MRI成像新技术（共8篇）
MRI成像新技术 篇1
0 引言
自MRI在临床应用以来,绝大部分是用于静态器官的检查,比如中枢神经系统,腹部等动态器官的扫描效果一直不太理想。因为在行MRI检查时,不可避免地出现呼吸生理伪影,为减少呼吸伪影[1],往往使用屏气扫描或门控扫描[2],尤其对无法控制呼吸的患者门控扫描就成了唯一的检查方式。在门控扫描中,有呼吸门控技术[3]和导航门控技术2种技术[4],其中导航门控技术在20世纪90年代之后才被提出并被逐步应用[5],近年来,呼吸导航技术在上腹部胰胆管成像(MRCP)的应用已十分成熟,并取得了较好的图像质量[6]。
1 呼吸门控和导航门控的特点
1.1 呼吸门控(respiratory gating)的特点
呼吸门控采用外置呼吸探测垫或腹带[7]的方式接收呼吸运动,呼吸感应器感应呼吸状态产生呼吸运动幅度的波,当呼吸波在一定域值的上限和下限之间时(一般选用呼气末)采集数据(如图1所示),从而达到每次同步采集,进而得到清晰的腹部图像,把呼吸的影响控制在最低[8],从而有效避免呼吸运动伪影[9]。
1.2 导航门控(navigator gating)的特点
导航门控不需任何外接部件就可实现自由呼吸采集[10],它是先连续采集5个呼吸周期用以探测膈肌的位置,然后采用断续的导航脉冲[9]采集膈肌位置,当膈肌位置落入采集窗后,就利用图像采集序列采集图像,如图2所示。
2 呼吸门控与导航门控的比较
2.1 共同点
(1)无论是呼吸门控还是导航门控其出发点都是寻找每次呼吸相同位置以触发扫描。人体每次吸气深度会有所差异但呼气基本一致,所以门控都选择呼气末作为触发点。
(2)呼气时膈肌向上移动,吸气时向下移动,膈肌运动的幅度决定了呼吸的幅度,2种门控方式都希望能准确跟踪膈肌运动。
(3)2种门控方式都需要进行呼吸补偿,以回顾性的方式用呼吸波形来对相位编码数据进行相位重排,抑制呼吸运动伪影。
2.2 不同点
(1)呼吸门控需外接呼吸探测垫或腹带,而导航门控不需这些设备。
(2)导航门控首先用快速序列寻找膈顶位置,通常要对膈肌进行冠状位和矢状位2个方向扫描,从2个方向寻找膈顶位置,以确定导航窗口的安放位置。之后的正式扫描中首先通过多个学习脉冲寻找膈顶位置,然后通过导航脉冲同步定位膈顶位置以触发扫描。而呼吸门控就不需要预先进行膈肌定位扫描等步骤。
(3)导航门控扫描方式的采集窗由导航采集和触发采集组成,呼吸门控的扫描方式只有一个触发采集窗。
(4)导航门控因为要进行快速的扫描定位,所以对所用扫描序列限制较呼吸门控严格,只能用于一些超快速的序列,如真实稳态进动序列、超快速小翻转角梯度回波序列等。
3 讨论
呼吸门控技术无需做前期的预扫描,操作简单,但需要比较准确地为患者连接呼吸传感器,且呼吸传感器通过腹带的收缩和展开间接感应人体呼吸运动,所以较易受其他人体运动的干扰,其感应到的呼吸运动并不是十分准确。而且腹带往往是利用带中气体的压缩和释放来感应人体呼吸,对一些无法平静呼吸或呼吸频率过快的患者往往会出现漏感应或错误感应导致触发的精度不高。对于腹部已经安装有其他设备的患者无法连接腹带,就无法用门控方法进行自由呼吸的扫描。导航门控无需连接外置腹带,所以适用的受检查者较呼吸门控多,而且导航门控技术采用导航脉冲采集膈肌图像,然后与学习脉冲扫描时找到的膈肌至顶图像进行位置对比,以准确确定膈顶位置,从而触发扫描。由于膈肌运动直接反应呼吸变化,而采用导航门控,能从图像上探测每次呼吸的肺底膈顶位置,进而准确找到呼气末期,达到更精准的门控触发。但导航门控需对膈肌预先进行正常呼吸下的矢状位和冠状位的扫描,寻找膈肌运动到膈顶的位置,以此确定呼气末的导航窗位置。此操作比较复杂,对操作人员的要求比较高,整个扫描的周期比较长。导航门控在扫描中要求受检者在预先定位扫描和之后的触发扫描中保持一致的呼吸状态,从而使每次膈顶能落入导航窗内,如果受检者出现严重的呼吸起伏就会导致导航扫描失败,所以导航门控能用于呼吸急促的患者但无法完成对有严重呼吸起伏患者的检查。
4 结语
综上所述,对于一般中小医院,由于操作人员的水平参差不齐,也很少做科研型的精准扫描,所以比较适用呼吸门控技术。而对于大型医院,由于受检查者情况较复杂,对图像要求高,操作人员的应用能力较强,更适合采用导航门控技术。但在购置磁共振中,有条件最好将2种门控技术都纳入配置。这样可以灵活地安排扫描,对要求不高的一般患者,扫描可采用呼吸门控,对于有较高图像要求或腹部已安装其他设备的患者以及呼吸急促的患者可采用导航门控技术。
参考文献
[1]彭振军,刘定西,孔祥泉,等.呼吸频率与重复时间在胸腹部成像中相互关系的初步探讨[J].中华放射学杂志,1995,29(3):165-167.
[2]Morimoto A,Nishio H,Shimoyashlki Y,et al.MR Cholangio Pancre-atography using respiratory triggered half—Fourier RARE technique[J].Japan Clinics,1998,56:2 859-2 864.
[3]樊卫,张伟光,杨小春.PET/CT呼吸门控技术及其应用介绍[J].中华核医学杂志,2007,27(2):126-128.
[4]关照坤,李新春,何建勋,等.呼吸导航回波联合腹带加压在肝脏磁共振成像中的应用[J].中国CT和MRI杂志,2009,7(2):50-52.
[5]Liu Y L,Rjederer S I,Rossman P I,et al.A monitoring feedback andtriggering system for reproducible breath-hold MR imaging[J].MagnReson Med,1993,30(4):507.
[6]张丽香,徐坚民,龚静山,等.磁共振胰胆管成像:屏气HASTE厚层采集与呼吸导航TSE三维薄层采集比较[J].海南医学,2007,18(6):62-64.
[7]樊华,林涛,王明胜.一种利用呼吸传感器实现同步图像采集的方法[J].生物医学工程研究,2006,25(4):236-238.
[8]刘怀军.3T MRI基础与临床[J].中国医疗设备,2009,24(5):131-133.
[9]杨刚,李林.MRI伪影的产生机理及其补偿技术研究[J].医疗卫生装备,2007,28(7):62-63.
[10]常时新,陈瑶,鲍红,等.3T MR心肌延迟强化成像对心肌梗死的显示——导航回波自由呼吸与屏气采集技术之间的对比研究[J].临床放射学,2011,30(12):1749-1752.
拓宽视野成像新技术 篇2
【关键词】 超声； 拓宽视野成像； 全景超声成像；
【中图分类号】R445.1 【文献标识码】B【文章编号】1004-4949（2015）03-0490-01
90年代以来，由于电子计算机容量和功能的提高，数字化技术的引入，以及各种信号处理、图像处理和控制技术的应用，医学超声成像新技术、新设备、新方法层出不穷。这里就主要新技術的物理声学基础、临床应用现状及发展前景等问题作一简要阐述。
一超声弹性成像
超声弹性成像作为一种新的超声成像方法，它通过获取有关组织弹性信息进行成像，弥补了X射线、超声成像（Us）、磁共振成像（MRI）、计算机断层扫描（CT）等传统医学成像模态不能直接提供组织弹性的不足，具有无创、简单、便宜、容易应用等优点，被广泛应用于临床，成为目前医学弹性成像的一个研究热点。
弹性成像（elastography）一词最初出自静态/准静态压缩的超声弹性成像，狭义的弹性成像就仅指这种成像方式，其基本原理为对某一组织施加一个内部（包括自身的）或外部的、动态或静态/准静态的激励：在弹性力学、生物力学等物理条件下，组织将产生一个响应。例如位移、应变与速度的分布：弹性模量较大即较硬的组织应变较小，或者振动的幅度和速度较小：利用超声成像或磁共振成像等方法，结合数字信号处理或者数字图像技术，可估计出组织内部的位移、应变等参数，从而间接或直接反映其弹性模量等力学属性的差异根据组织激励方式的不同。
超声弹性成像主要包括静态准静态压缩的弹性成像、血管弹性成像、心肌弹性成像、低频振动激励的声弹性成像、基于脉冲激励和超快速超声成像系统的
瞬时弹性成像或者脉冲弹性成像、声辐射力激励的声辐射力脉冲成像、辐射力成像、剪切波弹性成像和超音剪切成像、利用超声激励的声发射技术的振动声成像和简谐运动成像等。
二谐波成像
谐波成像是一项超声诊断新技术，是近年来非线性领域的一项重大突破，这一技术的开发和应用使许多疾病的诊断范围和诊断水平得到拓展。在二维及彩色多普勒超声检查中应用谐波成像极大地提高了信噪比，更清晰地显示被检脏器的图像和血流状态，这一技术被认为是超声技术发展过程中的又一里程碑。
近十年来，经周围静脉使用的超声微泡造影剂的研制取得了快速的发展，而微泡造影剂与谐波技术的联合应用更为超声成像带来新的进展。声波在介质中传播以及在反射和散射时，都具有非线性效应，导致产生谐波。滤去基波，利用谐波的信息去进行成像，称为谐波成像。谐波成像主要分为两大类：组织谐波成像和对比谐波成像。
1.组织谐波成像
组织谐波成像是利用声波在组织中产生的谐波进行成像。为了在自然组织中产生丰富的谐波信号，发生声波的声压常较大。国内外的研究表明，组织谐波成像与传统超声相比有一定的优势：提高心内膜显示能力：提高肝硬化背景下的占位性病灶的检出率：清晰显示胰头区的复杂解剖关系，改善肥胖患者盆腔脏器的显示效果：改善肥胖、肋间隙狭窄、胸廓畸形、肺气肿及高龄患者心肌与心内膜的显示效果等。
组织谐波成像改善图像质量的技术基础为：①近场处谐波能量很少，不易产生伪像。常规超声图像的大部分伪像来源于胸壁和腹壁的反射和散射，这些伪像含有极少的谐波频率，因此近场伪像被消除：②有利于消除旁瓣伪像。基波频率能量和谐波频率能量呈非线性关系，能量较高的基波产生相当大的谐波能量，而弱的基波几乎不产生谐波频率能量。因旁瓣能量比主波低得多，产生的二次谐波很低，不足以形成图像，因此消除了旁瓣的干扰：③谐波波长较短，可以提高轴向分辨力。频带较窄，提供较佳的侧向分辨力。频率比基波高1倍，所以其检测低速血流速度的阈值为基波的1/2，即对低速血流的检测更灵敏：④提高远场的图像质量。组织谐波成像一般使用穿透力高的低基波频率，且由于谐波非线性效应，在某一深度范围，谐波的能量明显增强，有力地提高该深度范围的声噪比，明显提高了超声图像的质量。
2.对比谐波成像
对比谐波成像是利用超声造影剂的谐波进行成像。对比谐波成像的效果和质量与造影剂及相应的对比谐波成像技术有关。
微泡造影剂在超声声场中的行为与微气泡的大小、外壳的机械特性及入射声波的声压有关：当外加声压较弱时，主要呈现线性背向散射：随着外加声压的增加，微泡产生丰富的二次谐波，其幅度接近基波，比人体组织的二次谐波强1000倍以上，利用这一特点可进行二次谐波成像：再提高声压，微泡破裂，气体溢出，呈现瞬间高强度信号散射，称为“受激声波发射”。新型的穿微循环声学造影剂（微泡直径小于8μm，可以通过肺毛细血管进入体循环）可分为两代：第一代包括利声显（Levovist）、Albunex、Echovist：第二代包括Optison、SonoVue、Definity、Sonazoid、Imagent、PESDA、Aerosomes、Quanfism等。与微泡内所含气体为空气的第一代造影剂不同，第二代造影剂所含气体绝大多数为高分子量、低溶解度、低扩散度的氟碳气体，故性质更为稳定。
三三维成像
在医学临床影像诊断中，仅通过观察二维切片图像，很难准确确定病变体的空间位置、大小、几何形状和与周围生物组织的关系。本世纪七十年代由计算机控制的超声CT技术开始兴起，将超声诊断水平提高到一个新的高度，并有助于分子生物学和生物物理学的发展。近十几年随着计算机技术的飞速发展，推动了三维超声成像技术的研究和应用。
与二维成像相比，三维超声成像技术具有图像显示直观、可精确测量结构参数、可辅助治疗等许多优势，但由于超声图像自身获取技术上的固有缺陷，造成超声图像清晰度较差，较难对二维图像进行必要的预处理，而在超声图像获取过程中组织器官自身的运动以及人体呼吸心跳的影响也都会导致获取的序列二维图像之间存在可能会影响重建精度的差异，并且三维重建过程中运算量较大，如何能够加快重建速度却又不损失重建结果的真实度也是一个亟待解决的问题
四总结
今后三维超声成像仪的发展有着十分广阔的发展前景。在进一步提高计算机微处理器的运算速度后，可以使动态三维图像准实时显示并能显示体内器官的实时剖切图像（四维超声成像）。另外，如果在提高成像装置质量和改进操作方法的基础上，还可获得几乎能与光学内窥镜相媲美的动态三维图像。最近还出现了将彩色多普勒信号重建为动态三维彩色多普勒血流图的技术，除能观察血流部位、途径、范围、轮廓与起止点之外，尚可判断其方向与流速并清晰分辨血流信号与其旁侧的心壁和瓣膜。Acuson彩色多普勒血流仪就可显示冠状动脉的主干及其分支。除此之外，在动态三维超声显示的立体图像上，通过计算机处理，可根据需要切割并除去浅层组织的回声，有利于对欲实施手术病灶的细致分析，可用于模拟手术。
参考文献
[1]罗建文， 白净. 超声弹性成像的研究进展[J]. 中国医疗器械信息 ， 2014，（05）
[2] 徐智章， 俞清. 超声弹性成像原理及初步应用[J]. 上海医学影像 ， 2013，（01） .
[3] 罗葆明. 乳腺肿瘤超声鉴别诊断新方法——超声弹性成像[J]. 中国医疗器械信息 ， 2006，（09） .
MRI成像新技术 篇3
1 资料与方法
前瞻性评价31例少儿骨关节长骨生长板MR成像,男性25例,女性6例,年龄3~16岁,平均年龄8.9岁。其中:膝关节19例,观察股骨远端与胫骨近端骨骺生长板;肘关节8例,观察肱骨远端骨骺生长板;踝关节4例,观察胫骨远端骨骺生长板。4例为双侧关节骨骺生长板对照成像。正常少儿关节11例,外伤患儿关节20例,其中,新近外伤17例,外伤后MR检查时间1 d~6个月,陈旧性损伤3例,损伤时间在1 a以上。
MRI成像采用日立公司0.3 T永磁型磁共振仪与西门子公司1.5 T Avanto磁共振仪。所有病例均行矢状位与冠状位成像。0.3 T磁共振仪成像序列为:自旋回波序列(SE)T1WI TR/TE=600/25 ms,FS-T2WI TR/TE=3 000/117 ms,梯度回波(GE)序列T2WI TR/TE=500/10 ms,FA=30度,层厚:4 mm,层间距:1 mm,1.5 T磁共振仪成像序列为:TSE序列T1WI TR/TE=572/11 ms,T2WI TR/TE=4 000/73 ms,PDWI序列TR/TE=3 080/32 ms,fl2d T2WI TR/TE=600/15 ms,FA=20度,层厚:3 mm,T2WI-DESS(dual echo steady state)序列TR/TE=19.93/7.24 ms,FA=25°,层厚0.6 mm。
2 结果
正常长骨骨骺软骨与生长板软骨在高、低场机的MRI信号强度表现类似。SE序列T1WI生长板软骨与骺软骨表现为等信号,两者信号无明显差异。T2WI生长板软骨表现为稍高信号,而骨骺软骨呈低信号影(见图1),DESS序列T2WI生长板软骨与骺软骨均表现为高信号(见图2),但骺软骨信号稍低于生长板信号,两者分界明显(见图3),干骺端骨质与骨骺二次骨化中心表现为低信号影,关节腔积液表现为高信号影,高于软骨信号。
MRI DESS序列生长板损伤表现为高信号的生长板连续性中断或增厚。20例外伤病例中,2例单纯干骺端骨折而生长板及骨骺未见受累,骨骺和生长板损伤18例。采用Salter-Harris分类法分为5型,Ⅱ型2例(见图4),Ⅲ型8例(见图5),Ⅳ型6例(见图6),Ⅴ型2例(见图7)。
陈旧损伤3例MR表现为:骨生长板连续性中断,骨桥形成,成角畸形2例。
3 讨论
3.1 生长板损伤
正常生长板形态依年龄不同表现有所差异[2,3],生长板形成期干骺端与二次骨化中心间由干骺端生长板与骨骺环形生长板组成(见图3),MRI上不能区分二者,平衡期表现为板样、轻度双波浪状改变,境界清(见图2),随着年龄的增长,骨骺闭合,生长板软骨骨化,生长板板状结构逐渐变薄为线样断续改变、“驼峰”样结构,逐渐被骨结构替代。长骨发育过程中,生长板成骨活动对骨的延长、塑形起关键作用,各种因素包括外伤、炎症、肿瘤与生长代谢活动障碍等均可影响生长板的发育异常,导致骨的生长发育畸形,其中生长板损伤是最主要的原因,依其损伤的部位、程度、Salter-Harris骨折类型及年龄,可能导致肢体的短缩畸形与成角畸形的发生[4]。因此,外伤骨折后观察是否有生长板损伤存在,对于骨折的治疗方案选择及伤残预后的判断有着极其重要的临床意义[5]。
3.2 生长板成像技术
早期国外学者主要集中采用自旋回波序列T1WI、T2WI及早期的梯度回波序列研究骨骺软骨与生长板软骨,受当时的磁共振成像序列技术限制,图像空间分辨率及信噪比较低,对于生长板损伤显示能力有限。近年随着成像技术的发展,特别是梯度回波序列的成熟利用,显示生长板多采用脂肪抑制3 D小角度激发快速梯度回波序列(西门子公司称为T2-FLASH,GE公司称为SPGR),生长板及骺软骨表现为高信号影,干骺端及二次骨化中心表现为低信号,二者具有鲜明的对比,特别有利于生长板透明软骨的显示与评估[6]。
DESS序列是近期唯一在西门子公司的设备上研发的梯度回波序列,序列中同时采集了FISP信号和PISF信号,获得高信噪比且T2权重较重的图像,多用于大关节的3 D成像[7]。该序列生长板表现为中高信号,信号略高于骺软骨信号,关节液呈现很高信号。DESS序列与SPGR序列相比,为三维容积成像,层厚薄。本组31例中23例采用了SE与DESS序列对比成像,结果表明DESS图像空间分辨率高,容积效应小,可多平面重建,生长板各期信号表现一致,能清晰显示生长板软骨信号及形态。外伤病人常合并关节积液与水肿,DESS序列可将关节软骨损伤的高信号与关节积液的高信号区分开来。因此,作者认为DESS序列应作为显示生长板损伤的首选序列,常规SE序列作为观察骨折血肿的补充序列。
3.3 正常生长板MR表现
正常生长板MRI信号表现取决于成像序列,在DESS序列上生长板表现条状高信号影,其形态随发育时期不同而表现略有差异。组织学上生长板被分为4层:a)生发层,为间叶细胞,呈梭形,数量很少;b)增殖层,软骨细胞分裂增殖迅速,细胞密集呈扁平形;c)肥大细胞层,包括成熟软骨细胞、退变和先期钙化带;d)初期和二次骨小梁。MRI不能区分4层结构。朱绍成等[2]在生长板MRI与解剖组织学动物对比研究中,将发育期生长板分为4期,即生长板形成前期、形成期、平衡期及闭合期。本组样品年龄3~16岁,其MRI表现符合动物生长板后3期的形态特征。因此作者初步认为人类生长板的分期,也可采用该分期方法。但限于本组样品数较小,不能研究具体分期与年龄的相关性,有待于将来大样本的进一步研究。
3.4 生长板损伤的MRI表现
选用DESS序列使MRI对生长板损伤的诊断与分型十分明确,表现为生长板连续性的中断,骨折或软骨断裂线清楚显示。同时能清楚显示骨骺解剖移位,有利于肱骨远端骨骺骨折及脱位的准确诊断,而X线平片对骨骺软骨损伤的误漏诊发生率有的高达47.4%[8]。对于X线平片难以诊断的V型损伤,MRI通过双侧对比,也能早期直观显示。
参考文献
[1]Forriol F,Shapiro F.Bone development:interaction of molecular components and biophysical forces[J].Clin Orthop Relat Res,2005,36(432):14-33.
[2]朱绍成,史大鹏,周存升,等.发育期长骨生长板的MRI与解剖组织学实验研究[J],实用放射学杂志,2002,18(4):261-264.
[3]Laura J,Varich H,Tal L,et al.Normal maturation of the distal femoral epiphysealcartilage:age-relatedchangesatMRimaging[J].Radiology,2000,214(3):705-709.
[4]王云钊,刘薇,李文峰,等.儿童长骨生长板损伤组织学和影像诊断[J].放射学实践,2005,20(8):736-738.
[5]Arkader A,Warner WC Jr,Horn BD,et al.Predicting the outcome of physeal fracture of the distal femur[J].J Pediatr Orthop,2007,27(6):703-708.
[6]Kirsten E,Diego J.Patterns of premature physeal arrest[J].AJR,2002,178(4):967-972.
[7]杨正汉,冯逢,王霄英.磁共振成像技术指南[M].北京:人民军医出版社,2007:148.
MRI成像新技术 篇4
1 资料与方法
1.1 一般资料
选取我院2012年4月-2013年4月收治的124例颅脑疾病患者作为观察对象。其中男68例, 女56例。患者年龄38~72岁, 平均 (45.4±5.2) 岁。124例患者中26例脑出血 (其中9例合并SAH) , 2例脑室出血, 3例蛛网膜下腔出血, 6例脑挫裂伤合并SAH, 2例硬膜外血肿, 6例硬膜下血肿 (其中4例合并SAH) , 66例缺血性脑梗死, 5例脑挫伤, 6例脑炎, 2例脑瘤出血, 全部患者均经手术或临床复查确诊。
1.2 方法
我们应用日立0.3 TESLA核磁共振装置 (开放式) 。改进后的自旋回波序列T1WI (TE=15、TR=824、FA=90、NSA=1、相位编码为128、频率编码为256) , 层数为16、层厚为7 mm、层间距为8 mm、视野为220、矩阵为256×256, 扫描时间仅为53"。标准SE序列 (TE=15、TR=500、FA=90、NSA=2、相位编码为192、频率编码为256) , 层数为16、层厚为7 mm、层间距为8 mm、视野为220、矩阵为256×256, 扫描时间为5'58"。改进后的T2WI (TE=120、TR=4000、FA=90、NSA=1、相位编码为128、频率编码为256) , 层数为16、层厚为7 mm、层间距为8 mm、视野为220、矩阵为256×256, 扫描时间仅为44'。标准FSE序列 (TE=120、TR=4000、FA=90、NSA=3、相位编码为224、频率编码为256) , 层数为16、层厚为7 mm、层间距为8mm、视野为220、矩阵为256×256, 扫描时间为6'24"。分别进行矢状位、冠状位及横轴位扫描。
1.3 图像分析
全部病例均由两名经验丰富的主治医师及一名副主任医师读片。对比标准SE序列及快速SE序列, 标准FSE序列及快速FSE序列的疾病检出率情况。
1.4 统计学分析
应用SPSS 19.0统计学系统, 应用t检验, 应用χ2检验, 以P<0.05为差异具统计学意义。
2 结果
124例颅脑疾病患者经标准T1WI序列检出97例, 经改进后SE序列检出66例, 标准SE序列对颅脑疾病检出率更高 (P<0.01, χ2=17.20) 。患者经标准T2WI序列检出116例, 经改进后FSE序列检出113例, 两组检出率比较, 差异不显著 (P>0.05) 。此外, 两种方法对出血性疾病和>10mm的缺血性疾病、脑炎、脑挫伤的检出例数相同。病变大小在 (5~10) mm的患者采用两种方法的检出例数差异不显著 (P>0.05) 。对于病变<5 mm的患者, 标准SE、FSE序列成像检出例数更多 (P<0.01) , 见附表。
3 讨论
原始数据的处理速度及扫描速度是影响成像速度的两大因素。其中, 原始数据的处理速度由计算机处理数据的相应系统决定, 通常情况下, 完成数据采集后, 原始数据就已处理完毕。因此, 原始数据的处理速度对成像速度的影响不大。扫描速度是决定成像的主要因素[1,2]。扫描速度=TR (重复时间) ×相位编码数×平均次数[3]。TR取值区间在30~15000 MS, TR为一个特定值, 临床上, 根据实际需要, 合理限定TR取值, 可有效加快扫描速度。体素矩阵的列代表频率编码[4]。它对扫描时间无影响, 但对体素空间定位有利。体素矩阵的行代表相位编码[5]。它与扫描耗时呈正相关。标准MR成像的数据采集往往按相位编码的方向进行, 每采集一行, 均需一个成像周期, 耗时较长。快速成像技术可适当缩短这一时间, 仍可取的较为满意的效果。本研究中, 低场MRI快速成像技术采集时间短, 可显著缩减急诊患者检查时间。此外, 低场MRI快速成像对于病变>5 mm的患者诊断率较高, 对急诊颅脑相关疾病的诊断具有十分重要意义, 应广泛应用于临床。
参考文献
[1]张明杰, 张学庆, 赵全景.低场MRI快速成像技术在急诊颅脑疾病诊断中的应用[J].医学影像学杂志, 2005, 15 (4) :337-338.
[2]张宁.MRI与CT在老年多发性脑梗死病人诊断中的临床结果比较[J].中国保健营养, 2013, 2 (上) :976-977.
[3]张建军, 吴伟蜂, 葛焕祥, 等.3.0T磁敏感加权成像诊断脑梗死后脑出血的价值[J].放射学实践, 2010, 25 (3) :289-292.
[4]刘长志.浅析颅脑MRI扫描技术[J].中国伤残医学, 2013, 21 (4) :241-242.
MRI成像新技术 篇5
1 临床资料
1.1 一般资料
收集我院2008年1月至2009年12月已行关节镜检查及手术证实的42例ACL损伤患者的膝关节MRI图像资料, 并进行回顾性分析。本组男31例, 女11例, 年龄16~56岁, 平均36岁。25例经手术证实, 17例经关节镜证实。
1.2 方法
嘱患者仰卧位, 膝关节腘窝下方放一圆垫, 使其成自然屈曲位。采用GE signa 0.2T永磁MRI扫描机, 膝关节表面线圈, 用膝关节成像。先进行轴位自旋回波 (SE) 序列T1WI (TR/TE=350 ms/20 ms) , 选一个通过股骨髁间窝的横断面为定位像, 在内侧髁、外侧髁的后缘作一水平连线[3], 自髁间窝的中心点作切线的垂直线, 斜矢状面的方向为垂直线的内侧和垂直线成10°~15°。并行快速自旋回波 (FSE) 序列T2WI (TR/TE=3500 ms/94.5 ms) , T1WI (TR/TE=350ms/20 ms) FOV 20×20层厚4 mm层间距1 mm。再行冠状位FSE T2WI及斜矢状面脂肪饱和抑制技术 (STIR) 。
2 结果
2.1 ACL损伤的各种MR征象
2.1.1 ACL损伤直接征象[4] (ACL本身形态和信号的改变) : (1) ACL消失:矢状面及冠状面, ACL均不能显示; (2) ACL萎缩细小:ACL明显细小; (3) ACL不连续:ACL实质断裂, 可见上下两个残端; (4) ACL走行异常:矢状图像上, ACL纤维不平行于Blumensaat线 (股骨髁间窝皮质线) ; (5) ACL水肿增粗:在T2WI或STIR像, ACL信号增高为水肿;ACL局限性或弥漫性增宽为增粗。
2.1.2 ACL损伤间接征象[4] (ACL本身形态和信号异常之外的改变) : (1) “对吻性”骨挫伤:股骨外侧髁及胫骨平台外后侧骨挫伤:T1WI低信号, T2WI、STIR为高信号; (2) Notch征:股骨外侧髁凹陷加深加大或局部骨挫伤改变; (3) 胫骨前移:股骨髁中部的矢状面上, 胫骨后缘皮质垂线位于股骨髁后缘皮质垂线之前方5 mm以上; (4) 外侧半月板后角裸露:矢状面上, 外侧半月板后角后缘皮质垂线之后方; (5) 后交叉韧带角变小, 后交叉韧带 (PCL) 弓形变后交叉韧带近段部分与远段部分所形成的角, 正常<105°。
2.2 ACL显示的情况共计40例ACL完整显示, 显示率达95%。
2.3 ACL损伤的直接征象共有38例显示。ACL消失2例;ACL萎缩细小5例;ACL不连续伴ACL水肿增粗8例;ACL走行异常伴ACL水肿增粗23例。
2.4 ACL的间接征象“对吻性”骨挫伤33例, Notch征31例, 胫骨前移15例, 外侧半月板后角裸露25例, 后交叉韧带角变小30例。
3 讨论
ACL是位于膝关节内滑膜外, 外周有滑膜包被的纤维结构。ACL起于股骨外侧髁内侧面的半圆形凹陷处, 呈扇形斜向前下方, 行于髁间顶和横韧带之间, 止于胫骨髁间隆起的前方, 与外侧半月板的前中部相连。在膝伸直时紧张而于关节屈曲时松弛[3]。起作用在于防止股骨向后移位, 胫骨前移及膝关节的过度伸直和过度旋转。
3.1 ACL的显示
膝关节在屈曲斜矢状位能清楚地显示韧带的股骨区和髁间窝顶下的空间, 能减少平均容积伪影, 更好地观察正常和损伤的ACL。其胫骨上的附着点可在矢状位和斜矢状位上显示, 在股骨附着点上可在轴位和斜矢状位上显示。
3.2 ACL的正常MRI表现
主要在斜矢状位观察, 表现为自后上斜向前下的连续的带状低信号, 下缘光滑, 平直。低信号伴随线样中等信号之纹路, ACL的远端信号增粗。
3.3 ACL损伤的直接征象和间接征象的敏感性和特异性ACL损伤后, 全部的直接征象的特异性均很高。
依据ACL的形态和信号改变, MRI诊断ACL损伤的准确性, 可以达到95%。同时笔者认为ACL不连续和ACL走行异常优于其他3个征象。本文分析了5种ACL损伤的间接征象, 前4种均具有较高的特异性;后交叉韧带角变小, PCL弓形变具有较高的敏感性[4,5], 余征象的敏感性较低, 故其间接征象不能作为主要的诊断依据, 可作为辅助诊断依据。
本文通过回顾性分析并结合参考文献, 笔者认为膝关节屈曲斜矢状面能最佳地显示ACL的全貌, 并对ACL的损伤诊断提供准确的证据。ACL损伤的直接征象是诊断的基础, 最具有诊断意义;ACL损伤的间接征象可作为辅助诊断手段[4,6], 其中“对吻性”骨挫伤, Notch征, 后交叉韧带角变小, 后交叉韧带 (PCL) 弓形变, 胫骨前移, 外侧半月板裸露征, 具有重要参考提示价值。
参考文献
[1]胡卫东, 项立, 范义, 等.前交叉韧带撕裂的MRI诊断.医学影像学杂志, 2006, 16 (7) :760-762.
[2]付立平, 王艳莉, 王俊杰, 等.低场MRI诊断前交叉韧带撕裂23例分析.长江大学学报医学卷, 2009, 6 (2) :41-43.
[3]马贺骥, 谭威, 何翠菊, 等.膝关节前交叉韧带损伤的MRI成像方法及诊断研究.中国临床医学影像杂志, 2006, 17 (6) :341-342.
[4]郑卓肇, 范家栋, 吕兴隆, 等.前交叉韧带损伤:MRI多征象分析.中国医学影像技术, 2004, 20 (9) :1311-1314.
[5]龚静山, 陈蓟, 刘特, 等.MRI辅助征象对前交叉韧带撕裂的诊断价值.中国医学影像技术, 2009, 25 (2) :286-289.
MRI成像新技术 篇6
1 资料与方法
1.1 一般资料
该院收治的宫颈癌临床患者64例为研究对象, 患者年龄24～73岁, 平均 (53.6±12.3) 岁。患者的临床表现为:阴道比规则出血、接触性或者是性交后出血、绝经后阴道出血。其中诊断为鳞癌者53例, 腺癌者9例, 腺鳞癌者2例。所有患者均经手术进行治疗。
1.2 方法
该次研究中所应用的仪器为GESigna0.35T磁共振成像仪, 扫描参数为:TR3 000～4 600, TE120 ms, 层厚为8 mm, 间隔为1 mm, 视野280～400 mm, 矩阵256×256[3]。该次研究中所有患者均在治疗前2～7 d展开MRI检查, T2WI成像方位为矢状、横断、冠状位, 所有病例均对垂直宫颈纵轴的FSET2WI进行扫描, 该扫描的层厚为5 mm。
1.3 统计方法
研究中所有相关数据, 均采用SPSS14.0统计学数据处理软件进行处理分析, 组间对比采用χ2检验。
2 结果
2.1 临床分期与MRI表现
0期:MRI表现为阴性。ⅠA期:MRI的表现为阴性。ⅠB期:MRI表现为在轴位能够看到宫颈部中等信号的肿瘤, 会在正常宫颈低信号的结合带发生突破。ⅡA期:矢状位会表现出宫颈中等信号, 并且肿瘤会向下侵犯低信号的阴道上2/3。ⅡB期:MRI会呈现出轴位宫颈增大, 一般呈现出不对称的现象, 突向一侧或者是向轴位高信号的宫旁组织突出。ⅢA期:与ⅡA期的表现比较相似, 但是会向下对阴道1/3产生累及。ⅢB期:与ⅡB期的表现比较类似, 然向周围达主韧带附着部或者是盆底肌肉发生受累。ⅣA期:呈现出局部局部侵犯低信号的膀胱壁以及高信号的直肠壁增厚。ⅣB期:远处的器官受到累及。
2.2 临床分期与病理分期结果
经统计发现, 宫颈癌的临床分期表现为ⅠB期者18例, ⅡA期者14例, ⅡB期者32例。病理分期结果表现为ⅠB期者50例, ⅡA期者5例, ⅡB期者9例。见表1。
由表1可知, 临床分期与病理分期结果有23例符合, 符合率为35.94%。
2.3 MRI分期与病理分期结果
经统计, 由MRI检查进行分期结果表现为ⅠB期者38例, ⅡA期者11例, ⅡB期者11例, ⅢA期者2例, ⅢB期者2例。两者比较详见表2。
由表1可知, MRI检查分期结果有46例与病理分期结果符合, 符合率为71.88%。显然MRI分期准确性显著高于临床分期, 且两者比较, 差异有统计学意义 (P<0.05) 。
2.4 淋巴结转移
该次研究中经MRI检查发现有9例患者发生淋巴结转移, 病理证实有14例, MRI对淋巴结预测的准确性为92.19% (59/64) 。
3 讨论
目前在临床上宫颈癌为十分常见的一种女性生殖道恶性肿瘤, 在治疗前对其展开正确的临床分期对选择合理的治疗方案具有十分重要的临床意义[4,5]。然妇科检查的诊断准确率较低, 很容易发生误诊和漏诊, 临床分期的准确率也相对较低[6]。然经临床研究中证实MRI能够对软组织产生较高的分辨率, 能够对肿瘤在子宫内的侵犯范围进行清晰显示, MRI从人体多方位、准确、客观、真实的对宫颈病变部位、范围、侵犯程度、淋巴结转移进行了显示[7,8,9]。该次研究中对64例患者展开临床分期、MRI分期同病理分期进行比较的研究, 结果发现, 在以病理分期为金标准的条件下, MRI检查分期准确率显著高于临床分期, 差异有统计学意义 (P<0.05) , 并且MRI检查对淋巴结转移的预测准确率也高达92.19%[10]。以上结果均表明, 宫颈癌MRI分期具有较高的准确性, 并且对淋巴结转移诊断的准确性也很高, 具有重要的临床意义, 值得在今后的临床诊疗过程中对其予以推广。
摘要：目的 对磁共振成像技术 (MRI) 在宫颈癌分期以及治疗中的临床价值进行分析探讨。方法 随机抽取该院收治宫颈癌临床患者病例64例, 在术前对患者展开MRI检查, 并将术后病理检查结果作为金标准, 将临床分期、MRI分期同病理检查结果进行对比分析。结果 术前临床分期结果有23例与病理分期相符, MRI分期结果有46例与病理分期相符, MRI检查有9例患者发生淋巴结转移, 病理证实有14例。结论 宫颈癌MRI分期具有较高的准确性, 并且对淋巴结转移诊断的准确性也很高, 值得临床注意。
关键词：磁共振成像技术,宫颈癌,分期,治疗,临床价值
参考文献
[1]沈铿, 郎景和.妇科肿瘤面临的问题和挑战[M].北京:人民卫生出版社, 2009.
[2]李新春, 商健彪, 伍筱梅, 等.宫颈癌的MRI表现与分期诊断价值[J].南方医科大学学报, 2007 (3) :118-120.
[3]米玉成, 霍勇军, 李欣, 等.评价MRI在宫颈癌诊断及分期中的应用价值[J].医学影像学杂志, 2006 (10) :70-72.
[4]李宁, 王晓宏, 徐志巧.子宫颈癌的MRI诊断 (附45例病例) [J].医药论坛杂志, 2011 (1) :46-48.
[5]马德智, 陆玉敏, 李保生.低场强MRI在宫颈癌诊断和分期中的应用[J].河北医药, 2011 (2) :37-38.
[6]李海学, 赵瑞峰, 晋记龙, 等.磁共振成像对宫颈癌的诊断与分期研究[J].实用医学影像杂志, 2005 (4) :48-49, 57.
[7]杨沛钦, 李新春, 郑晓林, 等.MRI对早期宫颈癌的诊断和分期价值[J].放射学实践, 2006 (5) :84-85.
[8]蔡琳.MRI在宫颈癌治疗前分期的研究[J].齐齐哈尔医学院学报, 2011 (6) :61-62.
[9]杜立新, 雷益, 梁碧玲, 等.宫颈癌的MRI征象与新分期价值[J].海南医学, 2010 (16) :32-35.
MRI成像新技术 篇7
关键词：PET/MRI,分子影像学,多模式成像,闪烁晶体,探测器,衰减校正
新技术的不断发展促使人们从分子水平去研究生化过程, 进而进行药理学、遗传学和病理学的检查评估[1], 从而形成了新型学科—分子影像学。在各类分子影像技术中, PET/MRI是最前沿、 最具潜力的新技术。 随着PET/MRI的出现、发展直至成功应用于临床实践, 核医学又迎来了新的挑战和机遇。本文就PET/MRI的研制进展作一报道。
1 PET/MRI的总体优势
近年来PET/CT技术蓬勃发展, 并已经成熟应用于临床。PET/CT既可以提供解剖信息又可以提供功能信息, 其诊断准确性与单纯的PET或者CT相比有了很大提高, 有力地说明了多模式成像技术的巨大临床价值。与CT相比, MRI在反映解剖形态和生理功能信息方面具有无可比拟的优越性, 特别是在软组织对比方面, 其优势更强且无辐射。PET与MRI的结合即PET/MRI有PET/CT无法超越的优势[2]。但作为一种新技术, PET/MRI也会有一些不足之处, 见表1。
2 PET/MRI闪烁晶体和探测器的进展
PET/MRI设备有多种装配方式, 最简单的就是类似于PET/CT的装配方式, 即所谓的“串联式”, 是将两种检查设备在时间和空间上按顺序进行排列, 分别获得图像后再通过软件技术对图像进行融合。基于这种原理, 飞利浦公司开发了一种类似的系统:该系统占用一个单间, 两个扫描器 (TOF PET和3-T MRI) 分别置于地板上转台的两端;患者先进行MRI检查, 检查完后扫描床旋转180°, 患者进入PET扫描孔依顺序进行图像采集, 然后再进行图像融合。GE公司则选择了“三合一”装配方式:将PET/CT和MRI分别置于两个相邻的房间, 通过一个开关控制的可停靠的扫描床来移动病人进行图像采集。显然, 这种先顺序采集再后期融合的技术大大降低了PET/MRI的应用潜力[3]。还有一种装配方式就是所谓的“插入式”, 即将一个小的PET放入标准的MRI扫描器中, 实现设备一体化, 从而可以在时间和空间上同时进行图像采集[4,5]。而一体机对PET/MRI的闪烁晶体和探测器提出了更新、更高的要求。
研究发现, PET/MRI中使用的闪烁晶体必须具有与人体相近的磁兼容性, 而传统的闪烁晶体中如硅酸镥钆、硅酸钆的磁兼容性与人体相差很远, 影响了MRI磁场的均匀性, 从而产生伪影, 所以不能用于PET/MRI中[6]。新型的闪烁晶体一直在不断开发中, 如只掺有铈的硅酸镥 (LSO :Ce) 的衰减时间为40 ns, 而掺有铈、钙的硅酸镥 (LSO :Ce Ga) 的衰减时间为30 ns, 这使光产量大大提高[7]。此外, 掺有铈的溴化镧 (La Br3 :Ce) 的衰减时间只有15 ns, 也是当前闪烁晶体研究的热点之一[8]。
一体化的PET/MRI如果使用传统的光电倍增管 (Photomultiplier Tube, PMT) 就会遇到一个技术上的难题:PMT对磁场环境高度敏感, 而MRI磁场可改变电子运行轨迹导致探测电子的损失, 几乎每种类型的PMT PET信号都会在磁场中发生扭曲, 比如PET探测器的能谱会因为PMT输出信号的损失而大幅减少, 使探测器中闪烁晶体的峰值位置不能区分[9]。相反, 雪崩光电二极管 (Avalanche Photodiode, APD) 对磁场不敏感, 可直接或通过极端的光纤与PET晶体连接, 基于APD-PET的PET/MRI在小动物和人脑中的研究已有报道[10,11]。商业性的可用于全身扫描的APD PET/MRI也已经研发出来, 西门子公司的Biograph m MR就是联合LSO (Lutetium Oxyorthosilicate) 晶体和APD研制出来的, 可在强磁场下检测 γ 粒子并且将信号由闪烁光子形式转换成电信号的形式[12]。
尽管APD技术已经比较成熟, 但它仍有信号放大增益低 (102~103) 、输出信号慢和时间分辨率低的缺点。因此, 基于硅光电倍增器 (Silicon Photoelectric Multiplier, Si PM) 的盖革模式APD成为了未来PET/MRI的关注点, 它具有与PMT相同的放大增益和时间分辨率[13,14], 并且还有一致性良好、尺寸小、工作电压低、结构紧凑等优点。基于Si PM的PET结构由一系列APD微单元组成, 每一个单元是一个独立的盖革式探测器, 通过一个猝灭电阻引入偏置电压, 当光子作用于探测器单元时, 进行放电;同时, Si PM对温度比较敏感, 所以Si PM信号输出的稳定性取决于偏置电压和温度变化的稳定性[8]。Hyun Suk Yoon等研究发现, 应用基于Si PM的具有12 个探测器模块的PET/MRI设备, PET信号或图像没有射频干扰, MRI扫描信号仅有轻微降低[15]。Seiichi Yamamoto等应用Si PM-PET与MRI研究小鼠大脑, 发现通过噪声减少技术, PET/MRI的信噪比仅稍低于MRI。随着温度控制技术的发展, Si PM的温度敏感性问题也将会得到解决[16]。
3 PET/MRI图像的校正融合
3.1 系统的衰减校正
MRI系统成熟的全景成像矩阵 (Total Imaging Matrix, TIM) 技术的射频线圈也应用在PET/MRI中, 而研究证实接受射频脉冲信号的表面线圈在PET探测器的视场 (Field of View, FOV) 中会潜在地衰减PET信号, 所以为了得到最好的MRI和PET信号, 就需要对局部接受射频脉冲的表面线圈进行优化, 使其具有不衰减PET信号的性质, 即使其对 γ 射线的影响降到最低[17,18]。其他相关硬件如检查床、连接器等也需要进行相应优化。目前衰减校正的途径和方向共有两种:1 直接的衰减校正法 (Attenuation Correction, AC) , 这种方法主要针对检查床、头部线圈等相对固定的器件。通过CT扫描得到70~120 ke V的三维衰减系数图, 然后再将基于CT扫描的衰减图转化为511ke V的三维衰减系数图, 即u-maps, 进而可以进行PET的图像重建。2 覆盖全身的体阵列线圈在射频场中所处的位置因病人而异, 很难通过MRI手段来进行预测, 那么就需要实现无PET信号衰减。Psulus DH等应用鱼肝油和超短回波序列, 以5 种不同的方式重建PET图像, 进而量化了射频表面线圈的影响, 对于体阵列线圈衰减校正方法的推进起到了重要作用[17]。
3.2 组织的衰减校正
在PET/CT中, CT数据可提供组织密度信息并被用于PET数据的衰减校正。基于CT的衰减校正方法是一种分段线性缩放算法, 就是在511 ke V的情形下将CT衰减值转化为线性衰减系数。同样的, 在PET/MRI中也需要一种合适的衰减校正方法, 但是由于MRI图像像素值只与组织中的氢核密度和组织的松弛程度有关, 而与电子密度相关的质量衰减系数无关, 例如骨骼和空气分别有着最高和最低的正电子衰减系数, 在MRI上却同为低信号, 所以基于MRI的衰减校正比较困难。
目前基于MRI的衰减校正方法有两种, 第一种是区域分割法, 即把衰减特性不同的组织和器官分成不同的区域 (如空气、肺部、脂肪、肌肉、骨等) , 然后再获得分割好的不同区域的511 ke V下相应组织的衰减系数, 再进行衰减校正[19]。但该技术不适用于本身密度分布不均的器官和组织, 如骨、肺和其他不可预测的良性或恶性的解剖异常组织等[20]。第二种是图谱配准法, 即将解剖图谱与预先知道的含有病人MRI-CT信息的衰减图谱 (如CT图谱) 进行融合配准, 进而产生每个病人特有的衰减图。但病人的标准解剖图谱是无法获得的, 那么通过解剖图谱融合而成的衰减图真的是每个病人所特有的符合自身的解剖图吗?该方法的临床应用可行性还需更多的实验研究来证实。有学者比较了这两种方法的优劣, 在正常的组织中通过分割法得到的标准摄取值 (Standard Uptake Value, SUV) 的平均误差是14.1%, 而图谱法是7.7% ;病灶组织的SUV值平均误差分别是7.5% 和5.7%, 可见由于骨、肺组织衰减系数不稳定的原因, 图谱法稍稍优于分割法。但事实上两种方法在肺组织的准确度都很低, 其应用受到了很大限制[21,22]。Defrise et al等研究表明, 可以通过PET获得的时间飞跃的信息来提高基于MRI图像得到的衰减图的精确性[23]。
早先飞利浦TF PET/MRI设备测试提出的3 级组织分割法 (背景空气、软组织和肺) 似乎适用于全身显像, 它使用的是所谓的“at MR”采集序列, 是以飞利浦特有的解剖和衰减的图谱而设计的序列[24]。后来, 又有人提出了4 级分割法 (背景、肺、脂肪和软组织) , 它需要通过两个方向的Dixon序列采集来实现。最近Yannick Berker等人提出了4 级组织分割技术, 即通过超短回波时间序列 (Ultrashort Time of Echo, UTE) 和Dixon MRI序列的结合实现基于MRI的PET/MRI校正。应用UTE辨别皮质骨和空气, Dixon技术辨别软组织和脂肪组织, 然后采用UTE三回波序列 (分辨骨组织的UTE序列和径向分离水和脂肪组织的梯度回波序列) 就可得到基于MRI的4 级分级的衰减图[25], 但是该技术的检查时间较长。
此外, Matthias Hofmann等研究发现, 基于MR的衰减校正方法 (MR-AC) 远远优于基于CT的校正方法 (CT-AC) , MR-AC还能辅助PET/MRI系统进行运动校正和部分容积校正。在图像采集过程中, 病人的头部运动、呼吸运动、心脏搏动等都会影响病灶的定位和定量分析。而基于MR的运动校正有作为定量方法改善PET质量的潜力:首先, 目前先进扫描仪具备标准的空间分辨率;其次, 衰减和发射之间的数据差距可以通过相应方法进行消除;第三, 可以用图像处理方法和校正数据来评估放射示踪剂的动脉输入函数 (Arterial Input Function, AIF) , 从而提高PET数据的可靠性和可重复性[26,27]。用于PET/MRI的运动校正方法主要有两种:一种是重建后再融合 (Post-reconstruction Registration, PRR) , 即每个门控采集的图像都进行单独重建, 再将重建后的所有图像融合在一个标准门控中, 进而形成校正效果平均化的图像;另外一种是运动补偿图像重建 (Motion-compensated Image Reconstruction, MCIR) , 即通过迭代重建法直接重建出运动补偿图像。运动校正后的PET图像质量在肺肝边界和肝脾边界得到了明显改善, 但由于心脏MRI对比度不够, 图像质量改善不明显。与无运动图像相比, 校正后的图像单位体素的SUV单元均方根误差有所下降。利用MRI进行运动校正能提高PET影像质量, 但受限于快速MR的成像质量[28]。众所周知, PET成像中的部分容积效应会导致功能成像中放射性药物摄取值的测量不准确, 部分容积校正在贝叶斯反褶积框架中进行, 通过采用共轭梯度法衰减模糊的部分容积, 从而产生基于体素的校正后的PET图像。它大大提高了PET图像的质量, 效果可媲美几何转移矩阵法 (Geometric Transfer Matrix, GTM) , 但不需要MR图像的分割信息或者示踪剂的分布信息, 具有很强的实用性[29]。
总之, 基于MR图像的组织衰减校正方法的效果是稳定可靠的, 可以媲美于PET/CT, 但对于PET标准摄取值的定量尚需进一步研究。
4 PET/MRI中可能存在的伪影问题
基于MRI的衰减校正方法的使用, 使PET/MRI中可能会产生不同于PET/CT的伪影。
(1) 金属伪影。金属植入物会造成MRI图像信号丢失, 进而误导图像处理程序将组织当做空气, 会导致金属周围区域的摄取值被低估, 而PET/CT该摄取值会被高估。
(2) 截断伪影。由于MRI的视野小于PET的视野, 而有些患者在检查时手是放在身体两边的, 这样就可能在MRI图像上和基于MRI的衰减图上产生截断伪影, 进而从衰减校正和散射校正两方面来影响PET图像的质量, 降低PET/MRI的图像对比度[30]。恢复截断部分的方法已经初步研究出来, 可以用PET的发射数据来粗略估计被截断的部分, 进而保持衰减图的完整性, 同时最小化伪影。更先进的技术尚需进一步研究。
(3) 衰减系数造成的伪影。基于MR的衰减校正是通过把组织分成3 级或4 级的方法来实现的。在不同层级组织边界处, 尤其是软组织和骨性组织之间的区域往往会形成气腔伪影, 例如在颅底, 使用空气衰减系数来代替骨或软组织的衰减系数, 就会产生巨大的气腔伪影。
(4) PET/MRI的数据重合失调。PET数据和基于MRI的衰减图的重合失调会导致伪影的产生, 该类伪影最易出现在PET/MRI的呼吸相。
5 结语
MRI成像新技术 篇8
核磁共振技术早期仅限于原子核的磁矩、电四极矩和自旋的测量,随后则被广泛地用于确定分子结构,用于对生物在组织与活体组织的分析、病理分析、医疗诊断、产品无损检测等诸多方面。还可以用来观测一些动态过程(如生化过程、化学过程等)的变化。
核磁共振是一种物理现象,作为一种分析手段广泛应用于物理、化学、生物等领域。到1973年才将它用于医学临床检测。为了避免与核医学中放射成像混淆,把它称为核磁共振成像术(MRI)。
MRI是一种生物磁自旋成像技术,这是利用原子核自旋运动的特点,在外加磁场内,经射频脉冲激后产生信号,用探测器检测并输入计算机,经过处理转换在屏幕上显示图像。MRI提供的信息量不但大于医学影像学中的其他许多成像术,而且不同于已有的成像术,因此,它对疾病的诊断具有很大的潜在优越性。它可以直接作出横断面、矢状面、冠状面和各种斜面的体层图像,不会产生CT检测中的伪影;不需注射造影剂;无电离辐射,对机体没有不良影响。
MRI对检测脑内血肿、脑外血肿、脑肿瘤(胶质瘤、垂体瘤、颅咽管瘤、髓母细胞瘤、血管母细胞瘤、脑膜瘤、听神经瘤、转移瘤)、多发性硬化(脱髓鞘病变)、颅内动脉瘤、动静脉血管畸形、脑缺血、椎管内肿瘤、脊髓空洞症和脊髓积水等颅脑常见疾病非常有效,同时对腰椎椎间盘后突、膝关节半月板损伤、原发性肝癌、房间隔缺损等疾病的诊断也很有效。
MRI也存在不足之处。它的空间分辨率不及CT,带有心脏起搏器的患者或有某些金属异物的部位不能作MRI的检查,另外价格比较昂贵。
2 核磁共振(MRI)层析成像
一般在作体格检查时常要做心电图的检查,在身体上几处贴上电极片,然后用心电检测仪测绘出心电图,再根据心电图来诊断心脏活动是否正常?是否有什么疾病?这是因为人的心脏活动会产生心脏电流,而心脏活动的正常与否便会反映在心脏电流随时间的变化上。这种心脏电流变化称为心电图。但心电图会受电极片接触情况的影响,而且心电图不能反映心电流的直流分量,电极片更不能离开人体。但我们知道,电流会产生磁场,因此心脏电流会产生心脏磁场,原理上同心电图一样也会有心磁图,但是同心电图相比较,要测量心磁图却很困难,可是从心磁图获得的心脏信息却更多和更有其优点。磁在生物学和医学方面的一项重要应用是原子核磁共振成像,简称核磁共振成像,又称核磁共振CT(CT是计算机化层析术的英文缩写)。这是利用核磁共振的方法和电子计算机的处理技术等来得到人体、生物体和物体内部一定剖面的一种原子核素,也即这种核素的化学元素的浓度分布图像。目前应用的是氢元素的原子核核磁共振层析成像。这种层析成像比目前应用的X射线层析成像(又称X射线CT)具有更多的优点。例如,X射线层析成像得到的是成像物的密度分布图像,而核磁共振层析成像却是成像物的原子核密度的分布图像。目前虽然还仅限于氢原子核的密度分布图像,但氢元素是构成人体和生物体的主要化学元素。因此,从核磁共振层析成像得到的氢元素分布图像,要比从X射线密度分布图像得到人体和生物体内的更多信息。
例如人体头部外CT成像和X射线成像,层头骨的密度高,而内层脑组织的密度较低,因此从人头部的X射线层析成像难于得到人脑组织的清晰图像,但是从人头部的核磁共振层析成像却可以得到头内脑组织的氢原子核即氢元素分布的清晰图像,从而可以看出脑组织是否正常。又例如,对于初期肿瘤患者,其组织同正常组织尚无明显差异时,从X射线层析成像尚看不出异常,但从核磁共振层析成像就可看出其异常了。
在核磁共振层析成像中可以检查出的脑瘤(A),但在X射线层析成像中却看不出来。目前核磁共振层析成像应用的虽然还只有氢核一种原子核素,但从科学技术发展看,可以预言将会有更多的原子核素,如碳核和氮核等的核磁共振层析成像也将进入应用。
3 核磁共振检查目的
磁共振成像术(MRI)也有称之为核磁共振,英文缩写为MRI。其基本原理是在强大磁场的作用下,记录组织器官内氢原子的原子核运动,经计算和处理后获得检查部位图像。
目的:颅脑及脊柱、脊髓病变,五官科疾病,心脏疾病,纵膈肿块,骨关节和肌肉病变,子宫、卵巢、膀胱、前列腺、肝、肾、胰等部位的病变。
4 优点
(1)MRI对人体没有损伤;
(2)MRI能获得脑和脊髓的立体图像,不像CT那样一层一层地扫描而有可能漏掉病变部位;
(3)能诊断心脏病变,CT因扫描速度慢而难以胜任;
(4)对膀胱、直肠、子宫、阴道、骨、关节、肌肉等部位的检查优于CT。
5 缺点
(1)和CT一样,MRI也是影像诊断,很多病变单凭MRI仍难以确诊,不像内窥镜可同时获得影像和病理两方面的诊断;
(2)对肺部的检查不优于X线或CT检查,对肝脏、胰腺、肾上腺、前列腺的检查不比CT优越,但费用要高昂得多;
(3)对胃肠道的病变不如内窥镜检查;
(4)体内留有金属物品者不宜接受MRI。
6 注意事项
(1)检查前须取下一切含金属的物品,如金属手表、眼镜、项链、义齿、义眼、钮扣、皮带、助听器等;
(2)装有心脏起搏器的患者禁止做MRI检查;
(3)做盆腔部位检查时,需要膀胱充盈,检查前不得解小便。有金属节育环者须取出才能进行;
(4)体内有弹片残留者,一般不能做MRI;
(5)手术后留有金属银夹的病人,是否能做MRI检查要医生慎重决定;
(6)胸腹部检查时,要保持呼吸平稳,切忌检查期间咳嗽或进行吞咽动作;
(7)MRI对饮食、药物没有特别要求;
(8)检查时要带上已做过的其他检查材料,如B超、X线、CT的报告。
7 新型扫描仪核磁共振与X射线相结合
核磁共振检测仪可以准确的找出病人体内的病变组织,但是由于它辐射较强,患者长时间接收检测可能会导致癌变。为此,美国最近推出了一种新的检测仪,减少核磁共振检测带来的负面影响。
这个新型检测仪是由美国加利福尼亚大学医疗研究中心研制出来的,名叫XMR,X代表X射线,MR代表核磁共振,顾名思义,这个检测仪就是将两种检测仪合二为一。
病人在进行检测时,浮床会带着病人在核磁共振检测区到X射线检测区之间来回移动。医生先通过核磁共振准确的找到病人的病变组织,然后通过X射线进行拍片分析,因为X射线的辐射毕竟比核磁共振小得多,这样在大大减少了病人受到的辐射量同时,还能尽量延长检测时间,检测也就更细致,结果更准确。
XMR检测仪摆脱了过去核磁共振仪只用于检测病人肿瘤等局部病变组织的局限,可以对病人的主要动脉血管进行检测,从而对治疗心脏病和中风有很大帮助,另外,它还能帮助医生观察癌症病人对药物的吸收情况。
但是,虽然X射线检测的辐射少,但它的精确度毕竟比核磁共振低,因此研究人员希望将来研制出更先进的硬件和软件,来代替XMR检测仪中的X射线检测设备。
摘要：介绍了核磁共振(MRI)成像技术的基本原理和优缺点,核磁共振检查目的及注意事项。
关键词：MRI,MRI临床应用
参考文献
[1]胡军武.医学数字成像技术[M].武汉:湖北科学技术出版社,2001.
[2]白净,张永红.远程医疗概论[M].北京:清华大学出版社,2000.
[3]熊国欣.核磁共振成像原理[M].北京:科学出版社,2007.
[4]谢敬霞.核磁共振新技术研究与临床应用[M].北京:北京医科大学出版社,2001.
[5]E.Mark Haacke,等.核磁共振成像——物理原理和脉冲序列设计[M].北京:中国医药出版社,2007.