專題講座現(xiàn)代醫(yī)學成像技術(shù)

本章主要內(nèi)容包括X-CT、MRI、RNI及超聲成像等現(xiàn)代醫(yī)學成像的物理原理及應(yīng)用?，F(xiàn)代成像技術(shù)包括X射線斷層成像(X-CT)、核磁共振(NMRI)、核醫(yī)學成像(RNI)及超聲成像等現(xiàn)代醫(yī)學影像提供了豐富的組織與器官的形態(tài)、功能以及細胞的物質(zhì)與能量代謝的信息，使人們可以全面、深入地認識人體內(nèi)發(fā)生的生理、生化和病理過程。

1９７１年，英國科學家漢斯菲爾德成功地設(shè)計出一種新型的診病機，定名為Ｘ線電子計算機體層攝影機。這種機器由Ｘ光斷層掃描裝置、微型電子計算機和電視顯示裝置組成，可以對人體各部進行檢查，發(fā)現(xiàn)病灶。ＣＴ機投入到臨床以后，以它高分辨率、高靈敏度、多層次等優(yōu)越性，發(fā)揮了有別于傳統(tǒng)Ｘ線檢查的巨大作用。第一節(jié)X射線計算機斷層成像（computedtomography

）何謂X射線計算機斷層掃描？X射線計算機斷層掃描，簡稱X-CT，是通過X射線環(huán)繞人體某一層面的掃描利用探測器測得從各個方向透過該層面后的衰減，利用圖像重建原理和計算機技術(shù)，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像畫面上的灰度分布。一、圖像重建的物理基礎(chǔ)1．X射線在介質(zhì)中的衰減通常其光子能量在0.01～10MeV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效應(yīng)三種形式。(1)式兩邊同取對數(shù)并整理可得

μ、x分別為線性衰減系數(shù)和X射線透過介質(zhì)的厚度。單能窄束X射線透射均勻介質(zhì)時強度衰減的物理規(guī)律為：像素：X-CT中，圖像是以單個圖像單元的矩陣形式來重建的，單個圖像單元被稱為像素。2．像素、體素與CT值像素是按一定的大小和一定的坐標人為劃分的，像素的大小對于圖像的質(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。一般體素的大小是：長和寬約為1～2mm，高(即體層的厚度)約為3～10mm。體素：圖像中的每個像素都與受檢體內(nèi)欲成像的層面的體積單元相對應(yīng)，即坐標上要一一對應(yīng)，這一層面的體積單元就稱為體素。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，將被檢體的衰減系數(shù)與w相比較，其對應(yīng)的CT值

CT值的單位為“亨，Hu或H，K稱為分度因數(shù)，實際中多取K=1000。水的CT值為零，空氣的CT值為-1000H，致密骨為H左右，其它人體組織的CT值介于-1000～1000H之間。二、X射線通過非均勻介質(zhì)X射線通過第n個體素時后X射線出射強度I即為投影，實際中也把p稱為投影。三、圖像重建的基本方法圖像重建的數(shù)學方法主要有聯(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。這里只介紹反投影法。反投影法：掃描過程的逆過程。此法是利用投影數(shù)值近似地復制出μ值的二維分布。當X射線束沿平行于X軸方向投影，得相應(yīng)的一組投影值，在將X射線源和探測器繞坐標的原點（一般取層面的幾何中心），一起轉(zhuǎn)動一很小的角度θ，記錄該方向上的投影值分布。繼續(xù)改變角度θ，每改變一個角度就記錄該方向上的投影值分布，直到記錄足夠多的投影值符合圖像重建的需要為止。X-CT掃描裝置主要由X射線管、掃描床，檢測器和掃描架等，如圖3所示。四、X-CT掃描機X射線管和檢測器固定在掃描架上組成掃描機構(gòu)，它們圍繞掃描床上的受檢體進行同步掃描運動，這種掃描運動形式稱為掃描方式。四、X射線成像技術(shù)的應(yīng)用及發(fā)展趨勢磁共振成像是一種多參數(shù)（核密度ρ、弛豫時間T1、T2和組織流動f(v)）的成像技術(shù)。第二節(jié)核磁共振成像何謂核磁共振成像？核磁共振成像(NMRI)是利用高于100khz的射頻(RF)電磁波對置于磁場中的含有自旋不為零的原子核的物質(zhì)進行激發(fā)，發(fā)生核磁共振(NMR)，用感應(yīng)線圈采集共振信號，經(jīng)處理，按一定數(shù)學方法，建立的數(shù)字圖像。一、原子核的磁矩核自旋角動量LI?稱為狄拉克(Dirac)常數(shù)。核自旋量子數(shù)I1.核自旋角動量LI及其空間量子化LIZ核自旋量子數(shù)I只能取整數(shù)和半整數(shù)。LI大小取決I值，不同的核I值不同。核自旋角動量也具有空間量子化，即LI在外磁場方向(Z方向)的分量mI為核自旋磁量子數(shù)，共有2I+1個可能取值，這對應(yīng)該核自旋在外磁場中有2I+1個可能的取向。不同的原子核，其自旋磁量子數(shù)不同：系指Z、N中有一個為奇數(shù)，另一個為偶數(shù)的核。這樣的核自旋都是半整數(shù)，即I=1/2，3/2，……，如系指Z、N都是奇數(shù)的核。這樣的核自旋都是整數(shù)，即I=1，2……，如（2）奇偶核（3）奇奇核目前應(yīng)于醫(yī)學成像的核是1H核，自旋量子數(shù)為I=1/2。只有某些具有奇數(shù)質(zhì)子或中子的原子核才具有磁性。系指核中的質(zhì)子數(shù)Z和中子數(shù)N相等，且均為偶數(shù)的核，這樣的核自旋都是零，I=0，如；（1）偶偶核2.電子軌道磁矩以及電子自旋磁矩及其空間量子化為電子軌道磁旋比朗德g因子，對電子來說gl

=1，gs

=2。。電子軌道磁矩電子自旋磁矩為電子自旋磁旋比軌道磁矩的Z分量：

ms=1/2和-1/2，sz=-μB和B

自旋磁矩的Z分量：sz=gsms?B

軌道角動量的Z分量LlZ：LlZ=ml?

自旋角動量Z分量Lsz：Lsz=ms?為玻爾磁子

核有自旋，也有磁效應(yīng)。由于mp比電子質(zhì)量me大得很多(mp=1836me)，故核磁旋比I比電子自旋磁旋比s小得多。核磁矩與核自旋的關(guān)系I

是核自旋磁旋比gI

是核的g因子3.核磁矩及其空間量子化量子化的核磁矩I

為

，稱為核磁子

核磁矩的Z分量為

對氫核(1H)，自旋,mI=1/2，1/2,gI(1H)=5.5855。

氧是偶偶核：I=0，LI=0,

I=0，I自旋為零水分子的分子磁矩應(yīng)是這些粒子的軌道磁矩、自旋磁矩的矢量和十個核外電子正好構(gòu)成一個滿殼層：Ll=0,μl=0十個電子也構(gòu)成五個電子對(配對電子)：Ls=0,

s=0水分子就相當是兩個“裸露”的氫核為什么說水分子的分子磁矩可等效為“裸露”的氫核的磁矩?

磁矩在磁場中的附加能量：mI=I、I-1、I-2、…、-I，共有2I+1個可能值對氫核而言I=1/2，故mI=1/2和-1/2兩個取值，其能級的劈裂二、核磁共振1.自旋核能級在外磁場中的劈裂及躍遷能級劈裂的間距塞曼效應(yīng)當入射的RF電磁波能量hRF

等于裂距A，即

產(chǎn)生NMR時，射頻電磁波的頻率

2.核磁共振現(xiàn)象產(chǎn)生核磁共振吸收?！獱柗匠汤河嬎?H和23Na在0.5T的磁場中發(fā)生核磁共振的頻率。已知H=2.6753S–1T–1

，Na=0.7081S–1T–1

解：當B=0.5T時，=2.6753×108×0.5/(2π)=21.289(MHz)

=0.7081×108×0.5/(2π)=11.269(MHz)一方面是產(chǎn)生核繞的進動；另一方面是產(chǎn)生了核的附加能量，造成了原子核能級的分裂。自旋不為零的原子核置于外磁場中時，原子核與外磁場相互作用的結(jié)果出現(xiàn)了兩方面的變化。核繞的進動的頻率I也由拉莫爾方程決定：所以發(fā)生NMR時，射頻電磁波的頻率RF等于核旋進的角頻率N

。核磁共振頻率條件的另一種表述：氫核在磁場中的取向及進動磁化強度矢量：單位體積自旋核磁矩的矢量總和。N為單位體積自旋核數(shù)目?？梢娋哂写啪氐谋举|(zhì)。當樣品不受外磁場約束時但樣品放在外磁場中時1.磁化強度矢量與樣品內(nèi)自旋核的數(shù)目、外磁場的大小以及環(huán)境溫度有關(guān)。三、核磁共振的宏觀描述下面以1H核為例加以說明。

平衡態(tài)時，高低能態(tài)的核自旋密度分布滿足玻爾茲曼分布k=1.38×10-23JK

-1是玻爾茲曼常數(shù),例如在常溫下，B=1T時，n-

:n+=1：1.000007

RF作用時的宏觀磁矩M與電磁輻射之間發(fā)生共振吸收，M與B0方向的夾角變化

角，即這個電磁輻射是一個角RF脈沖。2.RF電磁波對樣品起激勵作用90o激勵脈沖及其對M與的作用180o激勵脈沖及其對M與的作用在MRI中常用的有兩個基本脈沖，即90°、180°脈沖1.弛豫過程核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時，其磁化強度矢量的分量Mz’

=M0，Mx’y’=0。當在垂直方向施加一90o激勵脈沖

之后核磁矩只受到主磁場的作用而逐漸恢復到原來的熱平衡狀態(tài)，這一恢復過程稱為弛豫過程。四、弛豫過程和弛豫時間

將偏離z軸一角度而處于不平衡狀態(tài)；此時，當激勵脈沖剛結(jié)束時，Mz’

=0，Mx’y’

=Mm。根據(jù)磁化強度矢量的兩個分量Mz、Mx’y’

在弛豫過程中隨時間變化

式中T1、T2都是時間常數(shù)，縱向、橫向馳豫過程同時進行。即T1表示隨時間變化的快慢，稱為縱向弛豫時間；T2表示隨時間變化的快慢，稱為橫向弛豫時間。橫向弛豫時間縱向弛豫時間2.縱向弛豫時間和橫向弛豫時間T1、T2

馳豫時間對比不同的(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間T1、T2是不同的，這為用MRI進行病理分期成為可能。腦組織的弛豫時間組織尾狀核腦灰質(zhì)腦白質(zhì)腦脊液T1(ms)822±16817±73515±271900±383T2(ms)76±487±274±5250±3實驗鼠不同軟組織的T1、

T2組織脂肪肌肉肝臟腦T1(ms)305707426675T2(ms)54.129.538.954不同的(正常)組織與器官的弛豫時間有顯著不同（1）縱向弛豫T13.T1、T2的物理學意義及生物學意義

組織液的粘度增加，溫度降低，

T1縮短；主磁場B0的數(shù)值增大時，

T1增加。（2）橫向弛豫T2T2與環(huán)境溫度、粘度無關(guān)；與主磁場的相關(guān)性不大；T2與主磁場的均勻性關(guān)系特別大。

在縱向弛豫過程中，樣品中的自旋核與晶格以熱輻射的形式相互作用。也稱由T1表示的弛豫過程為熱弛豫，或自旋-晶格弛豫。

在橫向弛豫過程中自旋核之間存在磁的相互作用，使核磁矩從聚焦的方向上分散開來，這是Mxy大小衰減的原因，T2表示的橫向弛豫也叫自旋一自旋弛豫。自由感應(yīng)衰減FID90°脈沖激勵

自由感應(yīng)衰減FID此脈沖序列中第一個脈沖即90°脈沖是起對樣品的激勵作用，使樣品產(chǎn)生橫向分量Mxy。1．SE序列的組成：由90°、180°脈沖組成TI為脈沖間隔時間，TR為序列重復時間，TE為回波時間，一般取TE=2TI自旋回波序列及FID、SE信號五、自旋回波序列與加權(quán)圖像而90°之后的180°脈沖的作用是使使分散的核磁矩重新會聚起來，稱為位相回歸.磁場空間的不均勻性使得自旋核磁矩方向分散（即去位相狀態(tài)）.180°脈沖的作用SE序列中90°、180°脈沖的作用SE序列中回波信號的幅度

考慮到信號大小還與自旋核的運動狀態(tài)f(v)有關(guān)K是與主磁場、自旋核種類有關(guān)的常數(shù)圖像的亮度與ρ、T1、T2及流速v

有關(guān)（1）T1

加權(quán)(T1

IW)TE選取較小值，如15～25ms，而TR選取中等大小如200～800ms

I主要由ρ、T1

決定，稱為T1

IW2.加權(quán)圖像圖像加權(quán)(IW)的概念在T1

IW中T1

大的地方呈弱信號(暗)，T1

小的地方呈強信號(亮)。

當TR

>>T1

時，在公式中的因子選TE

<<T2

，則因子一般TR取1500ms～2500ms，TE取15ms～25ms。（2）ρ加權(quán)(ρIW)I=K·B0·ρ，K、B0

均為不變常量，即MR信號僅由ρ決定與T1、T2相關(guān)不大，這就是ρ加權(quán)。（3）T2

加權(quán)(T2

IW)當ρ、TE一定時，如T2(1)<T2(2)，有<當TR

>>T1

時，有I由ρ、T2

決定，稱為T2加權(quán)而TE適當?shù)拈L，例如在90～120ms中選取圖像加權(quán)決定于TR、TE

的選擇及T1、T2的大小圖像亮度逆轉(zhuǎn)現(xiàn)象MRI應(yīng)用于醫(yī)學的優(yōu)勢

利用人體氫質(zhì)子的MR信號成像，從分子水平提供診斷信息；任意截面成像；軟組織圖象更出色；不受骨偽影的影響；無電離輻射,一定條件下可進行介入MRI治療。六、磁共振成像技術(shù)的進展MRI的局限性成像速度慢（相對于X-CT而言）；對鈣化灶和骨皮質(zhì)灶不敏感；圖像易受多種偽影影響；禁忌癥：心臟起搏器及鐵磁性植入者；定量診斷困難。MRI的發(fā)展目的、方向及熱點發(fā)展目的：縮短成像時間提高圖像質(zhì)量降低成像費用更舒適、人性化的受檢環(huán)境MRI的發(fā)展目的、方向及熱點發(fā)展方向：原理方面：開發(fā)研究新的成像參數(shù)，溫度、壓強、導電率、粘滯度、彈性等軟件方面：開發(fā)新的脈沖序列硬件方面：高溫超導材料研究、4K技術(shù)、高靈敏線圈研發(fā)等應(yīng)用技術(shù)方面：血管造影技術(shù)、心臟電影、介入MRI治療、增強劑技術(shù)等MRI的發(fā)展目的、方向及熱點發(fā)展熱點：fMRI:功能磁共振成像，主要指腦功能磁共振成像MRS:磁共振波譜分析，化學位移、核磁矩、元素確定、體內(nèi)化學成分分析新的成像核素的開發(fā)：如31P專用小型磁共振的開發(fā)：如關(guān)節(jié)磁共振站立式磁共振（STAND-UPMRI）（1）氫原子核在外加靜磁場和射頻電磁波照射下，發(fā)生共振；MRI成像原理總結(jié)（2）利用X、Y、Z三個方向疊加的梯度磁場計算共振質(zhì)子的空間位置；（3）外來射頻脈沖停止后，由M0產(chǎn)生的橫向磁化矢量在晶格磁場作用下由XY平面逐漸回復到Z軸；（4）同時以射頻信號的形式放出能量，利用RF接收器接收射頻信號；（5）射頻信號經(jīng)放大、A/D后由計算機理后重建成圖像（投影重建或二維傅立葉變換）。通常超聲波的頻率范圍在2×104~5×109Hz之間，超聲波具有聲波的共性，由于超聲波頻率高、波長短，因而還具有方向性強、能量集中、穿透本領(lǐng)大等特性。第三節(jié)超聲成像（1）超聲波的反射和折射一、超聲波成像的物理基礎(chǔ)1．超聲波在介質(zhì)中的傳播規(guī)律在垂直入射時（θi=θr=θt=0），超聲強度的反射系數(shù)αIr和透射系數(shù)αIt由下式?jīng)Q定：

（13）（14）超聲波成像所依據(jù)的脈沖回波檢測技術(shù)，就是利用超聲波在傳播路線上遇到介質(zhì)的不均勻界面能發(fā)生反射的物理特性檢測回波信號，并對其進行接收放大和信號處理，最后在顯示器上顯示。（2）衍射與散射散射：當目標尺寸遠小于超聲波波長時，散射現(xiàn)象明顯，探頭所接收到的回聲強度與入射角無明顯關(guān)系。衍射：超聲傳播過程中遇到障礙物時，可以繞過障礙物的邊緣傳播的現(xiàn)象叫衍射(diffraction)。臟器或組織內(nèi)部的微小結(jié)構(gòu)對入射超聲呈散射現(xiàn)象，是超聲成像法研究內(nèi)部結(jié)構(gòu)的重要根據(jù)。吸收與聲波頻率關(guān)系甚大，設(shè)平行窄束聲波通過無限大均勻介質(zhì)，在x=0處聲壓和聲強分別為I0，則在介質(zhì)中深度為x處的聲壓和聲強分別為（3）超聲波在介質(zhì)中的吸收衰減規(guī)律吸收衰減的本質(zhì)是聲能轉(zhuǎn)變?yōu)槠渌问降哪芰?，主要有粘滯吸收、熱傳導吸收和弛豫吸收。P=P0exp(-αpx)(15)I=I0exp(-αx)(16)α=2αp

（17)

αp、α分別為超聲波的聲壓吸收系數(shù)和聲強吸收系數(shù)。兩個吸收系數(shù)之間的關(guān)系為③在各種介質(zhì)中介質(zhì)的吸收系數(shù)均勻一致。2．超聲成像的物理假定與時間增益補償（1）超聲診斷成像的基本原理以三個物理假定為前提：①聲束在介質(zhì)中以直線傳播。②在各種介質(zhì)中聲速均勻一致。圖17說明了如何利用超聲脈沖回波來測量產(chǎn)生回波的界面深度。聲源至界面的距離為：L=ct/2(18)式中t為從發(fā)出超聲到接受界面反射回波的一段時間。②信號處理部分：對換能器接收到的信號進行檢波、放大等一些必要的處理，使之適合于顯示和記錄的需要。（2）脈沖回波成像系統(tǒng)組成：①換能器：將電脈沖信號轉(zhuǎn)換成超聲脈沖信號發(fā)射到人體內(nèi)，再接收體內(nèi)組織反射的回波聲信號并轉(zhuǎn)換為電信號。③顯示和記錄部分。把接收器的增益G與回波時間成正比，其原則是按衰減的幅度補償，使接收器增益隨掃描時間而增加，由此進行的幅度補償稱為時間增益補償(TGC)，也稱深度增益補償(DGC)或靈敏度時間補償(STC)。（3）時間增益補償二、A型超聲成像原理：屬于幅度調(diào)制，即回波的脈沖大小決定顯示器中脈沖的幅度。顯示方法是在熒光屏上出現(xiàn)脈沖波形，脈沖的幅度依反射回波的強度大小而定，脈沖之間的距離正比于反射界面之間的距離。A超主要用于顱腦的占位性病變的診斷M型超聲與A型、B型超聲成像的異同點A型（幅度調(diào)制）水平方向鋸齒波信號送到示波器的水平偏轉(zhuǎn)板，在光屏上得到一條掃描基線，時標電路接收到同步信號后在熒光屏上產(chǎn)生兩條掃描線，并在下掃描線上產(chǎn)生時標。垂直方向回波信號經(jīng)放大輸入顯示器的垂直偏轉(zhuǎn)板，控制脈沖高度。亮度電子槍發(fā)出的電子束強度的加在示波器的陰極或控制柵極上，亮度相同。應(yīng)用A超主要用于顱腦的占位性病變的診斷。M型超聲診斷儀(簡稱M超)是在A超基礎(chǔ)上發(fā)展起來的，適用于觀察心臟的運動狀況，又有超聲心動儀之稱。其工作原理結(jié)構(gòu)示意圖見圖19所示。三、M型超聲成像把心臟活動的周期變化用超聲心動圖形式顯示出來，表現(xiàn)的是反射界面的振動曲線。M型（超聲心動儀）水平方向在在顯示器的水平方向上加入慢掃描鋸齒波信號，以形成時間掃描，使整個深度掃描線沿水平方向緩慢移動，把心臟活動的周期變化用超聲心動圖形式顯示出來，表現(xiàn)的是反射界面的振動曲線。垂直方向深度掃描電壓加在顯示器的垂直方向，即圖像的垂直方向表示探測深度。亮度信號經(jīng)放大檢波后加在示波器的陰極或控制柵極上，即回波幅度的大小控制光點的亮度。應(yīng)用M超專門用來對心臟各種疾病進行診斷，也可對胎兒心臟搏動情況作檢查。四、B型超聲成像1．成像原理B型超聲斷層成像得到的是人體內(nèi)部臟器和病變的二維顯像，成像速度很快，因此可以進行實時的動態(tài)觀察，還能與其它形式的超聲設(shè)備復合成更先進的超聲診斷系統(tǒng)。在線陣式、面陣式探頭開發(fā)出來后采用了電子掃描，大大提高了掃描速度，使B超實現(xiàn)了實時成像。2．B超中的掃描、扇掃聲束掠過某剖面的過程稱為掃描。B型（輝度調(diào)制）水平方向顯示器的水平方向加掃描電壓，使電子束或光點隨探頭的移動同步移動。當聲束沿一直線移動時，由于熒光屏采用長余輝熒光材料，相應(yīng)圖像將表現(xiàn)為二維斷層形態(tài)圖像。

垂直方向深度掃描電壓加在顯示器的垂直方向，即圖像的垂直方向表示探測深度。亮度信號經(jīng)放大檢波后加在示波器的陰極或控制柵極上，即回波幅度的大小控制光點的亮度。應(yīng)用人體內(nèi)部臟器和病變的二維顯像，成像速度很快，可進行實時動態(tài)觀察。

五、超聲多普勒成像1．超聲多普勒頻移公式在醫(yī)用超聲多普勒技術(shù)中，發(fā)射和接收換能器固定，由人體內(nèi)運動目標，如運動中的血細胞和運動界面等，產(chǎn)生多普勒頻移，由此可確定運動速度大小及方向及其在斷層上的分布，見圖（21）

。當超聲源與反射或散射目標之間存在相對運動時，接收到的回波信號將產(chǎn)生多普勒頻移，頻移程度與相對運動速度幅值和方向有關(guān)。根據(jù)上式，可以算出血流速度。

多普勒頻移Δν為(19)超聲多普勒診斷儀換能器所接收的回波信號是各種反射回波信號的組