來(lái)血管造影中開(kāi)發(fā)和采用螺旋采集方式，從而得到三維顯示血管信息，也即經(jīng)導(dǎo)管向靶血管注射一次造影劑后即的正位、側(cè)位或任意斜切面等實(shí)時(shí)三維血管圖像。目前已開(kāi)發(fā)的多種MRI脈沖序列可使圖像獲得時(shí)間縮短在秒級(jí)和亞秒級(jí)，且圖像的分辨率明顯提高，可大微米水平，使許多MRI新技術(shù)將在臨床得到廣泛的應(yīng)用。近年來(lái)，磁共振成像技術(shù)得到迅速發(fā)展。歸納起來(lái)主要是快速掃描技術(shù)、磁共振頻譜學(xué)檢查、磁共振擴(kuò)散（彌漫）加權(quán)成像術(shù)（MRDWI）、磁共振血管造影術(shù)、磁共振成像造影劑、腦功能性MRI檢查（fMRI）等。其中腦fMRI是一項(xiàng)90年代初才開(kāi)展的，以MRl研究活體腦神經(jīng)細(xì)胞活動(dòng)狀態(tài)的嶄新檢查技術(shù)。它主要利用快速或超快速M(fèi)RI掃描技術(shù)，測(cè)量人腦在思維，視或聽(tīng)覺(jué)，或局部肢體活動(dòng)時(shí)，相應(yīng)腦組織的血流量，血流速度，血氧含量，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。三、核醫(yī)學(xué)成像放射性核素顯像(RNI)是醫(yī)學(xué)四大影像之一，是核醫(yī)學(xué)診斷中的重要技術(shù)手段。它以放射性同位素示蹤法為基礎(chǔ)的核醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，是利用放射性同位素作標(biāo)記，制成標(biāo)記化合物注入人體，以形成體內(nèi)感興趣部位中某種規(guī)律分布的放射源。通過(guò)對(duì)射線的檢測(cè)就可獲得反映放射性核素在臟器和組織中的濃度分布以及隨時(shí)間變化的圖像。核醫(yī)學(xué)成像不僅可用于人體組織和臟器的顯影與定位，還可以根據(jù)放射性示蹤在體內(nèi)和細(xì)胞內(nèi)轉(zhuǎn)移速度與數(shù)量的變化，提供判斷臟器功能與血流量的動(dòng)態(tài)測(cè)定指標(biāo)。此外，研究代謝物質(zhì)在體內(nèi)和細(xì)胞內(nèi)的吸收、分布、排泄、轉(zhuǎn)移和轉(zhuǎn)變?yōu)榕R床診斷提供了可靠的依據(jù)。核醫(yī)學(xué)成像是在分子水平上動(dòng)態(tài)的認(rèn)識(shí)生命過(guò)程的本質(zhì)，所以RNI技術(shù)是很具有發(fā)展?jié)撃艿尼t(yī)學(xué)影像技術(shù)。目前RNI的主要儀器設(shè)備為照相機(jī)、單光子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層掃描（SPECT）及正電子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層掃描（PET），其中PET極可能成為腦功能圖像的主要技術(shù)手段。1. 照相機(jī)照相機(jī)的探測(cè)器對(duì)體內(nèi)發(fā)出的射線敏感，所以照相機(jī)是一種能快速、動(dòng)態(tài)觀測(cè)放射性核素在人體臟器內(nèi)二維分布的醫(yī)學(xué)成像設(shè)備。不僅能觀測(cè)組織器官的解剖形態(tài)，而且還提供豐富的組織臟器圖像中的功能信息，照相機(jī)已成為診斷腫瘤及循環(huán)系統(tǒng)疾病的重要手段。同時(shí)，照相機(jī)的探頭也就是后面我們要講到的SPECT中的單光子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層的探頭。（1）照相機(jī)的原理照相機(jī)的工作原理如圖3-13所示。現(xiàn)分別介紹主要部分的結(jié)構(gòu)及成像過(guò)程。(a) 探頭 探頭是照相機(jī)的關(guān)鍵部件，是由準(zhǔn)直器、鉈激活的NaI晶體、光電倍增管和電阻矩陣電路等組成。照相機(jī)的準(zhǔn)直器根據(jù)被檢體的大小可以選用平行孔、發(fā)散型、會(huì)聚型或針孔型準(zhǔn)直器。光子通過(guò)準(zhǔn)直器作用于直徑300511mm，厚度6.512.7mm的大片NaI晶體，所激發(fā)的熒光經(jīng)光電倍增管轉(zhuǎn)換成電脈沖信號(hào)。光電倍增管數(shù)目有19、37、61、91等規(guī)格，光電管的陰極的直徑為50mm左右，排成六角形的多個(gè)光電倍增管，圖3-14(a)中給出19個(gè)光電管的排列情況。光電倍增管通過(guò)光導(dǎo)與晶體耦合，所有光電倍增管對(duì)于每一個(gè)光子在晶體上所激發(fā)的熒光，都能產(chǎn)生一個(gè)電信號(hào)。其中與熒光發(fā)生位置距離最近的管所產(chǎn)生的電信號(hào)最大，常用電阻矩陣來(lái)定位。電阻矩陣是由一些阻值不同的電阻排列成矩陣。矩陣分四行，列數(shù)等于光電管的數(shù)目。每一個(gè)光電管給出的電流都要經(jīng)前置放大后分別通過(guò)四個(gè)電阻形成X +，X -，Y +，Y -的位置信號(hào)，見(jiàn)圖3-14(b)。圖3-14 光電倍增管的排列與電阻矩陣電路(b) 位置信號(hào)和Z信號(hào) 位置信號(hào)分為X位置信號(hào)與Y位置信號(hào)，均由電路結(jié)構(gòu)相同的減法器組成。從電阻矩陣電路輸出的X +，X -，Y +，Y 四個(gè)坐標(biāo)信號(hào)，兩兩分別輸入X與Y位置電路，產(chǎn)生與晶體上原閃爍點(diǎn)位置坐標(biāo)成比例的X與Y兩個(gè)位置信號(hào)，平被送到示波器的小、平被送到示波器的X、Y偏轉(zhuǎn)系統(tǒng)。X +，X -，Y +，Y -四個(gè)位置信號(hào)還要在一個(gè)加法器中匯總，再通過(guò)脈沖幅度分析器，選取需要的脈沖信號(hào)送到示波器的Z輸入端，控制像點(diǎn)的亮度，此信號(hào)又稱為Z信號(hào)。位置信號(hào)和Z信號(hào)都由一個(gè)延遲電路控制，使像點(diǎn)按時(shí)間順序依次形成，最后形成完整的畫(huà)面。(c) 顯示和記錄 示波器是照相機(jī)的基本顯示裝置。一般使用三臺(tái)示波器，一臺(tái)是記憶示波器用于儲(chǔ)存圖像；另外兩臺(tái)是與記憶示波器同步的普通顯示器，一臺(tái)用于照相，另一臺(tái)用于醫(yī)生對(duì)圖像的觀察。照相機(jī)都有功能測(cè)定裝置。照像機(jī)與一個(gè)線性計(jì)數(shù)率儀相連接，把計(jì)數(shù)率轉(zhuǎn)化為直流電壓信號(hào)，送到XY記錄儀，即可繪制放射性活度隨時(shí)間變化的曲線，顯示臟器的功能狀況。（2）照相機(jī)的主要優(yōu)缺點(diǎn)照像機(jī)的主要優(yōu)點(diǎn)：照相的操作簡(jiǎn)便、時(shí)間短，僅一次照像就會(huì)獲得核素在人體內(nèi)的分布圖像，非常適用于兒童和垂危病人的檢查；可對(duì)臟器的形態(tài)和功能同時(shí)進(jìn)行動(dòng)態(tài)觀察；可進(jìn)行臟器的功能檢查、斷層或全身照像，獲得定量數(shù)據(jù)，進(jìn)行定量診斷；適于各種不同能量的射線的核素的多臟器聯(lián)合顯像。對(duì)于一些特殊臟器如胰腺、特殊的部位如膈下病灶及腫瘤成像有好的靈敏度和清晰度。照相機(jī)的缺點(diǎn)：除價(jià)格昂貴、對(duì)環(huán)境要求很?chē)?yán)格外，主要問(wèn)題是照相機(jī)將三維的人體器官和組織變成二維平面圖像，由于示蹤核素在體內(nèi)的濃度分布是不均勻的，所以前后組織的射線重疊，人體臟器厚度愈大，重疊愈嚴(yán)重。因此照相機(jī)所顯示的二維平面圖像不能將臟器組織中的病灶真實(shí)地反映出來(lái)，空間分辨力較低，缺乏解剖定位關(guān)系，在形態(tài)學(xué)診斷上還不及X-CT射線及MRI。要解決這些問(wèn)題，類似X射線成像，只需給照相機(jī)配制斷層掃描裝置，即使之成為能對(duì)器官組織作斷層成像的發(fā)射型CT裝置。發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層（ECT）是通過(guò)計(jì)算機(jī)圖像重建來(lái)顯示已進(jìn)人體內(nèi)的放射性核素在斷層上的分布。由于它既可顯示無(wú)其它部位干擾的斷層圖像，又可以顯示活體組織的生理、生化功能和代謝的狀況，所以ECT是照相機(jī)之后在核素顯像又一次