2017放射医学技术中职考试之专业知识

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专业知识

第十章各影像设备成像理论

第一节X线成像基本原理1.X线影像信息的传递屏片系统的5

个阶段：①X线对被照体照射，形成其强度的不均匀分布②将不均匀

的X线强度分布通过增感屏转换为二维荧光强度分布，再于胶片形成

潜影，经显影加工处理形成光学密度的分布。此阶段是将不可见X线

信息影像转换成可见影像的中心环节③观片灯④形成视觉⑤评价诊

断。2.X线照片影像的5大要素：密度、对比度、锐利度、颗粒度和

失真度。前四项为物理因素，后者为儿何因素。3.光学密度及其相

关：①透光率T指的是透过光强度与入射光强度之比，定义域0VT

VI②阻光率0指的是阻挡光线能力的大小，数值上等于透光率的倒

数③光学密度D光学密度值是照片阻光率的对数值,D为一对数值，

无量纲。

4.影响X线照片密度值的因素：①照射量②管电压作用于X线

胶片感光效应与管电压的n次方成正比,管电压变化为40-150kV时，

n从4将到2③摄影距离FFDX线强度与距离平方成反比④增感屏胶

片系统增感屏可使相对感度提高，影像密度变大⑤被照体厚度与密

度⑥照片冲洗因素

人眼适宜观察的照片密度值范围在0.2205.X线对比度照片对

比度涉及四个基本概念，即肢体对比度、射线对比度、胶片对比度和

X线照片对比度。

①肢体对比度指的是肢体对X线的吸收系数差，受检体所固有,

是形成射线对比度的基础。②X线对比度X线穿过人体后形成强度的

不均匀分布，这种X线强度的差异称为射线对比度③胶片对比度指

的是X线胶片对射线对比度的放大能力，通常采用胶片的最大斜率Y

值或平均斜率G来表示④X线照片对比度又称光学对比度K,指的

是X线照片上相邻组织影像的密度差。在X线对比度一定时一，照片对

比度决定于胶片的Y值，值

越大，照片对比度越大。在两面药膜的医用X线胶片，其照片

对比度是两个药膜各自产生照片对比度之和。影响X线对比度的因

素有：X线吸收系数、人体组织密度、厚度、原子序数、X线波长。U

'；3称为X线对比度系数。6.影响X线照片对比度的因素：①胶

片对比度Y直接影响照片对比度②射线因素有X线质kV和量mAs的

影响③灰雾对照片对比度的影响灰雾产生的原因有胶片本底灰雾、

散射线、显影处理④被照体本身的因素原子序数、厚度和密度，在

诊断放射学中X线吸收主要是光电吸收，尤其是低kV时，光电吸收

随原子序数增加而增加。胸部后前位片中，因后肋厚于前肋，故前后

肋与肺组织的对比不同。7.X线照片锐利度

锐利度S指的是照片上两部分影像密度的转变是逐渐的还是明

确的程度。模糊度H是锐利度的反义词，若两部分密度移行幅度越

大，则边缘越模糊。在分析影像锐利度时，是以模糊度的概念来分析

的。照片锐利度与对比度成正比，与模糊度成反比。

影响锐利度的因素：

①儿何学模糊主要指的是半影模糊，半影产生主要取决于焦点

大小、焦片距、肢片距三大要素，X线摄影中由此三要素引起的模糊

度，称为儿何模糊。

避免儿何模糊给影像质量带来的影响：小焦点、缩小肢片距、增

加焦片距，其中小焦点是最为重要的。

②移动模糊分为生理性和意外性。减少运动模糊应注意：固定

肢体、选择运动小的机会曝光、缩短曝光时间、缩小肢片距、增加焦

肢距。

③增感屏增感屏导致的照片模糊原因有：荧光体的光扩散、X

线斜射效应、屏片密着状态。

照片影像总模糊度大于单一系统模糊度，但小于它们之和。8.X

线照片颗粒度

照片颗粒性的影响因素：①X线量子斑点②胶片对比度③卤化银

颗粒的尺寸和分布④

1

增感屏荧光体的尺寸和分布

X线照片斑点主要由量子斑点、X线胶片粒状性和增感屏结构斑

点构成。其中量子斑点占X线照片斑点的92%。

颗粒度的测量：目前常用的方法是①RMS颗粒度RMS描述了随

机分布的密度函数的差异，是表征不同屏片组合系统斑点大小的重要

物理参量。RMS值大，屏片组合斑点就多。②维纳频谱WS在医学

影像学中以空间频率为变量的函数称为维纳频谱WSo

人眼所能分辨的空间频率为0.5-5LP/mmo9.X线感光效应

X线感光效应指的是X线通过被检体后使感光系统感光的效果。

摄影条件的制定是以指数函数法则为基础理论。

10.高千伏摄影是指用120kV以上管电压获得在较小密度范围内

层次丰富的X线照片影像的一种摄影方法。

高千伏摄影的技术条件：电压120-150kV、栅比R12:l、当肢片

距为20cm时空气间隙可代替滤线栅作用、应选用高反差系数胶片以

提高照片对比度、高千伏摄影时应注意更换滤过板，80-120kV时选用

3mm铝及0.3mm铜。

高千伏摄影的优缺点：①层次丰富，但对比度低②缩短曝光时间,

减少肢体移动，提高照片清晰度③高千伏，减少断电流，降低球管产

热量，延长球管寿命④高千伏摄影散射线较多，X线片质量较差⑤高

千伏摄影组织吸收剂量减少，利于病人防护⑥高千伏损失了照片对比

度，应选用适当的曝光条件。11.自动曝光控时

自动曝光控时理论依据来源于“胶片感光效应E”，E值是人为设

定的，当曝光剂量达到胶片所需的感光剂量（E值）时自动切断高压，

自动曝光控时实质就是控制着mASo自动曝光控时分为光电管自动

曝光控时和电离室自动曝光控时一。光电管型利用可见光的光电效应达

到控制目的，电离室型应用范围更广。

12.焦点、被照体、探测器之间的投影关系在X线投影过程中，

只有儿何尺寸的变大称为影像放大；同时有形态上的变化称为变

形；影像放大与变形的程度总称为失真度。影像变形分为放大

变形、位置变形和形状变形。

影像变形的控制原则：①被照体平行于胶片，放大变形最小②被

照体靠近中心线并平尽量靠近胶片，位置变形最小③X线中心线通过

被检部位且垂直于胶片时.，影像的形状变形最小。13.放大率

①焦片距与肢片距是影响影像放大的两个主要因素。影像放大对

质量的影响小于变形，但对某些需要测量的照片，影像放大则成为主

要矛盾。眼球异物定位的摄影距离，一定要与制作的测量标尺的放大

率一致。②模糊度阈值为0.2mm

③焦点允许放大率M=l+0.2/F（F焦点大小）14.照片影像产生

不对称的原因是中心线的倾斜或被照体的旋转。15.散射线的产生于

消除

散射线的产生：在X线摄影能量范围内，穿过被照体后的射线,

一部分能量穿透人体继续前进，一部分产生光电效应和康普顿效应,

从而减弱原发射线的强度。经被照体后的射线有两部分，一是带有被

照体信息被减弱了的原射线，一是散射吸收中产生的散射线。

散射线含有率：散射线在作用于胶片上全部射线量中所占的比率

称为散射线含有率。影响因素有：①管电压随管电压升高而加大，

原发射线能量越大，散射角越小，越靠近形成影像的原发射线，对照

片对比度影响越大②被照体厚度随厚度增加而加大，被照体厚度产

生的散射线对照片质量的影响，要比管电压的影响大得多③照射野

30X30cm照射野时其散射线含有率达到饱和。减少或抑制散射线的

方法：遮线器、滤线栅、金属后背盖暗盒、空气间隙法等，最有效方

法是滤线栅。

滤线栅分类：按结构特点分聚焦式、平行式和交叉式；按运动功

能分为静止式和运动式。

滤线栅的主要技术参数：①栅比R指的是滤线栅铅条高度与间隙

之比②栅密度n指的是单位距离(1cm)内铅条形成的线对数，常

2

用线/cm来表示。栅比、栅密度越大，滤线栅消除散射线效果越

好③铅容积P指的是滤线栅表面上平均lcm2中铅的体积(cm3)④

栅焦距f。⑤曝光量倍数B也称滤线栅因子。滤线栅的切割效应：①

反置作用中间密度高，两侧密度低②侧向倾斜照片两侧密度不一③

上下偏离表现同①，但较缓和④双重偏离。

使用滤线栅注意事项：不能反置；X线中心对滤线栅中心；倾斜

投照时倾斜方向只能与滤线栅铅条排列方向平行；焦点至滤线栅距离

应在允许范围内；需要消除散射线率高时选用高栅比的滤线栅；斜射

时不能用交叉式滤线栅。

第二节数字X线摄影成像原理CR成像原理L工作流程：①信

息采集成像板IP板②信息转换指的是将存储在IP板上的模拟信息

转化为数字信息的过程。主要由激光阅读仪、光电倍增管和模数转换

器组成③信息处理CR常用处理技术包括谐调处理技术、空间频率处

理技术和减影处理技术④信息存储与输出。2.成像原理：IP板代替

了常规X线摄影的胶片，成为影像记录的载体。曝光后IP板中的光

激励荧光体PSP由于吸收X线发生电离形成潜影，放入读取装置后,

经低能量高度聚焦的红色激光扫描，一种较高能量、低强度的蓝色光

激励发光PSL信号被释放导入光电倍增管，光电倍增管将接受的光信

号转为电信号，并经模数转换器转换成数字，通过采样和量化，以数

字影像矩阵方式存储。最常用的激光是氢演激光（波长633nm）和

二极管激光（波长680nm）。3.相关概念

①扫描方向又称激光扫描方向或快速扫描方向，指的是激光束

偏转路径的方向②慢扫描方向又称屏扫描方向或幅扫描方向，指的

是IP板的传送方向③激励发光信号的衰减激励发光信号衰减时间常

数约0.8ms,这是限制读出时间的主要因素，也制约了激光束横越荧

光体板的扫描速度④模数转换速率在CR系统读取中，模数转换器转

换光电

倍增管信号的速率远大于激光的快速扫描

速率⑤自发荧光消退曝光后IP板中形成的潜影即便未读取，信

号也会呈指数规律逐渐消退，称自发荧光消退。曝光后10分钟到8

小时内会损失25%存储信号，此后衰减变慢。4.四象限理论

①CR系统通过曝光数据识别器EDR可对一定范围内的曝光过度

或不足进行调节。②高野正雄将CR系统影像处理的运行原理归纳为

四象限理论，EDR的功能和CR系统工作原理可以用四象限理论进行

描述。第一象限：IP的固有特征，即X线辐射剂量与激光束激发IP

的光激励发光PSL强度之

间的关系，两者在1:104

范围是线性的，该线性关系使CR具有高敏感性和宽动态范围。

第二象限：影像阅读装置IRD的光激励发光信号与数字输出信号之间

的关系

第三象限：影像处理装置IPC显示出影像第四象限：影像记录

装置IRC第四象限决定了CR系统中输出的X线照片的线性曲线和常

规X线照片的特性曲线不同。上述四象限，第一象限不可调节，其

余可调。5.曝光指示器

曝光指数只是IP上照射量的估算值，而不是绝对值。曝光指示

值不仅受kV影响，也受IP对X线衰减与吸收程度不同的影响。①

Fuji系统使用感度值来实现对入射照射量的评估，分自动模式、半自

动模式和固定感度模式②Kodak系统使用的曝光指数与IP板上平均入

射照射量的指数值成正比③AGFA系统使用IgM的曝光指示值④

Konica系统通过公式计算。

生产商通常是以在IP板上产生ImR的照射量为基础目标照射量。

所有CR系统曝光指数的稳定性主要依赖于kV和滤过。

DR成像原理

1.1986年布鲁塞尔第15届国际放射学术会议上首次提出了数字

化X线摄影DR的物理学概念。

2.直接转换式平板探测器

一是直接转换，即使用非晶硒光导半导材料，非晶硒俘获X线光

子后，直接将接受的

3

X线光子转换为电信号；二是平板，即探测器单元阵列采用薄膜

晶体管TFT技术，外形类似平板状。而多丝正比电离室探测器虽属直

接探测器，但不属于平板探测器。3.间接转换式平板探测器

间接转换型指的是在将X线影像信息转换为电子信号过程中，中

间需要经过光电转换之后再转为电信号。属于此类的有：非晶硅平板

探测器和闪烁体+CCD阵列探测器，而后者因外形非平板状，不属于

平板探测器。成像原理：在探测器顶层的碘化钠Csl闪烁晶体接受X

线照射后，将入射的X线光子转换为可见光，再激发非晶硅二极管阵

列，转换为电信号。

4.非晶硒平板探测器评价：①非晶硒FPD最大优点是直接转换，

无中间环节，因此避免了信号的丢失和噪声的增加，提高空间分辨力

②非晶硒光导材料MTF和DQE高，空间分

辨率可达3-6LP/mm,动态范围可达104-105

,层次丰富，质量好③非晶硒吸收效率高，

1:104

范围是线性的，曝光宽容度大④非晶硒FPD环境要求高，需要较

高的偏置电压，刷新速度慢，动态摄影受限⑤大面积TFT生

产工艺复杂。

5.非晶硅FPD评价：①与非晶硒FPD临床应用基本相同②与非晶

硒FPD相比，一定程度上降低了线感度和空间分辨率③非晶硅抗辐射

能力强，是理想的探测器材料，且在获取高质量动态影像方面具有优

势。

DR设备使用最多的是非晶硒和非晶硅FPDo6.数字合成体层成

像原理基本概念：

①曝光角指的是体层摄影X线曝光过程中，中心线以转动支点

为顶点形成的夹角，或曝光期间连杆摆过的角度。

②体层厚度体层摄影照片上最后成像的是指定层附近一薄层组

织的X线像，该薄层组织的厚度称为体层厚度。指定层外一定距离的

组织，其被抹除的程度与曝光角有关。数字合成体层成像的临床应

用特点：

①一次体层运动可回顾性重建任意多层面的体层图像②可行重

力负荷下立位体层摄影③不产生金属伪影④辐射剂量相对小⑤显示

器上可进行多层面连续观察。

第三节乳腺摄影成像原理模拟乳腺摄影原理L随管电压的降

低，物质对X线的吸收变为康普顿吸收逐渐减少，光电吸收增加。光

电吸收中，光电吸收系数与原子序数Z的4次方成正比。

①人体组织的物理特性（厚度和密度）和化学特性（Z）是形成

照片对比度的基础②射线对比度的大小取决于系吸收系数U之差③

低管电压，对比增强;高管电压，对比降低④X线波长在0.062-0.093nm

范围时，脂肪与肌肉对比度最大。2.乳腺摄影原理：乳腺摄影使用

铝靶X线机，管电压20-40kV。当管电压在35kV时一，铝能产生K系

特征辐射即标识辐射，波长为0.063nm,此时脂肪与肌肉对比度最大。

K系特征辐射是铝靶产生全部辐射的最强部分，范围较窄，波长恒定，

单色性强。为保证乳腺摄影的成像质量，还应注意：①焦点0.5mm

以下②暗盒采用吸收系数小的材料制成③增感屏荧光体可吸收软射

线，颗粒细，且为单面后屏④选用单乳剂、Y值大的专用乳腺胶片⑤

窗口滤过0.03W0.025铭⑥滤线栅选用80LP/cm超密纹栅或高穿透

单元滤线栅HTC⑦加压技术。数字乳腺摄影

乳腺DR设备常用非晶硒、非晶硅FPD,应用过程中需要注意：

①DR乳腺摄影可用较低X线剂量产生较好的图像质量，尤其是

致密型乳腺，双靶X线管就基于此目的②乳腺钙化灶可小至

100-200um,平板探测器的像素尺寸范围应在50-100um③乳腺图像可

分辨3100个灰度水平，系统应提供14bit动态范围④自动曝光控制

AEC⑤直接转换的DQE较间接转换高。

第四节CT成像原理CT成像基础

CT是医学影像领域最早使用数字化成像的设备。

CT图像的基本特征：数字化和体积信息。数字化的最小单位是

像素，而不论层厚大小，CT扫描层面始终是三维的体积概念。

4

1.X线衰减和衰减系数

X线衰减强度的大小通常与物质的原子序数、密度、每克电子数

和源射线的能量大小有关。X线通过人体组织后的光子与源射线呈指

数关系。

单一能谱射线乂称单色射线，其光子具有相同能量；多能谱射线

其光子能量各不相同，CT成像中以多能谱射线为主。多能谱射线通

过物体后的衰减并非呈指数衰减，而有质和量的改变，量改变指光子

数目减少，质改变指平均能量增加、能谱变窄、射线硬度增加。2.CT

数据采集基本原理CT数据采集方法：①非螺旋逐层采集法②螺旋容

积数据采集法。CT采样：①球管与探测器是一个精确的准直系统②

球管与探测器围绕人体旋转是为采样③球管产生的射线经有效滤过

④射线束宽度是根据层厚严格准直的⑤探测器接收到的是透过人体

后的衰减射线⑥探测器将接受的衰减射线转换为电信号（模拟信号）。

CT扫描基本过程：经准直器准直后的X线以窄束的形式透过人体被

探测器接收，探测器将接收的衰减射线进行光电转换，经数据采集系

统放大，模数转换后经计算机图像重建，重建后再经数模转换为模拟

信号，以不同灰阶形式在显示器显示，或直接以数字形式存于计算机

或打印。

因此，CT图像的形成可分为8个步骤：①球管和探测器围绕人

体旋转扫描采集数据，准直器高度准直②探测器接受衰减后的射线③

探测器将接受的衰减射线转换为电信号并放大④模数转换为数字信

号后送人计算机⑤计算机对数据进行处理，主要包括校正和检验⑥经

校正后计算机作成像的卷积处理⑦计算机通过滤过反投影算法重建

图像⑧重建后图像经数模转换为模拟信号在显示器显示，或将数字信

号直接存储打印3.CT图像重建的预处理单层螺旋扫描

奥地利数学家Radon二维图像反投影重建原理。

螺旋扫描是在检查床移动中进行，用常规方式重建会出现运动伪

影。为消除此运动伪影，必须采用数据预处理后的图像重建方

法，即线性内插法。线性内插法的含义是：螺旋扫描数据的任

一点，可采用相邻两点扫描数据通过插值，再采用非螺旋CT扫描的

图像重建方法，重建一幅断层图像。

目前常用的线性内插分为360°和180。线性内插两种。

360°线性内插采用360°扫描数据向外的两点通过内插形成一

个平面数据。这种内插方法的主要缺点是层厚敏感曲线SSP增宽，图

像质量有所下降。

180°线性内插是采用靠近重建平面的两点扫描数据，通过内插

形成新的平面数据。两种内插方法最大的区别是180°线性内插采用

了第二个螺旋扫描的数据，并使第二个螺旋扫描数据偏移了180°角，

从而能够靠近被重建的数据平面。这种方法改善了SSP,提高了成像

的分辨力，改善了重建图像的质量。

多层螺旋扫描

多层螺旋扫描图像重建预处理，基本是一种线性内插方法的扩展

应用。

多层与单层螺旋CT相比，扫描射线束由扇形束变为锥形束，图

像重建中最主要的是扫描长轴方向梯形边缘射线的处理。

目前多层螺旋图像重建预处理有两种方法，即考虑或不考虑锥形

束的边缘射线。一般4层螺旋扫描多不考虑其边缘射线。常用的几种

重建预处理方法有：①扫描交叠采样的修正，又称优化采样扫描②Z

轴滤过长轴内插法③扇形束重建算法④多层锥形束体层重建，又称

MUSCOTo

16层及16以上螺旋CT图像重建的预处理：①西门子自适应

多平面重建AMPR,将斜面数据分隔并采用240°螺旋扫描数据②GE

加权超平面重建，类似AMPR,但起始步骤不同，先将三维扫描数据

分成二维系列③东芝和飞利浦采用Feldkamp重建算法，近似非螺旋

扫描三维卷积反投影的重建方法。心电门控心电触发序列扫描和心

电门控螺旋扫描分别用于4层和16层以上的心脏成像。

心电触发序列扫描是在病人R波间期触发序列扫描，触发方式既

可以选择R-R间期百分

5

比，也可以选择绝对值毫秒，又称为前瞻性心电门控触发序列。

心电门控螺旋扫描又称为回顾性心电门控螺旋扫描，用于16层

以上心脏成像。心电门控方法是将心动周期舒张期图像重建用于诊断,

分两个步骤：一多层螺旋内插，二采用部分扫描数据重建横断面图像，

采用部分数据重建，可提高心脏扫描的时间分辨率。回顾性心电门控

螺旋扫描可采用单个或多个扇区重建心脏图像，一般心率较慢时采用

单扇区重建。4.CT重建方法

重建方法主要有两种：滤过反投影重建法及迭代重建法。

滤过反投影法也称卷积反投影法，成像过程大致分3步：①获取

全部投影数据并进行预处理经预处理后的数据成为原始数据②将所

得数据的对数值与滤过函数进行卷积③根据不同矩阵反投影重建后

图像大小与是否放大有关，而图像亮度与X线通过物体后的衰减有关。

迭代重建法1956年被用于太阳图像的重建，主要优点有：减少

图像伪影和降低辐射剂量。缺点是运算量大，对设备要求高。与迭

代重建相比，滤过反投影法的主要优点是：简单、快速、实用，对设

备要求低，主要缺点是忽略了噪声的影响，且不能处理采样数据不足

的扫描。

螺旋CT成像原理L单层螺旋CT

1989年单层螺旋CT扫描技术开始临床应用。螺旋扫描又称CT

容积扫描，采用滑环技术，连续产生X线并进行连续数据采集，检查

床沿Z轴反向匀速移动，扫描轨迹呈螺旋状的扫描方式。单层螺旋

扫描参数：管电压80-140kV,管电流50-450mA,扫描时间最长可持

续100s,层厚由准直器宽度决定，l-10mm,检查床移动速度l-20mm/s,

球管旋转1周约1秒。螺距等于球管旋转一周检查床移动的距离与

扫描层厚的比值。计算公式为：P=S/Do扫描范围为检查床每秒移动

的距离与连续曝光时间的积。

2.多层螺旋CT

1989年底，4层螺旋CT开始应用临床，标志螺旋CT发展到多层

时代。多层螺旋CT即MSCT,又称多排探测器CT即MDCT。MSCT

的主要技术特点：层厚与射线束宽度无直接关系，而与被激活的探测

器排数有关，并可在回顾性重建时在一定范围改变。螺距定义为p=

（球管旋转一周进床距离）/（X线管总准直器宽度）。

MSCT主要技术参数：管电压80-140kV,管电流10-800mA,床

速100-200mm/s,层厚0.5-5mm,螺距1.0-1.5oMSCT临床应用优点：

①扫描速度明显提高②CT透视定位更准确③空间分辨率提高④X线

利用率提高。（快、准、两率）3.先进的MSCT64-256层螺旋CT

参数：探测器总宽度32-80mm,最薄层厚030.625mm,螺距

0.13-1.5mm,球管旋转一周时间0.27-0.5s,Z轴扫描范围1800-2000mm

64-256层螺旋CT的优势：①大范围、多部位、多期相扫描可在

一次增强检查完成，1800mm范围扫描可在10s完成②X轴、Y轴和Z

轴各向同性，强大的后处理可获得接近完美的3D重组图像③智能3D

自动毫安功能技术在保证图像密度分辨力同时，可使辐射剂量下降

66%④心脏、冠脉成像图像质量优异。

320层螺旋CT

参数:准直器宽度160mm,层厚0.5mm,球管旋转一周时间0.35s,

Z轴扫描范围2000mm。

320层螺旋CT扫描方式有步进容积扫描和螺旋容积扫描两种方

式。

320层螺旋CT除具有64-256层优势外，还有以下优势：①范围

小于160mm的器官一周扫描即可完成②提高心脏检查成功率，利于

心率快或心率不齐者的心脏成像③一次检查完成全器官功能检查④

实现全器官灌注成像和器官的多期相增强成像⑤显著提高动态显示

器官运动的时间分辨力。双源CT

参数：准直器总宽度19.2mm,最薄层厚

6

0.3mm,螺距0.33-1.5,球馆旋转一周0.33-0.5S。

双源CT优势：①时间分辨力提高②可获得双能量CT数据③心脏

检查辐射剂量降低。

第五节DSA成像原理1.成像基本原理

DSA是建立在图像相减的基础上，目前的DAS是基于顺序图像的

数字减影，其结果是在减影图像中消除了整个骨骼和软组织结构，使

浓度低的对比剂所充盈的血管在减影图像中被显示出来。

采集到的存于存储器1内的数字图像作为mask像，即蒙片像；

存于存储器2内的数字图像作为造影像，将两图像对应像素进行数字

相减得出的数字图像称为减影像。2.DSA信号与图像采集

DSA的信号由对比剂的投射浓度和血管直径所决定。

图像采集的时机与帧率：原则是使对比剂的最大浓度出现在所摄

取的造影系列图像中，并尽可能减少曝光量。

对比剂注射参数：①对比剂浓度及用量不同的造影方式和部位

需要不同的对比剂浓度和用量，过高过低的对比剂浓度对血管的显示

均不利②注射流率和斜率注射流率指的是单位时间内经导管注入对

比剂的量，以ml/s表示。注射流率的原则是应与导管尖端所在部位

的血流速度相适应。注射斜率即注药的线性上升速率③注射压力④注

射加速度及多次注射。导管顶端的位置:导管尖端离兴趣区距离越

近，成像质量越好，同时对比剂浓度也越低，量也小，而对于动脉瘤

的病人，导管顶端应远离病变部位。

体位设计与图像质量应具备两个条件：一是显示出对比度，二是

显示病变的适当体位。3.DSA成像方式

DSA成像方式分静脉性DSA和动脉性DSA,静脉DSA分外周静脉

法和中心静脉法；动脉DSA分选择性和超选择性动脉DSA,临床以选

择性和非选择性动脉DSA为主。对比剂团注：团注的概念是在单位

时间内血管内注入一定量的对比剂，其量略大于同期

血管内的血流量。

Stewart-Hamilton关系式对DSA的提示：①动脉内碘浓度与对比

剂碘浓度成正比②兴趣区碘浓度峰值与注射对比剂的剂量有关③

IVDSA时动脉内碘浓度取决于所给予的碘总量，与注射速率无关④

IVDSA时，注射位置可行外周或中心注射对比剂⑤心功能过差的病人

不宜做IVDSAo

综述为：IVDSA中的外周静脉法，动脉显影的碘浓度是所注射对

比剂浓度的1/20,对比剂特性曲线的峰值与注射碘的总量成正比，与

心输出量成正比，与中心血量成反比。4.动脉DSA

DSA的一个极为重要的特征是，DSA显示血管的能力与血管内碘

浓度和曝线量平方根乘积成正比。

IADSA与血管造影相比，对比剂用量降低1/4-1/3。IVDSA的缺

点：①造影剂经20倍稀释才能达到兴趣区动脉②高浓度大剂量③显

影血管相互重叠对小血管显示不满意④并非无损伤性

IADSA的优点:①浓度低，用量少②稀释的造影剂减少病人不适，

减少移动性伪影③血管重叠少，利于小血管的显示④灵活方便，无大

损伤。5.减影方式

DSA减影方式分为：时间减影、能量减影和混合减影。现多用的

是时间减影中的连续方式、脉冲方式和路标方式。

时间减影：①常规方式取蒙片像、充盈像各一帧进行相减②脉

冲方式每秒进行数帧摄影，适用于脑血管、颈动脉、肝动脉和四肢

动脉等活动较少的部位③超脉冲方式6-30帧/s脉冲摄像，优点是适

应心脏、冠脉、主肺动脉等活动快的部位，运动模糊小④连续方式

25-50帧/s,单位时间图像帧数多，时间分辨率高⑤时间间隔差方式

对心脏等周期性活动的部位，能消除相位偏差造成的图像运动性伪影

⑥路标方式为安全插管创造了有利条件⑦心电触发脉冲方式外部

心电图信号以三种方式触发采像：连续心电图标记、脉冲心电图标记、

脉冲心电图门控。心电触发脉冲方式主要用于心脏大血管

7

的DSA检查。

能量减影：也称双能减影。能量减影是利用碘与周围软组织对X

线的衰减系数在不同能量下有明显差异这一特点进行的。碘在33keV

时一，其衰减曲线具有锐利的不连续性，此临界水平称K缘。而软组织

衰减系数是连续的，且能量越大，质量衰减系数越小。混合减影：

1981年提出，经历2个阶段，先消除软组织，再消除骨组织，最后

留下血管像。混合减影要求在同一焦点上发生两种高压，或在同一球

管中具有高压和低压两个焦点，所以混合减影对设备及球管负载要求

较高。

第六节MR成像原理

一、磁共振成像的物理学基础磁场对人体的磁化作用L原子核

自旋

①原子核结构：原子核位于原子中心，由带正电荷的质子和不显

电性的中子组成。质子数量通常与核外电子书相等，以保持电中性。

质子数和中子数可不等，质子和中子决定原子的质量。原子核决定原

子的物理特性。电子在核外有轨道运动和自旋运动，轨道运动产生轨

道角动量和轨道磁矩，自旋运动产生自旋角动量和自旋磁矩。分子的

磁矩主要来自于自旋。

②原子核的自旋特性：原子核不是固定不变，而是不停绕自身轴

旋转。

质子磁矩是矢量，具有方向和大小。质子的自旋是产生磁共振

现象的基础。只有质子数和中子数均为奇数或质子数和中子数的和

为奇数额原子核，其总自旋不为零，才能产生磁共振现象。

氢原子人体含量最多，且磁化率最高，目前生物组织MRI成像主

要以氢原子成像。氢原子核含一个质子，无中子，又称氢质子。角

动量是磁性强度的反应，角动量大，磁性

就强。1个质子角动量约1.41X1026

Tesla,磁共振就是利用这个角动量的物理特性来进行激发、信号

采集和成像的。2.原子核在外加磁场中的自旋变化在没有磁场的情

况下，自旋中的磁矩方向是杂乱无章的。

①质子自旋和角动量方向根据电磁原理，质子自旋产生的角动

量空间方向总是与其自旋的平面垂直。

当人体处于强大外磁场Bo时，角动量方向将受到外磁场的影响,

经一定时间达到相对稳定的状态，此时角动量的总的净值称为磁矩,

这个净值是一个所有质子总的概念，不是指单个质子的角动量方向。

磁矩方向总与外磁场方向一致。

②磁矩和进动磁矩的重要特性：一是个总和的概念，磁矩方向

与外磁场一致，并不代表只有质子角动量方向都与B。一致，实际上

约一半是与其相反的。第二磁矩是一个动态形成过程，人体置于磁场

需要一定时间才能达到动态平衡。第三磁矩在磁场中是随质子进动的

不同而变化的，且进动具有特定频率，称为进动频率。

外加磁场的大小决定着磁矩与B。轴的角度，外磁场越强，角度

越小，磁矩值越大，MRI信号越强，图像结果会更好。此外外磁场大

小还决定了进动的频率，外磁场越大，进动频率越高。与B。相对应

的进动频率也称Larmor拉莫频率，原子在1.0T磁场中的进动频率称

为该原子的旋磁比，为一常数值。氢原子的磁旋比为42.58MHz。3.

弛豫

①弛豫原子核在外加RF（射频脉冲）作用下，发生磁共振而达

到稳定的高能态，从外加的RF消失开始，到回复至发生磁共振前的

磁矩状态为止，整个变化过程即为弛豫过程。弛豫过程是一个能量转

变的过程，需要一定的时间。磁共振成像时，受检脏器的每一个质子

都要经过反复的RF激发和弛豫过程。弛豫分为纵向弛豫和横向弛豫。

②纵向弛豫纵向弛豫是一个从零状态恢复到最大值的过程。由

于要使纵向磁矩恢复到与激发前完全一样的时间很长，有时是无穷数,

故人为地将纵向磁矩恢复到原来的63%时，所需要的时间称为T1时

间或T1值，T1值一般以秒或毫秒为单位。T1是反映组织纵向弛豫快

或慢的物理指标，人体各组织具有不同的T1值。

③横向弛豫横向弛豫是从最大值恢复到零状态的过程。我们将

横向磁矩减少到最大值

8

的37%时所需要的时间称为T2时间或T1值，纵向弛豫和横向弛

豫同时发生。4.MR信号形成

MR信号是MRI机中使用的接收线圈探测到的电磁波，具有一定

的位相、频率和强度。磁共振成像设备中，接受线圈可为同一线圈，

也可为方向相同的两个线圈。

自由感应衰减FID信号描述的是信号瞬间幅度与时间的对应关系。

“傅里叶变换”就是将时间函数变换成频率函数的方法。FID不仅提

供幅值和频率，还提供幅值和频率相关的相位信息。

二、MR图像重建原理1.梯度与梯度磁场

利用梯度磁场G实现MRI的空间定位，共有三种梯度磁场：横

轴位Z、矢状位X、冠状位Y。

MRI的空间定位主要由梯度磁场来完成。根据梯度磁场变化来确

定位置时，不需受检者的移动，这是与CT成像明显的不同。梯度磁

场性能是MRI机的一个重要指标，可提高图像分辨能力和信噪比，可

做更薄层厚的MRI成像，提高空间分辨率，减少部分容积效应，同时

梯度磁场的爬升速度越快，越有利于不通过RF频率的转换。2.层面

选择

MRI成像是多切面的断层显像，根据要求可做矢状面、冠状面、

横断面成像，只要启动相应的梯度场即可。MRI做任何断面都不需要

移动病人，只是启动不同的梯度场即可。3.空间编码层面梯度、相

位编码梯度和频率编码梯度的时间先后排列和协同工作，可以达到对

某一成像体积中不同空间位置体素的空间定位。4.K空间与图像重建

方法K空间填充技术：一次RF激发是相同相位编码位置上的一排像

素同时激发，这一排像素的不同空间位置由频率编码梯度场定位作用

确定，因此相位和频率的相对应就可明确某一信号的空间位置。在计

算机中，按相位和频率两种坐标组成的一种虚拟空间位置排列矩阵,

称为“K空间”，K空间实际上是MR信号的定位空间，在K空间中，

相位编码

是上下、左右对称的，从正值的最大值逐渐

变化到负值的最大，中心部位是相位处于中心的零位置。

K空间中心位置确定了最多数量的像素信号，在傅里叶转换中作

用最大，处于K空间周边位置的像素的作用要小很多。在非常强调

成像时间的脑弥散成像、灌注成像机心脏MRI成像时，为节约时间，

可将周边区域的K空间全部作零处理，信噪比损失不会超过10%,这

种成像方法称K空间零填充技术。而K空间分段采集技术一般应用于

心脏快速MRI成像。二维傅里叶图像重建法：二维傅里叶变换法是

MRI特有且常用的图像重建方法。傅里叶变换就是将K空间的信息逐

行、逐点地解析和填充到真正的空间位置上去，形成多幅反映信号强

弱的MRI图像。

三、磁共振的脉冲序列

磁共振实质就是通过脉冲序列，获得所需回波信号并将其重建为

图像的过程。影像组织磁共振信号强度的因素很多，如质子密度、

Tl、T2、化学位移、液体流动、水分子扩散运动等。

射频脉冲RF的调整主要包括带宽即频率范围、幅度即强度、施

加时间及持续时间。梯度场调整包括梯度场方向、场强、施加时间

及持续时间。将射频脉冲、梯度场和信号采集时间等相关参数的设

置及其在时间上的排序称为MRI的脉冲序列。

1.脉冲序列的表达和构成：任何脉冲序列都是RF、梯度磁场和信

号采集的有序组合。RF为具有一定宽度、幅度的电磁波，是磁共振

信号的激励源，因此在任何脉冲序列中至少有一个射频脉冲。RF能

量以射频的形式被自选核吸收，又以射频的形式被释放，遵循频率一

致原则。射频脉冲的带宽即脉冲频率大小的描述，射频脉冲另一参数

是激励角或翻转角，代表纵向磁化矢量接受射频能量后向横向平面翻

转的角度。

梯度磁场主要在层面选择、相位编码、频率编码过程中起作用，

而信号采集是脉冲序列的最终目的。

9

脉冲序列的表达方式有两种，即时序图和流程表达式。时序图是

最直观、最常用的脉冲序列表达方式。2.脉冲序列的分类按检测信

号分类：可供磁共振系统使用的信号有三种即①随时间呈振荡衰减的

FID信号即自由感应衰减信号②射频方法采集的回波信号即自旋回波

信号③梯度场切换方法采集的回波即梯度回波信号。因此根据采集信

号的不同脉冲序列可分为①直接测定FID信号的序列②自旋回波序列

SE③梯度回波序列GRE

按用途分类分为通用序列和专用序列

按扫描速度分为快速成像序列和普通序列。3.脉冲序列的基本

参数①重复时间TR

TR指的是脉冲序列执行一次需要的时间。TR主要决定图像的T1

对比，TR越大，T1权重越小；TR越小，T1权重越大。TR越大，图

像的信噪比越高但扫描时间越长。②回波时间TE

TE指的是RF激励脉冲中心点到回波信号中心点的时间间隔。TE

主要决定图像的T2对比，TR越大，T2权重越大，但信噪比下降；TR

越小，T2权重越小。在SE和GRE序列中，TR和TE共同决定图像的

信噪比和对比度。③反转时间TI

在反转恢复脉冲序列IR中，-180°反转脉冲到90°激励脉冲之

间的时间间隔称为反转时间TI。两个-180°脉冲之间的时间间隔为TR,

90°到180脉冲之间的时间间隔为TE。脂肪抑制选用短TI时间，自

由水抑制选用长TI时间，为增加脑灰质白质T1对比时，则选用中等

长度TI值。④层厚

二维成像中层面越薄，空间分辨率越高，因体素体积变小，信噪

比越低。磁共振成像的层厚山梯度场场强和射频脉冲带宽共同控制，

其他因素不变情况下，场强越强，RF带宽越窄，层厚越薄。⑤层间

隔

在扫描层面质子被激励的同时，层面附近的质子往往也会受到激

励，造成信号的相互影响，称为层间干扰或层间污染，因此在二维

磁共振成像时需要设置一定的层间隔及层距，以减少层间污染。

⑥翻转角

也称射频激励角，翻转角度由RF激励射频的强度和作用时间共

同决定，射频强度越大，作用时间越长，翻转角越大。⑦激励次数

NEX

又称信号平均次数、信号采集次数，NEX增加有利于增加图像信

噪比，但采集时间同时增加，激励次数增加一倍，在采集时间增加一

倍的情况下，图像信噪比增加2倍。一般序列需要NEX两次以上，但

快速脉冲序列多需要1次或更少。⑧矩阵

分采集矩阵和显示矩阵。对二维图像而言，采集矩阵指的是行与

列采集点的多少，对于磁共振图像而言，矩阵指的是层面内频率编码

与相位编码的步数。频率编码不直接影响采集时间，而相位编码直接

影响采集时间，相位编码步数越多，采集时间越长。采集矩阵与成像

体素一一对应，在其他参数不变情况下，采集矩阵变大，成像体素变

小，空间分辨率提高，但信噪比下降。⑨视野FOV

FOV指的是实施扫描的解剖区域，在矩阵不变情况下，视野越大,

成像体素越大，空间分辨率越低，但信噪比越高。⑩回波链长度ETL

ETL是快速成像序列专用参数，指的是射频脉冲激发后产生和采

集的回波数目。回波链也被称为快速成像序列的快速因子。回波链的

存在将成比例减少TR重复次数，缩短扫描时间。

O

11有效回波时间TEeff

有效回波时间指的是K空间中心区域回波信号的TE,因为K空

间中心区域的信号数据决定了图像的对比度。在所有FSE序列中，回

波时间均为有效回波时间。。

12回波间隔时间ESPESP指的是在FSE序列回波链中相邻两个回

波中点之间的时间间隔。

10

ESP缩短将有助于降低图像边缘模糊伪影，ESP的大小还影响着

有效回波时间的长短，在ETL相等的前提下，ESP越小，有效回波时

间越短。

4.图像对比度与加权T1值和T1对比度：纵向弛豫时间T1是组

织的固有属性之一，组织的T1值越短，纵向弛豫速度越快，在下一

次射频激发时该组织的纵向磁化恢复程度越高，因此短T1组织在T1

加权序列中表现为高信号，长T1组织在T1加权序列中表现为低信号。

T2值与T2对比度：横向弛豫时间T2也是组织的固有特性之一，横

向弛豫慢的组织即T2长的组织较之横向弛豫慢的组织保持了更高的

剩余横向磁化，表现为图像上的高信号。

质子密度值与质子密度图像对比度：氢质子密度决定弛豫过程中

纵向磁化的最大值M。，质子密度越大，其值越大。对某一成像组织

来说，TR=3T1是保证产生质子密度对比度图像的前提。质子密度图

像对比度不及T1和T2图像对比度。图像加权：一幅磁共振图像往

往受到Tl、T2、质子密度、化学位移、液体流动、水分子扩散等综

合影响，通过调节TR、TE、TI或翻转角等脉冲序列参数，以突出上

述因素中的某一项，并以此为主产生图像对比度，这样获取的图像称

为加权像WI。常见的加权像有T1加权像、T2加权像、质子密度加权

像及弥散加权像。

T1加权像T1WI：图像对比度主要来自组织T1差异，SE或FSE

序列中采用短TR(W650ms)和短TE(W20ms)就可得到T1加权像。

采用短TR目的是使短T1的脂肪等可以充分弛豫的组织表现为高信号,

而脑脊液等长T1组织因不能充分弛豫而表现为低信号；短TE目的是

使采集的信号更少地受到组织间T2值的影像。在IR序列中，T1对比

主要受到TI的影响，在GRE序列中，翻转角是除TR和TE外另一个

影响图像对比度的重要参数。

T2加权像T2WI：主要反映组织间T2值差异。T2WI一般通过FSE

回波获得，采用长TR(N2000ms)和长TE(280ms)的扫描参数。

长

TR的作用是使组织纵向弛豫充分恢复，使采集信号中T1效应被

尽可能减小；长TE目的是增大组织T2的效应，以突出液体等长T2

组织的信号。

质子密度加权像PDWI：主要反映不同组织在氢质子含量上的差

异。通常采用FSE回波获取PDWI,选用长TR(N2000ms)和短TE

(W20ms)扫描参数，尽可能减少组织T1和T2对图像的影像。5.

自旋回波脉冲序列

自旋回波SE：SE是MRI中最基本的脉冲序列，以90°激励脉冲

开始，再施以180°相位重聚脉冲而获得回波信号。

自旋回波最主要的优势是所获得图像的权重最为确定，就是说通

过TR和TE不同组合可获得特定权重的图像，如T1WKT2WLPDWI,

其中T1权重随着TR增加而下降，T2权重随诊TE增加而增加。

与GRE序列相比，因为180°重聚脉冲的应用，磁场不均匀性和

磁敏感性所造成的伪影减少，化学位移伪影也较GRE少。

多层面成像是一种可显著提高扫描效率的自旋回波扫描技术（其

他序列也可应用多层面技术），该技术的背景是MRI射频激发、层面

选择、频率编码、相位编码等工作的时间远小于TR。

与单回波SE序列相比，多回波SE序列在TR相等即扫描时间相

同的情况下可得到多幅图像，且图像权重不一。多回波SE序列的另

一用处是利用多个回波信号的衰减关系可计算受检组织的弛豫率即

T1和T2值。快速自旋回波FSE：FSE仍以90°激励脉冲开始，随后

应用一系列180°脉冲来产生多个回波信号。

FSE与多回波SE区别在于：多回波SE序列每个回波信号在采集

时相位编码梯度是相同的，每个回波被置于不同的K空间中，生成多

幅不同权重的图像；而FSE序列多个回波具有不同的相位编码梯度,

回波信号被置于同一K空间中，重建出的是单一权重的图像。

FSE序列可以使扫描速度成倍提高，但其回波信号的采集时间是

不同的，具有不同的TE值，因此在FSE中，TE通常被描述为有效

11

TEoFSE序列的ETL越长，扫描速度越快，因此ETL又称为FSE

的快速因子。

FSE序列优点：①成像速度快②对磁场不均匀性不敏感，磁敏感

伪影少③运动伪影少FSE序列缺点：①T2加权脂肪信号高于SE序列

的T2WI②较之SE,图像对比不同程度降低③因采用多个180°脉冲，

可引起体温升高等不良反应④不利于引起磁场不均匀性病变（出血）

的检出⑤因回波信号幅度不同，导致图像模糊。“高对高不糊”

单次激发快速自旋回波序列SSFSE：SSFSE通常与半傅里叶采集技

术相结合，达到亚秒级成像速度。该序列用于体部成像时，即便患者

不能屏气也能获得无明显呼吸运动伪影的图像。

SSFSE序列所得到的是权重较大的T2加权像，由于ETL太长，图

像模糊效应较明显，对比度下降。

6.梯度回波脉冲序列GRE

与SE不同的是,GRE是利用梯度场的切换产生的。

组织宏观横向磁化矢量衰减到零的梯度场称为离相位梯度场；组

织宏观横向磁化矢量逐渐恢复到峰值的梯度场称为聚相位梯度场。

GRE序列的特点：①小角度激发，成像速度快梯度回波中一般

采用小角度脉冲激发，小角度脉冲称为a脉冲，a角在10-90之间。

②GRE序列反映的是组织T2*

弛豫信息而非T2弛豫信息质子失相位有三个原因：组织真正的

T2弛豫、主磁场不均匀性、离相位梯度场造成的磁场不均匀性。GRE

序列中的聚相位梯度场只能剔除离相位梯度场造成的质子失相位，而

不能剔除主磁场不均匀性

造成的质子失相位，因而获得的只能是T2*

弛豫信息③GRE序列固有的信噪比低④GRE序列增加了对磁场不

均匀性的敏感性这一特性缺点是容易产生磁敏感性伪影，尤其是在

气体与组织的界面上，优点在于容易检出局部磁场不均匀性的病变，

如出血⑤GRE序列中血流常呈现高信号，可实现对流动血液的成像。

小角度激励：具有以下优点①产生宏观横向

磁化矢量的效率较高②脉冲的能量较小，

SAR值降低③纵向弛豫所需时间明显缩短，也因此GRE序列相对

SE序列能够加快成像速度。

扰相梯度回波和稳态梯度回波：在SE序列中TR远大于组织T2

值，在下一射频脉冲到来时，横向磁化矢量已基本恢复，横向磁化矢

量的残余量对回波信号儿无影响，但GRE序列中，TR会小于组织T2

值，因横向磁化矢量尚未完全恢复，上次射频脉冲产生的横向磁化矢

量会对下一回波信号产生较大影响，出现带状伪影。因此在下一射频

脉冲激发之前应处理好残余的横向磁化矢量，根据图像权重不同要求,

用相位破坏和相位重聚两种方法。相位破坏梯度又称扰相梯度，相位

重聚梯度又称稳态梯度。7.反转恢复和快速反转恢复序列

用1800射频脉冲对组织进行激发，使组织的宏观纵向磁化矢量

偏转180°,即偏转到与主磁场相反的方向上，该180°脉冲称为反

转脉冲。

具有180。反转脉冲序列的特点：①组织纵向弛豫过程延长，即

组织间纵向弛豫差别加大，即T1对比明显高于90°脉冲②反转恢复

序列可选择性地抑制特定T1值的组织信号，如临床常用的脂肪抑制

和自由水抑制。反转恢复序列IR：IR实际上是在SE序列前施加了一

个180°反转脉冲，即在反转脉冲之后再施加90°和180°脉冲，并

采集回波信号。

-180°反转脉冲中点到90°脉冲中点的时间间隔为反转时间TI,

90°脉冲中点到回波中点的时间间隔为回波时间TE,相邻两个-180°

反转脉冲中点的时间间隔称为重复时间TRo在IR序列中，获得T1

加权像时，图像的T1对比主要由TI决定。

IR序列具有以下特点：①组织的T1对比优于SE序列②扫描时间

很长，现已被快速反转恢复序列FIR替代，该序列主要用于脑灰白质

之间的T1对比。

快速反转恢复序列FIR：IR序列是一个-180°反转脉冲之后跟一

个SE序列，FIR序列就是一个-180°反转脉冲之后跟一个

12

FSEo

FIR具有以下特点：①因回波链存在，成像速度明显快于IR。在

其他参数不变情况下，扫描时间缩短的倍数等于回波链的长度②因回

波链存在，T2影响增大，因此FIR序列在获得T1加权像时，效果不

如IR,但由于FSE序列③TE为有效TE,图像上出现于FSE类似的模

糊效应④通过选择不同的TI可选择性抑制相应T1值的组织信号，抑

制某种组织信号的TI值等于该组织T1值的69.3%oFIR序列的临床

应用：

①短反转时间反转恢复序列STIRSTIR的重要临床应用是脂肪抑

制，另一应用的意义在于对高信号组织中是否含有脂肪成分的判断。

该序列对于脂肪的抑制不具有磁场强度的依赖性，适用于不同场强的

MRI系统，且磁场不均匀性对脂肪抑制影响较小。该序列的缺点是一

些与脂肪组织T1值相近的病变如亚急性缺血，其信号同样也会在STIR

序列中被抑制。

②液体抑制反转恢复序列FLAIR：FLAIR序列也称为黑水序列，能

有效抑制脑脊液信号的成像技术。FLAIR实际上就是长TI的快速反转

恢复序列。

③快速反转恢复T1WI序列：也有称为T1FLAIR序列，该序列在

临床上主要用于脑实质的T1加权成像，大脑灰白质T1对比明显优于

SE或FSE的T1WI序列。序列的实质是快速反转恢复，不同之处在于

TI的选择。8.平面回波成像序列

平面回波成像序列EPI是目前最快的MR信号采集方式。

EPI技术：EPI是在梯度回波基础上发展而来，采集到的MR信号

也属于梯度回波。EPI可理解为一次射频脉冲激发后采集多个梯度回

波。

EPI分类：分类方法有两种，一种按射频激发次数分为单次激发

EPI和多次激发EPI；一种按EPI准备脉冲类型，EPI本身只算是一种

MR信号的采集方式，需要结合一定的准备脉冲才能成为真正的脉冲

序列，准备脉冲有SE和GRE,因此就有GREEPI序列和SEEPI序列、

IREPI序列，其中GREEPI序列是最基本的EPI序列，结构也最简单。

9.基于螺旋桨技术的FSE和FIR序列

螺旋桨技术(GE)和刀锋技术(西门子)是K空间放射状填充技

术与FSE或FIR序列结合的产物。

螺旋桨技术是在基本序列为FSE或FIR基础上，K空间的数据采

用放射状的填充方式。螺旋桨数据处理包括以下儿个步骤：①信号

采集②相位校正③旋转校正④平移校正⑤相关性加权⑥图像重建。

螺旋桨技术的特点：①K空间有大量信息重叠，图像有较高信噪

比②运动伪影不再沿相位编码方向重建，而是沿着放射状方向被抛射

到FOV以外，运动伪影明显减轻③因采用FSE和FIR序列，磁场不均

匀性影响较小，不易产生磁敏感性伪影。

临床应用：①PropellerFSET2WI成像信噪比高，运动伪影明显

减轻，主要用于颅脑检查②PropellerT2FLAIR相对于常规T2FLAIR序

列，其优势同样在于高信噪比和更少的运动伪影③BladeT1FLAIR减

少T1加权图像的运动伪影④PropellerDWI扩散加权多采用SEEPI序

列，该序列主要优势是高速采集，缺点主要是对磁场不均匀性非常敏

感，PropellerDWI可明显减轻金属伪影。

10.三维成像及其脉冲

三维成像的概念：三维成像通常采用短TR快速扫描序列，采集

数据没有层间隔，采集后数据可以按照任意方向重建，不受数据采集

时方向限制。

三维成像的脉冲序列：3D序列中层面编码的步数由成像容积在

层面选择方向上的像素来决定。临床大范围的3D成像一般采用梯度

回波序列GREo

第十一章医学图像打印技术

概述

L医学图像从成像技术上基本划为3个阶段：视频多幅相机、湿

式激光打印、干式激光打印。

2.视频多幅相机20世纪80年