磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）检查是影像学领域内CT问世以来又一次飞跃，它的出现和发展对医学影像学的进步起着巨大的推动作用。MRI具有无辐射、无骨伪影，以及优越的软组织分辨率等优点，并可进行各平面扫描，非常适用于颅内病变和脊髓病变的检查。

原子核由质子、中子组成，质子中子都具有自旋特性，并在其周围产生磁场。但如果它们的数量均为偶数，产生的磁场就相互抵消。原子核含有奇数（不成对）的质子、中子，或奇数的质子和中子时，其自旋可产生磁场，并产生磁共振现象。人体中氢原子为磁化最高的原子核，并占活体组织原子数量的三分之二，因此MRI的研究中多选用氢原子。

氢原子由一个质子构成，带一个正电荷，自旋产生小磁场，犹如一个小磁体有南北极。无外加磁场时，大量氢质子任意方向自旋，互相抵消，不会使人体产生磁场。若将人体置于一个大的外加磁场中，则体内氢质子将按磁场方向排列，结果是较多的氢质子顺磁场方向排列，较少的逆磁场方向排列，后者具有较高位能。由此会产生沿外加磁场方向的净磁化。氢质子在自旋的同时，沿外加磁场方向作圆周运动，称为进动，进动的频率可用拉莫（larmor）公式表示，f =γB ₀/2π，公式说明氢质子进动频率与外加磁场强度B ₀成正比，γ对每种原子核是恒定常数（磁旋比），在外加磁场中，进动的质子类似重力作用下旋进着的陀螺。

MRI成像中，被激发者为生物组织的氢原子团，激发者为射频脉冲，当以频率与进动频率相同的射频脉冲激发氢质子时，可引起质子群出现共振，即磁共振。磁共振使氢质子吸收能量，偏离外加磁场方向，转向射频脉冲方向。MRI技术中使用较多的是90°、180°射频脉冲，梯度回波脉冲序列使用的是小于90°的射频脉冲。如90°射频脉冲作用下，氢质子偏转90°与外加磁场方向垂直，形成横向磁化矢量（以主磁场方向为直角坐标系的Z轴）。射频脉冲停止后，受激发的氢质子将吸收能量放出，产生MR信号，同时自发回复到平衡状态。这个过程称为“核磁弛豫”。弛豫过程可用两个时间值描述，即纵向弛豫时间T ₁和横向弛豫时间T ₂。纵向弛豫时间指氢质子受激发后与外加磁场方向垂直处于高能状态，其恢复到激发前状态所需的时间，又称自旋-晶格弛豫时间，晶格指氢质子周围环境原子核有秩序的晶体框架，T ₁可反映分子运动频率与拉莫频率之间的关系，二者越接近，T ₁时间越短，反之T ₁时间越长。受激发后，大量氢质子呈同相位偏离外加磁场，产生一横向磁化，激发中止后，由于氢质子间相互作用使相位发生变化，横向磁化逐渐减少，以致消失。横向磁化由最大到完全消失的时间为横向弛豫时间，又称自旋-自旋弛豫时间。氢质子的T ₁、T ₂可反映其周围的化学或磁环境，各种正常组织、病变组织的T ₁、T ₂值均不同。这是由组织的结构特点决定的，因而可以产生不同信号强度的图像。

MRI影像对比除了取决于组织本身的参数，如T ₁、T ₂及质子密度（单位体积内质子数目）外，还受所使用脉冲序列的影响。如自旋回波法是最广泛、常规使用的脉冲序列；还有反转回波法、梯度回波法、平面回波扫描等。

磁共振血管成像（magnetic resonance angiography，MRA）是应用磁共振成像技术对血管和血流进行描绘并对其特征进行显示。分时间飞越法（time of flight，TOF）和相位对比法（phase contrast，PC）。

是首先将欲造影部位加饱和脉冲，使扫描范围内所有组织处于饱和状态，不再产生磁共振信号，因血液不断流动，饱和血液将流出，未饱和血液流入，新流入的血液产生较高的磁共振信号，而周围静止组织信号则很低，因此可提高血液的信号，抑制周围组织的信号，经计算机重建后，就可以显示血管形态。这种方法又分为二维（2D）、三维（3D）两种方法。2DTOF用于观察颈动脉分叉，评价基底动脉闭塞性疾病以及颅内静脉血栓形成，对速度较慢的血流敏感。3DTOF对快和中等流速血流敏感，用于评价颈动脉闭塞，观察动静脉畸形和颅内动脉瘤，增强后可观察静脉瘤。

血液流动过程中，氢质子相位可发生变化，而静止的组织中不会发生这种相位变化，PC技术可区别血流和周围组织，并使周围组织的信号完全消除。它可选择血流速度以显示不同流速的血管，选择血流方向使不同方向血流表现为高或低信号，也分为2D、3D两种方法。2D PC扫描时间短，可以对低流速病变显示清楚，结合电影技术能观察脑脊液流动情况；3D PC具有较高的空间分辨率和高信噪比，适于观察动静脉畸形、颅内动脉瘤、静脉闭塞和畸形，以及较大动脉分支的闭塞。

目前，三维对比增强（three-dimensional contrastenhanced MRA，3D CE MRA）技术作为一种新的血管性病变的检查手段，对血管形态的显示更为清晰、可靠。3D CE MRA是通过静脉内注射顺磁性造影剂，利用造影剂在血管内较短暂的高浓度状态形成明显缩短血液T ₁弛豫时间现象，同时配合快速梯度回波MR扫描技术的短TR效应，有效抑制周围背景组织的信号，形成血管信号明显增高而周围静态组织信号明显受抑制的强烈对比效果成像。获得的原始图像经计算机后处理，便可得到类似X线血管造影的图像。所有图像均可360°旋转，因此可从腔内、腔外的不同方向对血管系统进行观察。3D CE MRA与常规MRA相比，很大程度提高了MRA对血管的显示能力。

广义而言，以反映器官功能状态为成像目的的磁共振成像技术都应称之为功能磁共振成像。目前在临床上已较为普遍使用的功能磁共振成像技术包括以下几种：

磁共振波谱（magnetic resonance spectroscopy，MRS）是近年来应用于临床的磁共振诊断技术，是迄今为止唯一能进行活体组织代谢定量分析的无创检测手段。MRS主要通过射频脉冲激励被检物质的原子核，并将磁共振信号经过转换，测出不同化合物在强磁场作用下所产生的不同化学位移（通常用PPM表示）峰值，从而对机体内多种不同化合物进行相对定量分析。目前医用MRS主要的原子核有 ¹H、 ³¹P。 ¹H常用来测量体内微量代谢产物，如肌酸（Cr）、胆碱（Cho）、γ-氨基丁酸（GABA）、谷氨酸（Glu）、乳酸（Lac）和N-乙酰天冬氨酸（N-acetylaspartate，NAA）等，根据代谢物含量的多少，分析组织代谢的改变。目前癫痫是MRS研究最活跃的领域。 ³¹P在活体能量代谢和磷脂代谢中占有重要地位，广泛应用在研究组织能量代谢和生化改变。正常人体组织 ³¹P波谱共有七个共振峰，由右向左依次是磷酸单酯（PME）、无机磷（Pi）、磷酸二酯（PDE）、磷酸肌酸（Pcr）和三磷酸腺苷（α、β、γ-ATP）。

与MRI、CT和脑血管造影等结构性影像技术相比，MRS提供了神经元的完整性、细胞的增生和衰变、能量代谢以及脑组织或肿瘤组织坏死等不同信息。因此，该技术在常见的神经系统疾病中起到越来越重要的作用，如脑卒中、癫痫、多发性硬化、人类免疫缺陷病毒（HIV）脑病、痴呆、头颅外伤、运动神经元病以及各种脑白质疾病等。

功能磁共振成像（functional magnetic resonance imaging，fMRI）是近10余年来在常规磁共振成像基础上迅速发展起来的一种新的成像技术。1990年由Ogawa等首先报道，它是应用血氧水平依赖（blood oxygenation level dependent，BOLD）技术探测脑血流动力学改变。人体内的脱氧血红蛋白是一种顺磁性物质，可以作为一种内源性的顺磁性对比剂加以利用。顺磁性脱氧血红蛋白可引起磁化敏感效应，通过血氧饱和度的变化而实现成像，它反映了血流、血容量和血红蛋白氧合作用三者之间的相互作用关系。当脑功能区受到刺激，局部活动增强时，邻近血管床的血流量和血容量增加，并高于局部氧代谢所需要的量，使得脑功能活动区的局部氧合血红蛋白含量高于非活动区，即脑功能活动区的脱氧血红蛋白含量低于非活动区，脱氧血红蛋白作为顺磁性物质缩短T ₂的作用亦减少，使功能区MR信号相对增加，使用敏感的EPI脉冲序列或GRE序列可以充分地显示BOLD效应出现的信号变化。当然，由于功能信号比较弱，就需要在功能活跃时和功能静止时反复进行扫描，然后将两种状态下扫描的图像各自叠加，并通过减影及计算二者之间的信号差异，得到功能活跃造成的信号变化，即功能信号。目前，BOLD-fMRI在神经科学领域的应用愈趋广泛，对正常人类语言、记忆、听觉等认知功能及患者功能区定位等评价发挥了重要作用。

磁共振弥散加权成像（diffusion-weighted imaging，DWI）是一种测量自旋质子的微观随机位移运动的较新技术，目前在活体中主要是测量水分子的运动，它通常是在标准MRI序列上再加上对弥散敏感的梯度脉冲来获得，其图像对比度主要衡量水分子的位移运动并非水的内容物。水分子的运动特性可以用弥散敏感梯度方向上的表观弥散系数（apparent diffusioncoefficient，ADC）表示，加上表观二字是由于影响水分子运动（随机和非随机）的所有因素都被叠加成一个观察值。近十年来，DWI在中枢神经系统疾病中的应用进展迅速，尤其在脑缺血的早期诊断中具有明显的优势。此外，DWI也可用于鉴别囊性肿瘤、脓肿、肿瘤样病变及胶质瘤等。

弥散张量成像（diffusion tensor imaging，DTI）是在弥散加权成像基础上改进和发展而来的一种新的成像方法，是一种神经纤维示踪技术。它利用水分子扩散运动存在各向异性的原理，从多个方向对其进行量化，从而反映活体组织的细微结构和功能改变。在人体生理条件下，水分子向三维空间各个方向的弥散运动不仅受细胞本身特征的影响，而且受各种屏障（如：轴突髓鞘、水分与蛋白质大分子的相互作用、基底膜的状态等）的影响。结果导致水分子向某些方向的弥散比其他的方向更容易，例如：水分子在有髓神经纤维垂直于轴突的方向比沿着轴突方向遭受的弥散限制更大。这种具有很强方向依赖性的弥散被称为弥散的各向异性（anisotropy），它是DTI成像的关键。用来定量分析组织弥散特征的参数很多，最常用的有：①平均扩散度（mean diffusivity，D）：表示单位时间内分子自由扩散的范围；平均扩散度越大，组织内自由水含量越多；②部分各向异性（fractional anisotrophy，FA）：表示组织纤维的各向异性，是张量的各向异性值与张量值之比；FA值的范围为0～1，0代表最大各向同性弥散，1代表假想状况下最大各向异性弥散。组织的生化特性（黏滞性和温度等）、组织结构（大分子、膜和细胞内的细胞器等）等均能影响水的弥散，而组织的病理改变也影响水的弥散和各向异性，因此DTI图像能有效显示相应的病变。DTI已用于揭示多种神经系统疾病的内在病理改变，如脑缺血、多发硬化及脑肿瘤、癫痫等，并显示了很好的应用前景。

磁共振脑灌注成像的原理与CT灌注成像一样，通过静脉团注造影剂，观察造影剂的磁化敏感效应导致的脑组织信号变化的过程，可以绘制出时间信号强度曲线，再根据这个曲线分析脑组织的血流灌注情况和灌注图像。主要用于缺血性脑卒中的早期诊断；应用于脑肿瘤的检查中，可以判断肿瘤的良、恶性程度。MR灌注成像还可用于鉴别放射性坏死灶与病灶复发，判断预后及监测治疗效果。

正电子发射计算机断层成像（positron emission tomography，PET）是利用静脉注射放射性核素示踪剂进行全身显像，以反映全身功能、血流和代谢改变。1995年科学家开始尝试将PET和CT组合为一体化的PET/CT，1998年世界上第一台专用PET-CT原型机问世，2001年PET/CT进入临床应用。1997年首次尝试进行PET/MRI成像，2007年西门子公司研发了一体化脑成像PET/MR原型机，2010年推出世界首台一体化PET/MR，可以实现全身PET、MRI同步扫描，2014年GE公司推出带有时间飞行技术（time of flight，TOF）技术的一体化PET/MR。

人体代谢所必需的物质主要包括葡萄糖、蛋白质、核酸、脂肪酸、水、氨基酸等，将这些人体代谢必需物质标记上放射性核素，注入体内后即可进行PET显像。PET成像使用的是正电子示踪剂，正电子示踪剂标记的药物被注入人体内，衰变过程中正电子从原子核释出很快与人体内自由电子碰撞湮灭，转化成一对能量为511keV而相反方向发射的γ光子，360°环绕排列的多组配对探头基于符合判选原理探测γ光子数据，然后图像重建出反映放射性药物活度分布的PET图像。衡量PET的主要性能指标有空间分辨率、灵敏度、时间分辨率。CT成像有较高的密度分辨率和空间分辨率，为了解决PET空间分辨率低的问题，将PET和CT进行一体化设计，CT图像系统分辨率为1mm，明显高于PET图像分辨率，一体化PET/CT采用CT对PET图像进行衰减校正，从而大大缩短扫描时间，提高图像分辨率。PET/CT的PET和CT图像具有相同的定位坐标系统，两种图像融合实现了解剖和代谢信息的结合，提高了诊断与鉴别诊断的灵敏度、特异度和准确度。一体化PET/MR设备中PET探测器成像原理与传统PET、PET/CT的PET相同，但是由于采用固相阵列式光电转化器具有磁兼容性、对温度稳定、最大的增益和极高时间分辨率，因此其性能远高于传统PET和PET/CT；MRI是对人体组织细胞中的原子核进行成像，最常用的是氢原子，在外加磁场的环境中，通过施加特定频率的射频脉冲实现氢原子核的共振完成激发和接收信号，再通过后处理获得图像，与CT相比，MRI具有无辐射、软组织分辨率高等优点。

PET示踪剂是指采用正电子放射核素标记的标记化合物，由于正电子放射核素大多数属于短半衰期的核素，所以标记方法、原理和长半衰期核素标记的药物有一定的区别，一般需要采用自动化学合成方法。正电子放射核素多由回旋加速器或发生器获得，常用的有 ¹¹C、 ¹³N、 ¹⁵O和 ¹⁸F等，它们是组成人体生命的基本元素，其标记化合物的代谢过程反映了机体生理和生化功能的变化。新型PET示踪剂的研发和临床应用，对于疾病的诊断和治疗具有重要价值，但是我国PET示踪剂的临床应用发展缓慢。 ¹⁸F-FDG是指氟代脱氧葡萄糖，是目前最主要的PET示踪剂，葡萄糖是人体三大能源物质之一，将可以被PET探测并形成影像的正电子核素 ¹⁸F标记在葡萄糖上，即 ¹⁸F-脱氧葡萄糖（ ¹⁸FDG），可以准确反映体内器官/组织的葡萄糖代谢水平，因此被誉为“世纪分子”。

PET检查前准备以注射示踪剂 ¹⁸F-FDG为例，患者在检查前应至少禁食4小时以上，禁食期间可以饮用不含糖的水，检查前一天禁酒，禁做剧烈或长时间运动；糖尿病受检者应该对血糖浓度加以控制，建议控制在正常范围。静脉注射示踪剂根据患者体重计算注射剂量， ¹⁸F-FDG 3.7MBq/kg，注射完毕后进行视听封闭，调暗休息室灯光亮度，温度控制在22℃左右，卧床闭目休息40分钟，期间避免交谈、进食和咀嚼。PET/MR检查应确认患者无MRI检查禁忌证，绝对禁忌证包括体内装有心脏起搏器、神经刺激器者、人工耳蜗等、体内存在有金属异物者；相对禁忌证包括体内植入物如钢针、钢板、人工关节、动脉瘤夹闭术后、冠状动脉支架术后等（需经手术医生确认为非磁性物体者才可进行检查）；幽闭恐惧症患者；需生命支持及抢救的危重患者；高热患者；有义齿的患者检查前去除义齿。

癫痫患者发作间期 ¹⁸F-FDG PET显像的典型表现为致痫灶的低代谢，PET对颞叶癫痫的诊断敏感度为80%～90%，颞叶外癫痫的诊断敏感度为45%～92%。 ¹⁸F-FDG PET对于病灶的术前定位具有很高的敏感性，尤其是MRI阴性的难治性癫痫、或MRI与发作期EEG结果不一致的癫痫患者。Capraz等通过2年随访发现MRI阴性，但PET阳性的颞叶癫痫患者与MRI发现内侧颞叶硬化的患者相比，其术后癫痫的控制率分别为79.2%和82%。对于局灶性皮层发育不良，MRI很难发现病灶，而PET定位致痫灶的敏感度达70%～90%。此外， ¹⁸F-FDG PET显示致痫灶的低代谢改变有助于预测术后效果，单侧颞叶低代谢的预后优于广泛低代谢，同侧颞叶低代谢的患者75%术后发作完全控制，而同侧大脑半球颞叶外发现低代谢和对侧大脑皮层低代谢的患者，术后发作控制率仅45%和20%。

PET受体显像可以评估神经递质系统，有助于定位致痫灶和临床治疗。 ¹¹C-flumazenil（ ¹¹C-FMZ）是苯二氮 受体显像剂， ¹¹C-FMZ PET显示局部脑区的中枢型苯二氮 受体密度减低，是癫痫灶的特征性生化标志。与 ¹⁸F-FDG PET发现的代谢减低区比较， ¹¹C-FMZ PET显示的异常区域局限，具有更高的灵敏度和准确率，但对MRI阴性患者的价值有限。海马硬化的颞叶癫痫术后脑室周围显示FMZ结合增多，通常提示预后不良。阿片受体PET显像剂，如 ¹¹C-carfentanil（ ¹¹C-CFN）和 ¹¹C-methylnaltrindole（ ¹¹C-MeNTI），可以分别选择性结合μ-阿片肽受体和δ-阿片肽受体。颞叶癫痫患者发作间期阿片受体PET显像发现，致痫灶同侧颞叶皮层摄取增加。

¹⁸F-FDG PET显示的低代谢区常大于手术病理证实的致痫灶范围，因此确定手术范围需结合MRI、EEG、临床等信息。PET和MRI图像的融合对于难治性癫痫的术前评估有重要价值，有助于提高病灶发现率和改善预后。一体化PET/MR可以同步获得PET和MRI信息，自动进行图像精确配准，对癫痫患者术前的无创精确定位具有独特优势（图7-2-1）。目前一体化PET/MR对癫痫的研究较少，而且均为小样本数据。与MRI和PET/CT相比，一体化PET/MR显著提高了致痫灶诊断的准确性，而且MRI显示的海马异常与PET显示的代谢减低之间具有很好的相关性，此外与PET/CT相比辐射剂量减低，尤其适用于儿童患者。

帕金森病（Parkinson’s disease，PD）的PET显像主要包括 ¹⁸F-FDG和多巴胺能显像。PD患者早期 ¹⁸F-FDG显影表现是基底核代谢增加，随着疾病进展，其代谢表现正常，之后表现为低代谢；此外患者存在广泛的大脑皮层代谢减低（图7-2-2）。采用 ¹⁸F-FDG PET显像结合统计参数图（statistical parametric mapping，SPM）方法，与健康对照组进行比较，分析脑代谢的改变模式，有助于鉴别PD和帕金森叠加综合征（如MSA）。PD相关葡萄糖代谢模式（PD-related pattern，PDRP）主要表现为丘脑、豆状核和中央前回代谢增加，前额叶运动区和顶枕部代谢减低，而MSA ¹⁸F-FDG PET显像脑代谢变化表现为双侧壳核和小脑的低代谢。多巴胺转运体（ dopamine transportor，DAT）PET显像使用 ¹⁸F-FP-CIT等分子探针，可以与纹状体DAT结合，有助于PD的诊断和鉴别诊断，并且DAT的低摄取与症状（如运动迟缓、强直）的严重程度密切相关。PD患者壳核的功能减低早于尾状核和整个纹状体， ¹⁸F-FP-CIT PET显像能够早期发现壳核后部DAT密度减低，早期诊断、评价严重程度、监测疾病进展。但多巴胺能显像也对PD和帕金森叠加综合征的鉴别能力有限，而且由于合成方法不够成熟，生产成本高，难以临床推广应用。

高场MRI（﹥3T）图像信噪比高，能够敏感地显示中脑、基底核的改变，PD患者黑质、基底核体积较正常人显著减小，并且额叶、颞枕区皮层、杏仁体的体积也有减小。磁敏感加权成像（magnetic sensitive weighted imaging，SWI）对铁沉积的敏感性高，能显示PD患者黑质、基底核存在异常铁沉积，黑质致密带信号的丢失，黑质致密带宽度/中脑直径比值较正常人降低。一体化PET/MR结合MRI和PET的信息，研究发现PD患者脑灰质改变与纹状体多巴胺能功能减退显著相关，枕叶皮层纹状体多巴胺转运体的结合率与灰质密度呈负相关，小脑、海马旁回和额叶皮层呈正相关。PET新型示踪剂和MRI功能成像相结合，对PD发病机制、早期诊断与治疗监测有重要价值。

疼痛的临床评估主要依靠患者的自我分析，主观性高。传统影像学检查仅能显示出形态学变化，缺乏特异性，PET显像可以通过评估疼痛相关的异常生物学特性探讨病理改变。 ¹⁸F-FDG能够显示炎性或过度活跃神经元的葡萄糖代谢增加，研究显示大脑神经元代谢活性的改变与慢性疼痛有关。单侧损伤导致神经性肢体疼痛的大鼠模型研究，显示受损神经FDG摄取增加，对侧及对照组未见FDG摄取增加。新型示踪剂 ¹¹C-PK11195和 ¹⁸F-FTC-146，前者可以显示神经炎症的小胶质细胞、巨噬细胞，后者能够评估疼痛相关的信号通路。

一体化PET/MR结合了PET和MRI的优势，PET提供分子生物学信息定位神经的病理性疼痛，MRI显示解剖结构的异常改变。一体化PET/MR通过FDG摄取有助于定位慢性神经病理性疼痛患者的受损神经，从而帮助制订临床治疗计划。

医学成像技术的飞速发展，经历了从平面到立体、从形态到功能的发展过程，早期的X线成像在计算机技术发展后，使计算机断层扫描（CT）成为可能。目前磁共振成像（MRI，MRA，MRV，fMRI等）、数字减影血管造影（DSA）、单光子发射断层成像（SPECT）、正电子发射断层成像（PET）等多种成像技术均获得了广泛应用，而且成像源的种类一定还将继续增长。由于各种成像设备所特有成像原理各不相同，不同的成像方法反映人体内部的结构和功能等方面的不同信息，单独从某一种图像中无法得到全面的诊断信息，人工的空间构想和推测准确性受到主观影响，医学图像融合技术以计算机图像处理方法将这些信息融合，对立体定向和功能神经外科手术具有深远的影响。

一般的图像处理流程是：先在图像扫描装置上创建图像并且将其传送到在线图像存储系统或其他离线计算机系统。通过各种图像处理和手术计划技术，将二维切片图像重建成三维体积，经过多模态（CT与MRI、MRI与PET）或单模态（T ₁MR到T ₂MR等）图像配准融合，可以将单个成像和（或）融合成像配准到图像导航装置的坐标系统用于外科手术或干预，或者术后使用以确认手术结果。

配准和融合是两种图像处理技术。图像配准是图像融合的先决条件。配准是确定两个坐标系之间的空间变换的过程。每种成像扫描器有其特定的三维坐标系统。在两个或更多个成像容积（图像配准）之间，在成像容积和立体定向装置（立体定向配准）之间或在两个或更多个个体的成像容积之间，然后到立体定向装置（图像配准，然后立体定向配准）之间计算空间变换称为配准。图像融合是将两个或更多个配准的成像容积合并或叠加到混合图像中的过程。几乎所有立体定向计划和术中图像导航系统的主要目的是将一组二维切片重建为三维体积，在一个（或多个）成像数据库和立体定向装置之间转换坐标系以精确地辅助立体定向医师进行外科手术或治疗的计划和执行。本章将回顾立体定向和功能手术中使用的各种图像重建、配准和融合技术。

典型的导航图像的放射学图像数据集是连续二维切片的集合。医学图像扫描器定义每个切片在其自身坐标系中的位置、大小和取向。每个切片通常是512列（X）乘512行（Y），表示为512×512。一些扫描器产生具有更小或更大数目的行和列的切片，例如256×256，128×128或1024×1024。每个在特定行的切片中的点，列交叉被称为像素（图像元素），并且在X和Y中具有以毫米（mm）测量的二维尺寸。像素不必是正方形（在X和Y中相同的大小），但通常为立体方式采集。每个像素在内部表示为灰度强度或RGB（红色、绿色、蓝色）颜色的分量的数字，使得其可以显示在计算机图像显示器上。强度或颜色值是产生图像的扫描器的检测指标的函数（例如，CT强度以Houndsfield单位表示，其是X射线衰减的量度）。每个图像切片（并且因此每个像素）在扫描装置的坐标系中具有位置（Z）和厚度（两者通常以毫米表示）。医学图像中的每个组分是被称为体素（体积元素）的三维立方体。每个体素具有X、Y和Z坐标和三维大小。切片的解剖定向也由扫描仪（例如，横向，矢状，冠状，倾斜）限定。用于图像配准和融合的大多数图像导航系统和图像处理系统优选将成像系列扫描为具有均匀体素尺寸的连续的一组切片。为了便于将图像从扫描仪传送到图像导航系统，使用医学数字成像和通信标准（digital imaging and communications in medicine，DICOM）。此传输可以使用磁带、磁盘或通过网络完成。DICOM文件包含每个图像的计算机文件添加标题（标签集合），除了包含诸如人口统计的信息之外，还包含描述图像如何被获取的所有相关信息和空间信息以将其重建为三维体积。图像导航或图像处理系统从DICOM文件头提取信息以检测成像系列的方向、坐标系统和体素尺寸。然后可以将各个切片堆叠成三维体积矩阵。在大多数情况下，通过插值将体积重建为均匀的三维体素。

配准是找到将点从一个坐标系到另一个坐标系空间变换映射的过程。图像配准是找到将一个图像/体积中的所有点映射到另一个图像/体积中的匹配点的空间变换的过程。

例如影像数据矩阵的仿射变换可表示为：

式中，（ y ₁， y ₂， y ₃）为仿射变换后的坐标，（ x ₁， x ₂， x ₃）为仿射变换前的坐标。配准的过程即求解矩阵 。

一个图像容积被称为参考（或固定）容积（fixed volume），要配准到参考容积的第二图像容积在执行图像配准时通常被称为移动（或工作）容积（move volume）。第二容积可以进行重采样（resample）以匹配参考容积，并且与参考容积重叠或融合，并且在一些情况下被重新切割（reslice）以匹配在配准之后参考容积中的原始切片。

图像配准算法根据所采用的变换方法的类型来分类。立体定向手术中使用的大多数配准技术是刚性（线性）变换（rigid transform）。刚性配准假设图像是各向同性的，因为原始图像没有翘曲、歪斜或失真。经过一系列旋转和平移可以配准两个图像数据集。由于大脑外的颅骨可被视为固定不变形的结构，因此对于头部医学图像配准，采用刚性变换即可完成，故本章将主要集中于刚性变换方法。

最早形式的多模态图像配准使用立体定向框架。简言之，头部框架刚性地附接到患者头部，并且当获得放射性扫描时，将具有已知几何性质的定位装置附接到头部框架。定位器在成像数据中留下标记。然后计算机可以根据定位器的几何属性将收集的图像数据中的每个体素转换到特定框架的坐标系中。可以立体地收集来自多个模态的多个扫描。在一些系统中，可以移除头架并且精确地重新应用以在不同天数收集数据。一旦多于一个图像容积被注册到框架的坐标系，图像中的每个体素均可以使用立体定向框架的坐标来表示。

点匹配注册，也称为迭代最近点注册，是没有立体定向框架的两个图像容积配准的最简单的方法。神经外科医生在手术室中使用图像导航探针，借助于（解剖学标志、固定在基准点的标记或螺钉），在图像上选择的位置和在患者身上触摸的相应位置之间配准匹配点。用户在每个成像集中识别N个对应的解剖点。点匹配算法通过应用平移和旋转的逐步模式来迭代地改变空间变换。将更新的变换应用于来自第二集合的变换坐标点，并且重新计算两个数据集中的匹配点之间的平方和的距离。该算法对旋转和平移反复进行新组合，直到平方和值被最小化，通常采用均方根差（root mean square，RMS）进行测量。

表面匹配本质上类似于点匹配，除了从图像数据中的结构的表面或边缘提取点集合。这些表面和边缘通常通过阈值分割技术来确定。通常使用的表面或边缘在颅脑手术中为皮肤表面、皮层表面或脑室系统的边缘，在脊柱手术中为椎骨表面。此方法不需要一组同源点。表面/边缘匹配可以通过点匹配的变种或通常被认为是最初为CT、MRI和PET图像的配准而开发的“帽和头”方法的算法来执行。匹配结构的表面和边缘从成像数据中提取。一个集合表示为三维点云（“帽子”），另一个表示为切片堆叠（“头部”）。通过将帽子点转换到头部表面上来迭代地计算空间变换，直到确定帽子在头部上的最接近拟合。帽子上的点与头部上的最近对应点（朝向头部模型的质心绘制的）的距离的平方最小化作为配准的度量。

点和表面匹配配准的一个缺点是必须要手动交互，来识别用于点匹配配准的匹配解剖点，或确定基于表面配准的分割方法得到的表面/边缘。这些既耗时又不能精确再现。用户可能选择稍微不同的匹配解剖点，或者选择不同的阈值参数而改变使用分割技术提取的表面或边缘。基于体素的配准方法涉及通过优化可以直接从体素值确定的某些特定测量而不是点匹配和表面匹配配准中的几何关系来计算空间变换。Woods等基于不同图像中相似组织的相对灰度值相对应的前提，首先提出体素相似性配准方法。Hill等人进一步改进了体素相似性方法，通过定义联合直方图方法，显示随着配准程度的变化，当解剖结构重叠时，直方图显示那些结构在相应灰度值附近成簇。聚类的分散程度随着配准接近而减小。这些基于体素的技术假定对应图像容积中的对应解剖结构的强度是线性相关的，但对于多模态配准通常不是这样的。后来提出了二维直方图的量度。Hill等提出三阶矩，是分散的偏斜度的量度，而Collignon和Strudeholme提出了熵，一个来自于信息理论的度量作为配准的度量。一般来说，熵是概率分散的离差的测量。大约在同一时间，Viola和Wells以及Collignon等人提出互信息配准方法或相对熵。简言之，互信息（mutual information，MI）是“两个随机变量之间的统计相关性或一个变量对另一个变量所包含的信息量的测量”。用数学公式表达相当于 ， X和 Y分别代表2组图像数据， p（ x, y）是 X和 Y的联合概率分布函数； p（ x）和 p（ y）分别是 X和 Y的边缘概率分布函数。在医学成像中，一个随机变量是一个图像容积中的体素强度，并且第二随机变量是第二图像容积中的体素强度。当两个图像容积在几何上对准时，对应体素的图像强度值的互信息被最大化。该图像配准方法可以在没有人工手动交互的情况下执行，并且不需要匹配的解剖结构的灰度强度的任何线性关系。互信息配准也被应用于迭代算法。通常计算初始变换以自动对准成像体的质心。在每次迭代期间应用旋转和平移（对于刚性变换），重新计算互信息的度量，并且以逐步优化的方式继续迭代，直到互信息度量最大化。

医学影像学技术（CT、MRI、PET等）的进步引领立体定向手术进入了图像引导的时代。这些影像学手段使过去不可见的脑结构变得清晰可见，大大促进了立体定向手术的精准度。

目前X线已基本不用于立体定向手术的图像扫描，CT和MRI作为主流的两种扫描方法各有优劣。CT图像显示颅骨清晰，但是对脑组织分辨率较差。MRI可以较为精细地显示脑组织，但是高场强MRI容易出现图像失真（distortion）。北京功能神经外科研究所早期使用1.5T-MRI作为图像扫描手段，2011年后转变为术前扫描CT与3T-MRI图像，在神经导航仪中将二者融合，以此为基础确定手术靶点并设计穿刺路径。

值得指出的是，为了减少穿刺出血的风险，在常见的结构图像上还可以融合血管图像（例如MRV、MRA、DSA），从而在手术设计中选择躲避明显血管的路径。近年来，DTI图像也被尝试用于指导立体定向手术。因为通过对脑内纤维束的走形分析可以为靶点精准定位提供重要的辅助信息。

图像配准的结果必须要经过验证。如果算法没有被正确地优化或者由于两个原始图像的容积彼此差距太远，自动配准的方法偶尔可能得不出正确的结果。所以提供图像配准和融合功能的系统一般都提供了各种验证机制，应该全面地使用来评估配准的对准程度，对整个图像容积的配准精度的综合视觉检查也是重要的验证机制。用于图像配准验证的典型视觉方法包括内部和外部解剖位置或图形覆盖/融合技术的同步比较。也可以通过以灰度和彩色显示一个容积并融合配准容积来检验两个配准容积。通过在整个图像容积中验证大量的内部和外部位置，小的角度误差可能变得明显。

在计划和执行立体定向手术时所用到的图像源的数量和来自于每个成像源的信息量都将持续增长。在规划或执行立体定向手术或确认结果时，配准单模态或多模态图像，并且在某些情况下将多个成像模态融合到混合图像容积中将是立体定向和功能神经外科医生的强大助手。北京功能神经外科研究所采用开源软件进行了帕金森患者和癫痫患者影像配准和融合的应用，取得了很好的临床效果（图7-3-1、图7-3-2）。

立体定向和功能神经外科医生在规划手术或确认手术结果时可以考虑多种来源的图像。来自单模态或多模态的图像可以被空间配准，并且在一些情况下被融合以提供有用的信息，以提高手术结果。全面校验手动或自动配准或融合结果是执行这些技术的必要步骤。当合理使用时，图像重建、配准和融合技术可以是立体定向和功能外科医生的有力工具。

超声波，可以理解为一种高频率的声波。声波需要介质才能传播，而超声波是纵波，其图像的产生取决于超声能量在人体中传播路径与组织相互作用的方式，由于声阻抗的不同可在不同介质间形成界面，声波通过界面时，其阻抗差越大，反射回的超声波能量比例越大。故超声波很少用于肺和骨骼的成像。但在慢性疼痛的治疗中，往往肌骨骼的成像又是必需的，所以利用间接成像来辅助定位是我们最近研究的重点。

超声医学（ultrasonic medicine）是利用超声波的物理特性与人体器官、组织的声学特性相互作用后得到诊断或治疗效果的一门学科。从1922年德国发明了首台超声治疗机开始，超声治疗（ultrasonic therapy）的应用就发展起来，超声诊断晚于治疗，直到1942年才有了德国Dussik应用于脑肿瘤诊断的报告。但超声诊断发展十分迅速，20世纪50年代A型超声仪之后，B型超声仪就面世并应用于临床，70年代灰阶实时（grey scale real time）的超声可以获得层次更清晰的人体组织器官的断层声像图，并能动态显示心脏、大血管等许多器官，是超声诊断技术的里程碑，同时一种利用多普勒（doppler）原理的超声多普勒检测技术迅速发展，可以把彩色血流信号叠加于二维声像图上，直观地显示心脏和血管内的血流方向和速度。80年代后期开始，超声造影、二次谐波和三维超声的相继问世，更使超声诊断逐步完善。现在超声诊断仪常包含以下常用诊断方式：B型诊断法、B/M型诊断法、D型诊断法、CDFI诊断法、CDE诊断法等。

具体到超声仪来说，超声图像是通过换能器（探头）接收组织反射、散射回来的信号而形成的。信号幅度按时间的先后以不同灰阶强度表示，这就是B型超声或称为灰度扫描。B型超声是我们超声引导靶点定位中常使用的，其以点状回声的亮度强弱显示病变，回声强则亮度高，回声弱则亮度低。当换能器（探头）声束依部位顺序移动时，示波器上的点状回声与之实时移动。其属于二维图像，具有真实性强、直观性好、容易掌握和诊断方便等优点。

多普勒超声是利用多普勒效应对血流的探测，将血流信息叠加到二维解剖图像上。在一些定位穿刺与大血管相近时，可以降低操作风险。

超声技术的发展，使其图像解析力更高，实时定位更便捷准确，逐步由辅助检查手段广泛拓展到辅助治疗中。利用其动态实时、无辐射、相对廉价的成像方式，在一部分患者的微创治疗中协助定位靶点。对于功能神经外科医生，同样需要全面了解超声技术的优缺点，便于工作中正确判断超声技术的合理应用。

神经阻滞或称为微创神经介入镇痛是治疗慢性疼痛，特别是神经痛的重要手段。病变部位或神经走行区域的定位对于神经阻滞的治疗效果至关重要。与X线、CT等其他影像技术引导神经阻滞相比，超声引导或导航技术有自己特有的优势：①高分辨率，技术的革新，使高频超声不断进步，分辨率大幅度提高，软组织对比分辨率极高，可清晰识别神经周围的肌肉、血管等；②实时性，超声成像能全程显示穿刺针行进的过程，在一些配置GPS定位的超声仪上还可以同步显示针尖的深度，与靶点的距离；③便捷性，超声导航下的穿刺快速便捷，避免了反复穿刺，另一方面，有些超声仪轻量可手持，移动方便，便于门诊开展工作；④无放射性，对于医务人员和患者的辐射暴露大大改善；⑤可床旁操作，对于X线或CT这样的大型仪器来说，超声的使用更方便简单。

在临床实际应用中，超声导航下靶点药物治疗具有以下优点：

1.可直接显示神经干或神经节结构。

2.可直接显示神经周围的解剖结构（血管、肌肉、肌腱和骨骼），作为神经或靶点的定位标志。

3.可直接显示注射时治疗药物的扩散范围，根据实际需要调整穿刺针位置。

4.避免神经内注射或血管内注射，减少并发症。

5.设计合理的针道，避免神经刺激时的肌肉疼痛收缩。

6.直接靶点注射，可减少局部治疗药物的药量。

7.靶点位置明确，可延长治疗时间和提高治疗效果。

超声导航下神经阻滞或靶点注射对穿刺针并没有特殊要求，建议选择长斜面的20G或22G长针，具体长度根据实际需要选择，一些配置有GPS或其他辅助定位的超声仪还能选择感应式穿刺针，提高穿刺精度，但价格较高。如果需要射频治疗，则可直接用射频针穿刺定位。通常治疗药物的选择详见第十四章。

神经或靶点在超声成像下的识别和定位，有一定的技巧，需要提前熟悉超声成像的特点和操作训练。对于功能神经外科，慢性疼痛的治疗是重要的工作内容，我们利用超声导航定位可行以下治疗：蝶腭神经节靶点注射、枕神经靶点注射、三叉神经靶点注射、星状神经节靶点注射、颈神经内侧支靶点注射、肋间神经靶点注射、脊神经内侧支靶点注射、椎间孔靶点注射、腰交感神经靶点注射等。随着新科技的发展，超声技术在疼痛治疗中的应用会越来越广泛，对于肌骨骼成像的难点会逐步克服。

SonixSP是一款实时定位穿刺的超声导航系统，在该系统的精确导向下，经皮穿刺至神经或靶点组织，可提高穿刺准确性，减少穿刺时间，有效引导穿刺的角度和路径，实时显示针尖位置，针尖到达预定位置的距离。组织损伤少，减轻患者痛苦，并为微创介入治疗技术的推广应用提供安全便捷的技术平台（图7-4-1）。专利特点包括：提前设计穿刺路径及角度，提高穿刺的精确度和效率；穿刺不再受到角度及方向限制；临床操作简单方便，实时监控穿刺针道及针尖位置。非同平面实时告知，减低了穿刺时对体位的限制，降低了穿刺的难度。

ACUSON S3000超声系统具有多模态浏览模式，可以将CT\MR\ABVS，以及钼靶影像和超声图像进行实时浏览（图7-4-2）。无需将图像传递到独立的工作站，就可以进行图像的检查对比，以提高效率。ACUSON S3000系统配置专利的透镜探头技术可提供均匀一致的高清图像。无针式探头连接技术支持高信号整合。

1.傅先水，张卫平主编.肌骨关节超声基础教程.第2版.北京：人民军医出版社.2015.30-31.

2.Abigail.T，Tim.H.，Vascular Ultrasound How，Why and When，2012.

3.Abou-Khaled KJ，Mohamed F，Carine E，et al. Diffusion tensor imaging in temporal lobe epilepsy. Epilepsia，2002，43，91.

4.Baumgartner C，Patamia E，Lincinger G，et al. Neuromagnetic recordings in temporal lobe epilepsy. J Clin Neurophysiology，2000，17：177-189.

5.Behera，D.，Jacobs，K.E.，Behera，S.，et al. 2011.（18）F-FDG PET/MRI can be used to identify injured peripheral nerves in a model of neuropathic pain. J Nucl Med 52，1308-1312.

6.Buvanendran，A.，Ali，A.，Stoub，T.R.，et al. 2010. Brain activity associated with chronic cancer pain. Pain physician 13，E337-342.

7.Capraz，I.Y.，Kurt，G.，Akdemir，O.，et al. Surgical outcome in patients with MRI-negative，PET-positive temporal lobe epilepsy. Seizure 2015.29，63-68.

8.Chassoux，F.，Rodrigo，S.，Semah，F.，et al. FDG-PET improves surgical outcome in negative MRI Taylor-type focal cortical dysplasias. Neurology. 2010. 75，2168-2175.

9.Choi，H.，Cheon，G.J.，Kim，H.J.，et al. Gray matter correlates of dopaminergic degeneration in Parkinson’s disease：A hybrid PET/MR study using（18）F-FP-CIT. Human brain mapping. 2016. 37，1710-1721.

10.Choi，J.Y.，Kim，S.J.，Hong，S.B.，et al. Extratemporal hypometabolism on FDG PET in temporal lobe epilepsy as a predictor of seizure outcome after temporal lobectomy.European journal of nuclear medicine and molecular imaging. 2003.30，581-587.

11.Collignon A，Maes F，Delaere D，et al. Automated multimodality image registration based on information theory. In：Information processing in medical imaging.Dordecht：Kluwer；1995. 263-74.

12.Collignon A，Vandermeulen D，Suetens P，et al. 3D multimodality medical image registration using feature space clustering. In：Proceedings of the first international conference on computer vision，virtual reality and robotics in medicine. LNCS，vol. 905，Berlin：Springer；1995. 195-204.

13.Collignon A. Multi-modality medical image registration by maximization of mutual information. Ph.D. Thesis，Catholic University of Leuven，Leuven，Belgium；1998.

14.Desai，A.，Bekelis，K.，Thadani，V.M.，et al. Interictal PET and ictal subtraction SPECT：sensitivity in the detection of seizure foci in patients with medically intractable epilepsy.Epilepsia.2013. 54，341-350.

15.Ding，Y.S.，Chen，B.B.，Glielmi，C.，et al. A pilot study in epilepsy patients using simultaneous PET/MR. American journal of nuclear medicine and molecular imaging.2014.4，459-470.

16.Duncan，J.S.，Winston，G.P.，Koepp，M.J.，et al. Brain imaging in the assessment for epilepsy surgery. The Lancet.Neurology. 2016.15，420-433.

17.Garibotto，V.，Heinzer，S.，Vulliemoz，S.，et al. Clinical applications of hybrid PET/MRI in neuroimaging. Clinical nuclear medicine. 2013. 38，e13-18.

18.Hammers，A.，Asselin，M.C.，Hinz，R.，et al. Upregulation of opioid receptor binding following spontaneous epileptic seizures. Brain. 2007. 130，1009-1016.

19.Hauptman，J.S.，Mathern，G.W.，2012. Surgical treatment of epilepsy associated with cortical dysplasia：2012 update.Epilepsia 53 Suppl 4，98-104.

20.Hill DLG，Hawkes NA，Harrison NA，et al. A strategy for automated multimodality image registration incorporating anatomical knowledge and imager characteristics. In：Proceedings of the 13th international conference on information processing in medical imaging. LNCS，vol.687，Berlin：Springer；1993. 182-96.

21.Hill DLG，Studholme C，Hawkes DJ. Voxel similarity measures for automated image registration，visualization in biomedical computing. Proc SPIE 1994；2359：205-16.

22.Jeong，Y.J.，Son，H.J.，Yoon，H.J.，et al. Functional volumetric analysis of striatum using F-18 FP-CIT PET in patients with idiopathic Parkinson’s disease and normal subjects. Ann Nucl Med. 2016. 30，572-578.

23.Kim，E.，Howes，O.D.，Kapur，S.. Molecular imaging as a guide for the treatment of central nervous system disorders.Dialogues in clinical neuroscience. 2013. 15，315-328.

24.Knowlton RC，Shih J. Magnetoencephalography in epilepsy.Epilepsia，2004，45 ［Suppl 4］：61-71.

25.Konermann S，Marks S，Ludwing T，et al. Presurgical evaluation of epilepsy by brain diffusion：MR-detected effects of flumazenil on the epileptogenic focus. Epilepsia，2003，44：377-407.

26.Ogawa S，Lee TM，Kay AR，et al. Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation. Proc Natl Acad Sci USA，1990，87，9868-9872.

27.Ogawa S，Lee TM，Nayak AS，et al. Oxygenation-sensitive contrast in magnetic resonance image of rodent brain at high magnetic fields. Magn Reson Med，1990，14，68-78.

28.Sarikaya，I.，2015. PET studies in epilepsy. American journal of nuclear medicine and molecular imaging 5，416-430.

29.Schlemmer，H.P.，Pichler，B.J.，Schmand，M.，et al.Simultaneous MR/PET imaging of the human brain：feasibility study. Radiology. 2008. 248，1028-1035.

30.Shao，Y.，Cherry，S.R.，Farahani，K.，et al. Simultaneous PET and MR imaging. Physics in medicine and biology.1997. 42，1965-1970.

31.Shin，H.W.，Jewells，V.，Sheikh，A.，et al. 2015. Initial experience in hybrid PET-MRI for evaluation of refractory focal onset epilepsy. Seizure 31，1-4.

32.Steven.D.W，Comprehnesive Atlas of Ultrasound-Guided Pain Management Injection Techeniques，2014.

33.Studholme S，Hill DLG，Hawkes DJ. Multiresolution voxel similarity measures for MR-PET registration. In：Information processing in medical imaging. Dordrecht：Kluwer；1995. 287-298.

34.Teune，L.K.，Renken，R.J.，Mudali，D.，et al. Validation of parkinsonian disease-related metabolic brain patterns.Movement disorders：official journal of the Movement Disorder Society. 2013. 28，547-551.

35.Tharin S，Golby A. Functional brain mapping and its applications to neurosurgery. Neurosurgery，2007，60（Suppl 2）：S185-S202.

36.Townsend，D.W.，Cherry，S.R.，2001. Combining anatomy and function：the path to true image fusion. European radiology 11，1968-1974.

37.Viola P，Wells WM，Ⅲ. Alignment by maximization of mutual information. In：Proceedings of the fifth international conference on computer vision（ICCV 95），Boston，MA.IEEE Computer Society Press；1995. 16-23.

38.Viola P. Alignment by maximization of mutual information.Ph.D. Thesis，Massachusetts Institute of Technology，Boston，MA；1995.

39.Wells WM 3rd，Viola P，Kikinis R. Multi-modal volume registration by maximization of mutual information. In：Medical robotics and computer assisted surgery. New York：Wiley；1995. 55-62.

40.Wells WM，Viola P，Atsumi H，et al. Multi-modal volume registration by maximization of mutual information. Med Image Anal，1996；1（1）：35-51.

41.Woods RP，Mazziotta JC，Cherry SR. MRI-PET registration with automated algorithm，J Comput Assist Tomogr，1993；17（4）：536-546.

42 Woods. RP，Cherry SR，Mazziotta JC. Rapid automated algorithm for aligning and reslicing PET images. J Comput Assist Tomogr，1992；16（4）：620-633.

43 Wu，P.，Wang，J.，Peng，S.，et al. Metabolic brain network in the Chinese patients with Parkinson’s disease based on ¹⁸F-FDG PET imaging. Parkinsonism & related disorders.2013. 19，622-627.