张雪林
医学影像诊断技术主要包括X线、超声、核素、CT及磁共振成像。
1895年Roentgen发现X线，很快就被用于人体疾病诊断，并形成了放射诊断学（diagnostic radiology)。它为保障人类健康发挥了愈来愈重要的作用。超声成像（ultrasonography，USG)自1942年奥地利Dussik使用A型超声探测颅脑以来，20世纪50年代至60年代M型超声、B型超声、多普勒超声迅速发展，已成为一种简便、实用、有效、无损伤的诊断工具。核素诊断是1924年Rodt首先用于肝脏显像，20世纪50年代出现了γ闪烁成像（γ-schintigraphy)，70年代单光子发射体层成像（single photon emission computed tomography，SPECT)与正电子发射体层成像（positron emission tomography，PET)投入临床使用，是目前用解剖形态方式进行功能、代谢和受体显像的重要技术之一。计算机体层成像（computed tomography，CT)从1971年在英国做第1例病人开始，目前已发展至超高速CT（ultrafast，UFCT)及多层螺旋CT（multi-slice spiral CT)。磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI)从上个世纪80年代初应用于临床以来，磁共振血管成像（magnetic resonance angiography，MRA)、磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS)等新技术亦渐趋成熟。CT及MRI的临床应用，开创了影像诊断的新纪元。20世纪70年代后迅速兴起的介入放射学（interventional radiology)正在日新月异迅猛发展，使单纯的影像诊断向影像治疗发展，从而更加拓宽了医学影像学应用范围。
计算机等高科技的发展都直接应用或间接渗透到医学影像学，促进了医学影像学的发展同时又大大扩展了其应用范围，使医学影像成为医疗工作中的重要支柱。医学影像已从显示宏观结构发展到反映分子、生化方面的变化；从显示形态改变到反映功能变化；从单纯诊断向治疗方面全面发展。总之医学影像学正在迅猛发展，方兴未艾。
学习医学影像学要掌握各种影像仪器的成像原理、检查方法、影像诊断、诊断价值及限度，以便合理应用。本教材重点介绍X线、CT、MRI、USG及介入放射学。
德国物理学家伦琴在暗室偶然发现了一种看不见的射线，能穿透普通光线所不能穿透的纸板和木板等，并能作用于荧光屏产生荧光，伦琴把这种射线称为X线。X线的发现，对近代科学理论和应用技术，特别是对医学科学领域内的不断创新和技术突破产生了十分重大的影响，开创了X线检查疾病的新纪元。
X线是由高速运行的电子群撞击物质突然受阻时产生的。X线的产生，必须具备3个条件：①自由活动的电子群；②电子群在高压电场和真空条件下高速运行；③电子群在高速运行时突然受阻（靶面)。X线的产生是经过降压变压器使X线管灯丝加热，产生自由电子并云集在阴极附近。当升压变压器向X线管两极提供高压电时，阴极与阳极间的电势差陡增，处于活跃状态的自由电子，受强有力的吸引，成束以高速由阴极向阳极行进，撞击阳极钨靶原子结构并发生能量转换，其中反约1％能量形成了X线，由X线管窗口发射，其余99％以上则转换为热能，由散热设施散发。
X线是波长很短的电磁波，以光的速度沿直线前进，其波长范围为0.0006～50nm。目前X线诊断常用的波长范围为0.008～0.031nm（相当于40～150kV)，比可见光的波长要短得多，肉眼看不见。X线与临床医学成像有关的主要特性有如下几点：
（一)穿透作用
X线对人体各种组织结构穿透力的差别是X线成像的基础。X线具有很强的穿透力，能穿透一般可见光不能穿透的各种不同密度的物质。X线的穿透能力与X线波长有关，波长愈短，穿透能力愈强；波长愈长，穿透能力愈弱。X线波长与X线管电压有关，管电压愈高，产生的X线波长愈短。同时，X线的穿透力还与被照体的结构（密度和厚度)有关。
（二)荧光作用
X线能激发荧光物质（如铂氰化钡、钨酸钙及某些稀土元素等)，产生肉眼可见的荧光，即X线作用于荧光物质，使波长短的X线转换成波长较长的荧光，这种转换叫做荧光效应。此特性是进行X线透视检查的基础。
（三)感光作用
感光作用是X线摄影的基础。涂有溴化银的胶片经X线照射后感光，产生潜影，经显定影处理，感光的溴化银离子（Ag+)，被还原成金属银（Ag)，并沉淀于胶片的胶膜内，在胶片上呈黑色。而未感光的溴化银在定影及冲洗过程中，从X线胶片上被洗掉，显出胶片片基的透明本色。由于金属银沉淀的不同，产生黑白不同的影像。
（四)电离作用
X线通过任何物质被吸收时，都将产生电离作用，使组成物质的分子分解成为正负离子。X线通过空气时，可使空气产生正负离子而成为导电体。因为空气的电离程度，即其所产生的正负离子量同空气所吸收的X线量成正比，因此，测量电离的程度可计算X线的照射量，此为放射剂量学的基础。
（五)生物效应
X线穿透机体被吸收时，与体内物质产生相互作用，使机体和细胞结构产生生理和生物的改变，主要是细胞组织产生抑制、损害甚至坏死，称为X线的生物效应。X线对机体的损害程度与吸收X线量的大小有关。X线的生物效应是放射治疗学的基础，同时也指导X线检查和治疗的防护措施。
X线机的类型多种多样，但其基本构造包括X线管、变压器和控制器3部分。
（一)X线管（X-Ray Tube)
目前常用的X线管是热阴极真空管。阴极是钨制灯丝，阳极为钨靶，用以阻挡快速运行的电子群。以低电压（6～12V)电流，通过阴极灯丝，灯丝发热而产生电子群。当X线管的两极加以高电压（40～150kV，一般为40～90kV)，电子群高速从阴极向阳极运行，撞击钨靶突然受阻，从而产生X线和大量的热能。
（二)变压器
主要由一个铁心，一个初级线圈和一个次级线圈所构成。在X线机中，以高压变压器供应高压电于X线管两极，并以降压变压器（灯丝变压器)供应低压电流于阴极灯丝。当交流电向初级线圈输入时，则次级线圈输出的电压可按照两个线圈的比例升高或降低。
（三)控制器
控制器主要用以调节通过X线管两极的电压和通过阴极灯丝的电流，分别控制X线的质和量。控制器内装有许多电钮、电表、电阻和自耦变压器，还装有调节曝光时间的计时器。
X线的质取决于电子运行的速度及其撞击钨靶后动能所耗损的程度。改变高压变压器的电压，即可调节电子运行的速度。电压越高，电子的运行速度越快，动能消耗增多，由X线管发射的X线波长越短，穿透力越强。
X线的量则取决于通过X线管的电流大小，即撞击在钨靶上的电子数量。改变灯丝的热度，可调节电子发生的数量，电流越大，则灯丝越热，电子越多，撞击在钨靶上的电子数量也越多。
X线能使人体在荧光屏上或胶片上形成影像，主要是由于X线具有穿透性、荧光作用和感光作用等特性，同时也因为人体组织结构有密度和厚度的差别，这种差别，导致X线透过人体各种不同组织结构时，被吸收的程度不同，到达荧光屏或X线片上的X线量出现差异，从而在荧光屏或X线片上形成黑白对比不同的影像。
X线影像的形成，必须具备3个基本条件：①X线要具备一定的穿透力；②被穿透的组织结构必须存在密度和厚度的差异，从而导致穿透物质后剩余X线量的差别；③有差别的剩余X线量，仍为不可见的，必须经过载体显像（如X线片、荧屏等)的过程才获得有黑白对比、层次差异的X线影像。
不同的人体组织结构，根据其密度的高低及其对X线吸收的不同可分3类：①骨骼，它的比重高、密度大，吸收X线量多。X线片上骨骼部位感光最少显示白色，称为高密度影像；②软组织包括皮肤、肌肉、结缔组织，内脏及液体等，彼此之间密度差别不大，X线片上显示灰白色，称为中等密度影像。③脂肪及气体，脂肪组织较一般软组织密度低，在良好的X线片上显示灰黑色；气体的密度最低，吸收X线最少，在X线片上呈深黑色，称为低密度影像。
X线检查方法可分为常规检查、特殊检查和造影检查3大类，常规检查包括透视和X线摄影，是X线检查中最基本和应用最广泛的方法。
（一)X线常规检查
1．透视（Fluoroscopy)
透视是—种简便而常用的检查方法。透视最适用于人体天然对比较好的部位，如胸部透视，可观察肺、心脏和大血管。腹部则仅常用于观察膈下游离气体和胃肠道梗阻以及致密的异物。但胃肠道钡餐检查和钡剂灌肠时必须应用透视检查。
透视的优点是简便易行，可转动病人体位进行多方向观察，除可观察形态变化外还可了解器官的动态活动，如呼吸和膈肌运动，心脏和大血管的搏动，胃肠道的蠕动和排空等。透视的主要缺点是不能显示轻微改变和观察厚部位，且不能留下永久的记录，以供随访或复查时比较。
2．摄影（Radiography)
摄片检查也是临床上最常用最基本的检查手段，摄片检查适用于人体任何部位。
摄片的优点：应用范围广，受检者受照X线量较少，能使人体厚、薄的各部结构较清晰地显示，并可作永久性资料保存，随时进行教学科研或复查对照。其缺点是检查的区域为胶片大小所限制，不能观察运动功能。
（二)特殊摄影检查
1．体层摄影（Tomography〕
普通X线照片是将X线投照路径上立体三维空间组织结构的所有影像重叠投影于胶片上。病变往往被前后上下各层组织所遮盖，诊断受到很大限制。体层摄影则通过特殊的装置和操作获得某一特定层面上的组织结构影像，而不属于该选定层面的结构则被模糊掉。
体层摄影常用于明确平片难于显示、重叠较多和处于较深部位的病变，多用于了解病变内部结构有无破坏、空洞或钙化以及病变的确切部位和范围。
2．高千伏摄影（High kV Radiography)
高千伏摄影是用高于120kV（常用120~150kV)的管电压进行摄影。需用高电压小焦点X线管、特殊的滤线器和计时装置。由于X线穿透力强，能穿过被照射的所有组织，可在致密影像中显示出被隐蔽的病变。
（三)造影检查（Contrast Examination)
由于人体组织厚度与密度不同，对X线吸收程度不同，到达荧屏或胶片上X线出现差别，因此表现出不同的阴影，这就是人体组织的天然对比。但人体组织结构中相当一部分，只依靠自身密度与厚度差异不能在普通X线检查中显影，此时，通过“人工对比”，将高于或低于该组织结构的物质引入器官内或其周围间隙，使之产生对比显影，称为造影检查。引入的物质称为对比剂。造影检查可显著扩大X线检查的范围，应用广泛。
1．造影检查的注意事项
对比剂与一般治疗药物不同，使用方法特殊，如剂量大，浓度高，速度快，给药部位直接等。对比剂的给药，实际上等于将大量药物直接引入人体内的某一部位，所以操作者应技术熟练，熟悉对比剂的性能、用途及禁忌证等事项。
①造影前应注意掌握各种造影的适应证，选择好检查方法和术式，向患者说明术中可能出现的问题以求得合作；②严格控制禁忌证，对有过敏史者、甲亢病人、心脏代偿不全及无尿症病人都禁用对比剂，肝肾功能严重损害、多发性骨髓瘤患者，如必须做造影，应权衡得失，慎重考虑。③做碘剂和麻醉药等过敏试验；④根据具体情况，术前应用镇静剂（戊巴比妥钠)，抗痉挛药（654-2)或抗组织胺药等；⑤准备好各种副反应及并发症的急救药品。
2．造影方法
按照对比剂引入人体途径不同，可将造影检查方法分为直接引入法和生理排泄法二大类。
（1)直接引入法：将对比剂通过人体自然孔道、瘘管和体表穿刺等途径进入体内而达到造影目的。包括胃肠道造影、瘘道造影、椎间盘造影、脊髓造影、子宫输卵管造影、支气管造影、脑室造影、选择性心血管造影、支气管动脉造影等。
（2)生理排泄法：将对比剂经口服、静脉注入或静脉滴注后，使对比剂在人体内选择性地经过某一器官的生理性排泄作用，暂时停留在其通道内，使该器官得以显影。包括静脉尿路造影、静脉胆系造影、口服碘番酸胆囊造影等。
3．对比剂及其副反应、并发症以及处理
对比剂主要分为两大类：① 阳性对比剂，如原子量及比重大的碘、钡等；②阴性对比剂，如空气等。应用麻醉药或碘剂后可能引起不良反应和并发症，应采取必要的相应措施。
（1)轻度反应：表现为全身灼热感，面部潮红，胸闷、气急、流泪、恶心、呕吐，头晕及荨麻疹等。一般不需要特殊治疗，经短时休息或对症治疗后即可好转。
（2)重度反应：可出现呼吸困难、喉部痉挛、支气管痉挛，血压下降、昏迷、惊厥、一过性心率失常、甚至肺水肿等。造影时出现重度反应则应立即停止造影，进行急救，如进行抗休克治疗、抗过敏治疗和对症治疗。对呼吸困难者应给氧；周围循环衰竭者应给去甲肾上腺素，心跳停止者，须即行心脏按摩。
（一)X线防护的意义
X线检查的应用面广量多，是临床诊治疾病不可缺少的重要手段。但是，由于X线对机体的生物效应，在过量照射时，不可避免地会给人体带来辐射危害。因此，必须重视X线的防护。既要注意工作人员，也要注意病人的防护，这样才能更好地发挥X线检查的作用，避免不必要的损害。
（二)X线防护的原则
防护实践正当化、防护的最优化和个人剂量限制是X线防护的3大基本原则。除此之外，实际工作中还要遵循下列原则：
1．时间防护 指一切人员应尽可能减少在X线场内停留的时间，尽量缩短照射时间，减少受照剂量。
2．距离防护 X线机工作时，应尽一切可能使工作人员远离X线源。病人与X线球管的距离不能小于35cm。
3．屏蔽防护：屏蔽即在X线源与人员间放置一种能吸收X线的物质，如铅玻璃、混凝土墙壁、铅围裙等，从而减弱或消除X线对人体的危害。
（三)X线的防护措施
1．控制照射剂量 放射工作人员长年累月接触X线，必须注意控制受照剂量。同时对病人的照射也不能一次大剂量或经常照射。一般情况下，放射工作人员的受照剂量应严格按照月剂量当量控制，建立放射工作人员健康档案，定期检查。卫生部根据国家1974年颁发的《辐射防护规定》曾分别于1978年和1980年制订了《医用X线卫生防护规定》，对剂量控制有非常明确具体的规定。
2．机房的防护要求 X线机房应有足够的使用面积，以保证X线机的合理安装，尽可能减少散射线的影响。一般100mA以下的X线机房应不小于24m2，200mA以上的X线机房应不小于36 m2，多功能X线机房面积应酌情扩大。机房的高度应不低于3.5m，机房墙壁（包括多层建筑物的天棚，地毯等)必须有一定的防护厚度。一般摄影机房要求有线束朝向（投照方向)的墙壁应有2mm铅当量的防护厚度。其它侧壁应有1毫米铅当量的防护厚度。投照方向不应正对门窗。此外，机房布局要合理，不要堆放与诊断工作无关的杂物，以免引起多余的散射线。
3．X线机的防护要求 X线机在结构上都十分重视对X线的防护，在保证X线机功能不受影响的前提下，采用多种防护方法，尽量减少被检查者和工作人员的损伤。X线球管口应有1.5~2mm厚的铝板，滤过长波射线，保护病人皮肤。X线球套应有1~1.5mm厚的铅皮，照片或透视时尽量把光圈缩小。
影像的数字化是X线诊断最新和最重要的进展。医学影像的数字化主要是指医学影像以数字方式输出，直接利用计算机对影像数据快捷地进行存储、处理、传输和显示。目前，X线摄影的数字化方式主要有以下3种：
1．直接成像方式 以计算机X线摄影（computed radiography，CR)方式为代表，不以X线胶片为记录和显示信息的载体，而是使用可记录并可由激光读出X线影像信息的成像板（imaging plate，IP)作为载体，经X线曝光及信息读出处理，形成数字式平片影像。
2．间接成像方式 此方式沿用了影像增强管-电视链的方式，首先，经X线曝光在影像增强管-电视链上形成视频影像，再使视频影像数字化，形成数字式平片影像，此种方式成像的原理与数字减影血管造影（DSA)成像基本相同，只是通常不作减影处理。一般称此种方式为数字式X线摄影（digital radiography，DR)。
3．过渡方式 采用专门的读出装置，扫描已摄取的常规X线胶片，使胶片上记录的模拟信息数字化为数字式平片影像，此种方式是回顾性施行的，通常作为把以往的常规X线平片信息数字化的过渡方式。
（一)CR（Computed Radiography)系统
1．CR的基本结构和工作原理
传统的X线成像是经X线摄影后将信息记录在胶片上，经显定影等处理后，影像才能在照片上显示。CR则是将X线影像信息记录在成像板，构成潜影。用激光束以2510×2510的像素矩阵（像素约0.1 mm大小)对荧光板进行扫描读取，经计算机图像处理系统进行灰阶与窗位等处理，通过改善影像的细节、图像降噪、灰阶对比度调整、影像放大、数字减影等，将影像的特征信息图像在荧屏上显示。荧屏上的图像既可供观察分析，还可用多帧光学照相机摄于胶片上，也可用激光照相机把影像的数字化信号直接记录在胶片上，大大提高图像质量。CR的数字化图像信息还可用磁带、磁盘和光盘作长期保存。
2．CR影像特点
（1)高灵敏度：即采集极弱的信号时不致被噪声所掩盖。
（2)高分辨力：对于影像的分辨力，可理解为能够分辨出的最小微粒的大小，或者说能够将两个微粒区分开来的能力。CR系统的像素可多达2000×2000个，可观察到采用其他技术无法看到的细节。
（3)高线性度：所谓线性是指影像系统在整个光谱范围内得到的信号与真实影像的光强度是否呈线性关系，即得到的影像与真实影像是否能够很好吻合。IP发射荧光的量依赖于一次激发的X线量，在1：10的范围具有良好的线性，非线性度小于1％。
（4)数字化输出和存贮：X线摄影是医学影像中最后实现信息数字化的检查手段，妨碍了X线摄影信息直接进入图像存贮与传输系统和远程医学系统。CR系统能直接产生数字化影像，可以储存到现有的各类储存媒介进行长期保存。并可直接并入网络系统。
（5)CR系统具有强大的后处理功能：数字化CR影像具有多种后处理功能，如测量、局部放大、对比度转换、影像增强，边缘增强和减影等。可使组织结构、病变形态更容易显示，大大提高诊断的准确率。
3．CR系统的主要临床应用
CR可以根据X线吸收率的不同，对所得的影像信息进行再处理，对解剖结构的显示优于传统的X线平片。
（1)CR在头颈及骨关节系统的应用：CR为数字化影像，可以进一步进行骨盐含量的定量分析。对关节部位，CR除可以观察骨质改变，还可以经过再处理而检查关节软骨、关节周围软组织的改变。CR系统可利用空间频率增强处理，清楚显示听小骨、前庭、半规管等结构，并能准确判断鼻窦前壁有无骨破坏。
（2)CR系统在胸部平片的应用：胸部平片是最常用的X线检查，CR胸片在总体上优于传统X线片，特别是易于观察与纵隔和膈肌重叠的部分。CR对肺部结节性病变的检出率及显示纵隔结构，如血管、气管等，也优于传统X线片。在间质性病变和肺泡病变的显示上，CR片的显示则不如传统X线片。
（3)CR系统在胃肠道和泌尿系检查中的应用：① CR影像的密度分辨力明显高于传统X线照片，在显示肠管积气、气腹和结石等病变方面优于传统X线影像。胃肠道双对比造影检查中，CR系统显示胃小弯、微小病变、粘膜皱襞及结肠无名沟等结构明显优于传统的X线造影影像。② CR可以压缩泌尿系显影结构中的高密度影像且可运用调谐处理和空间频率处理功能改善软组织结构显示的密度层次及锐度，大大改善软组织的分辨力，尤其是在肾体层摄影时。③增加结石与微小钙化的显示能力。常规腹平片对小的似是而非的高密度影常易误漏诊，CR系统可改变影像显示的密度及对比，必要时还可以使影像的灰度反转，借空间频率处理功能增加影像的锐度，从而大大增加对小的结石或钙化影的分辨能力。
（二)DR（Digital Radiography)系统
1．DR的基本结构和工作原理
DR由电子暗盒、扫描控制器、系统控制器、影像监示器等组成，可直接将X线通过电子暗盒转换为数字化图像。其工作原理是由影像增强管将作为信息载体的X线转换成可见光，再由电荷耦合器或光电摄像管将可见光转换成视频信号，然后经图像卡进行模/数转换成数字化矩阵图像。DR系统的采样矩阵可达4096×4096像素，灰度分辨率可达12比特，采样速度可达64帧/秒。
2．DR的优点
（1)DR具有很宽的曝光宽容度，动态范围广，允许摄影中出现技术误差，在一些曝光条件难以掌握的部位，也能获得很好的图像信息。
（2)与 CR相同，DR也可以根据临床需要进行各种图像后处理，如各种图像滤波、窗宽窗位调节、放大漫游、图像拼接等，并有距离、面积、密度测量等多种丰富的功能，为影像诊断中的细节观察、前后对比、定量分析提供很好的技术支持。
（3)较传统X线摄影，可减少曝光时间和摄片数量，大大降低曝光剂量。
（4)减少废片、重拍、显定影等，从而减轻了技术人员的工作量，提高工作效率。
（5)可方便地利用大容量磁、光盘存储技术，直接以数字化的方式存储、管理、传送、显示影像和相关信息，高效、低耗、省时、省力地观察、存储、回溯和传送图像。
总之，CR和DR系统尽管仍有不足和缺点，如CR的时间分辨率较差，不能满足动态器官和结构的显示，DR系统许多方面尚不完善，且全部要更新设备。但数字化X线摄影作为一种新的X线成像技术已日渐广泛应用于临床影像诊断领域。随着其技术的不断完善，必将对影像诊断水平的提高发挥更大作用，数字化影像必将使21世纪的X线诊断发生重大变化。
数字减影血管造影（digital substraction angiography, DSA)是80年代兴起的一项新的医学影像技术。其主要特点是将血管造影时采集的X线荧光影像经影像增强器增强后形成视频影像，再经对数增幅、模数转化、对比度增强和减影处理，产生数字减影血管造影图像，使所得的影像质量较常规血管造影大大提高。
DSA基本设备包括X线发生器、影像增强器、电视透视、高分辨力摄像管、模／数转换器、电子计算机和图像储存器等（图1-1)。其基本过程为：X线发生器产生的X线穿过人体，产生不同程度的衰减后，形成X线图像，X线图像经影像增强器转换成可见的视频图像，然后由电子摄像机将可见的视频图像转变为电子信号，再将电子信号送至模／数转换器，变成数字信号，最后将数字信号送入电子计算机进行处理。处理后的所有图像均可以数据形式存贮并随时显示出来。
图1-1
图1-1 DSA设备示意图
（一)视频影像的获取
X线穿透人体某一部位时，由于各种解剖结构和组织器官密度与厚度不同，穿透人体的X线量也不同（其X线吸收系数不同)，从而在X线荧光屏上形成亮度不一（明暗不同)的影像。此X线影像经影像增强器，再经电视摄像管采集、扫描后获得不同强度的视频信号（video signals)。显示在视屏监视器上的不同灰阶度的影像则称为视频影像（video image)。
（二)对数增幅
视频影像的视频强度与入射的X线值（Io)、穿透的X线值（It)、组织密度（u)和厚度（x)有密切关系，呈对数函数变化（It=Ioe-ux)。将不同强度的视频信号通过一特殊电路系统的视频增幅器处理后，可压缩和调整视频信号强度的显示范围，将视频强度的对数函数变化转化为线性函数变化，即扩大低视频强度区和压缩高视频强度区的显示，从而使高与低视频强度区都可同时清楚显示于视频影像上。
（三)模数转化与数字影像的形成
经对数增幅处理后的视频影像仍属于由不同灰阶度（明暗程度不同)组成的模拟像（analog image)。要进行计算机处理，则必须进行数字化。视频信号的一系列不同的电压值经模数转换器（A/D converter)处理后，即可转换成不同的二元值（二进位的数)，输入计算机进行运算处理后，再转换为一组不同的象素值（pixel)，这样就将视频影像转变成数字影像（digital image)。
（四)数字减影图像的形成
数字减影是指在视野内发生某些特定改变的前后分别获得影像，通过数字化影像处理，实行减影来突出特定结构（如含碘对比剂的血管)。减影处理主要的物理学变量有时间、能量和深度。因此，数字减影的主要类型有如下几种：
1．时间减影（Temporal Subtraction)
时间减影是DSA的基本减影方法之一。常规DSA检查中，每注射一次对比剂可获得自对比剂到达兴趣区（ROI)前，对比剂在ROI达到峰值和廓清的若干时间内许多帧的序列影像。当取一帧不含对比剂的影像作蒙片（mask)，与一帧充盈对比剂峰值水平的影像（造影像)（contrast image)组成一个“减影对”分别输入计算机进行减影处理时，即可得到突出含碘血管结构，消除了其他非感兴趣结构的减影影像。由于构成减影对的两帧图像是在不同时间获得的，故称此种减影方式为时间减影法。
时间减影法的缺点是各帧图像是在造影过程中所得，患者轻微的人体运动就可能造成移动伪影（motion artifact)，并造成减影对不能精确重合，从而产生配准不良（misregistration)，导致血管影像模糊，影响图像质量。但时间减影法对设备的特殊要求最少，因此仍是目前最普遍应用的减影方法之一。
2．能量减影（Energy Subtraction)
碘（对比剂)的总体衰减系数在33KeV上下出现突然变化，此临界水平称为碘的K缘（K-edge)，而软组织的衰减系数曲线无此特征。当分别用高于和低于碘的K缘能量两种X线光谱曝光时，所获得影像内的碘信号可有较大的差别。两帧不同能量的影像通常是在瞬间相继获得的，时间差别很小可忽略不计，二者减影主要依赖的是能量变量，减影后可得到保留碘信息而消除了软组织背景的减影像，故称此种减影方式为能量减影。
3．混合减影（Hybrid Subtraction)
两种物理变量的减影方法相结合的减影技术，称为混合减影。目前常用的为基于时间与能量两种物理变量的混合减影。其方法为首先进行高于和低于K缘的双能曝光及每个曝光对的能量减影，消除大部分软组织背影，但保留碘信号及大部分骨骼影。然后再将经能量减影的影像再作时间减影，可进一步消除骨骼信号和软组织信号，仅遗留碘信号。
混合减影对消除软组织的移动伪影与配准不良很有效，但其缺点是在能量减影阶段碘信号（对比剂)有所丢失，混合减影衰减信噪比（SNR)低。一般混合减影的信噪比仅为时间减影的35～40%，这对信号值低的小血管显示较为不利。
4．动态数字减影体层摄影(Dynamic Digital Subtraction Tomography)
动态数字减影体层摄影为涉及物理学变量“深度”的减影方法。DSA中拟分层显示的血管结构内对比剂的廓清是动态的，与常规体层摄影不同。因此对设备也有特殊的要求。其方法是在脉冲减影技术基础上结合常规体层摄影术的X线球管移动，并用影像增强器代替X线胶片。注入对比剂后可获得一体层摄影片和一系列数字合成的体层摄影减影片。这种减影方法可防止血管重叠，对直径小于
1mm的小血管也能清晰显示。其缺点是深度分层不完全。
（一)静脉注射数字减影血管造影（IVDSA)
凡是经静脉途径置入导管或套管针注射对比剂行DSA检查者，皆称之为IVDSA。如将导管头端或套管针置放于外围浅静脉（外周法)、或将导管头置放于上腔静脉或右心房（中心法)注射对比剂行DSA并显示动脉者，称之为非选择性IVDSA，又称再循环法（re-circulation method)。如将导管头置放于或邻近于受检静脉或心腔注射对比剂者，则称为选择性IVDSA。
非选择性IVDSA，无论外周法或中心法，都属于采用“经静脉注射对比剂来显示动脉的再循环法”，进入静脉的对比剂必须流经肺循环到体循环后始能使动脉显影。为减少对比剂的过多稀释和动脉内有足够的碘浓度，对比剂一般要用高浓度（76％)，高注速（外周法15ml／秒、中心法20ml／秒)，每次注射剂量也多在40ml以上。目前非选择性IVDSA主要用于主动脉及其主干疾患的诊断，如大动脉炎、主动脉缩窄、颈动脉体瘤等。
选择性IVDSA混合的血液容量较非选择性IVDSA小，对比剂被稀释较少，常用于上、下腔静脉疾患和累及右心、肺动脉、肺静脉先天性心血管畸形的诊断。如上下腔静脉的先天性畸形、腔静脉狭窄、柏-查氏综合征、肾静脉血栓形成等。
IVDSA的优点是可经周围静脉注入对比剂，操作方便；其缺点是检查区的大血管同时显影，互相重迭，对比剂用量较多，目前临床应用已较少，仅在动脉插管困难或不适于IADSA时采用。
（二)动脉法数字减影血管造影（IADSA)
DSA显示血管的能力与血管内碘浓度的高低密切相关。IADSA时，对比剂直接注入靶动脉或接近靶动脉处，稀释少，用较低浓度较少量的对比剂，其靶动脉内的碘浓度仍比用较大剂量、较高浓度注射的IVDSA高，可较清晰显示细小血管。
动脉法DSA分非选择性和选择性两种。一般多采用经股动脉穿刺途径，少部分经肱动脉或经腋动脉穿刺。
穿刺插管后，将导管头端置于靶动脉之主动脉近端注射对比剂作顺行性显影者，称之为非选择性IADSA。如将导管头端进一步深入到靶动脉的主干或主干的分支，则称之为选择性或超选择性IADSA。目前，应用选择性或超选择性插管，对直径200μ以下的小血管或病变部位，IADSA已能很好显示。
（三)动态DSA
DSA的影像是由蒙片与造影像经复杂的减影过程而产生。造影过程任何微小的身体运动，都会造成蒙片与造影片配准不良，产生运动性伪影。目前，随着DSA技术的发展，DSA成像过程中球管与检测器同步运动而得到清楚的系列减影像已经成为现实，因此DSA已经能对运动部位进行成像。在球管、人体、检测器规率运动的情况下，获得DSA图像的方式，称为动态DSA。常见的有数字电影减影、旋转式血管造影减影、步进式血管造影减影和遥控对比剂跟踪技术。
（四)三维DSA
指通过软件控制在双C臂DSA系统中进行双平面血管造影，以每秒25帧以上的速率同时获得正侧两个方向的造影像，再将两个不同方向的造影像分别显示在两台监视器上，通过专用的观测镜可看到真实立体感的三维影像。同时，还可通过专用的测量软件，准确计算出病变的三维空间位置。这种通过软件实现双平面血管造影的方法，可避免普通DSA血管重叠影响观察时需要多次造影和多体位投照的不足，大大减少对比剂用量，有利于介入过程的准确操作和缩短介入诊治的时间。
（一)DSA的优点
1．对比分辨率高 DSA较胶片、增感屏的组合信/噪比和对比分辨率明显增高。DSA的对比分辨力可达0.2％，超出常规血管造影（CA)10倍，经静脉注入对比剂来显示动脉（非选择性IVDSA)，操作简便，损伤性小。在诊断大血管和其主干疾患时几乎可完全代替IADSA和常规血管造影。
2．对比剂用量少 利用DSA的高分辨率，IADSA能在明显减少对比剂浓度和用量及其副作用的前提下，提高影像对比和空间分辨力。
3．实时显影 DSA可将造影结果全部即时显示在荧光屏上并储存在磁盘内，操作者可随时根据血管的显影情况继续或停止摄片，可即时分析图像，并选择合适的图像摄片。
4．轨迹减影透视（Road-Mapping，也称示踪图) 第一次透视时，经导管注射少量对比剂在图像最满意时松脚闸，该图像所显示的血管影被记录在屏幕上，并减去骨影。病人保持不动，第二次透视再行选择性插管时，导管可沿着记录在屏幕上的血管影走行，起到直接的引导作用。
（二)DSA各种造影方法的选择原则
1．主动脉及其主干疾患的诊断首选非选择性IVDSA，简便省时，损伤少。必要时，再行非选择IADSA。
2．上、下腔静脉疾患和累及右心、肺动脉、肺静脉的先天性单发、复合或复杂的心血管畸形首选选择性IVDSA。
3．造影前估计采用再循环法无法显示或不能清晰显示的主动脉及其主干的疾患，如动脉导管未闭、主肺动脉间隔缺损和肾动脉分支狭窄等应首选非选择性IADSA。
4．对老年患者，尤其是有动脉硬化所致血管纡曲者和多次行导管内灌注化疗肿瘤患者（常伴有侧支循环形成)，先行非选择性IADSA往往有助于选择性IADSA插管。
5．各脏器和累及左心、冠状动脉的疾患首选选择性IADSA或超选择性IADSA。
（三)DSA在介入放射学中的应用
介入放射学（interventional radiology)是一门新兴的介于传统内科学和外科学之间的边缘学科。其特点是在医学影像技术导引下，集影像诊断与微创性治疗为一体，可重复性强，定位准确，疗效高，见效快。
介入放射学一般分血管性和非血管性技术。多数项目都涉及血管性介入技术。因此，DSA在介入放射治疗中起着非常重要的不可替代的作用。
1．DSA在头颈部和中枢神经系统疾病中的应用 主要用于脑血管疾病和颅内肿瘤的诊断与鉴别诊断，如脑动静脉畸形、颅内动脉瘤、颈内动脉海绵窦瘘、脑血管狭窄和闭塞性疾病等。IADSA对显示颈段和颅内动脉均较清楚，可用于诊断颈段动脉狭窄或闭塞、血管发育异常和动脉闭塞等。对部分的颅内肿瘤，DSA可了解其供血动脉和肿瘤染色情况，进行必要的术前栓塞治疗。
2．DSA在心脏大血管疾病中的应用 ①功能性检查：左心室大小及左室射血分数的测量；局部室壁运动功能观察；心肌体积测量等。②形态学检查：主要用于诊断和鉴别主动脉夹层动脉瘤、主动脉缩窄、大动脉炎、主动脉发育异常等，DSA显示冠状动脉亦有较好的效果。
3．DSA在腹部的应用 主要用于直接观察腹主动脉及其主要分支的疾患，如肾动脉狭窄及其狭窄程度、肾肿瘤的供血及肿瘤染色、肠血管畸形和发育不良等。对腹腔动脉及其分支的病变，如肝癌、肝海绵状血管瘤、胃溃疡及胃癌等的诊断与介入治疗，DSA也有很好的作用。
4．DSA在外周血管疾病中的应用 静脉和动脉数字减影可用于诊治四肢大血管及其分支的病变，如脉管炎和血栓性静脉炎、动脉狭窄等。
计算机体层摄影（computed tomography， CT)是近代飞跃发展的计算机技术和X线检查技术相结合的产物。
早在1917年奥地利数学家J.Radon从数学理论上证明了二维或三维物体可通过集合其无限投影以重建图像。1938年德国Gabriel Frank首先在X线诊断工作中用光子方法进行图像重建。1961年以后，Oldendorf等曾先后将图像重建技术运用于临床诊断工作，只因所得图像清晰度欠佳而未能用于临床。1963年美国Cormack提出了X线扫描进行图像重建的正确数学推算方法，从而为进一步开展CT技术打下了基础。
1971年英国EMI公司Hounsfield工程师研制成功第一台头部CT扫描机。同年10月4日，Hounsfield与英国Atkinson Morley医院的神经放射学家Ambrose合作，成功地检查了第一例病人，取得了极为满意的诊断效果。这一成果于1972年在英国放射学术会议上发表，1973年在英国放射杂志上报道，引起了人们的极大关注。这种诊断价值高，无痛苦、无创伤的诊断方法，是放射诊断领域中的重大突破。Hounsfield因此而获得了1979年的诺贝尔医学生物学奖。
1974年美国Georgetown医学中心工程师Ledcey设计了全身CT扫描机，1975年第一台全身CT机问世。目前，CT装置在设计和功能上都有了很大的改进和发展，特别是螺旋CT和超高速CT的临床应用，诊断效果越来越好，临床应用也日趋普遍。
与传统X线照片相比，CT图像是真正的断面图像，它显示的是人体某个断面的组织密度分布图。CT仍以X线作为投射源，由探测器接收人体某断面上的各个不同方向上人体组织对X线的衰减值，经模/数转换输入计算机，通过计算机处理后得到扫描断面的组织衰减系数的数字矩阵，然后将矩阵内的数值通过数/模转换，用黑白不同的灰度等级在荧光屏上显示出来。CT图像具有图像清晰，密度分辨率高，无断面以外组织结构干扰等特点。
1．体素（Voxel)和像素（Pixel)
CT图像实际上是人体某一部位有一定厚度（如1mm，10mm等)的体层图像。我们将成像的体层分成按矩阵排列的若干个小的基本单元（图1-2)。而以一个CT值综合代表每个小单元内的物质密度，这些小单元称之为体素。同样，一幅CT图像是由很多按矩阵排列的小单元组成，这些组成图像的基本单元被称之为像素。体素是一个三维的概念，像素是一个二维的概念。像素实际上是体素在成像时的表现。像素越小，越能分辨图像的细节，即图像的分辨率越高。
图1-2
图1-2 CT图像体素
2．矩阵（Matrix)
矩阵是一个数学概念，它表示一个横成行、纵成列的数字阵列，将受检层面分割为无数小立方体，这些小立方体就是像素。当图像面积为一固定值时，像素尺寸越小，组成CT图像矩阵越大，图像清晰度越高。反之亦然。
3．空间分辨率（Spatial Resolution)
又称高对比度分辨率，在保证一定的密度差前提下，显示待分辨组织几何形态的能力。常用每厘米内的线对数或者用可辨别最小物体的直径（mm)来表示。
4．密度分辨率（Density Resolution)
又称对比分辨率，是指在低对比情况下分辨组织密度细小差别的能力。CT的密度分辨力较普通X线高10 ~20倍。
5．CT值
X线穿过人体的过程中，计算出每个单位容积的X线吸收系数（亦称衰减系数μ值)。将μ值换算成CT值，以作为表达组织密度的统一单位。
某物质的CT值等于该物质的吸收系数（μm)与水的吸收系数（μw)之差，再与水的衰减系数相比之后乘以1000。其单位名称为Hu（Hounsfield Unit)，1000为Hu的分度因素。CT值计算公式如下：
 |
例如：水（μW)、骨（μB)、空气（μA)的吸收系数分别为：1.0、2.0、0。
人体组织的CT值界限可分为2000个分度，上界为骨的CT值（1000Hu)，下界为空气的CT值（-1000Hu)。这样分度包括了由最高密度（骨皮质)到最低密度（器官的含气部分)的CT值（图1-3 )
图1-3
图1-3 人体组织的CT值
6．窗宽与窗位
窗宽（window width)是指荧屏图像上所包括16个灰阶的CT值范围。人体组织CT值范围有2000个分度（－1000~＋1000)，如在荧屏上用2000个不同灰阶来表示2000个分度，由于灰度差别小，人眼不能分辨（一般仅能分辨16个灰阶)。如用16个灰阶来反映2000个分度，则所分辨CT值是125Hu（2000/16)，也就是说两种组织CT值的差别小于125Hu，则不能分辨。为了提高组织结构细节的显示，使CT值差别小的两种组织能够分辨，则要采用不同的窗宽来观察荧屏上的图像。例如用窗宽100，则可分辨CT值为6.25Hu（100/16)，即组织的CT值差别大于6.25Hu就能分辨。
窗位（window level)又称窗中心（window center)，是指观察某一组织结构细节时，以该组织CT值为中心观察。例如脑CT值约35Hu，选窗位就是35Hu，而窗宽常用100Hu，在荧屏图像上16个灰阶CT值的范围即为-15~85Hu。CT值<-15Hu组织的灰度与-15Hu相同，CT值>85Hu组织的灰度与85Hu相同，而CT值在-15Hu与85Hu的组织则以16个不同灰阶清楚地显示出来。
在荧屏图像上，加大窗宽，图像层次增多，组织对比减少，细节显示差；窗宽调至最低，则没有层次，只有黑白图像。提高窗位，荧屏上所显示的图像变黑，降低窗位则图像变白。因此，在实际工作中，窗口技术对显示病变是很重要的。
7．伪影（Artifact)
伪影是指在被扫描物体中并不存在而图像中却显示出来的各种不同类型的影像。一类与病人有关，一类与CT机性能有关。伪影影响图像质量，在诊断时应予注意。
病人不自主运动，如呼吸、心跳可形成伪影。病人在检查时不合作，躁动可产生伪影。另外，病人体内高密度结构和异物亦可形成伪影，如岩骨、金属假牙、钢钉等。
另一类伪影由CT设备故障引起，有条纹状伪影，环形伪影等。
8．部分容积效应（Partial Volume Effect)
在同一扫描层面内含有两种以上不同密度的物质时，其所测CT值是它们的平均值，因而不能如实反映其中任何一种物质的CT值，这种现象为部分容积效应或称部分容积现象（partial volume phenomenon)。
在CT图像诊断中，由于部分容积效应的存在，小于层面厚度的病变可显影，但所测CT值并不真实反映该病变组织的CT值。病变密度高于周围组织，而厚度小于层面厚度，则所测病变CT值要低于其本身。病变密度低于周围组织，而厚度小于层面厚度，则所测病变CT值要高于其本身。在临床诊断中，对小病变CT值评价要注意部分容积效应的影响。
CT成像可归纳为3个步骤：
1．X线扫描数据的收集和转换
X线射入人体，被人体吸收而衰减，其衰减的程度与受检层面的组织、器官和病变的密度（原子序数)有关，密度越高，对X线衰减越大。
探测器组合收集衰减后的X线信号（X线光子)时，借闪烁晶体（或氙电离室)、光电管和光电倍增管的作用，将看不见的光子转变为可见光线（闪烁晶体的作用)，再将光线集中（光导管的作用)，然后将光线转变为电信号并放大（光电倍增管的作用)。
借模拟/数字转换器输入的电信号转变为相应的数字信号后，送入计算机。
2．扫描数据处理和重建图像
计算机将输入的原始数据加以校正处理，再进行重建图像。
3．图像的显示及贮存
将重建图像矩阵中的数据，再经过数字模拟转换，转变为不同灰暗度的光点，形成图像，可由荧光屏显示，亦可拍成照片；或以数据的形式用打印机打印；也可录入磁带、光盘、软盘等永久保存。
CT装置主要由扫描机架、检查床、高压发生器、计算机及阵列处理器和图像显示、存贮、及输出设备组成。
（一)扫描机架
1．X线管 CT用X线管分为固定阳极和旋转阳极两种。固定阳极X线管由于其有效的焦点面积小，热容量不足，不能耐受较大的管电流使阳极产生的高热，只能用于第一、二代CT装置。旋转阳极X线管焦点的有效面积增大，热容量大幅度增加，可耐受较大的管电流。故多用于三、四代CT装置。
2．探测器 探测器是将X线信号转变为电信号的器件。有固定探测器和气体探测器两种类型。固体探测器一般用碘化钠（NaI)、碘化铯(CsI)、锗酸铋（BGO)等组成的闪烁晶体，它将检出的X线信号转变成光信号，再与光电二极管配合最后转化成电信号。固体探测器具有灵敏度高，有较高的转换率等特点，但余辉较长，一致性较差。气体探测器已很少应用。目前新推出的CT机配有陶瓷晶体探测器，该探测器具有灵敏度高，一致性好，余辉小，且体积小，可用作多层螺旋CT。
3．准直器 准直器位于X线管射线的出口端和探测器接收X线的入口端。其主要作用是对X线束进行导向和整形。滤除探测器接收范围以外的X线和散射线，准直器的缝隙宽度决定扫描层面的厚度。通常在1~10mm范围内调节，要注意的是当层面厚度较薄时，由于探测器接收的光子数减少，噪声增大，要增曝光量，才能获得满意的图像。
4．模/数（A/D)转换器 探测器采集的电信号是连续变化的模拟量，模/数转换器是将探测器采集的模拟电信号转换为计算机所能识别的数字信号，供计算机重建图像。
（二)检查床
检查床主要功能是将病人的检查部位送入扫描孔。扫描期间，常规CT以步进方式水平移动，螺旋CT则作水平匀速运动。
（三)高压发生器
主要为X线管提供高压，根据高压发生器的整流频率可分为低频，中频和高频，由于高频高压发生器输出的电流波形较平直，且效率高，体积小，故现在的CT多采用高频高压发生器。
（四)计算机系统
CT有两个主要的计算机系统。一是主计算机，一是阵列处理器。主计算机负责控制整个系统的运行，包括机架、床的运动、X线的产生、数据的产生、数据收集以及各部件间的信息交换。阵列处理器则负责图像重建。
随着计算机技术的提高，运算速度加快，也有些CT的图像重建全部由主计算机处理。
（五)图像的显示、存储及输出设备
扫描得到的结果，一般由计算机从硬盘调出并显示在屏幕上，利用相应的软件，我们可通过调节窗宽和窗位使病灶显示更加清晰，符合诊断的要求，当图像资料需要永久保存时，一方面，可利用多幅或激光照相机拍摄成胶片。另一方面，可存贮在MOD、CD上，还可将图像传送到PACS系统，存贮在PACS的磁带库，磁盘塔，光盘塔上供共享。
扫描方式实际反映了CT装置的发展水平，按扫描方式的不同，CT装置可分一至五代。
（一)第一代CT，一般用旋转/平移的方式扫描（图1-4)。X线管产生的射线束和相对的检测器环绕人体的中心作第一次同步平行移动，然后，通过该中心旋转1°，并作第二次扫描，周而复始，完成全部数据的采集共需旋转180°。其扫描速度慢，平移一次，采集的数据少，故第一代CT很快被淘汰。
图1-4
图1-4 第一代CT扫描方式
（二)第二代CT，与第一代CT机没有本质的差别（图1-5)。仅由单一笔形X线束改为扇形X线束，由扇形排列的多个探测器代替单一的探测器。每次平移扫描后的旋转角由1°提高到扇面夹角度数，故扫描时间缩短。
图1-5
图1-5 第二代CT扫描方式
（三)第三代CT，此类CT机将300枚-800枚探测器作扇形排列，扇形角包括整个扫描视野。X线管与探测器组合作同步旋转运动（图1-6)。扫描速度提高至5秒以内。第三代CT机已广泛用于颅脑及全身检查。
图1-6
图1-6 第三代CT扫描方式
（四)第四代CT，探测器可达千余枚，以环形排列且固定不动，X线管可在环形排列的探测器内作360°的旋转（图1-7)。X线管旋转同时进行扫描，同X线管所发射的扇形束相对的探测器接受透过的X线。扫描时间缩短至2~5秒。
图1-7
图1-7 第四代CT扫描方式
（五)第五代CT，也称超快速CT（ultrafast CT，UFCT)、电子束CT（electron beam CT，EBCT)。它的主要组成部分为电子枪，聚焦线圈，偏转线圈，多排探测器群，高速移动的检查床和控制系统（图1-8)。它是利用电子束通过人体，能量衰减后，被探测器所探测，经过模/数转换和数/模转换等过程，形成一幅与一般CT图像相同的图像。与一般CT不同之处是：它没有球管和探测器的转动。电子束由偏转线圈控制转动，扫描速度较一般CT快数倍至数十倍，最快扫描速度为每层0.05秒，完成许多CT不能完成的任务，如冠状动脉的CT血管造影和心脏造影等。
图1-8
图1-8 第五代CT结构示意图
（六)螺旋CT（Spiral CT，SCT或Helical CT)
常规CT扫描检查床为步进移动方式。即CT扫描采集数据时，病人扫描部位处于静止状态，第一次扫描采集结束后，待检查床移动至下一层面，再进行第二次扫描采集数据。如此反复进行，每次扫描只能发生一幅横断面图。
与常规CT扫描不同，螺旋CT 扫描时，病人躺在检查床上以匀速进入CT机架，同时X线球管连续旋转式曝光。这样采集的扫描数据分布在一个连续的螺旋形空间内，所以螺旋CT扫描亦称容积CT扫描（volume CT scanning)。螺旋的意思为扫描过程中围绕病人X线束的轨迹呈螺旋状（图1-9)。
图1-9
图1-9 螺旋CT扫描轨迹示意图
螺旋CT有以下优势：
1．扫描速度快 一般部位的扫描可在10~20s内完成，或在病人一次屏气状态完成数据采集，方便危重病人及婴幼儿患者的检查，并可在对比剂达到峰值时成像，节省对比剂用量。
2．提高病灶检出率和CT值测量的准确性 由于SCT采集的是容积数据，可消除呼吸运动伪影；避免遗漏小病灶，并可以采取任何位置或任何方向重建。可以保证以病灶为中心；避免部分容积效应。
3．多功能显示病灶 SCT可重建出高质量的三维图像和血管造影图像，在某些部位获得仿真内镜图像，具有CT透视功能，指导介入手术等。
（一)平扫（Precontrast Scan或Non-Contrast Scan)
指血管内不注射对比剂的扫描。一般多做横断面扫描，偶尔亦做冠状面扫描。层厚可选1~10mm。检查时病人要制动。腹部扫描病人需口服对比剂。
（二)增强扫描（Post Contrast Scan 或Contrast Scan)
指血管内注射对比剂后的扫描。目的是提高病变组织同正常组织的密度差，以显示平扫上未被显示或显示不清的病变，通过病变有无强化或强化类型，对病变作定性诊断。
（三)造影扫描
造影扫描是在对某一器官或结构进行造影再行扫描的方法，它可更好地显示结构和发现病变。如脊髓造影CT、胆囊造影CT等。
（四)、特殊扫描
1．薄层扫描 为了观察某些病变的细节和避免部分容积效应而选用。层厚用1~5mm不等。如对肺部小球形病灶的观察可用薄层扫描。
2．重叠扫描 扫描床移动的距离小于层厚，如层厚10mm，床移动8mm，使扫描层面部分重叠，避免部分容积效应或遗漏小的病灶。但重叠越多，接受X线照射量也增多。
3．靶区CT扫描 （Target CT Scanning) 也称目标CT扫描（object CT scanning)、放大CT扫描(magnify CT scanning)，是对感兴趣区作局部CT扫描，常用小的FOV、薄层（1~5mm)。可明显提高空间分辨率，临床上主要用于小器管或小病灶的扫描，如肺小结节、垂体及肾上腺等。
4．高分辨率CT扫描（High Resolution CT， HRCT) 采用薄层中、高/极高分辨率重建（或骨算法重建)及特殊的过滤处理，可得到组织的细微结构图像，称为高分辨率CT（HRCT)，临床主要用于肺部弥漫性间质性病变以及结节病变等的检查，骨算法重建主要用于颞骨CT扫描，以显示内耳、中耳听小骨等细微骨结构。
5．延迟扫描（Delay CT， DCT) 注射对比剂后，等待几分钟甚至几小时后再次扫描称延迟扫描。如对肝海绵状血管瘤定性诊断，常需延迟几分钟至半小时后扫描。对小肝癌定性需延迟4~8小时再扫描，这是因为碘对比剂经肾排泄，但有10%经肝排泄，正常肝细胞具有吸收和排泄碘的功能，注射对比剂4~6小时后其CT值可提高1~10Hu，而肝癌细胞不具备此功能。
6．动态扫描 注射对比剂后，利用机器软件连续快速扫描，在扫描结束后逐一处理和显示图像。动态扫描分两种：进床式动态扫描（incremental dynamic scanning)和同层动态扫描（single level dynamic scanning)。前者是发现病灶为目的，后者主要是为研究病灶的性质。
7．CT三维图像重建 三维CT（three dimensional CT，3DCT)是将螺旋CT扫描的容积资料在工作站3DCT软件支持下合成三维图像，此图像可360º实时旋转，以便从不同角度观察病灶，利用减影功能可选择去除某一些遮掩病灶的血管和骨骼，方便更深入地观察及模拟手术过程。常用方法主要是表面遮盖显示（shaded surface display，SSD)及容积重建技术（volume-rendering techinique)。薄的层厚（<5mm)、慢的床移速度（pitch 0.5~1.0)，层面之间多重叠及采用高分辨重建方法可使重建的图像细致、光整、连续。临床主要用于头颅、颌面部、膝、髋关节等。
8．CT多平面重组（Multiple Plannar Reconstruction，MPR) CT多平面重组是指在任意平面对容积资料进行多个平面分层重组，重组的平面可有冠状、矢状、斜面及曲面等任意平面，能从多个平面和角度更为细致地分析病变的内部结构及与周围组织的关系，其成像快，操作方便，已在临床上广泛应用。
9．CT血管造影（CT Angiography，CTA) 又称螺旋CT血管造影（SCTA)，它是指静脉注射对比剂后，在循环血中及靶血管内对比剂浓度达到最高峰的时间内，进行螺旋CT容积扫描，经计算机最终重建成靶血管数字化的立体影像。常用的成像方法有SSD及最大密度投影法（maximum intensity projection，MIP)，前者可得到彩色图像。临床主要用于显示身体各主要器官的血管结构。CTA是螺旋CT在临床应用的一个新领域，主要优点有：①不需要动脉插管；②可以从任意角度观察；③可结合MR图像将血管剖开，观察腔内改变；④图像处理及操作简单快捷。CTA不足之处在于对小的血管分支不能显示。
10．CT仿真内镜技术 CT仿真内镜成像（CT virtural endoscopy，CTVE)是螺旋CT容积扫描和计算机仿真技术相结合的产物，它是利用计算机软件功能，将CT容积扫描获得的图像数据进行后处理，重建出空腔器官表观立体图像，类似纤维内镜所见。SCT连续扫描获得的容积数据重建出来的立体图像是其基础，在此基础上调整CT值阈值及透明度，使不需要观察的组织透明度变为100%，从而消除其影像，而需要观察的组织透明度为0，从而保留其影像。再调节人工伪彩，即可获得类似纤维内镜的仿真色彩。目前主要用于胃、大肠、血管、鼻腔、鼻窦、喉、气管及支气管等空腔器官病变的观察，可与纤维内镜技术相媲美，其优点是可从病灶的任意方向（上或下)观察，但不足之处是不能取组织作病理切片。
11．CT灌注成像（Perfusion CT) CT灌注成像是结合快速扫描技术及先进的计算机图像处理技术而建立起来的一种成像方法，能够反映组织的血管化程度及血流灌注情况，获得血液动力学方面的信息，属于功能成像的范畴。CT灌注成像的基本原理是对比剂静脉团注后，在其首次经过受检组织的过程中对某一选定层面进行快速动态扫描，获得一系列动态图像，然后分析对比剂首过程中每个象素所对应的体素的密度变化，从而得到反映血流灌注情况的参数，并组成新的数字矩阵，通过数/模转换，以相应的灰度或颜色表现出来，即可得到灌注成像。CT灌注成像要求的两个技术问题是对比剂团注速度（多在5ml/s以上)及高的时间分辨率。CT灌注成像最先应用于脑梗塞的诊断，以后逐渐应用于肝、肾血流灌注及肿瘤的诊断。此外，还可用于移植肾的血流灌注评价，有助于早期了解移植血管的存在情况；应用电子束CT灌注成像还可用于心脏灌注情况的评价，有助于缺血性心肌病的早期诊断。
（一)对比剂的分型
CT对比剂多为水溶性碘对比剂，均为三碘苯环的衍生物。根据其结构可分为离子型与非离子型。常用离子型CT对比剂有：60%泛影葡胺（信谊)、65%Amgiografin (Schering AC)、60%碘卡明（信谊)等，常用非离子型有：Ultravist(优维显，Schering AC)、Omnipaque(欧乃派克 ，Nycomed)、Iopamiro(碘必乐，Bracco)等。
（二)对比剂的作用原理及临床应用
CT对比剂对成像起主要作用的是其携带的碘。碘对X射线的高衰减性在CT图像上表现为高密度，增加碘分布区与周围组织的密度对比度。因对比剂引入途径的不同，其作用原理又略有不同。经血管注入对比剂，对比剂大量分布于血管内，很快进入组织细胞外液，并达到平衡。对比剂在某组织的分布取决于该组织的血流量、血流速度、毛细血管的通透性及细胞外液的体积。直接引入腔内的对比剂，如口服、灌肠及椎管穿刺造影等，对比剂均匀分布于腔内，直接增加与周围的密度对比度。
在CT检查中，对比剂应用十分广泛。CT平扫发现占位性病变时一般需增强扫描，了解病变的血供情况，以利于肿瘤与炎症等病变的鉴别。对于血管性病变，增强扫描可直接显示畸形血管的情况，对诊断有决定性作用。椎管内注入对比剂CT扫描，清晰勾画出蛛网膜下腔的形态、大小等，有利于椎管内病变的定位、定性诊断。上腹部CT扫描常规口服1~2%的对比剂充盈胃和小肠，减少气体伪影，鉴别肠管和肿物。盆腔扫描常规清洁灌肠后用1~2%对比剂保留灌肠，直接显示大肠的情况及和周围器官的关系。
（三)、对比剂的给药途径
1．静脉团注法（Blous Injection) 亦称快速注射法，将某一剂量的高碘浓度对比剂加压快速注入静脉，在对比剂经血循环大量进入靶器官的供血动脉时开始扫描，现已成为常规增强方式。为了保证靶器官的最佳强化，需准确掌握对比剂从注射部位到靶器官的循环时间，可按Schad提供方法进行计算。从臂静脉注射对比剂，循环至右心室、左心室、胸主动脉、腹主动脉、脑和髂动脉分别为4、11、12、13、13和15秒。对比剂用量为1.5 ~2.0ml/kg体重，注射速度每秒1~2ml。
2．静脉滴注法 临床上不常用。如用60%对比剂100ml或30%对比剂200 ml，半量于5分钟内静脉注入，余半量行静脉滴注，同时行CT扫描。
3．动脉注射给药法 主要用于肝实质的检查，可将导管置于肝动脉，亦可置于肠系膜上动脉或脾动脉，经门静脉回流后显示肝内情况。
4．肠腔造影 腹部空腔脏器检查，可用1~3%碘对比剂充填。显示胃及十二指肠于扫描前口服对比剂；显示小肠可于检查前第一天晚上口服对比剂；结肠及直肠可用对比剂直接灌肠后检查。
（四)对比剂反应的类型
目前国内外多使用离子型对比剂，有资料表明，轻度反应3.0~3.9%，中度反应1.0~1.6%，重度反应0.01~0.06%，死亡0.0025~0.0074%。亦有报道威胁生命或严重反应为1/3000~1/4530。用非离子型对比剂病人过敏反应少，但价格昂贵。对比剂反应的分类及处理原则见表1-1
表1-1 对比剂反应的分类及处理原则
| 程度 | 主要症状 | 处理 |
| 轻度 | 不需处理，部分属生理性 | |
| 中度 | 反复重度呕吐，荨麻疹（重)，面部水肿，轻度喉头水肿，轻度支气管痉挛，轻度和暂时性血压下降 | 反应短暂，无生命危险，需处理，不需住院 |
| 重度 | 休克，惊厥，重度支气管痉挛，重度喉头水肿 | 有生命危险，必须及时处理，需住院 |
| 死亡 | 呼吸、心跳骤停 |
核磁共振（nuclear magnetic resonance， NMR)现象是由美国斯坦福大学Bloch和哈佛大学Purcell在1946
年分别在两地同时发现的，因此两人获得了1952年诺贝尔物理学奖。20世纪70年代，NMR技术才与医学诊断联系起来。1976年Hinshaw首先实现了人体手部成像，并于1980年推出世界上首台NMR成像商品机。20世纪80年初NMR成像用于临床以来，为了与放射性核素检查相区别，改称为磁共振成像（magnetic resonance imaging， MRI)。在此期间，MRI得到了迅猛发展，由于硬件及软件设备的改进，扫描时间已从原先的以分钟计发展到目前以毫秒计，图像质量也大大提高，检查项目从原先的MRI发展到磁共振血管造影（magnetic resonance angiography， MRA)、磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy， MRS)等，影像设备日趋成熟，已成为临床一个很重要的检查手段。
MRI装置主要由3大部分构成，即磁体系统、谱仪系统和计算机图像处理系统（图1-10)。
图1-10
图1-10 MRI设备的基本结构
（一)磁体系统
磁体系统由主磁体、梯度系统和射频系统组成。
1．主磁体——产生静磁场的磁体
（1)MRI对磁场的强度、均匀度和稳定度有严格要求：一般认为质子成像的磁场场强在0.1～2.0T之间，对人体健康无影响，并能得到较好的图像。磁场均匀度要求在一个较大范围的空间内产生高度均匀的磁场，均匀度需达到10-4～10-6，即在几个百万分之一（parts per million，简称ppm)之间。磁场稳定度是指单位时间磁场的变化率，短期稳定度要在几个ppm/h，长期稳定度要在10ppm/h。
（2)磁体的类型：磁体为永磁型、常导型、超导型3种类型。永磁磁体主要由铝镍钴、铁氧体和稀土钴等，其特点是造价低、维护简便，但由于磁性材料的用量与磁场强度的平方成正比，故场强不宜过大，一般在3000高斯左右。常导磁体由铜或铝导线制成，制造简单，但对电源要求高，耗电量大。超导磁体是用铌-钛合金制成，特点是磁场强度高而且稳定，但技术复杂，费用高，在运行中要消耗液氮。
2．梯度系统
梯度系统用于扫描层面的空间定位，梯度线圈形成微弱的梯度磁场与主磁场重叠，这样就可以根据磁场的梯度差别明确层面的位置。
3．射频系统
射频系统是用来发射射频脉冲，使质子吸收能量并产生共振，在弛豫过程中产生MR信号并进行接收的一种装置。射频系统实际由发射与接收两部分组成，其部件包括发射器、功率放大器、发射线圈、接收线圈及低噪声信号放大器等。
（二)谱仪系统
谱仪系统包括梯度场、射频场的发生和控制，MR信号接收和控制等部分组成。谱仪系统在整个成像装置中，起着“承上启下”的关键作用。它所采集的信号，通过适当接口传送给计算机处理。
（三)计算机图像处理系统
每部分要求配备大容量的计算机和高分辨的模/数转换器（A/D)，以完成数据采集、图像处理和图像显示。
由检波器送来信号经A/D转换器，把模拟信号转变为数字信号，得出层面图像数据，再经过数/模转换，用不同灰度或者颜色显示图像。
核磁共振是自旋的原子核在磁场中与电磁波相互作用的一种物理现象。有Bloch的氢原子核磁矩进动学说（经典力学理论)和Purcell的氢原子核能级跃迁学说（量子力学理论)，现仅叙述核磁矩进动学说。
（一)氢原子磁矩进动学说（经典力学理论)
Bloch从经典力学的角度描述了磁共振的产生过程。认为原子核磁矩偏转过程即为磁共振过程，其磁矩偏转及在新的状态下继续进动，可引起周围线圈产生感应电流信号即磁共振（MR)信号。现分述如下：
1．氢原子核磁矩平时状态——杂乱无章
氢原子核具有自旋特性，在平时状态，磁矩取向是任意的和无规律的，因而磁矩相互抵消，宏观磁矩M=0（图1-11)。
图1-11 图1-12
图1-11 未置于磁场时，氢原子核磁矩取向呈随意分布 图1-12 置于磁场后，氢原子核磁矩取向有规律
2．氢原子置于磁场的状态——磁矩按磁力线方向排列
如果将氢原子置于均匀强度的磁场中，磁矩取向不再是任意和无规律的，而是按磁场的磁力线方向取向。其中大部分原子核的磁矩顺磁场排列，它们位能低，呈稳定态，较少一部分逆磁场排列，位能高。由于顺磁场排列的原子核多于逆磁场排列的，这样就产生了一个平行于外磁场的磁矩M（图1-12)。全部磁矩重新定向所产生的磁化向量称之为宏观磁化向量，换言之，宏观磁化向量是表示单位体积中全部原子核的磁矩。磁场和磁化向量用三维坐标来描述，其中Z轴平行磁力线，而X轴和Y轴与Z轴垂直，同时X轴和Y轴相互垂直。
3．施加射频脉冲——原子核获得能量
一个短的无线电波或射频能量被称为“射频脉冲”。能使磁化向量以90°的倾斜角旋转的射频脉冲称为90°脉冲。质子磁化后，按照Larmor频率向质子辐射射频脉冲，质子才能发生进动（processim)，同相进动被称为相干。
一旦建立了相干性，磁化向量Mo将偏离Z轴一个角度绕Z轴旋转。Mo可以被分解成一个平行于Z轴的垂直分量Mz和一个横向分量Mxy，Mxy在垂直于Z轴的XY平面内旋转。随着射频脉冲的作用，横向分量愈来愈大，垂直分量愈来愈小，最后仅有横向分量Mxy而没有垂直分量Mz。给予不同大小的脉冲，磁矩旋转亦不同。
4．射频脉冲停止后——产生MR信号
当射频脉冲停止作用后，磁化向量不立即停止转动，而是逐渐向平衡态恢复，最后回到平衡位置。横向磁化分量Mxy很快衰减到零，并且呈指数规律衰减，将此称横向弛豫，而纵向磁化分量将缓慢增长到最初值，亦呈指数规律增长，将此称纵向弛豫。这是一个释放能量和产生MR信号的过程。
当射频脉冲消失后，质子相干性逐渐消失，而质子磁矩在磁场的作用下开始重新排列。相干性和横向磁化向量的损失将导致辐射信号振幅下降，这个衰减信号被称为自由感应衰减信号（free induction decay，FID)。
（二)核磁弛豫
当射频脉冲停止作用后，宏观磁化向量并不立即停止转动，而是逐渐向平衡态恢复，最后回到平衡位置。我们把这一过程称弛豫过程（relaxation)，所用的时间称弛豫时间（relaxation time)。射频脉冲停止后，横向磁化分量Mxy很快衰减到零，称为横向弛豫（transverse relaxation)；纵向磁化分量Mz将缓慢增长到最初值，称为纵向弛豫。（图1-13
图1-13
图1-13 90°射频脉冲停止后，宏观磁化向量的变化；横向磁化向量Mxy很快衰减到零，纵向磁化向量Mz缓慢增长到最初值
1．纵向弛豫时间（T1值)
90°射频脉冲停止以后，磁化分量Mz逐渐增大到最初值，它是呈指数规律缓慢增长，由于是在Z轴上恢复，故将其称为纵向弛豫。弛豫过程表现为一种指数曲线，其快慢用时间常数来表示，T1时间规定为Mz达到其最终平衡状态63%的时间（图1-14)。
图1-14
图1-14 纵向弛豫
T1是指90°脉冲后，Mz恢复到63%的时间，T1愈短，信号愈强
纵向弛豫是质子群通过释放已吸收的能量而恢复原来的高、低能态平衡的过程。由于能量转移是从质子转移至周围环境，故称自旋-晶格弛豫（spin-lattice relaxation)。能量转移快，则T1值短，反之亦然。T1愈短，则信号愈强。
2．横向弛豫时间（T2值)
90°射频脉冲停止以后，磁化分量Mxy很快衰减到零，而且呈指数规律衰减，将其称为横向弛豫。T2值是指磁化分量Mxy衰减到原来值的37%的时间（图1-15)。
图1-15
图1-15 横向弛豫时间
T2是指90°脉冲后，原磁化分量Mxy衰减到原来值的37%的时间，T2愈短，信号愈弱
90°射频脉冲结束时，磁化分量Mxy达到最大值进动的质子最相干，随后，由于每个质子处于稍有差别的磁场中，开始按稍有不同的频率进动，这将造成分相，相干性逐渐减弱。因能量是在质子间相互传递，故又称自旋-自旋弛豫（spin-spin relaxation)。
固体中质子相干性丧失很快，故固体T2值短，信号弱。而水一类的小分子质子一直以相位进动，相干性可以保持很长时间，故纯液体T2值长，信号强。
一个短的无线电波或射频能量称为射频脉冲，它的作用就是如何有效获得MR信号。射频脉冲序列有：
（一)自旋回波（Spin Echo，SE)序列
在90°脉冲之后，发射180°脉冲这种形式构成的序列称为自旋回波序列。其过程为先发射一个90°脉冲，间隔数毫秒至数十毫秒，再发射一个180°脉冲，180°脉冲后10~100ms，测量回波信号强度。SE序列有两个时间参数：TR与TE，可简写成SE TR/TE。TR是指两个90°脉冲之间的时间，称为重复时间（repetition time，TR)；TE是指90°脉冲至测量回波的时间，称为回波时间（echo time，TE)。
应用SE序列成像，通过调节TR和TE的长短可分别获得反映T1、T2及质子密度特性的MR图像，这些图像分别称T1加权像（T1 weighted imaging，T1WI)、T2加权像（T2 weighted imaging，T2WI)和质子密度加权像（proton density weighted imaging，PDWI)（表1-2)。
表1-2 SE序列各加权像的参数
| 加权像 | TR | TE |
| T1加权像 | 短（<500ms) | 短（15~25ms) |
| T2加权像 | 长（1500~2500ms) | 长（90~120ms) |
| 质子加权像 | 长（1500~2500ms) | 短（15~25ms) |
（二)反转回复（Inversion Recovery，IR)序列
该序列采用多次“180°-90°-180°”脉冲组形式获得回波信号及重建图像。在单个脉冲组中，第一个180°至90°间隔的时间为回复时间（inversion time，TI)；90°后经180°到回波产生相隔的时间为回波时间（TE)；两个脉冲组间隔的时间为TR。
传统的IR序列常用于T1加权像，应尽量选择长的TR（>1500ms)，目的在于使每次脉冲组重复之前纵向磁化矢量的主要部分得以恢复，尽量选短的TE（<40ms)，以减少T2的干扰；选择较长的TI（400 ~600ms，大于多数组织的T1值)，可获得较纯的T1加权像；短T1者的信号亮于长T1者。而近年多采用短TI的TR序列（short TI inversion recovery，STIR)，利用短TI（<300ms，小于多数组织的T1值)值抑制来自脂肪的信号，它使长T1的组织出现高信号而短T1者（如脂肪)反而出现较低信号，因此有利于病灶的显现。
（三)部分饱和（Partial Saturation，PS)序列
PS序列是由一组90°脉冲组成。如果所设TR时间长，则两种不同T1弛豫时间的组织在接受90°脉冲后，纵向磁化都已恢复，质子饱和，为饱和恢复序列，因此两种不同组织之间的信号没有多大的差别，所得到信号为质子密度像。如果所设TR短则部分饱和，两种不同组织之间信号的差别主要取决于它们T1弛豫时间的不同，所得图像为T1加权图像。
（四)快速成像序列（Fast Imaging)
MRI早期速度慢为其主要缺点，近年开发快速扫描已卓见成效，GRE序列、FSE序列和EPI序列构成了MRI快速成像的3大序列家族。
1．梯度回波（Gradient Echo，GRE)序列
施加梯度磁场后造成质子群自旋频率互异，很快丧失相位的一致，MR信号逐渐消失。如再加一个强度一样，时间相同、方向相反的梯度磁场，可使分散的相位因重聚而又趋一致，原已消失的MR信号又复出现，在回波达到最高值时记录其信号，将这种利用梯度磁场小角度激励脉冲代替180°脉冲产生的回波，称梯度回波序列。其优点主要体现在扫描速度快、对比度控制灵活、单位时间SNR高等方面。
在梯度回波序列中，通过调节TR、TE和脉冲翻转角，可获得不同性质的加权像。
（1)GRE-T1WI：选短TR（200 ms±)、短TE（10 ms±)和较大翻转角（70°±)
（2)GRE-T2WI：选长TR（400 ms±)、长TE（20 ms±)和较小翻转角（15°±)
由于GRE序列选用的TR短，经TR间期后第2次α脉冲激发时横向磁化矢量就不能完全弛豫，这种磁化矢量叫做横向磁矩。它的存在是图像中出现带状伪影的直接原因。这种残留的横向磁矩可通过一梯度场使其相位分散（dephasing或spoiling)，使残存的横向磁矩分散（去相位)，消除了T2成分的干扰，避免干扰下次α脉冲；也可同样通过梯度场，使其相位重聚（rephasing)，使之在下一周期对回波信号作出贡献。
2．FSE（Fast Spin Echo)序列
又称RARE（rapid acquisition with relaxation enhancement)或Turbo SE序列。该序列的脉冲激发与SE多回波相同，都是采用“90°-180°…180°”这一基本形式。标准SE多回波序列一个TR间期只能填充一条K空间，而FSE序列在一个TR间期内可填充同一K空间内的数条，因此大大缩短了成像时间。FSE序列主要获得T2加权像，加权的程度大于SE-T2WI。
HASTE（half-Fourier acquired singleushot turbo spin-echo)序列属于FSE序列族，是将FSE与半付立叶采样技术相结合而诞生的快速成像序列。半付立叶采样的高效加上FSE的快速，使这种序列只用一次激发就可获取原始数据K空间的所有数据。因此，HASTE的最大特点是以非常快的扫描速度获得所需的T2WI。
3．EPI（Echo Planar Imaging)
EPI为目前最快速的MR成像法。它通常可以在30ms之内采集一幅完整的图像，使每秒钟获取的图像达到20幅，因而是一种真正意义上的超快速成像方法。
EPI在频率编码方向上采用一系列反向梯度，可在单个TR间期内产生一系列的回波信号，并对每个回波信号进行相位编码，填充到相应的K空间，用于图像重建。也就是说EPI可在一次激发中以多条线的形式同时填满整个K空间，可以高速地获取T2加权像。
目前EPI的临床应用可概括为灌注及弥散成像、心脏成像、介入MRI和功能神经系统成像等四个方面。此外，用EPI还可产生化学位移图像。
（五)脂肪抑制（Fat Suppression)成像
MR成像有时希望抑制脂肪的高信号，以达到诊断和鉴别诊断的目的。目前，脂肪抑制MR成像法主要有五种，即STIR、ChemSat、Dixon，相位位移法和综合法。其中STIR（short TI inversion recovery)序列和ChemSat（chemical shift selective presaturation)序列是MRI脂肪抑制技术最常用的方法。STIR序列既可抑制脂肪也可抑制那些T1值与脂肪相近的组织，对脂肪的抑制作用是非特异的，如果采用STIR序列，则应该考虑到有可能是与脂肪相近T1值组织，如亚急性期血肿，黑色素等。而ChemSat序列对脂肪抑制作用是特异的，应该作为首选的脂肪抑制序列。
（六)液体衰减反转回复序列
液体衰减反转回复（fluid affenuated inversion recovery，FLAIR)序列俗称水抑制序列。实质上是自由水 如脑脊液（CFS)逆转为低信号的极重度T2WI像。
FLAIR属于反转回复（inversion recovery，IR)技术。其使用一个180°脉冲后紧跟一标准自旋回波序列(即90°脉冲后施加180°脉冲)。由于TI时间取该场强CFS的T1值，故180°脉冲后施加90°脉冲时，CFS纵向弛化矢量为零，CFS不发生共振而无MR信号产生，而比CFS T1值短的组织则产生信号，同时采用长TR、长TE，便得到CFS为低信号的极重度T2WI像。FLAIR主要用于颅脑方面。其由于抑制了CFS的信号，因此避免了FSE T2WI像上高信号灶与CFS高信号相混重叠而难分辨的缺点，其成像的结果是在CFS逆转为极低信号和重T2WI脑组织信号(较低信号)的背景上，显示明显的高信号灶（实质病灶和含结合水的病灶)或／和极低信号灶（含纯水即自由水病灶如陈旧梗死、软化灶、含纯水的囊肿等)，它对病灶的检出率更高，对病灶的范围、边界、大小的显示更清楚准确，特别是脑表面和脑室周围的病灶。
MRI图像中的假影像称为伪影（artifact)。MRI中常见的伪影有：
（一)图像处理伪影
常见有卷褶伪影（warp-aronud artifact)、化学位移伪影（chemical shift artifact)、轮替伪影（truncatiom artifact)及部分容积效应等。扫描野以外之物体影像翻转后重叠于扫描野内，形成的伪影为卷褶伪影，见于相位编码方向。由于不同分子内质子进动频率有轻微差别，使其在图像上沿频率编码方向移动，造成空白错位，形成化学位移伪影。
（二)运动伪影（Motion artifact)
病人躁动或者生理性运动均可产生伪影。主要解决办法有：① 不合作病人要制动。② 生理运动措施：呼吸门控、心脏门控、脑脊液流动及血管搏动采用流动补偿技术。③ 使用EPI等快速扫描技术。④ 改变相位编码和频率编码方向，以区别伪影或病灶。
（三)金属异物伪影
磁共振波谱学(magnetic resonance spectroscopy，MRS)是利用MR中的化学位移来测定分子组成及空间构型的一种检测方法。
（一)原理
原子核的共振频率不仅取决于外加磁场强度和原子核本身的物理性质，同时还受到原子核在化合物中所处的化学环境的影响。在化合物中各原子核周围电子云在外加磁场的作用下形成环电流，这种电流产生感应磁场，其方向与外磁场方向相反，使外磁场对原子核的作用略有减少，称屏蔽效应(shielding effect)。因此化合物中某一特定原子核的共振频率应为：
Wo为共振频率，Bo为外加磁场强度，γ为磁旋比，δ属屏蔽常数，体现特定核的化学环境。由此可见，即使是同一种原子核(1H)，由于化合物中核的化学环境不同，产生核磁共振频率也就不同，在MRS上产生共振峰的位置也就有差别，这种现象称为化学位移（chemical shift)。
化合物中化学环境相同的原子核的化学位移相同，称为等价核，共振峰的位置相同。反之称为不等价核，化合物中有几种不等价核，其MRS就有几个共振峰。以乙醇分子CH3-H2-OH为例，-CH3，-H2和-OH中氢原子核产生磁共振所需的射频脉冲的频率是不同的。
测量化学位移时，其绝对值是无法测定的，通常使用一个参照化合物，将被测原子核的共振频率(W测)与参照化合物的共振频率(W参)进行比较，从而得到一个化学位移的相对值。化学位移=(W测-W参)×106/W参，其单位是ppm，即百万分之一。由于化学位移不同，不同化合物可以根据其在MRS上共振峰的位置不同加以区别。共振峰的面积与共振核的数目成正比，反映化合物的浓度，因此可用来定量分析。峰值在频率轴上的位置代表物质的种类，峰值曲线下的面积代表物质的数量。
（二)MRS临床应用
MRS与MRI的设备基本相似，目前高档MRI机已能进行MRS检测。但MRS对磁场的均匀一致性要求更高，在兴趣区磁场不均匀性必须小于0.1ppm。不需要梯度线圈定位，但需用宽带波谱仪，因为不同原子核具有不同共振频率，所以必须具备产生较宽范围频率的能力。
目前原子领域中MRS检测常用原子核有：1H、31P、23Na、13C、19F等，其中以1H、31P的应用为多。1HMRS可用来检测体内许多微量代谢物，如肌酸（Cr)、胆硷（Cho)、γ-氨基丁酸（GABA)、谷氨酸（Glu)、谷氨酰胺（Gln)、乳酸（Lac)、和N-乙酰天门冬氨酸（NAA)等，分析组织代谢改变。正常脑的1H MRS所显示的最高波峰为NAA，并常显示相对较低的Cho和Cr波（图1-16)。对颅内疾病检测有颅内肿瘤、癫痫等。
图1-16
图1-16 正常脑1H MRS
MI．肌醇；Cho．含胆硷化合物；Cr．肌酸；NAA．N-乙酰天氨酸。
生物体中许多生物分子都会有31P，因此31P MRS被广泛应用在研究组织能量代谢和生化改变。生物组织31P波谱通常可以检测出7条不同的共振峰，即磷酸单脂（PME)、磷酸二脂（PDE)、磷酸肌酸（PCr)、无机磷（Pi)和三磷酸腺苷（ATP)中α、β、γ磷原子，并可测定细胞内pH值。临床应用较多的是骨骼肌和心脏，如假性肥大性肌营养不良，肌强直性营养不良，脊髓灰质炎、系统性脊椎肌萎缩症等神经肌肉疾病31PMRS中，β-ATP/PCr、Pi/PCr值升高，而β-ATP/PCr升高与疾病严重程度有关。
心肌缺血32P MRS显示心肌PCr浓度降低，Pi浓度增加，酸中毒及ATP减少。心肌梗死32P MRS Pi增高，PCr/Pi下降，Pi/ATP比值增高。心脏能量代谢用32P MRS检测，但细胞内乳酸、三羧酸循环1H MRS检测有重要作用。
（一)概念
磁共振血管成像(magnetic resonance angiography，MRA)是显示血管和血流信号特征的一种技术。MRA不但可对血管解剖腔简单描绘，而且可以反应血流方式和速度的血管功能方面的信息。因此，人们又将磁共振血管成像称磁共振血流成像(magnetic resonance flow imaging)。MRA和超声均可显示血流速度和方向，但MRA显示颅内、腹膜后、腿深部和其他超声不易接近的血管优于超声。
（二)血流在MRI的信号改变
血流MR信号可低（流空效应)，可高（流入性增强)，在SE序列时血流信号呈现低信号。有下列原因有。
1．血管垂直(或近于垂直)切层面，不能接受90°和180°脉冲激励，不形成回波，不产生信号。如用TR短，饱和的血液已流出层面，而新流入未饱和的血液出现强度不同的信号；如TR较长，被激励的血液已流出层面，不产生信号。
2．血管平行于切层面，当血流受90°脉冲激励去相位的质子群，由于血液流动后，去相位的质子群处于一个与原来磁场强度不同的位置，不能被180°脉冲翻转产生回波，从而MR信号减弱。流速仅为每秒数mm的搏动性血液也表现为低信号。颈部冠、矢状扫描，颈动、静脉均为低信号。
3．不均匀的流速引起去相位。血液在血管中以非等速运动，中间快周边慢，出现层流，流速投影似抛物线。由于质子群相位移动不一致，引起相位弥散，而使信号减弱或者无信号。
4．湍流可引起附加的相位移动，而形成流空。因流动的血液表现为低信号，当血管腔内有血栓、肿瘤、斑块等，在低信号血管中表现为高信号。
血流呈现高信号的原因有
1．流入性增强效应 在脉冲过程中，充分弛豫的质子群流入切层面代替部分饱和的质子群，部分饱和的质子群由于能量未完全释放，不能接受下一个90°脉冲所赐与的能量，因而MR信号低；而新流入的质子群已经充分弛豫，能量已完全释放，可充分接受新的90°脉冲而出现新的MR信号。
周围静止组织曾受过脉冲激励，其质子群再不能接受新的脉冲激励，因而信号低。换言之，在成像区域的血液流入了充分弛豫的质子群形成了高的MR信号。
上述两种情况均称之“流入增强”效应。如果顺着血流方向连续切层，上游侧血流充分弛豫质子群多，信号高、向下信号逐渐减弱。
2．舒张期伪门控致动脉高信号 动脉血流速度在心脏收缩期最快，舒张期最慢，使用心电门控时舒张期动脉血流信号强度增高。在不使用心电门控时，如果心动周期与TR偶然同步(心率60次/min，TR为1s)，可产生类似心电图门控的结果，称之为伪门控。这时舒张期扫描层面上的动脉内信号强度增高。
3．偶回波血流呈现高信号在多回波成像时，平行于切层面的血管偶数回波信号比奇数回波信号强，这种现象称为“偶回波相位回归性”信号增强。在梯度磁场中，血液流动引起位置的任何变化都会引起相位的变化，这种相位分散使180°脉冲翻转形成的奇数回波信号减弱。如质子群的相位变动沿着相位编码梯度磁场方向移动，则线形变化的梯度磁场可使相位已分散的质子群出现相位回归，形成信号强的偶数回波。
4．梯度回波序列血液呈现高信号这是因为在该序列时，流动质子群的相位回归不需要180°脉冲，如流动质子在表面线圈接收的范围内，即使质子已离开切层面，所有被激励的质子也形成MR信号（图1-17)。
图1-17
图1-17 梯度回波序列时流速与信号强度的关系
（三)MRA检查方法
MRA方法主要有时间飞越法（time of flight，TOF)和相位对比法（phase contrast，PC)。
1．时间飞越法（TOF) 在流动的血流中，在某一时间被射频脉冲激发，而其信号在另一时间被检出，在激发和检出之间的血流位置已有改变，故称为TOF。TOF法的基础是纵向弛豫的作用。TOF法有三维成像（3DTOF)及二维成像（2DTOF)。
2．相位对比法 TOF法的基础的纵向弛豫，而PC法的基础是流动质子的相位效应（phase effect)。当流动质子受到梯度脉冲作用而发生相位移动，如果此时再施以宽度相同极性相反的梯度脉冲，由第一次梯度脉冲引出的相位就会被第二次梯度脉冲全部取消，这一剩余相位变化是PC法MRA的基础。PC法MRA有2D、3D及电影。
（四)临床应用
MRA对颅脑及颈部的大血管显示效果好，这是因为血流量大，没有呼吸运动伪影干扰，MRA可检出90~95%的颅内动脉瘤，但对＜5mm的动脉瘤漏诊率高。MRA可检出颅脑和颈部血管的硬化表现，但分辨率不及常规血管造影。动静脉畸形（AVM)MRA显示效果好。MRA可单独显示颅内静脉，观察静脉瘤及肿瘤对静脉的侵犯情况，显示静脉窦效果好。
胸腹以显示大血管效果为佳，夹层动脉瘤MRI也能显示，但MRA显示更清楚，电影MRA动态更能显示血流情况。还可显示动脉硬化、血栓及肾动脉狭窄等。MRA不受肠气干扰，对门静脉显示清楚，还可测量门腔静脉分流量。
MRA对四肢较大血管阻塞有一定诊断价值，了解PTA及血管移植后的随访。肢体远端血管因血流慢、管腔小、信号弱，MRA显示效果差。目前采用MR对比剂，显示中小血管有很大改善。
MRA还可测定血流量。
（一)弥散成像
弥散成像(diffusion weighted imaging，DWI)是以图像来显示分子微观运动的检查技术。弥散是分子的任意热运动，即布朗运动(Brown)。弥散运动受分子结构和温度的影响，分子越松散，温度越高，弥散运动就越强。因此，在人体中，自由水就较结合水分子的弥散强。物质的弥散特性是由弥散系数(D)来描述的，即一个水分子单位时间内自由随机弥散运动的平均范围(mm2/S)。正常脑组织的D值为0.5～1.0 ×10-3mm2/S
弥散加权主要根据D值分布成像。其基本原理为：在自旋回波序列的180°脉冲前后对称施加一个长度、幅度和位置相同的强梯度磁场(又称为双极磁场)。此时，前一个梯度脉冲引起所有质子自旋去相位，后一个梯度磁场使静态质子自旋重聚，而沿梯度磁场方向进行扩散运动的质子，在回波时间相位分散，不能完全重聚，导致信号下降。通过有和无双极磁场获得的自旋回波序列(SE)影像进行相减，得出沿梯度磁场方向上运动的质子的信号改变。由于组织之间弥散系数不同而形成图像。在人体中，弥散成像不仅对扩散运动敏感，对生理活动亦很敏感。因此患者的任何运动，如肢体移动、心脏及动脉搏动，呼吸运动等均可增加弥散系数D值。为了避免这一现象，目前使用表观弥散系数(ADC，apparent diffusion coefficient)来描述生物分子在体内的扩散量。
目前MR扩散成像多用于脑缺血、脑梗死、特别是急性脑梗死的早期诊断。此外弥散成像还可以对N乙酰天门冬氨酸(NAA)，肌醇(MI)，肌酸(Cr)、磷酸肌酸(PCr)等进行成像，即弥散波谱检查。
（二)灌注成像
灌注成像(perfusion weighted imaging，PWI)是用来反映组织微循环的分布及其血流灌注情况、评估局部组织的活力和功能的磁共振检查技术。根据成像原理可分为三种法，对比剂首过灌注成像、动脉血质子自旋标记法及血氧水平依赖对比增强法。
1．对比剂首过灌注成像 又称为磁敏感性对比剂动态首过团注示踪法。其基本原理是：当www.med126.com顺磁性对比剂通过团注瞬间首过毛细血管床时，可导致成像组织的T1、T2（T2*)值缩短，以T2值缩短明显。此时利用超快速成像方法，如进行扫描成像来观察组织微循环的T1、T2（T2*)值的变化，从而得到信号强度—时间曲线，以及计算相对脑血容量(relative cerebral blood volume，rCBV)、相对脑血容量图(relative cerebral blood volume map，rCBVm)等。
2．动脉血质子自旋标记法该方法是通过采用反转脉冲预先标记动脉血中质子。当其进入成像层面时因被标记而得以检测，或者对成像层面施加饱和脉冲，通过检测流入的未饱和质子来获得灌注信息，如血流量图，通过时间及估计饱和程度。
3．血氧水平依赖对比增强技术（Blood Oxygen Level Dependent，BOLD) BOLD是以脱氧血红蛋白的磁敏感性为基础的成像技术。其原理为血液中脱氧血红蛋白含有顺磁性的铁，当其含量增加时，引起T2或T2*时间的缩短。而当血流量增加，耗氧量增加不明显时，其含量减少，在T2或T2*加权上表现为信号增强。如果大脑皮层某一区域受到刺激，局部血流量则增加，氧合血红蛋白增加。对刺激前后分别成像，通过减影的方法即可得到该区域血流灌注情况的图像。
目前灌注成像主要用于脑梗死的早期诊断，心脏、肝脏和肾脏功能灌注及肿瘤良恶性鉴别诊断方面。
（三)脑功能性MRI检查（Functional MRI of the Brain，fMRI)
脑fMRI是一项20世纪90年代初才开展的，以MRI研究活体脑神经细胞活动状态的崭新检查技术。它主要借助快或超快速MRI扫描技术，测量人脑在思维、视、听觉，或肢体活动时，相应脑区脑组织的血流量（CBV)、血流速度（CBF)、血氧含量（oxygenation)以及局部灌注状态等的变化，并将这些变化显示于MRI图像上。
脑fMRI检查主要有造影法、血氧水平依赖对比法（BOLD)。实验证明，人脑对视觉、听觉的刺激，或局部肢体活动，可使相应功能脑区的血氧成分和血流量增加，静脉血中去氧血红蛋白数量亦增多。顺磁性的去氧血红蛋白可在血管周围产生“不均匀磁场”，使局部组织质子“相位分散”加速，可在梯度回波或EPI序列T2WI或T2*WI图像上显示局部MR信号增强。这就是BOLD脑功能MRI检查的大致机理。
脑fMRI检查目前更多的仍在研究阶段，用以确定脑组织的功能部位。临床已用于脑部手术前计划的制定；如癫痫手术时，通过fMRI检查识别并保护功能区；了解卒中偏瘫病人脑的恢复能力的评估，以及精神疾病神经活动的研究等等。
（一)物质的磁性概念
广义地说，一切物质都是磁介质：即在外磁场作用下，能够获得磁矩（或磁化)的物质。可分为① 抗磁质（antimagnetic substance)；② 顺磁质（paramagnetic substance)，如Gd、Fe3+、Mn 3+等； ③ 铁磁质；④ 反铁磁质和铁氧体磁质；⑤ 超顺磁质（粒子)（superparamagnetic substance)，如Fe3O4粒子。
（二)磁共振对比剂的作用机制
目前，大多数对比剂都是通过改变质子的T1和T2弛豫时间来增强或降低组织或病变的信号强度，达到造影目的。
1．顺磁性配合物类对比剂的作用原理
顺磁性物质含有不成对电子。不成对电子与质子一样为磁偶极子，具有磁性，且其磁性较质子约大675倍。在无顺磁性物质存在的情况下，组织的T1、T2弛豫时间决定于质子之间的偶极子——偶极子相互作用，当组织中有顺磁性离子时，氢质子与其它顺磁性离子相互作用引起的电子偶极子－氢质子磁偶极子弛豫效应，成为影响氢质子弛豫的决定性因素，它主要体现在内外界弛豫上。内外界弛豫的结果使质子的T１、T２值缩短。这种内外界弛豫效应，是顺磁性离子弛豫增强的基础。
2．超顺磁性和铁磁性粒子类对比剂的作用原理
这两类对比剂又称为磁敏性对比剂或阴性对比剂。它们的磁性和磁化率远大于人体组织结构和顺磁性配合物，造成局部微观磁场的不均匀，当水分子弥散经过这些区域时，很快产生去相位（dephasing)，使血管周围组织的T2或T2*显著缩短，而对T1影像不大，这种效应称磁化率效应（susceptibility effect)。超顺磁氧化铁（SPIO)是此类对比剂的代表，目前已有商品上市，应用于临床。
（三)MR对比剂的分类
MR对比剂按增强类型可分阳性对比剂（Gd-DTPA)和阴性对比剂（SPIO)。按对比剂在体内分布分为细胞外间隙对比剂（如Gd-DTPA)、细胞内分布或与细胞结合对比剂（如肝细胞靶向性对比剂钆卞氧丙基四乙酸盐Gd-EOB-DTPA)、网状内皮细胞靶向性对比剂（超顺磁性氧化铁粒子，SPIO)和胃肠道磁共振对比剂。
（四)Gd-DTPA及其临床应用
Gd-DTPA即钆喷替酸二葡甲胺盐，钆（Gd3+)离子具有很强的顺磁性，但由于其毒性作用而不能以离子形式注入生物体内，将Gd3+与DTPA螯合后，可大大减低钆离子的毒性。Gd-DTPA主要通过改变氢质子的磁性作用，缩短T1、T2时间而产生有效的对比作用，在低浓度（0.1~0.2mmol/kg体重)时主要缩短T1，从而获得高MR信号，达到影像增强效果，当浓度提高到0.5mmol/kg体重时，其对T2的影响趋于明显，组织的MR信号反而下降。
Gd-DTPA用药剂量为0.1~0.2mmol/kg体重，采用静脉内快速团注，约在60秒内注射完毕。对于垂体、肝脏及心脏、大血管等成像还可采用压力注射器行双期、动态扫描。常规用T1WI序列。此外，可结合脂肪抑制或磁化传递技术等增加对比效果。
使用对比剂的目的在于显示病变的血供情况，勾画肿瘤的轮廓，区别病变组织与正常组织，发现平扫不能显示的微小病变，以及进行灌注等功能研究。目前临床已广泛应用于各系统病变的检查。
（一)超声仪器基本概念
1．换能器(探头) 是发射并回收超声的装置。它将电能转换成声能，再将声能转换成电能。它由晶片、吸声背块、匹配层及导线四个部分组成。
2．聚焦 在超声场内，将声束中的超声能量会聚成一点的方法称为聚焦。它有利于减小声束，提高横向分辨力，又可分为几何(机械)聚焦和电子聚焦。
3．动态聚焦 使声束在整个深度范围内均得以聚焦的方法，称为动态聚焦。一般为三点或四点动态聚焦，聚得的焦点越多成像速度越慢。
4．增益 将超声波信号加以放大的方法称为增益。一般取对数放大，增益调节通过改变射频放大器的放大倍数实现，前提是必须有适当的输出能量。
5．灰阶 即灰度(亮度)的等级。一般B超仪取8～16级灰阶，已可获得层次丰富的图像，目前最大的灰阶范围是256级。
（二)超声图像基本概念
1．无回声区 病灶或正常组织内不产生回声的区域。
2．低回声 又称弱回声，为暗淡的点状或团块状回声。
3．等回声 病灶的回声强度与其周围正常组织的回声强度相等或近似。
4．中等回声 中等强度的点状或团块状回声。
5．强回声 超声图像上形成的非常明亮的点状或团块状回声。
6．点状回声 即通常所说的光点。
7．浓密回声 图像上密集且明亮的光点。
8．实性回声 在图像上的某一区域，无厚壁和厚壁增强效应，可肯定为实质的回声，称为实性回声。
9．暗区 超声图像上无回声或仅有低回声的区域。又可分为实性暗区及液性暗区。
10．声影 由于障碍物的反射或折射，声波不能到达的区域，亦即强回声后方的无回声区，此即为声影，见于结石、钙化及致密软组织回声之后。
11．靶环征 某些肿瘤病灶，在其中心强回声区的周围形成低回声同心圆环，称为靶环征。见于肝及胃肠道肿瘤等。
12．假肾征 中间为强回声，周围为弱回声，整个形态类似肾脏的图形称之为假肾征。常见于正常胃亦可见于肠道肿瘤。
13．驼峰征 当肝脏肿瘤从肝表面向外呈圆形隆起时，称之为驼峰征。
14．晕圈 肿瘤边缘的弱回声所形成的透声环称为晕圈，多见于肝癌病灶周围。
15．慧星尾征(简称星尾征) 超声遇到金属节育环、胃肠内气体、胆囊气体等出现强回声，而其后方出现声影，声影边界不清，内有多数平行的条状回声或慧星状反射。
16．结石滚动征 在胆囊结石时，其内可见强光团伴声影，且可随体位改变而移动，此即结石滚动征。
17．双筒枪征 又称平行管征。肝管或胆总管扩张时，声像图上形成与门静脉平行的直径相近或更粗的管道图像，形似双筒枪而得名。
（一)A型超声仪的工作原理
A型单向超声诊断仪由主控电路、发射电路、高频信号放大器、补偿电路、检波器、视频信号放大器、时基电路、示波管和换能器组成。
主控电路产生触发反射电路和时基扫描电路的同步脉冲信号。增加同步信号的重复频率，可提高荧光屏的亮度，但重复频率过高，探测深度就受到限制。目前所采用的多为400～1000Hz的重复频率，最低者为50Hz。
发射电路受同步信号触发时，产生一个持续时间为1.5～5μs的高频电振荡。输出脉冲的幅度和持续时间可通过并联在输出端的电位器来调节。
接收电路包括高频放大器、检波器和视频放大器3部分，有的仪器加入补偿电路。接收电路中，设有增益和抑制两个调节旋钮。增益旋钮用来调节输出的放大倍数，抑制旋钮用来调节门限电平，以除去门限以下的无用小波，而不影响门限以上的信号。回声信号最后由视频放大器放大到足够的幅度，送到示波管的Y轴偏转板，产生Y向偏移。偏移的幅度基本和信号大小成正比。
时基电路产生锯齿波电压，经后级放大至足够的幅度，送至示波管的X轴偏转板，产生扫描线。锯齿波的重复频率由主控电路决定。一般在400～1000Hz范围。锯齿波电压变化的快慢(斜坡速度)和探测深度相关。变化越慢，最大探测深度越深。仪器的深度调节或比率调节，就是调节锯齿波电压的斜率。
（二)M型超声仪的工作原理
主控电路是一个高重复频率的多谐振荡器，由它产生的同步触发脉冲控制有关电路工作。
发射电路产生电脉冲激励换能器工作。
接收电路由射频放大器、时间增益补偿电路、检波器、视频放大器和信号处理等单元组成。射频放大器采用集中调谐放大电路，前三级为阻容耦合宽带放大器，第四级为调谐放大器。总增益大于85dB，带宽大于900KHz。时间增益补偿电路是一个波形叠加器，产生控制曲线，用此曲线同时控制高频放大器第二级和第三级，最高可达-60dB的增益补偿。并设有“近区”、“中区”(斜坡)和“远区”调节。“近区抑制”可以避免振幅过高的脉冲使放大器过载阻塞，提高浅层的分辨力。斜坡的位置和斜率调节恰当，可清晰地显示室间隔左右室面。“远区调节”用以清晰显示左室后壁内外膜面。
检波器检出的视频信号可直接由射频放大器放大送给显示器显示，也可经过信号处理后才放大。
时基电路和A型的相同，但是加在显示器的垂直方向上，而显示器的水平方向则是加入慢扫描电路产生的锯齿波信号以形成时间扫描。
按国际标准，点阵时标电路产生上下相邻两点间距为1cm，左右两行相距为0.5秒的点阵时标，供测量之用。
脉位调制电路利用脉冲位置调制的方法，使参考信号(心电、心音或其它参数)和心动图同步显示在荧光屏上。
（三)B型超声仪的工作原理
B型超声仪的工作原理与A型仪基本相同。它是由主控电路、发射电路、接收电路(高频信号放大器、视频信号放大器)、扫描发生器、图像显示器(电子枪、偏转系统、荧光屏)和换能器构成的。
主控电路又称同步触发信号发生器，它周期地产生同步触发脉冲信号，分别触发发射电路和扫描发生器中的时基扫描电路。超声脉冲发射的重复频率是由它控制的，通常同步触发信号的重复频率就是超声脉冲发射执业医师的重复频率。
发射电路在受同步信号触发时，产生高压电脉冲激励换能器。
接收电路接收由人体受检组织反射的超声信息，有以下几个主要过程：①对高频超声信号放大和对数压缩；②对高频超声信号检波，转变为视频信号；③对视频信号进行放大；④把放大了的视频信号显示在显示器上。
换能器将回波信号转换成高频电信号后，有的信号太弱，必须由高频信号放大器放大。
回声的高频电信号由高频信号放大器放大后，被检波器检出的视频包络信号要经过视频信号放大器放大和处理，然后加到显示器的栅极进行亮度调制。
扫描发生器产生扫描电压，使电子束按一定的规律扫描，在显示器上显示出切面图像。
超声回波信号的显示是通过显示器来实现的，常见的显示器是阴极射线管(CRT)。阴极射线管有静电式(示波管)和磁偏转式(显像管)两种，两者的基本结构相同，主要区别是前者采用电场偏转，而后者采用磁偏转系统。
电子枪的作用是发射高速且很细的电子束。偏转系统的作用是控制电子束，使其随外加电压的变化而偏转。
A型和B型超声仪工作原理的主要不同点是：①B型将A型的幅度调制显示改为辉度调制显示，它将放大后的回声脉冲电信号送到显示器的阴极(或控制栅上)，使显示的亮度随信号大小变化；②B型的时基深度扫描一般加在显示器的垂直方向，声束必须扫查，和显示器水平方向上的位移扫描相应，以构成一幅切面显示图。因此，B型仪器也称为切面显像仪或二维显像仪。
（四)连续式多普勒超声仪的工作原理
超声多普勒诊断仪简称D型超声仪。它是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行探测的仪器。
连续式多普勒超声仪是由振荡器发出高频连续振荡，送至双片探头中的一片，被激励的晶片发出连续超声的。遇到活动目标(如红细胞)，反射回来的超声已是改变了频率的连续超声，它被双片探头的另一片所接收并转为电信号。此信号与仪器的高频振荡器产生的信号混合以后，经高频放大器放大，然后解调取出差频信号。此差频信号含有活动目标速度的信息。由于处理和显示方式不同，连续式多普勒仪可分为监听式、相位式、指向式和超声多普勒显像仪等。最简单的多普勒显像系统由连续波多普勒血流检测器、存贮监视器与探头位置定位器组成。定位器用机械法与血流检测探头结合，并将信号传递至存贮监视器，在示波屏上显示出与探头位置相关的一个光点。当来自探头的超声束贯穿一条血管时，血流检测器产生一个信号至监视器并在示波屏上增辉及存贮。
（五)脉冲式多普勒超声仪的工作原理
脉冲多普勒血流仪发射的是脉冲波，每秒发射超声脉冲的个数称脉冲重复频率(PRF)，一般为5～10kHz。目前常用的距离选通式脉冲多普勒超声仪由换能器、高频脉冲发生器、主控振荡器、分频器、取样脉冲发生器、接收放大器、鉴相器、低通滤波器和f-v变换器等部件组成。换能器(探头)采用发、收分开型，发射压电晶体受持续时间极短的高频脉冲激励，发射超声脉冲。接收压电晶体收到由红细胞后散射的高频回波，经放大后输入鉴相器进行解调，低通滤波器滤去高频载波，让不同深度的多普勒回波信号通过。调节取样脉冲与高频发射脉冲之间的延迟时间，就可以对来自某一深度的回波信号进行选通取样，从而检测到该深度血管中的血流。按照取样定理，取样脉冲的重复频率必须大于最大多普勒频移的两倍。取样脉冲与发射脉冲之间的延迟时间，可用简单的单稳态延迟电路产生。标明选通距离的度盘直接装在调节延迟时间的电位器的轴上，延迟时间每改变13微秒，距离度盘上的距离标度正好改变
1厘米。经取样保持电路输出的信号中含有控制脉冲信号成分，经过低通滤波器滤除后，送f-v变换成电压输出。
（六)彩色多普勒血流显像仪的工作原理
彩色多普勒血流仪与脉冲波和连续波多普勒一样，也是利用红细胞与超声波之间的多普勒效应实现显像的。彩色多普勒血流仪包括二维超声显像系统、脉冲多普勒(一维多普勒)血流分析系统、连续波多普勒血流测量系统和彩色多普勒(二维多普勒)血流显像系统。震荡器产生相差为π/2的两个正交信号，分别与多普勒血流信号相乘，其乘积经模/数(A/D)转换器转变成数字信号，经梳形滤波器滤波，去掉血管壁或瓣膜等产生的低频分量后，送入自相关器作自相关检测。由于每次取样都包含了许多个红细胞所产生的多普勒血流信息，因此经自相关检测后得到的是多个血流速度的混合信号。把自相关检测结果送入速度计算器和方差计算器求得平均速度，连同经FFT处理后的血流频谱信息及二维图像信息一起存放在数字扫描转换器(DSC)中。最后，根据血流的方向和速度大小，由彩色处理器对血流资料作伪彩色编码，送彩色显示器显示，从而完成彩色多普勒血流显像。
（一)A型超声的临床应用价值与限度
A型(amplitude modulation mode)超声诊断即超声示波诊断，亦即幅度调制型超声。它是利用超声波的反射特性来获得人体组织内的有关信息，从而诊断疾病的。当超声波束在人体组织中传播遇到不同声阻抗的两层邻近介质界面时，在该界面上就产生反射回声，每遇到一个界面，产生一个回声，该回声在示波器的屏幕上以波的形式显示，界面两侧介质的声阻抗差愈大，其回声的波幅愈高；反之，界面两侧介质的声阻抗差愈小，其回声的波幅愈低。若超声波在没有界面的均匀介质中传播，即声阻抗差为零时则呈现无回声的平段。根据回声波幅的高低、多少、形状等对组织状态作出判断。
临床上常用此法测量组织界面的距离、脏器的径线，探测肝、胆、脾、肾、子宫等脏器的大小和病变范围，也用于眼科及颅脑疾病的探查。现时，A型超声的许多诊断项目已逐渐被B型超声所取代。然而它对于脑中线的探测、眼轴的测量、浆膜腔积液的诊断、肝脓肿的诊断以及穿刺引流定位等，由于其简便易行、价廉，仍有不可忽视的实用价值。
（二)M型超声的临床应用价值与限度
M型(motion mode)超声是辉度调制型中的一个特殊类型，主要用于心脏及大血管检查，早期将之称为M型超声心动图(M-ultrasound cardiogram & echocardiogram)。它是在辉度调制型中加入慢扫描锯齿波，使光点自左向右缓慢扫描。其纵坐标为扫描时间线，即超声的传播时间及被测结构的深度、位置；横坐标为光点慢扫描时间。由于探头位置固定，心脏有规律地收缩和舒张，心脏各层组织和探头间的距离便发生节律性的改变。随着水平方向的慢扫描，便把心脏各层组织展开成曲线。所以它所描记的是声束所经心脏各层组织结构的运动轨迹。根据瓣膜的形态、厚度、反射强弱、活动速度等改变，它可确诊二尖瓣狭窄、瓣膜赘生物、腱索断裂、心肌肥厚等病变。对心房粘液瘤、附壁血栓及心包积液等诊断较准确。对先天性心脏病、瓣膜脱垂等可提供重要的诊断资料。与心电图及心机械图配合则可测定多项心功能指标。
与A型超声一样，M型超声是由单晶片发射，单声束进入人体，因而只能获得一条线上的回波信息；较之B型超声能获得一个切面的信息量要少得多。当然，A型超声能准确地显示人体组织内各部位间的距离，而M型超声则可看出各部位间在一定时间内相互的位移关系，即心动状态。
（三)B型超声的临床应用价值与限度
B型(brightness modulation mode)超声，为辉度调制型，其原理与A型相同，其不同点有三：①它将回声脉冲电信号放大后送到显示器的阴极，使显示的亮度随信号的大小而变化；②B型超声发射的声束必经扫查，加在显示器垂直方向的时基扫描与声束同步，以构成一幅二维切面声像图。③医生根据声像图所得之人体信息诊断疾病，而不是象A型超声那样根据波型所反映的人体信息诊病。
B型超声具有如下特点：它将从人体反射回来的回波信号以光点形式组成切面图像。此种图像与人体的解剖结构极其相似，故能直观地显示脏器的大小、形态、内部结构，并可将实质性、液性或含气性组织区分开来。目前已广泛用于全身各部位检查，包括胸部心脏大血管、腹盆腔的肝、脾、肾、子宫、膀胱等。
超声的传播速度快，成像速度快，每次扫描即产生一帧图像，快速地重复扫描，产生众多的图像组合起来便构成了实时动态图像。因而能够实时地观察心脏的运动功能、胎心搏动，以及胃肠蠕动等。
由于人体内组织的密度不同，相邻两种组织的声阻抗也不同，当声阻抗差达千分之一时，两组织界面便会产生回声反射，从而将两组织区分开来。超声对软组织的这种分辨力是X射线的100倍以上。
此外，B型超声尚具操作简便，价格廉宜、无损伤无痛苦，适用范围广等特点，因而已被广大患者和临床医师所接受。
B型超声也还存在下述问题：① 显示的是二维切面图像，对脏器和病灶的空间构形和空间位置不能清晰显示；② 由于切面范围和探查深度有限，尤其扇扫时声窗较小，对病变所在脏器或组织的毗邻结构显示不清；③ 对过度肥胖病人，含气空腔(胃、肠)和含气组织(肺)以及骨骼等显示极差，影响显像效果和检查范围。
（四)脉冲波多普勒和连续波多普勒超声的临床应用价值与限度
脉冲波多普勒是由同一个(或一组)晶片发射并接收超声波的。它用较少的时间发射，而用更多的时间接收。由于采用深度选通(或距离选通)技术，可进行定点血流测定，因而具有很高的距离分辨力，也可对定点血流的性质做出准确的分析。由于脉冲波多普勒的最大显示频率受到脉冲重复频率的限制，在检测高速血流时容易出现混叠。这对像二尖瓣狭窄、主动脉瓣狭窄等这类疾病的检查十分不利。
连续波多普勒由于采用两个(或两组)晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。
现代超声仪兼有脉冲波和连续波两种多普勒装置，配合使用可以相互取长补短，获得大量的信息：①可以求得血流速度包括瞬时速度、平均速度、最大速度和最小速度等；②可以辨别血流方向(是朝向还是离开探头)，从而判定返流或分流方向；③可判别采样点血流的性质，是层流还是湍流，以评估血流是否正常；④可以计算动脉血流射血时间及血流速度上升的速度；⑤结合B型超声或M型超声所得资料，可以定量估测血流量、流率，对心功能作出较为准确全面的评估。
（五)彩色多普勒的临床应用价值与限度
彩色多普勒又称二维多普勒，它把所得的血流信息经相位检测、自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度资料以彩色显示，并将其组合，叠加显示在B型灰阶图像上。它较直观地显示血流，对血流的性质和流速在心脏、血管内的分布较脉冲多普勒更快、更直观地显示。对左向右分流血流以及瓣口返流血流的显示有独到的优越性。但对血流的定量不如脉冲波和连续波多普勒。
PACS（picture archiving and communication system，PACS)是以高速计算机设备以及海量存贮介质为基础。以高速传输网络联接各种影像设备和终端。管理并提供、传输、显示原始的数字化图像和相关信息。具有查找医学图像及相关信息快速、准确、图像质量无失真、影像资料可共享等特点。
根据美国国家电器制造商协会 (national electrical manufacturers association，NEMA) 对PACS的定义：一个完整的PACS必须具备：① 用于诊断、做诊断报告、会诊以及远程工作站操作时，提供影像的查看功能，② 在磁存贮介质或光存贮介质上对医学图像进行短期、长期的归档保存，③ 利用局域网、广域网或公用通讯设施进行影像的传输通讯，④ 为用户提供与其它医疗设施和科室信息系统进行集成的界面。
早在20世纪50年代，人们便提出了PACS的最早概念，限于当时的科学技术水平，只能借助无线电或有线电缆，传输视频或声音信号，进行远程诊断和会诊等。由于模拟信号在传输和存储过程中的信号损失，图像质量得不到保证，因而远程诊断在很大程度上受到了限制。进入20世纪80年代，CT、MRI、DSA以及90年代CR、DR、PET等数字化影像设备的应用和普及，产生了大量的数字化的医学影像资料，目前这些数字化的医学影像的保存方式仍以胶片为主，而这些胶片的日积月累，保管及查找就成了难题。虽然很多医院已利用计算机来管理、检索病人存档的影像图像和相关资料，但仍然存在许多不足：一是存放这些胶片需要大量的空间，查找起来仍然不便，并且需要耗费大量的人力；二是资料共享困难，由于胶片数量巨大且具有唯一性，一旦胶片借走或不幸丢失，将给医疗和科研带来损失或不便。三是胶片的消耗量大，费用高昂，同时储存胶片的环境要求也较高，否则胶片容易发生霉变。要解决以上问题，将医学影像“数字化”，实现“无片化”，已是医院未来发展的必然趋势。
近年来，随着计算机技术的高速发展，质优价廉的高速计算机以及海量存储介质的出现，为PACS提供了坚实的硬件基础。而网络技术的飞速发展和普及推进了医学图像的快速传输及资源共享。医院应用PACS的物质条件己经具备。
医院应用PACS的意义：① 医用影像的数字化，节约了大量的存储胶片的空间和大笔用于购买胶片的费用。② 快速、高效的调用影像及信息资料。③ 可永久的保存图像。④ 提供强大的后处理功能。⑤ 资料共享，便于会诊及远程医疗。
一套完整的PACS的组成必须包括：① 数字化图像的采集。② 网络的分布。③ 数字化影像的管理及海量存贮。④ 图像的浏览、查询及硬拷贝输出。⑤ 与医院信息系统（hospital information system, HIS)、放射信息系统（radiology information system，RIS)的无缝集成。其中，数字图像的采集在PACS中最为关键。
（一)数字化图像的采集
进入PACS的图像必须是符合DICOM3.0 标准的数字化的图像，而对于非数字化的图像必须经过数字化处理并转换成符合DICOM3.0标准的图像格式。因而PACS的图像采集通常有如下3种方式：
1．符合DICOM3.0标准的图像采集
早期生产的CT、MRI等设备，由于没有统一的标准，它们输出的图像虽然是数字化图像，但它们是不能彼此兼容的，这样就给图像的采集增加了难度。为解决不同厂商影像设备互连的问题，美国放射学会（Americian College of Radiology，ACR)和美国NEMA专为PACS制定了医用数字图像和传输（digital imaging and communications in medicine)协议，简称DICOM协议。以规范不同厂商的影像设备与PACS系统的互连和通讯。目前新生产的大部分医用影像设备均支持DICOM标准。最新的DICOM标准的版本为DICOM3.0 99版。必须指出的是，并非所有声称支持DICOM标准的设备都能接入PACS系统。其原因是DICOM标准极为复杂(最新版本的DICOM标准由14部分组成)，并且DICOM标准允许私有定义数据的问题。另外、多数影像设备的生产厂商将DICOM标准接口作为选件提供给用户，因而在购买设备时要特别注意这点。
2．非DICOM标准的数字图像的采集
对于非DICOM标准的数字图像如早期生产的CT、MRI等，通常采用原设备的生产商提供的DICOM转换接口或通过某些通用的数字采集装置（如激光相机的数字接口)来实现。但这种采集方式不一定完全符合DICOM 3.0标准图像。
3．无数据接口的图像采集
传统的X线设备及B超等一些传统的医用影像设备，通常用医用胶片或用视频信号传输到监视器上显示，因此可以利用胶片扫描仪或视频采集卡采集，然后再转换为符合DICOM3.0标准的数字信息。
（二)网络的分布
PACS实际上是一个以存储为中心的分布式计算机系统。必须选择性能优良的计算机作为服务器，同时，由于影像数据的储存及传输量非常大，高带宽的数据传输网络更是必不可少的。要科学合理分布网络，对于以影像诊断为主要目地的工作站要相应地提高硬件（如：CPU、显示适配卡、显示器等)的配置，对于以一般医疗参考为目的的工作站可适当减低硬件的配置，以便合理利用资源，降低系统成本。
（三)数字化影像的管理及海量存贮
大量的医学图像及其相关的资料必须进行分类、归档。患者信息及诊断信息需要录入及查询。因而PACS除需要高性能的网络服务器外，还需要不同的海量存贮介质。
由于进入PACS的数字化图像来源的多样性。它们所需的存贮容量是不同的。对于一幅512X512矩阵的CT、MRI图像。它的存贮容量约为500Kbit，以平均每个病人20幅图像计算约需10Mbit左右。而一幅胸片或乳腺图像则可能需要12Mbit。一个病人的DSA资料可高达GB数量级。由此可见，PACS要完整地保留所有病人的所有图像，必须具备性能优良，查找迅速的海量存贮器。目前可用于海量存贮的介质有：硬盘、MOD、CD、CDR、磁带库等。如按存贮的时间分可分为：在线存贮、近线存贮、离线存贮。
在线存贮：存储需要随时调用的图像和资料，如住院病人和门诊病人。存储介质通常为硬盘阵列和光盘塔。存储容量至少要求能容纳近30天左右的产生的图像。调用速度较快。
近线存储：存储不常用但仍有可能调用的图像，存储介质通常为光盘库或磁带库，存储容量为TB数量级。通过软件和自动机械方式自动调用，但速度相对较慢。
离线存储：存储需要永久保存的资料，存储介质通常为光盘、磁带。光盘、磁带常存于资料库，存储的容量由光盘和磁带的数量决定，理论上无存储的上限。
（四)图像的浏览、查询及硬拷贝输出
PACS系统采集并保存这些图像是为了方便查询并调阅病人的图像及资料。对于以诊断为主的工作站，从PACS系统调出的图像必须完整地反映原始图像的精度，同时对于不同来源的影像要有相应的显示软件的支持，如CT图像的窗宽、窗位的调节、CT值的测量、CT、MRI图像的三维重建、DR影像的高精度显示等。必要时，影像数据还可回传到产生图像的原来的设备进行处理，或通过激光打印机输出激光胶片。
（五)HIS、RIS系统的无缝集成
PACS系统能否与医院的HIS和RIS实现无缝连接，是衡量PACS成功与否的重要指标，只有实现无缝连接，PACS才能充分发挥其应有的作用，否则，无胶片化医院，远程诊断等只能是纸上谈兵。
PACS的安全性也十分重要，特别是接入HIS系统后，一旦系统崩溃，后果将不堪设想，PACS除了要求性能稳定以外，还要充分考虑系统的备份及对病毒的防护。
医学影像诊断包括X线、CT、MRI、超声等，是重要的临床诊断方法之一。为了达到正确诊断，必须遵循一定的诊断原则和步骤，才能全面、客观地作出结论。
利用影像检查诊断疾病时，应避免主观片面的思维方式，养成客观分析的习惯。一般应掌握16字原则，即全面观察、具体分析、结合临床、综合诊断。
（一)全面观察
通过全面细致的观察，达到发现病变的目的。观察中，应用解剖、生理和各种影像方法成像基础知识辨认出异常，并防止遗漏微小病变。
（二)具体分析
运用病理学等方面的知识，进一步分析异常表现所代表的病理意义。分析时应注意下列各点。
1．病变的位置及分布 某些疾病有一定的好发部位，例如颅内肿瘤，桥小脑角多见于听神经瘤，脑凸面多为脑膜瘤。
2．边缘及形态 骨质破坏区的边缘模糊者多为急性炎症或恶性肿瘤；边缘清晰者，多为慢性炎症或良性肿瘤。肺内病灶形如结节者多为肿瘤或肉芽肿，形如三角形者多为肺不张等。
3．数目及大小 结肠狭窄，单发者多为肿瘤，多发者常为炎症。肺内球形病灶，3cm以上者多为肿瘤，小于3cm者多为结核瘤和炎性假瘤。
4．密度信号和结构 骨密度增高者代表增生硬化，减低者代表疏松或破坏。肺内片状影均匀者多为肺炎，内有空洞者多为肺脓肿等。
5．周围情况 一般肺野密度增高，若纵隔向健侧移位代表胸腔积液，向患侧移位代表肺不张或肺纤维化等。
6．功能变化 心搏动增强多见于左向右分流的心脏病，减弱多见于心力衰竭和心包炎。
7．发展情况 肺内渗出性病灶，2~3天内吸收多为肺水肿，15~30天吸收多为肺炎。
（三)结合临床
具体分析弄清异常影像代表的病理性质后，必须结合临床症状、体征、实验室检查和其它辅助检查进行分析，明确该病理性质的影像代表何种疾病。由于存在“同影异病，同病异影”问题，分析时应注意以下各点：
1．现病史和既往史 如关节间隙狭窄和关节面破坏，病程急剧多考虑化脓性关节炎；缓慢多考虑结核或类风湿性关节炎。两下肺渗出性病灶，既往反复咳嗽及脓（血)痰，多考虑支气管扩张继发感染；既往健康，病史短，多考虑支气管肺炎。
2．年龄和性别 肺门部肿块，儿童多考虑结核；老年多考虑恶性肿瘤。下腹部肠外肿瘤，男性多源于泌尿系；女性多源于生殖系。
3．居住地区 某些地区存在流行病和地方病。如三北地区的大骨节病，牧区的包虫病等。
5．临床体征 心脏杂音对心脏病诊断帮助很大，不能忽视。
6．其它检查 肺上部渗出性病灶，如痰中查到结核菌，肺结核诊断可确立；超声检查对少量心包积液诊断优于X线平片，是诊断重要参考。
7．疗效观察 肺部小结节病灶，治疗后吸收或稳定多考虑炎症；治疗后逐渐增大，多考虑恶性肿瘤。
（四)综合作出诊断
经过观察、分析和结合临床后，需结合各种影像检查的结果，作出影像诊断。影像医学自身是一个整体体系，虽然各种成像技术的成像原理不同，但都是使人体内部结构和器官形成影像，其中每一种成像手段均以其独特的成像原理从不同角度直接或间接地反映人体疾病的本质。
鉴于各种影像学方法间的互补性，在很多情况下常需要利用不同检查方法提供的信息互相补充、互相参照、互相对比，从多方位、多角度反映疾病的本质，从而得出正确的结论。
所得影像诊断有3种：① 肯定诊断 影像诊断在资料齐全，疾病本质有特异征象时，则可以确诊；② 怀疑诊断 通过对获得的影像信息的分析，不能确定病变的性质，而是提出几种病变的可能；③现象诊断 因后两种属尚未确诊，故应提出进一步检查意见及其它建议。
（一)分析影像图像之前，应了解病史和其他相关检查资料，使阅片既全面又有重点，利于影像诊断。
（二)了解技术条件及检查方法
影像图像上有许多信息，包括① 病人的材料，如姓名、检查号、性别、年龄、检查时间等；② 技术条件信息，如在观察X线片时应注意投照位置的正确性、黑白对比的鲜明性和器官组织轮廓的清晰度等。在分析CT图像前需了解如扫描序号、kV、mA、层厚、扫描架转角、是平扫还是造影增强、窗技术情况以及兴趣区大小及CT值等等。在具体观察MRI图像征象前，应首先明确各图像的成像参数加权，亦即该图像是用何种射频脉冲序列扫描成像的。这是因为不同组织器官在不同参数射频脉冲序列（加权)扫描时，它们的MR特征和信号强度是不尽相同的。这些病人材料及技术信息是影像读片的基础。
（三)明确所分析的图像是正常抑或异常
在确定所分析图像上是否有异常前，要掌握以下几方面的基本知识：①熟悉基本解剖知识。例如不要把正常后颅凹的颈静脉骨性结节当成异常征象，也不要把肝门、肺门的大血管断面当成异常征象。② 熟悉器官之间或器官内不同组织的密度或信号。例如正常脑灰质的CT密度比脑白质的密度高，勿误认为异常CT征象。③ 了解部分容积效应对影像检查的影响。勿把大脑内的胼胝体误认为异常，勿把横膈顶、肾脏上下极误认为异常征象等。④ 熟悉各种图像上的常见伪影类型。如CT颅底易产生骨性伪影，可以影响颅底脑组织结构是否异常的辨认。又如器官不自主运动产生的伪影，可影响纵隔、肺门、以及腹腔脏器的观察等。
但应注意，疾病的产生与发展是互相联系的，而任何一种图像信息都是机体病变的瞬间记录，且各种检查手段显示病变的能力及显示病变的内容也不完全一样，某些早期病变或隐匿病变在某一影像检查时可能表现为阴性。
（四)回答异常病变的位置
异常病变定位需要有系统解剖和断面解剖的基础知识，才能对病变作出比较正确的定位，才能比较正确地估计病变侵犯的范围或程度。
（五)最后是对异常病变的定性诊断
并不是所有病变均能作出定性诊断的，定性诊断率高低与各种影像检查方法有关，如X线定性诊断率较低，而某些部位的CT、MRI定性准确率可达95%；定性诊断率的高低，部分还与医生的临床经验和影像学诊断经验有关。如果定性诊断确实困难，可根据病情建议复查或进行某种治疗后复检，亦可建议病人再作些其他实验或影像学检查，如有必要还可建议病人作活检或外科探查。
影像诊断原则介绍了分析图像应掌握的要点。现在阐述分析图像时常用的方法。
（一)系统观察
阅片时切忌无顺序的乱观察或只注意醒目病变，应养成系统观察的习惯，按一定顺序进行，防止遗漏病变。例如观察骨骼系统照片，应依次为骨组织、周围软组织和邻近关节组织；进而观察骨组织时，应依次为骨干、干骺端和骨骺；而且每个部位又依次观察骨髓腔、骨皮质和骨膜等。又如CT图像是断层图像。所以要了解某一器官的全部情况，则需一组连续系列多幅图像，常为10幅乃至几十幅。需仔细观察每一幅图像。然后通过思维而构成某一器官或结构的立体图像。① 阅片时原则上应先阅平扫片，再阅增强扫描CT片。在平扫片上可对病灶是等密度、低密度、高密度或钙化灶作出判断；在增强扫描片上可根据病变有无强化，来判断病灶血供是否丰富，血脑屏障有无损害等改变。② 按扫描层次的顺序阅片，既可以从上到下，也可能从下到上有顺序地逐层阅片，这有助于识别部分容积效应，也不致于把某些管道性正常解剖结构误认为病变或肿瘤。③ 阅读不同窗宽和窗高技术条件下的CT片。“窗宽”和“窗高”是根据检查的目的要求和部位确定的，合适的“窗宽”、“窗高”的CT图像才不会遗漏病灶。
（二)对比观察
同一片内，采用对比观察易于发现病变，如胸部照片，常采用左右对比，上下对比，这样容易发现病变。有时人体对称部位的某一侧发生伤病，只有一侧照片，难于判断有无异常，遇此情况应照对侧照片对比，例如判断小儿肘关节有无骨骺分离常需两侧对比。
（三)前后观察
两次以上照片采用前后对比观察，不仅利于发现病变，还能动态观察确定病变性质，判断治疗效果等。
（参与本章内容编写工作的还有陈卫国、陈勇)
