20xx放射医学技术中职考试之专业知识

20xx放射医学技术中职考试之专业知识内容摘要：

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。 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。 StewartHamilton 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③IVDSA 时动脉内碘浓度取决于 所给予的碘总量，与注射速率无关④IVDSA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 IVDSA。 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。 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 1/41/3。 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。 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 630 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 2550 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，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 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 1026 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。 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 Bo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 Bo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 Bo相对应的进动频率也称 Larmor拉莫频率，原子在 为该原子的旋磁比，为一常数值。 氢原子的磁旋比为。 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。 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 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。 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。 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。 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、T T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。 ：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。 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。 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， 180176。 反转脉冲到 90176。 激励脉冲之间的时间间隔称为反转时间 TI。 两个 180176。 脉冲之间的时间间隔为 TR，90176。 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。 磁共振成像的层厚由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。