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年代興起的一門新技術(shù)，是隨著計算機和顯示技術(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)識人體內(nèi)發(fā)生的生理、生化和病理過程。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射線計算機斷層成像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，將光電轉(zhuǎn)換變?yōu)殡娦盘?，再?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像畫面上的灰度分布。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并利用探測器測得從各個方向透過該層面后的衰減，將光電信號轉(zhuǎn)換變?yōu)殡娦盘?，再?jīng)模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)為數(shù)字信號，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，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效應(yīng)三種形式。 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：當(dāng)X射線穿透介質(zhì)時，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)時強度衰減的物理規(guī)律為 I = I0e-x （3-1）、x分別為介質(zhì)線性衰減系數(shù)和X射線透過介質(zhì)的厚度。 式(3-1)兩邊同取對數(shù)并整理可得 （3-2）（2）像素、體素與CT值X-CT中，圖像是以單個圖像單元的矩陣形式來重建的，單個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(biāo)上要一一對應(yīng)，這一層面的體積單元就稱為體素（見圖3-1）。一般體素的大小是：長和寬約為12mm，高（即體層的厚度）約為310mm。實際中劃分體素是對掃描圖像中的每個像素都與受檢體內(nèi)欲成像的層面中的體積單元相對應(yīng)，即坐標(biāo)上要一一對應(yīng)，這一層面的體積單元稱為體素。一般體素的大小是長和寬約為12mm，高（即體層的厚度）約為310mm。實際中體素劃分是對掃描視野，即受檢體所在的接受掃描的空間進行劃分。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中測得的X射線強度是相對值，因此測得的值也是相對值。在圖像重建過程中，并不直接運用衰減系數(shù)為來重建圖像，而是用與每個體素中組織的衰減系數(shù)有關(guān)的數(shù)值（CT值）表示。，因此在圖像重建過程中，并不直接運用衰減系數(shù)來重建圖像，而是用與每個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1000H。2. 圖像重建的數(shù)學(xué)模型（1）X射線通過非均勻介質(zhì) 如果在X射線束掃描通過的路徑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，每一小塊為一個體素，厚度為d，且d很小，小到每個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射線通過第一個體素的衰減為 I1 = I0exp(-1d) 通過第二個體素的衰減為 I2 = I1exp(-2d) 據(jù)此類推，則通過第n個體素時，有 圖3-2 X射線通過非均勻介質(zhì) I = In = In-1exp(-nd) 依次把上述前式代入后式并化簡，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 射線出射強度I稱為投影，投影的數(shù)值稱為投影值。實際中也把式(3-5b)由I確定的p稱為投影。上式是測定物質(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)，通過對受檢體的掃描，測出足夠的投影值，再運用一定的數(shù)學(xué)算法對投影值進行處理，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射線對受檢體沿不同路徑進行掃描，就會得到一系列的投影值，從而獲得若干個線性方程。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個體素。若按此方案劃分體素，則需有25600個獨立方程聯(lián)立求解才行，故此種運算費時較多，所以實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，得計算值；用計算值與實測值作比較，求出它們的差，從而得到校正值；將這些校正值對透射路徑的像素進行校正；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公司第一臺掃描機用的就是此法，其缺點是計算耗時過長，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射線源和探測器繞坐標(biāo)的原點（一般取層面的幾何中心）一起轉(zhuǎn)動一很小的角度，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，最后通過計算機進行一定的運算，求出各體素值而實現(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是會出現(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，得到一個經(jīng)過修正的投影函數(shù)，然后再將此修正后的投影函數(shù)作反投影運算，就可以達到消除星狀偽影的目的。濾波反投影法在實現(xiàn)圖像重建時，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費時的二維傅里葉變換，濾波反投影法明顯地縮短了圖像重建的時間。濾波反投影法 投影圖像重建法的缺點是會出現(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，得到一個經(jīng)過修正的投影函數(shù)，然后再將此修正后的投影函數(shù)作反投影運算，就可以達到消除星狀偽影的目的。濾波反投影法在實現(xiàn)圖像重建時，只需作一維的傅里葉變換。由于避免了費時的二維傅里葉變換，濾波反投影法明顯地縮短了圖像重建的時間。 通過上述圖像重建方法得到衰減系數(shù)值的二維分布，再按CT值的定義把各個體素的衰減系數(shù)值轉(zhuǎn)換為對應(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，再把圖像畫面上各像素的CT值轉(zhuǎn)換為灰度，就得到圖像畫面上的灰度分布，此灰度分布就是X-CT像。3. X-CT掃描機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3-3所示。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。由于使用的X射線束的不同和檢測器數(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300ms/層，并提高了密度分辨率和空間分辨率。通過螺旋或多層螺旋CT采集的容積數(shù)據(jù)進行三維實時成像，把分辨力提到高層次以及實現(xiàn)實時高速顯像等方面也是CT發(fā)展的一大趨勢每層300ms，并提高了密度分辨率和空間分辨率。通過螺旋或多層螺旋CT采集的數(shù)據(jù)進行三維實時成像，把分辨力提到更高層次，實現(xiàn)實時、高速顯像。日本國家高能物理實驗室KazuoHavashi等從理論分析和實驗證實，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24um。采用高分辨率超高速或電子束掃描代替現(xiàn)有X-CT機的X射線管與檢測器的機械掃描，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機的X射線管與檢測器的機械掃描，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)確實現(xiàn)臟器的動脈期、靜脈期雙相增強掃描，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、探測器和相應(yīng)的成像軟件，即在減少對患者的輻射量的同時，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；。如何在減少對患者的輻射量的同時，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。二、核磁共振成像1946年美國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。2003年美國保羅勞特伯爾爾和英國彼得曼斯菲爾因為在核磁共振成像技術(shù)方面的貢獻獲得當(dāng)年的諾貝爾獎。核磁共振成像技術(shù)（NMRI）是繼在CT后醫(yī)學(xué)成像的又一重大進步。其基本原理是將人體置于特殊的磁場中，用無線電射頻（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，將吸收的能量釋放，被體外的接收器（探測器）檢測并接受，并輸入計算機，經(jīng)過數(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、弛豫時間T1、T2和組織流動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量和軌道運動角動量，它們的矢量和就是核的自旋角動量。原子核作自旋運動而具有磁矩，稱為核磁矩，用I 表示。單個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由原子物理學(xué)可知，原子核的自旋角動量LI也相應(yīng)產(chǎn)生的磁矩稱核自旋磁矩I。 中，磁場對核磁矩有一個作用力，使核的自旋軸與磁場方向成一角度，此時原子核在自身旋轉(zhuǎn)的同時又以 （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。式中為軸作進動，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，是一個無量綱的量，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數(shù)量級。具有磁矩的原子核處在外磁場（也稱為主磁場）B0中，磁場對核磁矩有一個作用，使核的自旋軸與磁場方向成一角度，此時原子核在自身旋轉(zhuǎn)的同時又以B0為軸作進動，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度矢量，用符號表示。按定義 （3-10）求和遍及單位體積?？梢娋哂写啪氐谋举|(zhì)。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，一方面是產(chǎn)生核繞的旋進；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。下面以1H核為例加以說明。1H核磁矩又稱質(zhì)子磁矩，在外磁場方向的分量取兩種平衡狀態(tài)：即平行或反平行于外磁場，如圖3-4(a)所示，平行于外磁場方向的1H核為穩(wěn)定平衡，勢能低；反平行于外磁場方向的1H核為不穩(wěn)定平衡，勢能高。它們的能量差E = 2B0，是1H核磁矩，B0是外加磁感應(yīng)強度的值，這種原子核發(fā)生能級的分裂的現(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，在高能級上的粒子數(shù)要比低能級上的少。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度矢量，見圖3-5。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)。核繞的旋進的角頻率N由拉莫爾方程決定：N =I B0 （3-11） 對應(yīng)的旋進頻率為 （3-12）式中I是原子核的磁矩與自旋角動量之比，稱為核磁旋比，是一個與原子核性質(zhì)有關(guān)的常數(shù)。 2. 核磁共振（1）射頻電磁波對樣品的激勵核磁共振是共振現(xiàn)象的一種，因此必須滿足其共振條件。當(dāng)用RF電磁波對樣品照射，如RF電磁波的能量hRF剛好等于原子核能級劈裂的間距E時，就會出現(xiàn)樣品中的原子核強烈吸收電磁波能量，從劈裂后的低能級向相鄰的高能級躍遷的現(xiàn)象，這就是核磁共振現(xiàn)象中的共振吸收。RF電磁波對樣品的激勵作用的宏觀表現(xiàn)是，磁化強度矢量以（1）自旋核數(shù)密度與磁化強度矢量單位體積自旋核磁矩的矢量總和稱為介質(zhì)的磁化強度矢量，用符號M表示。按定義 = （3-11）求和遍及單位體積?？梢奙具有磁矩的本質(zhì)。自旋不為零的原子核置于外磁場B0中時，原子核與外磁場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。核繞B0進動的角頻率N由拉莫爾方程決定：N =I B0 （3-12） 對應(yīng)的進動頻率為 為初矢量，而后偏離外磁場方向的角度 。越大，表示樣品從RF中獲得的能量越多。在MRI中常用的有兩個基本脈沖，即90、180脈沖。也就是說90脈沖的作用是使磁化強度矢量從熱平衡態(tài)偏離主磁場 （3-13）式中I是原子核的磁矩與自旋角動量之比，稱為核磁旋比，是一個與原子核性質(zhì)有關(guān)的常數(shù)。下面以1H核為例加以說明原子核能級的分裂。1H核磁矩又稱質(zhì)子磁矩，在外磁場方向的分量取兩種平衡狀態(tài)，即平行或反平行于外磁場，如圖3-4(a)所示，平行于外磁場方向的1H核為穩(wěn)定平衡，勢能低；反平行于外磁場方向的1H核為不穩(wěn)定平衡，勢能高。它們的能量差E = 2B0，是1H核磁矩，B0是外加磁感應(yīng)強度的值，這種原子核發(fā)生能級的分裂的現(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，在高能級上的粒子數(shù)要比低能級上的少。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度矢量M0，（圖3-5），M0與樣品內(nèi)自旋核的數(shù)目、外磁場B0的大小以及環(huán)境溫度有關(guān)。當(dāng)B0的大小為幾個特斯拉時，能級劈裂的間距相當(dāng)于10-100MHz電磁波的能量，這個波段的電磁波稱為射頻（RF）電磁波。當(dāng)用RF電磁波對樣品照射時，如果RF電磁波的能量hRF 剛好等于原子核能級劈裂的間距E時，就會出現(xiàn)樣品中的原子核強烈吸收電磁波能量，從劈裂后的低能級向相鄰的高能級躍遷的現(xiàn)象，這就是核磁共振現(xiàn)象中的共振吸收。 （2）射頻電磁波對樣品的激勵磁化后宏觀磁矩M0沿外磁場方向。而MR信號的檢測是在XY平面內(nèi)進行的，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Br。由于初始狀態(tài)的M =M0與B0平行，所以初始狀態(tài)B0對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進動，進動的結(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Br進動，加入的Br必須是以與自旋核繞B0進動的頻率相同的旋轉(zhuǎn)磁場。磁矩M在B0和Br作用下，運動軌跡為從球面頂點開始逐漸展開的螺旋線，如圖3-6(a)所示。沿X軸方向施加的旋轉(zhuǎn)磁場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電磁波對樣品起激勵作用。RF電磁波對樣品的激勵作用的宏觀表現(xiàn)是，磁化強度矢量以M=M0 為初矢量，而后偏離外磁場方向角。越大，表示樣品從RF中獲得的能量越多。在MRI中常用的RF有兩個基本脈沖，即90、180脈沖。也就是說，90脈沖的作用是使磁化強度矢量M從熱平衡態(tài)M0偏離外磁場B0 90角，其矢端運動軌跡為從球面頂點開始逐漸展開成半球面螺旋線，在YZ平面上劃過四分之一圓周；180脈沖是使其偏離180，其矢端運動軌跡為從球面頂點開始逐漸展開而后又逐漸收縮成球面螺旋線，在YZ平面上劃過半個圓周（圖3-6）。做成脈沖形式的RF電磁波又統(tǒng)稱之為角脈沖。（2）弛豫過程和弛豫時間 弛豫過程 核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時，其磁化強度矢量在（3）弛豫過程和弛豫時間（a）弛豫過程 核系統(tǒng)在平衡狀態(tài)時，其磁化強度矢量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 激勵脈沖，將偏離z軸一角度而處于不平衡狀態(tài)；此時。當(dāng)在B0垂直方向施加一90 激勵脈沖，M將偏離z軸一角度而處于不平衡狀態(tài)；此時，當(dāng)激勵脈沖剛結(jié)束時，Mz =0，Mxy =Mm，之后核磁矩只受到主磁場外磁場B0的作用而逐漸恢復(fù)到原來的熱平衡狀態(tài)的過程稱為弛豫過程。根據(jù)磁化強度矢量的兩個分量Mz 、Mxy 向平衡狀態(tài)恢復(fù)的速度與它們離開平衡位置的程度成正比，得 （3-13）， （3-14）公式中的負(fù)號表示弛豫過程是磁化強度矢量變化的反過程。解上面兩式得弛豫過程中Mz、Mxy 隨時間按下式變化 （3-15） （3-16）式中T1、T2都是時間常數(shù)，即T1表示隨時間變化的快慢，T2表示隨時間變化的快慢，例如當(dāng)t= T1時，( T1)恢復(fù)到的63，而如當(dāng)t= T2時，( T2)衰減為的37。T1稱為縱向弛豫時間，T2稱為橫向弛豫時間。在90脈沖激勵下發(fā)生的弛豫過程也稱狹義的弛豫過程，而在一般角脈沖激勵下發(fā)生的弛豫過程稱為廣義的弛豫過程。 弛豫時間縱向弛豫，是針對Mz 說的。由于自由旋進時，核磁矩力圖順取向，愈來愈多的核磁矩克服熱騷擾而躍遷到上旋進圓錐繞旋進（b）弛豫時間縱向弛豫，這是針對Mz 而言的。由于自由進動時，核磁矩力圖順B0取向，愈來愈多的核磁矩克服熱騷擾而躍遷到上進動圓錐繞B0進動，其結(jié)果必然使得縱向分量Mz 增加，最后達到平衡時的值Mz =M0 。在此弛豫過程中，樣品中的自旋核與晶格以熱輻射的形式相互作用。所以也稱由T1表示的弛豫過程為熱弛豫，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，同時它們的T1值也是不同的，以H2O中的1H核的T1為最長，這樣當(dāng)組織與器官中含水量增加時，如水腫，則該組織的T1會增加。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，利用這一點可以對病灶作病理分期。從量子力學(xué)的觀點看，熱輻射也是一個能級躍遷的過程，這可以有兩個輻射過程，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，這樣，當(dāng)組織和器官中含水量增加時，如水腫，該組織的T1會增加。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，利用這一點可以對病灶作病理分期。 從量子力學(xué)的觀點看，熱輻射也是一個能級躍遷的過程，其可以有兩個輻射過程，即受激輻射和自發(fā)輻射兩種可能。無論哪一種可能性(概率)增加都會使熱輻射進程加快，T1縮短。根據(jù)受激勵輻射理論，當(dāng)外界電磁波頻率與能級躍遷頻率一致時，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，這樣樣品就有一個共振頻率段，樣品環(huán)境的熱輻射的電磁波譜是一個很寬的譜，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Mxy 說而言的。弛豫啟動之初，一般Mxy 0，這是因為諸核磁矩在旋進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?，F(xiàn)在射頻脈沖已過，核磁矩繞旋進。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各異，它們的旋進頻率不等。于是Mxy 0，達到平衡狀態(tài)。進動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，核磁矩繞B0進動。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不同，引起各處自旋核的進動頻率不等，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，在接收弛豫過程線圈中角頻率為0的感生電動勢的幅值也漸漸衰減。這一衰減信號由于是在自由旋進進動過程中感生的，故稱為自由感應(yīng)衰減(或簡稱FID)，見圖3-7。如圖3-7所示。其本質(zhì)是自旋核的磁矩方向由相對的有序狀態(tài)向相對無序狀態(tài)的過渡過程。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來，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、粘度無關(guān)；與主外磁場的相關(guān)性不大；與主外磁場的均勻性關(guān)系特別大，因為磁場的不均勻會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不均勻性因素的橫向弛豫時間標(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數(shù)量級。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。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間很長，所以含水的多少對組織的平均弛豫時間長短舉足輕重。根據(jù)水分子運動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圍，它較少平動。“結(jié)合水”中的質(zhì)子的弛豫時間T2相對“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中直接測得，它們是隱含在弛豫過程樣品的磁化強度矢量M在感應(yīng)線圈中感應(yīng)出的信號中。成像參數(shù)、T1、T2 只能通過人為手段提高權(quán)重，以MR信號的形式表現(xiàn)出來，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中直接測得，它們是隱含在弛豫過程樣品的磁化強度矢量M在感應(yīng)線圈中感應(yīng)出的信號中。成像參數(shù)、T1、T2 只能通過人為手段提高權(quán)重，以MR信號的形式表現(xiàn)出來，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MR信號的幅度及消除客觀條件對時間常數(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為脈沖間隔時間，TR為序列重復(fù)時間，TE為回波時間，一般取=2 TI。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Mxy，而MR信號的大小變化都取決于Mxy。磁場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，這個衰減的時間常數(shù)就是T2。磁場的不均勻性造成T2的縮短和MR信號幅度大減。為消除這個磁場不均勻造成MR信號測量的不利，在90脈沖之后又加入一個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，這個衰減的時間常數(shù)就是T2。磁場的不均勻性造成T2的縮短和MR信號幅度大減。為消除這個磁場不均勻造成MR信號測量的不利，在90脈沖之后又加入一個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聚起來，抵消了磁場不均勻性造成的不利影響，F(xiàn)ID與SE信號幅值之間以時間常數(shù)T2衰減。 由于T1 是熱弛豫時間，是表示Mz 恢復(fù)到M0的時間常數(shù)，它與場的不均勻性無關(guān)。Mxy 來源于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Mz才等于M0，當(dāng)TR 為有限值時，由公式（3-15）得Mz的大小 （3-17）而M0 正比于B0 、，所以在SE序列中回波信號的幅度可寫成 （3-18） 考慮到信號大小還與自旋核的運動狀態(tài)f(v)有關(guān)，(3-18)式一般寫成 （3-19）K是與主磁場、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顯示來自人體層面內(nèi)每個組織體素的RF信號強度大小的像素陣列。RF信號強度大小與核密度、弛豫時間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序列對靜止組織的核K是與外磁場、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顯示來自人體層面內(nèi)每個組織體素的RF信號強度大小的像素陣列。RF信號強度大小與核密度、弛豫時間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序列對靜止組織的核是如何通過適當(dāng)選擇TR、TE 來達到圖像加權(quán)作一說明。 （2）加權(quán)圖像(a) 加權(quán)(IW) 當(dāng)TR T1 時，在公式(3-19)中的因子 ；選TE T1 時，有 ，而TE 適當(dāng)?shù)拈L，例如在90120ms中選取，此時公式(3-19)變成 （3-20）I由、T2 決定，稱為T2加權(quán)。在T2 IW中，如不考慮r，當(dāng)TE一定時，如T2 (1)小于T2 (2)，有 就是說，T2 大的組織有強信號(亮)，T2 小的組織表現(xiàn)為弱信號(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T1 IW，在T1 IW中T1 大的地方呈弱信號(暗)，T1 小的地方呈強信號(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說明了A、B兩種組織及對比度的形成情況。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，圖像表現(xiàn)為T1 加權(quán)，表現(xiàn)為脂肪為白亮，但當(dāng)TE 逐漸增大時，圖像對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)字圖像都有兩個必需解決的問題，其一是從體素上測得成像參數(shù)，并用以控制對應(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中前一問題主要是MR信號的采集，后一問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)是自旋角動量在磁場中旋進頻率公式。旋進頻率大小正比于磁場 MRI的空間位置編碼的理論基礎(chǔ)是自旋角動量在磁場中進動頻率公式。進動頻率大小正比于磁場B0，如果人為在樣品中建立一個由體素空間坐標(biāo)x、y、z決定的磁場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上的分別與x、y、z之有線性關(guān)系的梯度磁場，梯度磁場大小比主磁場小得多，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B0上的分別與x、y、z之有線性關(guān)系的梯度磁場，梯度磁場大小比外磁場小得多，例如當(dāng)外磁場為1.0T時，梯度磁場變化范圍僅為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Gz，根據(jù)旋進頻率公式，在不同z上，將有不同的共振頻率，也就是說可用不同的共振頻率來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Gz，根據(jù)進動頻率公式，在不同z上，將有不同的共振頻率，也就是說可用不同的共振頻率來表示自旋核所在的層面位置。 （2）相位編碼 設(shè)在選擇激勵脈沖作用下，在z方向選取某一斷面，診斷面中的所有自旋核(如質(zhì)子)的核磁矩于激勵脈沖結(jié)束瞬間在旋進進動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，經(jīng)過一定時間后，由于不同位置的質(zhì)子所受磁場強度不同，其核磁矩的旋進頻率沿Y方向遞增，在一定時間ty 后，各像素的磁化矢量在旋進圓錐上所處位置不同，也就是說空間位置y用相位編碼，見進動頻率沿Y方向遞增，在一定時間ty 后，各像素的磁化矢量在進動圓錐上所處位置不同，也就是說空間位置y用相位編碼，如圖3-11(b)所示。 （3）頻率編碼 若沿Y方向的梯度磁場持續(xù)作用ty 時間后撤消，轉(zhuǎn)而沿X方向加一梯度磁場。由于剛加上梯度場時，各質(zhì)子的初相已受Y方向梯度場編碼，將這些初相數(shù)據(jù)儲存在計算機的存儲器中，作為像素的y位置信息?，F(xiàn)在，在X方向梯度磁場作用下，則各像素的磁化矢量以圖3-11(b)中的初相開始旋進，旋進進動，進動頻率沿X方向逐漸增加，在某一時刻t =tx 如圖3-11(c)所示。5圖像重建 由圖3-11可見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，各梯度磁場施加的次序及作用，見圖3-12。為了重建圖像，應(yīng)采集MR信號，在2D-FT法二維富里葉變換法（2D-FT）中，信號只在Y方向梯度場施加期間采集，Y方向梯度場只提供信號的初相。根據(jù)所采集的信號，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)勢是能提供臟器和組織的解剖學(xué)圖像，同時多個成像參數(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：一般來說，掃描時間相對較長；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。隨著近幾年來血管造影中開發(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)位或任意斜為的實時三維血管圖像。目前已開發(fā)的多種MRI脈沖序列可使圖像獲得時間縮短在秒級和亞秒級，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。 隨著近幾年來血管造影中開發(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時三維血管圖像。目前已開發(fā)的多種MRI脈沖序列可使圖像獲得時間縮短在秒級和亞秒級，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，磁共振成像技術(shù)得到迅速發(fā)展。歸納起來主要是快速掃描技術(shù)、磁共振頻譜學(xué)檢查、磁共振擴散（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90年代初才開展的，以MRl研究活體腦神經(jīng)細(xì)胞活動狀態(tài)的嶄新檢查技術(shù)。它主要利用快速或超快速MRI掃描技術(shù)，測量人腦在思維，視或聽覺，或局部肢體活動時，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。通過對射線的檢測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態(tài)測定指標(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態(tài)的認(rèn)識生命過程的本質(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、單光子發(fā)射型計算機斷層掃描（SPECT）及正電子發(fā)射型計算機斷層掃描（PET），其中PET極可能成為腦功能圖像的主要技術(shù)手段。1. 照相機照相機的探測器對體內(nèi)發(fā)出的射線敏感，所以照相機是一種能快速、動態(tài)觀測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，照相機已成為診斷腫瘤及循環(huán)系統(tǒng)疾病的重要手段。同時，照相機的探頭也就是后面我們要講到的SPECT中的單光子發(fā)射型計算機斷層的探頭。（1）照相機的原理照相機的工作原理如圖3-13所示?，F(xiàn)分別介紹主要部分的結(jié)構(gòu)及成像過程。(a) 探頭 探頭是照相機的關(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、會聚型或針孔型準(zhǔn)直器。光子通過準(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。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，排成六角形的多個光電倍增管，圖3-14(a)中給出19個光電管的排列情況。光電倍增管通過光導(dǎo)與晶體耦合，所有光電倍增管對于每一個光子在晶體上所激發(fā)的熒光，都能產(chǎn)生一個電信號。其中與熒光發(fā)生位置距離最近的管所產(chǎn)生的電信號最大，常用電阻矩陣來定位。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。每一個光電管給出的電流都要經(jīng)前置放大后分別通過四個電阻形成X +，X -，Y +，Y -的位置信號，見圖3-14(b)。圖3-14 光電倍增管的排列與電阻矩陣電路(b) 位置信號和Z信號 位置信號分為X位置信號與Y位置信號，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 四個坐標(biāo)信號，兩兩分別輸入X與Y位置電路，產(chǎn)生與晶體上原閃爍點位置坐標(biāo)成比例的X與Y兩個位置信號，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 -四個位置信號還要在一個加法器中匯總，再通過脈沖幅度分析器，選取需要的脈沖信號送到示波器的Z輸入端，控制像點的亮度，此信號又稱為Z信號。位置信號和Z信號都由一個延遲電路控制，使像點按時間順序依次形成，最后形成完整的畫面。(c) 顯示和記錄 示波器是照相機的基本顯示裝置。一般使用三臺示波器，一臺是記憶示波器用于儲存圖像；另外兩臺是與記憶示波器同步的普通顯示器，一臺用于照相，另一臺用于醫(yī)生對圖像的觀察。照相機都有功能測定裝置。照像機與一個線性計數(shù)率儀相連接，把計數(shù)率轉(zhuǎn)化為直流電壓信號，送到XY記錄儀，即可繪制放射性活度隨時間變化的曲線，顯示臟器的功能狀況。（2）照相機的主要優(yōu)缺點照像機的主要優(yōu)點：照相的操作簡便、時間短，僅一次照像就會獲得核素在人體內(nèi)的分布圖像，非常適用于兒童和垂危病人的檢查；可對臟器的形態(tài)和功能同時進行動態(tài)觀察；可進行臟器的功能檢查、斷層或全身照像，獲得定量數(shù)據(jù)，進行定量診斷；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。照相機的缺點：除價格昂貴、對環(huán)境要求很嚴(yán)格外，主要問題是照相機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。因此照相機所顯示的二維平面圖像不能將臟器組織中的病灶真實地反映出來，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。要解決這些問題，類似X射線成像，只需給照相機配制斷層掃描裝置，即使之成為能對器官組織作斷層成像的發(fā)射型CT裝置。發(fā)射型計算機斷層（ECT）是通過計算機圖像重建來顯示已進人體內(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是照相機之后在核素顯像又一次