第三章　数字减影血管造影

现代医学影像学的一个主要组成部分即数字放射学，这是一组把影像信息数字化，然后行计算机处理和图像重建的技术。数字减影血管造影（digital substraction angiography，DSA）即为数字放射学的内容之一，是20世纪80年代继CT之后出现的一项医学影像学新技术，是电子计算机与常规X线血管造影相结合的一种新的检查方法。它的发展过程离不开血管造影术的本身。

1895年11月8日Röntgen发现了X线。几个星期之后，Haschek和Lindenthal就在尸体上进行了手的动脉血管造影的实验研究。1923年Berberich和Hirsh首次在人体上作了血管造影检查。1931年Forsmann报道了心脏的X线造影。20世纪30年代中期，一些学者报道了经腰部穿刺施行主动脉、颈动脉及周围血管造影的方法。20世纪50年代初期，Seldinger对动脉插管的方法做了改进。近年来，选择性动脉造影得到广泛应用，血管造影的设备和技术也不断进步和完善。

传统方法的血管造影存在着两个问题。第一，传统的动脉血管造影是一种侵入性的检查方法，从动脉穿刺插入导管，可能导致局部并发症，如穿刺或切开部位的血肿、假性动脉瘤、动-静脉瘘等，插管时可能损伤动脉内膜，引发血栓形成和栓塞。还可以导致中枢神经系统并发症，如脑卒中偏瘫、失语、永久性的视野缺损等。此外，传统方法的动脉造影需要注入高浓度、大剂量的对比剂，个别病例可能发生呼吸困难、血压下降、神志模糊、喉痉挛、心律失常、惊厥，甚至呼吸、心搏骤停等严重的毒性反应。采用高压注射器注入对比剂还可能发生其他意外事故，例如行腹主动脉造影时，导管放入动脉瘤或动脉粥样硬化处注药，可能发生血管破裂大出血的危险。大剂量和高浓度的对比剂可导致肾功能损害。高浓度对比剂如果进入脊髓动脉可能造成截瘫的严重后果。第二，由于欲检查部位的各种组织，如肌肉、骨骼、脏器等互相重叠，特别是身体较厚、骨结构较多、解剖较复杂的部位，血管影像难以辨认，因而给临床诊断带来困难。

传统血管造影是一种操作烦琐、检查时间较长、对患者有一定痛苦和损伤，需要消耗较多人力和物力的检查方法。对于小儿、年老体弱和危重的患者往往是一个很大的威胁。因此，寻找一种操作简便、比较安全、影像显示更清楚的血管造影方法，一直是医学界多年努力寻找的目标，这也是发明DSA的最初动机。

为了减少传统血管造影的侵入性和降低并发症的发生率，Castellanos等和Robb及Steinberg分别于1937年和1939年报道了经静脉注入对比剂施行心脏和动脉血管造影的方法。与经动脉穿刺插管、注入对比剂造影的方法比较起来，这种方法损伤性小，操作比较简便，但由于对比剂很快被血液稀释，即使从两侧肘静脉或股静脉同时快速注入大剂量对比剂，所获得的血管影像对比度仍然很差，难以满足临床诊断要求。

为了获得清晰的血管影像，人们就设想出一种方法，除去与血管重叠的背景结构保留血管影像，这种方法称之为减影。“减影”不是一个新的概念。早在1934年，Ziedsesdes Plantes即提出利用X线照片进行光学减影的方法。此方法是，在未注射对比剂时先摄取一张欲检查部位的X线照片，即平片，也是一张负片。然后，将这张负片拷贝正片。如果将这张正片与原来的负片重叠对齐，再透过光线来加以观察，那么我们就什么也看不到了。这是因为原来第一张X线负片上所有透明的地方，在拷贝所得的正片上都是不透明的，而原来不透明的地方都变成了透明的。如果将这张正片置于注入对比剂后所摄得的同一部位的X线造影片上，在其下方再放置一张未感光胶片，做光学曝光，使这张胶片感光。这样，在这张胶片上就只剩下含有对比剂的血管影像，所有背景影像都被除去了。这种去除可造成干扰的骨影和其他无关结构影像，改善血管结构显示的方法一直沿用到70年代末，严格来说，直到由DSA取代为止，尤其是在脑血管造影中应用很多。

胶片间的光学减影方法是基于胶片所含的固有信息。胶片兼有收集X线信息与显示影像两方面职能，二者均依赖于胶片感光材料的性能。迄今，感光材料的发展仍不允许在常规X线摄影中捕捉到更高量级的信息。此外，胶片减影是依赖胶片间灰度的抵消实现的，这样在减影过程中只会丢失而不会增加固有信息量。胶片减影的另一个缺点是增加胶片的消耗，操作烦琐、费力、费时。

随着电视技术的发展，出现了电子减影法。在电视系统中，将影像进行黑白互相翻转，采用电视系统还可对影像进行加、减影处理和储存。其原理是将原来的X线平片及血管造影片分别置于观片灯上，视频摄像机将X线平片摄下来，通过电子装置使灰度翻转，变成正像。另一台摄像机将血管造影片摄下来，仍保持负像，两台摄像机的信号送到电视系统，在这里两张影像进行合成，结果与胶片减影法一样，只含有对比剂的血管影像显示在电视监视器上。

数字减影血管造影是在模拟影像减影的基础上发展起来的。近年来，由于电视技术、影像增强装置、数字电子学、计算机技术、图像处理技术的发展诞生了数字减影血管造影。1978年Wisconsin大学Kruger领导的一个研究小组最先设计出了数字视频影像处理器，从而奠定了数字减影血管造影的基础。DSA是由美国Wisconsin大学的Mistretta小组和Arizona大学的Nudelman小组首先研制成功，于1980年11月在芝加哥召开的北美放射学会上公布于世，在后来的布鲁塞尔召开的国际放射学会上受到推崇。接着，许多研究者采用这种数字视频影像处理器，在动物和人体上进行了时间减影和能量减影的研究。在此期间，Arizona大学和Kiel Kinder Klinik的研究者们又各自对数字视频成像程序进行了补充和完善。至1980年2月Wisconsin大学已对10例患者进行了数字减影血管造影。Arizona大学也进行了大量的临床应用。1980年3月在Wisconsin大学和Cleveland Clinic医院安装了数字减影血管造影的商用原型机。1980年11月在北美放射学会会议上展示了三种商用数字减影血管造影装置。

此后，许多国家加强了对DSA的进一步研究，在机器性能上，成像方式、方法和速度，图像的存取、处理与显示，组织器官的形态和功能的定性定量分析，自动化智能化程度等方面取得了明显的进展，各家DSA产品陆续投放市场。这种方法减少了对比剂的用量和浓度，消除了血管的背景结构，具有高灵敏性的密度检测力，从而使血管造影术有了重大的突破。事实上数字减影技术也不限于血管造影，目前已有大多数关节造影、数字喉造影、数字脊髓造影、数字乳房摄影、数字脾门静脉造影等多种应用的报告。随着数字减影技术的完善，它可取代大多数常规血管造影，并不断扩大应用领域。

第一节　数字荧光成像及其物理学基础

数字减影血管造影影像的形成是基于数字荧光成像（digital fluorgraphy；digital fluoroscopy，DF），因此DSA成像原理的讨论主要涉及的是DF的物理学。

一、数字荧光成像的发展

在传统的透视设备中，当进行胸部透视时，用60～90kV、2～2.5mA的条件，荧光屏的影像亮度约为0.003cd/m2（cd/m2称作坎德拉每平方米，为亮度单位）。人类眼睛正常视觉亮度为3～30cd/m2。在这个范围内视网膜上的锥状细胞（又称亮觉细胞）工作，此时人眼对影像的分辨力可达0.30～0.25mm直径细节。当影像亮度低于0.8cd/m2时，锥状细胞便丧失功能，由杆状细胞（又称暗觉细胞）开始工作。由锥状细胞（锥体状）过渡到杆状细胞（杆状体）工作时，需15～20min的转化时间。杆状体必须要有这个时间适应，此称为“暗适应”。而杆状体在0.003cd/m2的亮度下，最佳分辨力只能达到0.8mm直径的细节。

在满月月光照耀下的野外景色，其景色亮度为0.01cd/m2。也就是说，满月月光照耀下的野外景色亮度比荧光透视下的影像亮度强3.5倍。可见荧光的影像亮度是何等的微弱。欲使其影像亮度达到人眼正常亮度，必须将荧光屏亮度增加103～104倍即增强到3～30cd/m2的亮度。

20世纪40年代，开始在增加荧光屏影像亮度和降低X线管输出方面开展研究工作。Langmuir（1940）、Coltman（1948）、Morgan和Sturm（1951）等对此做出了重要贡献，开发了影像增强管（image intensifier，I.I）。X线穿过人体后不由荧光屏而由I.I的输入屏接收，形成X线可见的光子影像，当输入屏产生光子影像后，与其紧密结合的光电阴极产生与光子影像亮度相对应的电子，形成不可见的电子影像。电子影像在阳极电场的作用下，通过静电透镜聚焦，加速奔向阳极而投射在输出屏上。涂有硫化锌镉荧光粉的输出屏，由于受到电子的冲击而产生荧光，每一点的荧光亮度和电子数相对应，因而又使电子影像转换为荧光（光子）影像，而这个影像的亮度比输入屏的影像亮度增强了103～104倍。亮度的增加导致了曝线量降低和实现了明室透视。

20世纪50年代末、60年代初完成了I.I的下一步改进，即将影像增强器输出屏一端联接一台电视摄像机上，在电视监视器上显示影像。60年代末，在I.I结构上的另一个重要改进是开发了碘化铯（CsI）作为输入荧光体。应用CsI可增加50%～60%的检测量子效率。70年代中期，一些研究者就是将高检测量子效率的I.I检测到的、由电视屏显示的视频影像与计算机技术结合，发展了最初的DF系统。

一些研究小组从70年代中期开始独立地开发DF系统。他们分别对DF成像链的构成；图像的快速处理和实时成像；减影中应用的不同变量及减影方式以及在不同临床领域中的应用做了各自的贡献。

二、数字荧光成像的成像链

DF影像形成的基本过程与传统的利用X线成像相同，即X线透射成像。当X线照射物体时，一部分X线被物体吸收，另一部分X线穿透了物体，谓“剩余射线”，此剩余射线已具有物体对X线吸收后的差异，或叫做射线对比，它照射到荧光屏上，可以激发荧光物质发出可见的荧光，显示出物体内部结构影像，其荧光亮的部分，表示该部结构密度低，如空气、脂肪等组织，对X线吸收量少，X线透过的多；黑影部分表示该部结构密度高，如金属、骨骼等，对X线吸收的多，透过的X线量少。这种以暗的部分表示组织密度大，亮的部分表示密度低的影像称为正像。在荧光屏上观察人体内部结构，即医学上的X线透视检查。

有两类X线光子与成像有关，即未被人体屏蔽的X线光子与散射线的X线光子。二者统称原发辐射光子。检测到这些原发辐射光子即形成影像。原发辐射的强度与以下因素有关：入射辐射强度（I）和组织的有效总体衰减系数（μ），可以式1-3-1表示：

式中I为入射到检测器的原发辐射强度，Io为出射X线强度，pt代表线束穿过的组织总体长度（t）与有效组织密度（p）乘积，e为自然对数底。因此，检测器检测到的原发辐射强度分布即可提供组织成分相关的信息。

但是，式1-3-1的关系要受散射光子的干扰，因为散射光子的途径是无法预期的，检测到散射光子无助于影像形成，却构成了影像噪声。因而，成像中希望检测到尽可能少的散射光子。

假定人体组织含软组织和密实骨两种成分，第三种成分为注射的碘剂。表1-3-1列举了三种成分衰减系数的能量依赖性关系，表中可见到，软组织（μT）和密实骨（μB）的总体衰减系数随X线能量增加而逐渐减小，碘（μI）的总体衰减系数在40keV能级以下也呈类似关系，但在33keV处其总体衰减系数突然增加6倍。此即碘的K-缘，是由于入射的X线能量与附着于碘原子核的电子的束缚能量精确地匹配时特殊的相互作用引起。因此，在33～70keV间碘是比铅更强的衰减材料。

在DF成像链中，最重要的元件是X线源和检测器。基于上述与DF成像有关的物理学因素，DF成像链的设置需兼顾所有要求，但又必然是所有要求的折衷。因此，除非在理论上，理想的成像链实际是不存在的。

（一）X线源

理想的X线源应具有三种重要的性质：

1.可提供高能量

碘浓度越低，或观察的结构越小，需要的能量越大。理想的X线源应能提供用于任何成像目的的能量。

2.点源

X线源应为理想的点光源，焦点任意小，从而获得成像结构的最佳锐度。

3.单色辐射

成像性能依赖于X线能量，故理想的X线束应由单一能量的光子构成。

（二）X线检测器

理想的检测器性质包括：

1.X线源能量100%的检测效率　检测器应能检测到穿过患者的所有具有一定能量（Es）的X线光子。

2.非X线源能量0%的检测效率　由射线散射，发出的小于Es的X线能量也可激发检测器。检测器应对非Es能量不产生响应，从而检测不到散射X线。

3.无噪声检测　检测器不应提供伴随量子统计学噪声以外的其他噪声。

4.无限的空间分辨力。

5.大视野　可以同时观察所有有关的解剖结构，不必分解为若干部分。

6.无失真　检测器应可精确反映解剖学的大小和形态。

实际的成像链当然不仅包括X线源和检测器，其他的原件可以被归入二者的范畴，如X线管和滤波器可归入X线源，光栅、I.I、光学系统和电视摄像机可归入检测器。

X线源：X线管发出的X线不是单一能量的，而是跨越从0到很大能量范围的连续能谱。X线能级由管电压调节。此外，X线从阳极逸脱后还可受到X线管窗的固有滤过及附加滤过材料的滤过。这些滤过可以使最初的X线能谱再塑形，使之适用于降低辐射剂量和增加影像中碘的对比双重目的。图1-3-1为管电压调节到60kV时，三种材料滤过的X线能谱；①1.5mm铝（Al）；②5.5mm铝；③1.5mm铝+0.2mm钐（Sm）。图中可见三种能谱极为不同，碘的总体衰减系数（μI）为能量的函数（图1-3-1）。

DSA中可能使用60kV和1.5mm铝的能谱，其中至少有半数X线的能量低于碘的K-缘（33keV），这部分光子只增加了患者的附加曝光而几乎不影响碘的对比。若应用5.5mm铝，则可有75%的X线超过碘的K-缘，而若应用1.5mm铝+0.2mm钐则可获得更理想的改善，因为钐可选择性地屏蔽低能X线及47keV（钐的K-缘）以上的X线，而获得与剖面峰值较好重叠的X线能谱。假定患者软组织厚度为10～20cm，显示相同的DSA影像时患者对①②③三种能谱需要的曝线量应为1.0、0.78和0.6，或从另一方面讲，碘的对比率为1.0∶1.12∶1.28。即在能谱①再加上0.2mm钐则使碘的对比增加28%，X线曝线量减少40%。

但是滤过也消耗部分有用的X线光子，这需要加大X线管电流补偿。上述三种能谱需要的管电流大致比率为1∶2∶3，即当管电流增加3倍时，患者曝线量才能减少40%。对大部分成像装置讲，这在技术上是不现实的。

X线检测器：检测器的第一个元件是光栅，其结构和原理与传统的滤线栅相同。光栅衰减散射的X线，增加原发与散射光子的比率。但光栅也要滤过一部分原发辐射，特别是70keV以下能级者。通常，光栅只能透过原发辐射的50%～60%，即需要牺牲大约半数原发辐射才能达到减少散射X线的目的。

影像增强管为检测并转换X线为二维光学影像的部件。其输入端有一层对X线敏感的荧光体。目前通常用碘化铯（CsI）晶体。CsI具有较高的X线吸收效率和可减少光线侧向传播的晶体结构，被认为是一种成功的荧光体。CsI的晶体晶格倾向在平行于晶格表面的方向传导光线光子，形成的光线强度剖面图比非晶体荧光体者窄得多，这意味着可以形成更优良的空间分辨力。

I.I和胶片/增感屏检测比较有根本的区别。胶片的灰度与检测到的辐射量相关，因此仅可检测到有限范围内的辐射。过低的辐射量可低于胶片的敏感性。过高的辐射量则使胶片一致变暗，均不能形成影像。I.I反映在电视屏上的影像亮度，与激发电视靶的光线强度相关，而不直接与特定的辐射水平相关。检测到的辐射强度通过光学系统及应用的光学孔隙与电视靶上的光线强度相联系，改变孔隙大小即可改变电视影像亮度。因此，I.I系统可在比胶片/增感屏宽得多的X线强度范围内形成可用的影像。I.I输入端因是一薄的玻璃或金属封套支撑一高真空度，故不是平的而是凸面的，以增加强度。其后果是造成影像失真，称“枕形畸变”。该后果类似于将一规则的沙网投射为地图上的经纬线。这种失真可造成测量的不精确性及图像外周部分分辨力下降。若用平面封套结构，则需增加封套的厚度，结果是降低检测效率。

由于影像检测各阶段的缺陷，影像内各部分之间的信息有微弱的联系，该作用称“遮蔽闪烁”（veiling glare），代表光线散射现象，光学系统组合内之光线散射和I.I内电子散射的总和。引起的影像质量衰减作用与检测到的散射辐射大致相同。

成像链上另一个重要的原件是电视摄像机。事实上，电视摄摄像机是最常限制分辨力的元件。分辨力部分地取决于的I.I视野，若电视有512线的分辨力，则14、9、6、4in（1in=2.54cm）视野的分辨力分别为0.7、1.1、1.8、2.5线对（LP/mm）。不过，整个成像链分辨力还与X线管焦点大小有关。随几何学放大，焦点模糊增加，在放大达一定范围后，焦点分辨力限与摄像机分辨力限的曲线交叉，后者则变得不那么重要，前者将决定整个链的分辨力。

基于以上估计，目前的DF成像链要达到完美的理想的标准，需要增加X线曝线量12～23倍。或言之，当前的DF系统仅以理想者的3%～8%效率运行。尽管如此，成像链中每一环节的改进都要付出昂贵的代价。因此必须容忍目前成像链的各种限度，并根据本书述及的物理学原理作出小而有意义的改善。

三、数字荧光成像的视频信号

与DSA有关的几个视频信号特征有：

（一）亮度响应

摄像机拾波管为一种换能器，即把能转换为电流。测量到的电流应与光学影像的亮度相关，并进一步与X线强度精确相关。这种量度-电流转换即为拾波管的亮度响应。若以γ表示亮度响应特征，则γ与入射亮度（B）和信号电流（I）有关，用式1-3-2、式1-3-3表示为：

将测量到的B和I值在对数表示上制图，则连线的斜率是r。标准的三硫化锑（SbS₃）光导摄像管的r值约为0.7，而通常用于DSA的氧化铅（PbO）光导摄像管的值r约为1。即信号电流与亮度的关系是线性的。

（二）动态范围

亮度响应并非从0水平开始，也不会持续到无限大的亮度。设最大与最小亮度值分别为B_max和B_min，则最大和最小的有用的亮度值比率即动态范围（D）（式1-3-4）。

以氧化铅光导摄像管为例，其D值大致为1 000。为满足DF成像的需要，摄像机的动态范围必须适应（超过）入射到它的亮度值的动态范围。在DSA检查中，这一值可能相当小，如腹部检查时由于患者的厚度与结构的均匀性，D值可仅为3，头颅检查可能会大于10。所以DF中拾波管的动态范围不是一主要限制，在15以上即可满足需要。

（三）信噪比

理想的检测器自身对检测到的信号不应增加不精确性或噪声，但是如果检测到的X线自身误差小，则来自检测器的噪声可潜在地衰减信号。信噪比（signal noise ratio，SNR）在这里特指成像系统采用的信号值最大差别的大小，即SNR与两个信号间可被分辨的最小差别有关。与动态范围相比，足够高的SNR要重要得多。DSA中，由于动态范围通常较低，较高的噪声水平与信号重叠时可以遮蔽相对微弱的减影影像信号，则相应部位的含碘的血管影像将会混入噪声背景之中。理想的用于DF的摄像机SNR应大于200 ∶1。

（四）迟滞

迟滞是摄像机对输入给它亮度快速变化响应速度的测量。摄像机拾波管内每间隔一段时间（如1/30s）可读出一个视频帧。在形成一理想的视频影像之前，摄像机需要读出若干视频帧幅来达到平衡，这个现象称为“建成迟滞”。另一种迟滞是当摄像机消隐，即无信号电流读出期间光导靶上有电荷建成，当摄像机开始读出时，靶上的残存电荷可形成可感知的信号水平，称“余辉迟滞”。

摄像机的迟滞若明显，可限制DF系统的时间分辨力，这对某些动态观察，特别是心脏的DSA检查尤为不利。对于广泛用途的DF系统来讲，拾波管的迟滞应低于10%以下。

四、噪声

广义上讲，任何妨碍观察者解释的影像结构或特征都可以认为是噪声。DF中严格地规定的噪声定义为：影像上观察到的亮度水平中随机出现的波动。这就是说，从本质上讲噪声主要是统计学的，而不是检测性的。

有很多妨碍DF影像解释的现象，但不应以为是噪声。如DSA检查的移动伪影；能量减影影像中来自非碘材料的残存信号对血管影像的遮蔽；窗宽不当使影像亮度增溢过小，妨碍血管结构的显示等。

DF中检测到的X线量与泊松统计学法则有关。当已知给定量的X线，如为100时，由检测器反复读出多次，可得出作为检测器读出次数函数的曲线波形。曲线的宽度即统计学波动量，也即噪声量的大小。根据泊松分布法则，波动量的标准差σ大致等于曲线半宽或平均量（N）的平方根（式1-3-5）：

随检测到的X线量增加，影像中亮度的随机波动会减小，也即噪声量降低。根据噪声形成中遵循的法则，检测到的曝线量增加4倍时观察到的噪声水平减少2倍。随成像对象固有对比减少和/或大小减小，为达到理想的影像质量必须增加曝线量。

根据体模实验的结果，可揭示DSA中另一统计学特征：需要增加的曝线量为对比减少倍数的平方，可用式1-3-6表示：

DSA检查中，若静脉注射（IV）比动脉注射时对比减少4/5倍，为达到相同的影像质量，静脉注射则需把曝线量增加16倍。即静脉注射DSA的曝线量不可能减少到动脉注射时的水平。

还可根据体模的曝光实验揭示DSA中第三个统计学特征：曝线量需要以与空间分辨力改善的平方成正比增加。即同样清晰地显示较小的物体需要增加曝线量。可以式1-3-7表示：

若某一血管的直径减少了3，则为使获得与原来相同的影像质量需将曝线量增加3倍。

上述关系可纳入Rose检测模型，归纳为式1-3-8：

这样，即可根据预期的对比水平（c）、血管大小（d）和理想的精确性（p）估计形成理想的影像需要的曝线量（N），从而获得具有可接近的噪声水平的影像。DSA检查中，减影步骤已消除了很多无关的背景结构，因而，可在相对均匀的噪声背景中勾画出充盈对比剂的血管。从这个意义上说，并非重叠的结构，而是噪声成为影像质量的主要制约因素。

五、数字图像显示

（一）模拟与数字

模拟是以某种范畴的表达方式如实地反映另一种范畴。例如地球围绕着太阳不停地旋转，地球与太阳之间的距离随时间而连续地变化。在X线摄影范围内，荧光屏的记录或显示从几乎完全透明（白色）到几乎不透明（黑色）的一个连续的灰阶范围，它是X线透过人体内部器官的投影，这种不同的灰度差别即为任何一个局部所接受的辐射强度的模拟，或从另一角度讲为相应的成像组织结构对射线衰减程度的模拟。影像像素的亮度可以取任何一个不确定的值，它的像素亮度具有连续的分布，只受亮度最大值和最小值的限制。

另一类成像方法是采用非常高度的结构逼进法。最大与最小这些极值之间的系列像素的亮度值是离散的而不连续，每个像素都具有确定的数值，这种影像就是数字影像。数字在这里不仅意味着数码，数字的概念是以某种人为规定的量级且定量化地反映另一种概念范围。数字图像是不同亮度或颜色的点组成的二维点阵，当一个点阵含有足够多的点，并且点与点之间足够近时，看起来就是一幅完整的图像。图像每个点的亮度或颜色也是数字化的，即它的亮度或颜色取一个亮度等级或彩色序列中的一个不连续变化。数字图像显示为二维点阵。数字图像的表达有两个要素，点阵的大小和每个点的灰度值，即表示该点的亮度在给定的亮度或色彩序列中次序的数值。存贮一幅数值图像只要记录下点阵的大小和每个点的灰度值即可。这些数值可存贮在计算机的各种记录介质上，显示时将这些数值取出，并借助计算机的显示器显示成一幅数字图像。数字图像的处理方法中用二无函图像f（x，y）表示一幅数字图像，（x、y）是图像上某一点在点阵中的位置坐标；f（x，y）是该点的灰度值。一般计算机显示器所显示的就是一幅数字图像，常见的显示器上水平方向320点，垂直200点的数字图像，每个点可以具有不同的颜色或亮度。

（二）模数转换

把模拟信号转换为数字形式是将模拟信号量化，为下步行计算机处理的基本步骤之一，这种转换的元件称为模数转换器（A/D转换器）。目前的成像设备，如CT、DSA、MRI等均应用原理上类似的原件完成这一转换。

模数转换器是把连续的模拟信号分解为彼此分离的信息，并分别赋予相应的数字量级。从数字成像的实际转换来看，即把视频影像从“白”到“黑”的连续灰度色调分解为不连续的“灰阶”，并赋予每个灰阶相应的数字。模数转换器产生的灰阶水平数目越大，数字化处理导致的误差就越小。然而在数字影像的形成中，灰阶水平数不是无限，数字化样本数也不是无限的，存在由数字化处理引起的量化误差，使数字信息丢失。

（三）数模转换

DSA中数字化处理的完成意味着经过模拟信号数字化和减影处理后获得了由每一像素值组成的数字影像。但是，数字影像极难直接用于诊断目的，必须使之再转变为模拟影像显示在电视屏幕上。这个过程称数模转换，完成这个转换的原件称为数模转换器（D/A转换器）。

D/A转换器的工作实际上是A/D转换器的逆转，它把二进制数字转变为视频电压水平，形成视频影像。由于原始影像是以有限的样本率被数字化（取样），故经D/A转换器转换后的模拟影像将会是由一系列不同亮度的点组成。为了使重建的模拟影像失真度尽可能地小，通常滤过系统将周围许多点的值加权总和，来填补灰阶的间隙。这样复制的影像可能显得比未经滤过的影像模糊，但可更忠实地代表原始影像。

（四）图像的容量

图像容量反映了图像含有信息的多少，它与图像点阵的大小、图像灰度值变化范围即灰度级成正比。习惯上用表达一幅数字图像所需的二进制数的位数表示图像容量。图像容量之所以与灰度级数成正比，是因为灰度级数越多就越能表示各点之间灰度的细微差别，即图像层越多，所含信息越多。

像素是构成影像的最小单元，影像是由许许多多这种基本单元构成的。电视影像中的像素一般呈方形，大小相等，它们按一定规则一行一行地排列着，呈格栅状陈列，即像素矩阵，矩阵越大，图像容量越大。影像在垂直方向上像素的数目等于水平扫描线数。国际标准电视规定的水平扫描线为625行，宽高比为4∶3，整幅影像的像素总数约为52万多个。在50.8cm（20in）的电视影像中，当水平扫描线数为625时，每个像素约为0.5mm×0.5mm，这个数值大于人眼能够分辨的最小细节。像素的亮度值用一系列的“0”和“1”构成二进制数来表示，像素最大亮度值与最小亮度值形成的范围称为影像深度，即比特（bit）。

六、数字图像处理

当图像的数据储存在计算机的存储器中时，就可以进行各种处理。处理的目的就是为了改变图像的特征或者从一幅图像或一组图像中获得一定数据。

（一）减少噪声

为了减少由于光子密集程度的统计起伏而产生的噪声，可以用交融单个像素的值与邻近一些像素的值的方法予以减少。对此有多种数学处理方法。如九点平滑处理法。用此方法，计算机根据旧图像可以算出一张新图像，而每个新像素的值就是旧像素及其周围8个像素的加权平均值。用图像平滑来减小噪声，一般来说是一个图像模糊化的过程，它降低了细微结构的清晰程度和可见度。

（二）增强

增强的目的是改善图像的视觉效果使之适合人的视觉性。增强的数字处理方法有多种，这里仅讨论一些常用的方法。

1.对比度增强

这种方法是利用灰度线性扩展的手段达到增强的目的。适用于处理对比度差，即图像像素都具有相近的灰度值，没有占满全部允许的灰度范围。具体的算法是对灰度值进行线性变换，把原来灰度分布的小范围内的一幅图像，变换成灰度在整个允许范围内分布的图像。由于是线性变换，原来灰度值大的像素变换后仍然大，即这种变换是一一对应的单调变换，不会改变原图像的含义，但像素间灰度异变大，有利于人眼观察，其效果类似于在电视机上增加对比度的效果。

2.直方图改善图像增强

这种方法是先计算出原图像的直方图，再根据需要选择一个变换后图像的直方图。根据这两个直方图确定所采用的灰度变换方法，使变换后的图像的直方图达到所希望的直方图。这种变换仍然保持变换前后两幅图像灰度次序的一致性，即原来具有较大灰度的像素仍然具有较大的灰度值，从而不会影响图像表达的含义。最常用的直方图改善方法是尽量使变换的图像具有尽可能均匀的直方图。直方图改善实质上是拉大了相邻像素的灰度差，使人的视觉更易观察到像素之间的差异。

（三）图像积分法

积分法是在一定时间内对一系列图像的平均的过程。因为图像噪声的大多数类型相对于时间来说是随机分布的，图像积分法能相当有效地使一个图像平滑化，并减少噪声的内涵。原则上讲，积分法是相对于时间而言使图像出现模糊，而不是对空间或区域上来模糊图像。应用这种方法的主要局限性是在时间积分间期内患者运动的影响。

积分法需要有储存或记忆图像的能力，至少在一段时间内应有此功能。医学成像中用于图像积分法的有好几种。

1.人的视觉

人眼对大约在0.2s间期内的平均光强度做出反应。这种积分或平均法在观察荧光透视图像时特别有用。

常规荧光透视显示的是一系列的单个视频图像，每个图像显示1S/30。因为，使用相当低的接收器曝光量（小于5μR）来形成每个独立的图像，图像的噪声是比较显著的。然而人眼并不是看每个独立的图像，而是看到几个图像的平均。这样噪声的可见度就降低了，事实上，眼睛在任何一段时间内对约为六个视频图像进行了积分或平均。人眼实际看到的噪声不决定于单个荧光透视图像的接收器曝光量，而决定于系列积分图像的总曝光量。

2.视频摄像管

某些类型的高频摄像管具有固有的延迟性或慢响应，会引起图像中有改变。这种延迟在光导管中尤为显著。延迟的结果是对噪声起伏进行了平均或积分，形成较为平滑的图像。荧光透视使用这种摄像管的主要缺点是对移动物体会在图像中留下短暂的痕迹。

3.数字处理

当得到一系列图像并储存在数字存储器中时，这些图像可被平均化以减少噪声内涵。这种方法经常在DSA中使用。

（四）其他

1.锐化

锐化是用来突出图像的细节、边缘，便于分辨轮廓和细节。数字处理方法是用微积分、差分的手段考察图像相邻像素灰度变化的大小。在边缘及细节部分这种变化相对较大，并把它反映到变换后的图像中去。就突出了边缘和细节。此外，高通滤波处理也可起到锐化的作用。

2.滤波

滤波既可以用来消除图像上的噪声，也可用来突出图像细节。采用适当的滤波函数对原图像进行处理，就可以实现上述两种不同的目的。在算法上，滤波既可以在空间域中直接把图像与滤波函数进行卷积实现，也可以把图像先进行傅里叶变换，然后在频域中处理。

3.边界检测

度量图像某些参数时经常需要划定某一区域的边界。通常各区域之间，感兴趣区与区域之间的灰度存在差异。划定边界时先确定一些截止灰度值，按像素灰度所处的灰度值范围把图像划分成不同区域，这样灰度值最接近截止灰度的像素就构成了边界，寻找边界的过程可以由机器自动完成。有时也借助跟踪球在屏幕上划定。

4.突出轮廓

为了增强边缘的视觉形象，将提取出的图像上的轮廓信息作为另一幅图像显示出来的技术。通常采用微分或差分计算原图上各点的灰度变化率，从这个变化率构成一幅图像。因为边缘处具有较大的变化率，在构成的新图像上相应于原图像边缘处有较大的灰度值，直接显示了图像的轮廓。

第二节　数字减影血管造影影像的获取和处理

一、数字减影血管造影的成像变量

数字减影意味着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，实施减影来突出特定结构（含碘剂血管）。DSA影像形成过程中可借以作减影处理的物理学变量有时间、能量和深度。

（一）时间减影

时间减影（temporal subtraction）是DSA的常用方式，在注入的对比剂团块进入感兴趣区之前，将一帧或多帧图像作掩膜（mask）像储存起来，并与时间顺序出现的含有对比剂的充盈像一一地进行减影。这样，两帧间相同的影像部分被突出地显示出来。因造影像和mask像两者获得的时间先后不同，故称时间减影。它的不足是在摄影过程中，由于患者自主或不自主的运动而使mask像与充盈像不能精确地匹配，以致图像出现配准不良的伪影或模糊不清。鉴于减影中所用的mask和充盈像的帧数及时间不同，又可分为下列方式。

1.常规方式

常规方式（normal mode）是取mask像和充盈像各一帧，然后相减。在确立这两帧图像时，有手动和自动方式供选择。手动时由操作者在曝光期，根据监视器上显示的造影情况，瞬间摄制mask像和充盈像。mask像的选定尽可能在血管充盈前的一瞬间，充盈像的选定以血管内对比剂浓度最高为宜，自动时由操作者根据导管部位至造影部位的距离，患者的血液循环时间，事先设定注药至mask像间的时间，以及注药到充盈像的时间。这样，mask像和充盈像的确立并作减法运算。mask像与充盈像的确立也可根据诊断的需要分别进行选定，以获得不同时期的减影像（图1-3-2）。

2.序列（脉冲）方式

脉冲方式（serial mode or pulse mode）为每秒进行数帧的摄影，即图像频率为每秒数幅，X线脉冲曝光，脉冲持续时间（脉冲宽度）在几毫秒到几百毫秒之间变化。同时，DSA系统在对比剂未注入造影部位的血管前和造影剂逐渐扩散的过程中对X线图像进行采样和减影，最后得到一系列连续间隔的减影图像（图1-3-3）。

此方式与间歇性X线脉冲同步，以一连串单一的曝光为其特点，射线剂量较强，所获得的图像信噪比较高，图像质量好，是一种普遍采用的方式。这种方式适用于活动较少的部位。

当然，用脉冲方式采集图像时，前后各帧图像所接受的X线剂量必须恒定，这要求X线机高压发生的稳定性，脉冲时序的稳定性以及采样时间的确定性和合理性。

3.超脉冲方式

超脉冲方式（super pulse mode）是在短时间进行每秒6～30帧的X线脉冲摄像，然后逐帧高速重复减影，具有频率高、脉宽窄的特点。在同X-TV匹配上，X线曝光脉冲必须与视频均同步保持一致，其曝光信号有效时间应保持在场消隐期内。因此，对CCIR和RSI/70制式，曝光脉冲频率分别应为50Hz和60Hz，曝光脉冲宽度约在3ms或4ms的时间宽度范围内。这样，可以实现视频的速度，连续观察X线数字影像或减影图像，具有动态解像率。

这种方式的优点能适应心脏、冠状动脉等活动快的部位，图像的运动模糊小。但对X线机要求较高，它使X线管的负荷增大，需用大电流的大容量X线管以及极少延时的快速控制电路（图1-3-4）。

4.连续方式

连续方式（continuous mode）与透视一样，X线机连续发出X线照射，得到与电视摄像机同步，以25～50帧/s的连续影像的信号。亦类似于超脉冲方式，能以电视视频速度观察连续的血管造影过程或血管减影过程，也同样应根据数字图像帧存体容量选择数字X线图像。

这种方式往往给人以错觉，可以用透视方式进行减影。实际上，X线透视状态，除在一些特殊情况下（无运动的部位），通过一些处理，能获得类似减影图像外，基本上得不到有诊断价值的减影图像。因为透视时，X线管的电流仅2mA左右，这么小的管电流，产生的X线散射线较大，形成图像信噪比较低，即使通过增加对比剂浓度来调整血管的黑化度，仍不能满足DSA高信噪比原始图像的要求。

这种方式图像频率高，能显示快速运动的部位，如心脏、大血管，单位时间内图像帧数多，时间分辨率高（图1-3-5）。

5.时间间隔差（time interal difference，TID）方式

前面所说的减影方式，都以未注入对比剂的血管图像作mask像，用含有对比剂序列图像作为充盈像进行减影。而该方式则是mask像不固定，顺次随机地将帧间图像取出，再与其后一定间隔的图像进行减影处理，从而获得一个序列的差值图像。mask像时时变化，边更新，边重复减影处理。TID方式相减的两帧图像在时间上相隔较小，因此能增强高频部分的变化，降低由于患者活动造成的低频影响，同时对于类似心脏等具有周期性活动偏移的部位，适当地选择图像间隔帧数，进行TID方式减影，能够消除由于相位偏差造成的图像运动伪影，TID既可以作减影方式，又可以作为后处理方式（图1-3-6）。

6.路标方式（road map mode）

路标技术（pathfinder technique）的使用为介入放射学的插管安全、迅速创造了有利条件。具体方法是：先注入少许对比剂后摄影，再与透视下的插管作减影，形成一幅减影图像，作为一条轨迹，并重叠在透视影像上。这样，就可以清楚地显示导管的走向和尖端的具体位置，使操作者顺利地将导管插入目的区域。

这种方法分为三个阶段：①活动的数字化透视图像。踩脚闸到松开脚闸，最后的图像-辅助mask像形成。②活动的减影透视。减影开始于一幅mask像形成之后，只要没有注入对比剂，监视器上就没有图像。注射了少量对比剂后，血管开始显影，血管充盈最多时，对比度最高，此时充盈像代替了辅助mask像。③活动的图像与透视mask像相减，显示差值部分。当血管内仍然充满对比剂作mask像时，减影图像无信号显示；当血管内对比剂排空，被含对比剂的mask像减影，血管显示最大的对比度，这时能使导管沿着轨迹准确地进行操作。

7.心电图触发脉冲方式（EGK mode）

心电图触发X线脉冲与固定频率工作方式不同，它与心脏大血管的搏动节律相匹配，以保证系列中所有的图像与其节律同相位，释放曝光的时间点是变化的，以便掌握最小的心血管运动时机。外部心电路信号以三种方式触发采集图像：①连续心电图标记。连续方式采像，在心电图信号发生的画面上作记号，这种方式最小频率为5帧/s。②脉冲心电图标记。脉冲方式采像，在最接近心电图信号发生处的画面上作记号，其最小帧率亦为5帧/s。③脉冲心电门控，当心电图信号一发生，启动发生器，门控采像在每个触发器上储存一帧，在采像画面上标记以作触发点。

在系列心电图触发工作方式中，由于避免了心电图搏动产生的图像运动性模糊，所以在图像频率低时也能获得对比度和分辨率高的图像。此方式主要用于心脏大血管的检查。

此外，在DSA检查，经常使用最后图像固定（last image hold）功能。此方式使透视信息数字化后再积分，图像不储存。透视影像在松开脚闸后被固定在监视器上，踩脚闸透视时影像又消除，如此循环，便于图像参考和对照，利于操作。由于透视图像的积分，其影像质量较普通透视影像清晰，常用于介入放射学的操作中。

（二）能量减影

能量减影（energy subtraction）也称双能减影，K-缘减影。即进行感兴趣区（region of interest，ROI）血管造影时，几乎同时用两个不同的管电压，如70kV和130kV获得两帧图像，作为减影对进行减影，由于两帧图像是利用两种不同的能量摄制的，所以称为能量减影。本法是利用碘与周围软组织对X线衰减系数，在不同能量下有明显差异这一特点进行的。在质量衰减系数与能量的曲线上，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。而软组织衰减曲线是连续的，没有碘的特征，并且能量越大，其质量衰减系数越小。图1-3-7是K吸收缘原理图，图上有三条吸收系数随X线量而变的曲线，分别为碘、骨组织和软组织的吸收系数曲线。所谓K-缘概念是指碘在33keV能量水平时其射线吸收系数（衰减系数）显示锐利的锯齿形不连续性。碘的这种衰减特征与碘原子在K层轨迹上的电子有关，若将一块含骨、软组织、空气和微量碘的组织分别用略低于和略高于33keV的X线能量（分别为70kV和120～130kV）曝光，则后一帧图像比前一帧图像的碘信号大约减少80%，骨信号大约减少40%，软组织信号大约减少25%，气体则在两个能级上几乎不衰减。若将这两帧图像相减，所得的图像将有效地消除气体影，保留少量的软组织影及明显的骨影与碘信号。若减影前首先将130kV状态时采集的影像由大约1.33的因数加权，则减影处理后可以很好地消除软组织及气体影，仅留下较少的骨信号及明显的碘信号。

能量减影还可以把同吸收系数的组织分开，把骨组织或软组织从X线图像中除去，得到仅含软组织或骨组织的图像。具体方法是用两种能量的X线来获得两幅图像，一幅在低能X线下获得，另一幅在高能X线下获得，所获得的图像经过对数变化，相减后得到了消除软组织的图像。

从原理上能量减影方法不失为一种好的数字减影方法。但实际的实施中，能量减影技术对X线机的要求与普通X线有所区别，它要求X线管的电压在两种能量之间进行高速切换，增加了设备的复杂性，同时这种减影不易消除骨骼的残影。所以，到目前为止还未达到临床应用水平。

（三）混合减影

混合减影（hybrid subtraction）是1981年Bordy提出的一种技术，它基于时间与能量两种物理变量，是能量减影同时间减影技术相结合的技术。

基本原理是：对注入对比剂以后的血管造影图像，使用双能量K-缘减影，获得的减影像中仍有一部分骨组织信号。为了消除这部分骨组织信号，得到纯含碘血管图像，须在对比剂未进入前先做一次双能量K-缘减影，获得的是少部分的骨组织信号图像，将此图像同血管内注入对比剂后的双能K-缘减影图像作减影处理，即得到完全的血管图像，这种技术即为混合减影技术。

混合减影经历了两个阶段，先消除软组织后，再消除骨组织，通过几次减影碘信号有所丧失，信噪比大约减少到1/3～2/5，这对碘信号强的血管影响不大，但影响细小的血管观察。其补救方法有：①加大曝光量；②利用匹配滤过法，将混合减影第二步，即时间减影中的碘信号加权、滤过，这样得到的碘信号将有增强。

混合减影要求在同一焦点上发生两种高压，或在同一X线管中具有高压和低压两个焦点。所以混合减影对设备及X线球管的要求都较高。

（四）电视减影

电视减影（television subtraction）又称电子减影，是利用电子学技术减影检查的一种新技术。早在1961年Ziedeo Des Plantes和1963年Holman就报道了这种检查方法，1979年我国上海试制成功了电子减影仪。

1.电视减影仪的构造与功能

电视减影仪的构造：①观片灯。②电子摄像机。摄像机镜头对准观片灯，用来拍摄被观察的照片。电子箱与摄像机相连，将观片灯上的照片进行正、负影像翻转，供减影用，对影像进行同步放大或缩小，以致改变影像的对比度和亮度。③监视器。用来显示经过电子信箱处理后的影像。④操作盘。具有各种功能的按键。如减影、谐影、放大、缩小、影像翻转等。

2.减影原理

电子减影的操作过程是：①拍摄被减影部位的平片及造影片，这两张照片在位置、照射条件和对比度等方面均须相同。②进行减影，把平片放在观片灯另一边，用作正影，按下减影键，则监视器上出现没有骨骼及软组织的减影像。③进行谐影，将照片放在观片灯上，按下谐影键，则监视器上出现类似浮雕的影像，达到突出细致结构，去掉模糊影像的目的，从而使影像具有立体感。

（五）体层减影

体层减影是利用“深度”这个物理变量，DSA体层减影原理与常规体层摄影近似，只是DSA体层通过减影过程除掉了血管以外的结构，突出了血管结构。

DSA体层系统包括一台X线机，它具有圆周扫描体层成像的功能，附加一台影像增强器和电视系统以及减影系统。被照体中任何断面，只要它平行于X线管的运动方向，都会合成该断面的体层图像，X线管可以作任何方位的运动，检测器将通过某断面衰减的不同模拟信号输入计算机经模数转换后将数据安排处理，再经数模转换，使体层面的影像在监视器上显示出来。

体层DSA对于血管成像是通过减影过程消除血管外影像的，由于使用计算机处理，图像具有快速而精确的特点，同时弥补一般DSA的血管重叠的患者活动的限制。主要缺点是分层不完全。

（六）光学减影

1963年Ziedes Des Plantes在Acta Radiologica杂志上发表了光学减影（optice subtraction）技术用于脑血管造影的论文。具体方法是：①在脑血管造影前，摄制一张颅内平片（负片）。②用光学方法将该片翻拍成颅内正片，相当于mask像。③使用同体位同摄影条件摄制脑血管的造影片（负片）。④用颅内正片与脑血管造影的负片对准完全重合。在这两片下方放一未感光的底片。用可见光曝光，冲洗后就可以得到一张只含血管像的脑血管减影像。

在颅内正片上骨骼呈黑影，而在造影负片上骨骼与血管均为白影。二者相重叠光之后，骨骼的黑白影相互抵消，只有血管影像，此为光学减影技术。

此外，还有立体减影（solid subtraction），它利用不同角度X线的两个焦点进行投影，接收的信号按同样的方法进行减影处理，用立体镜观察两个影像，可获得立体的减影像。

颜色减影法是将造影片用红染液染色，含对比剂的白色影像随染料浓度的增加，颜色更加分明，其他结构呈现出黑色和灰色影像，这样相对地突出造影血管，类似减影效果。但减影不彻底，骨骼与含对比剂血管均呈白色，影响血管的观察。

非血管性减影主要用于研究声带的变化，不需注射对比剂，利用声带的开启和闭合运动进行减影。

上述介绍的减影方式中，有的并非减影，有的并非数字减影，有的还在研究之中，之所以提出的目的是使我们对减影有一个全面了解。在DSA减影中，以时间减影最为常用，其中又以连续方式、脉冲方式、路标方式应用为多。

（七）CO₂-DSA

尽管目前有多种新的血管成像手段，包括血管镜、血管内超声、三维CT和MRI等，但传统的血管造影和碘水DSA仍是以上各种方法的参照标准。水溶性碘剂血管造影以其显影清晰、图像真实见长。但即使用非离子型碘对比剂仍有3.13%的患者出现过敏反应，其中严重反应占0.04%，因其价格贵，使用受到一定限制。一定量CO₂注入人体后可快速地被血液吸收且又能很快经肺排出体外，因其密度低被称为阴性对比剂。早在20世纪20年代就被用于纵隔和腹腔造影，50年代CO₂用作静脉造影诊断心包积液和心包肥厚，后又被用以门静脉和肝静脉造影，1982年Harkims将其首先用于外周和内腔动脉造影。随着DSA技术的发展，CO₂血管造影可得到清晰的图像，其安全性也得到证实。

1.CO₂在血管内的特性

CO₂是无色、无味的气体，分子量为44，它在血液中的溶解度是CO₂的20倍，且它能与血液中缓冲碱结合促进自身溶解吸收，因此血液可快速吸收大量CO₂，当血液流经肺毛细血管时又能经肺排出体外。已有研究表明，动脉或静脉内注射一定量的CO₂（50～100ml/次）极少有形成气栓的危险，即使是较大剂量注射也不会引起血pH、PCO₂、PO₂和血流动力学明显变化。与碘不同的显影机制是：当它被注入血管后并不立即被血液吸收，而是与血液形成界面并排开血液充盈血管。以适当的剂量快速注入CO₂气体可完全充盈血管。但注射速度过慢或剂量过小时，气体难将血液完全排开，或CO₂还未到达造影血管即被溶解吸收，此时血管造影图像可显示血管直径较正常小，甚至显影不良。有人给10只狗分别用CO₂和碘剂行腹主动脉、肾动脉和股动脉造影，根据二者注射参数计算出充盈率（CO₂/碘剂）继续增加CO₂量只会充盈更多血管，并不能增加图像的清晰度。CO₂的黏度较碘对比剂小，仅为76%泛影葡胺的1/400，因而易通过较小的动脉-静脉（A-V）短路和侧支，易显示狭窄或闭塞血管及其远端血管。动静脉畸形（AVM）和小量出血部位，它能通过微导管快速注射。由于气体上浮的特性，位于注射部位水平以上的血管分支较易充盈而且显示较好。

2.CO₂的注入方法

造影需要医用纯CO₂，任何一种注射方法都尽量避免混入空气以防形成气栓。气体可被压缩的特性，手推和常规高压注射器均难以保证气体的线性注射。

（1）手推法：

有人曾用35ml或60ml塑料注射器通过阀门直接从CO₂罐中抽取CO₂，以手推法进行造影。CO₂比重较空气大，装有CO₂的注射器应乳头向上稍排气后，可连接导管注射。这种注射法难以使气体均匀注入。大部分CO₂在最后半秒进入血管，并有误入空气造成气栓的危险。最近有人介绍一种封闭式手推CO₂注射系统，该装置采用两个单向阀门连接CO₂气袋、注射器及导管，可避免混合空气和血液反流，使气体定量，近似匀速注入。

（2）普通高压注射器：

有人曾用三通连接高压注射器在封闭条件下注射CO₂造影，用注射器抽得所需注射量后，在不打开开关的情况下将气体压缩，使压力稍高于患者收缩压，接通导管后注射器内的压力自动将导管内气体挤入血管，使得CO₂能被较为均匀地注入。这种方法减少了空气注入的危险，减少了手推注入的人为因素和盲目性，但仍难确保线性注入，操作麻烦，目前也较少使用。

（3）程控CO₂注射器：

采用电脑程序控制的注射器可较好地解决非线性注入等问题，目前国外已有多种程控气体注射器。两者均可同时控制注射压力、容量和时间，使CO₂线性注入血管。在注气前还能自动将造影血管近端球囊充盈膨胀，使靶动脉血流暂时阻断，CO₂完全充盈造影血管。

CO₂用量应随造影血管及其血流情况而定，术前准备和术中要求与常规造影并无差别，做肠系膜动脉造影时，为了避免肠管运动的干扰应静脉注射胰高血糖素或抑制肠道运动的药物。

由于CO₂在血管内趋于上浮的特性，高于靶血管平面以上的靶器官或血管易于充盈，反之即使是超选择血管造影，CO₂也可能反流入动脉，采用改变体位使靶器官抬高可得到清晰真实的图像，根据腹腔脏器供血的方向采用仰卧位、俯卧位或斜位。对下肢动脉造影者抬高下肢15°～20°，结果血管显影质量显著改善。肾动脉造影时患侧抬高，常能改善肾动脉显影效果。

3.临床应用

（1）CO₂-IADSA：

CO₂现主要用于除头、颈、胸以外血管造影，尤其是腹主动脉及其分支和下肢的血管造影，不仅可得到较为清晰的图像，且可介入治疗。有人做过统计，128例腹主动脉、肾动脉、髂动脉、股动脉、胫动脉与碘剂造影的符合率为95%，其中有92%患者可根据CO₂造影结果作出明确的诊断，且对血管狭窄程度和侧支情况的显示优于碘剂造影。但对胫骨下血管因血流缓慢，CO₂的溶解而显示不清。此时应用“Staking”后处理软件将多帧数字图像叠加成一帧复合图像，可使图像质量明显改善。

目前，CO₂-IADSA对实质器官血管仅能显示到段或亚段水平，但显示肿瘤血管及肿瘤染色不及常规造影清晰。其原因可能是：①尽管CO₂可通过小动脉或毛细血管，但不能清楚显示；②CO₂在前窦状隙或毛细血管前受阻而溶解于血液；③CO₂可通过潜在的AV通道进入静脉系统。

目前CO₂能否用于脑血管造影仍有争议。有人向鼠颈内动脉注入CO₂引起显著的神经症状，血-脑屏障破坏和脑多灶性坏死，且梗死范围与注入CO₂量大致成正比关系。但也有人给14只狗主动脉和颈总动脉内注入3ml/kg CO₂，没有神经症状，脑电图和脑部病理改变，随访6个月也未见异常症状。因此，在问题还未弄清楚之前，不要用CO₂行心脑血管造影。

（2）CO₂静脉造影：

CO₂可用于四肢及腹部的静脉造影。CO₂静脉造影可显示上肢A-V瘘，也能清楚显示下腔静脉的狭窄、闭塞、血栓及其侧支的情况，并可借导管经皮血管内成形术和下腔静脉过滤器放置术。

CO₂在经颈静脉肝内门体分流术（TIPS）中可用于肝静脉造影，楔入法肝静脉-门静脉造影和支架放置术前、后的门静脉造影。因CO₂的低黏度，在楔入法静脉造影或用细穿刺针直接刺入肝实质造影时均能显示门静脉及其分支，在门静脉穿刺困难时指导穿刺的方向，此法可减少术后出现肝肾综合征的机会。

4.CO₂血管造影的并发症和不良反应

一般CO₂血管造影是安全的，并发症少见。有人通过800例CO₂造影临床观察，仅一例出现腹泻，该患者在不到1h内接受约2 000ml CO₂腹主动脉造影，根据内镜特征性改变，确定为左半结肠缺血，说明短时间内注射大量CO₂可因气体未及时溶解而造成气栓。因此，静脉造影时CO₂每次注射不应多于50ml，动脉注射应少于100ml，且因注入CO₂完全溶解需要一定时间，所以重复注射应间隔1～2min的时间。

少数病例CO₂血管造影有不良反应，包括一过性下肢灼热感或针刺感，下腹灼热感或疼痛、恶心等，极少数病例出现阵发性一过性呼吸困难和心动过速。

CO₂无过敏，几乎没有肾毒性，有人报道17例因高血压控制不住或肾动脉恶化而行肾动脉旁路手术的患者术后用CO₂肾动脉造影随访1.5年，没有发现肾功能有显著变化。

（八）三维数字减影血管造影

三维数字减影血管造影（3D digital substraction angiography，3D DSA）是近年DSA设备的最新改良，有两种基本方法：①复杂轨迹两次摄影法，即在注射对比剂前先作复杂轨迹摄影摄取蒙片，然后注射对比剂，再摄同样轨迹的充盈照片，经减影和计算机处理，显示三维的DSA影像。在两次的摄片间，任何运动均可造成配准不良，衰减影像质量。②复杂轨迹一次摄影法，从注射开始后摄取一个复杂影像序列，通过类似常规体层摄影原理，使非血管结构模糊，并经计算机处理显示3D DSA影像。

3D DSA方式目前尚未普及。

目前，因时间减影对设备的特殊要求最少，因此是最普遍应用的方法。实际工作中，可以对这些基本的减影方式作一系列改良，还可基于不止一种物理学变量作减影。

二、数字减影血管造影检查中的基本概念

数字成像技术中涉及的基本概念在各种成像手段中是类似的，但概念的内涵可有轻微的区别。随着从传统放射学向影像医学过渡，传统的概念也要更新。下面讨论与DSA有关的基本概念。

（一）像素

像素（pixel）是构成图像的基本单位，也即模拟影像被分解成的孤立信息。在所有数字成像方式中，像素的大小都是由设备的设计规定的。而在胶片成像方式中，每一银盐颗粒即为一个像素，像素的大小是由银盐颗粒的大小决定的。迄今所有的成像方式除三维重建以外均系二维成像，故像素的概念也是二维的，即只有长和宽两度空间。

（二）体素

体素（voxel）又称体元。体素是像素代表的相应体积的组织单位。体素与模拟影像上的像素是对立的，决定像素在模拟影像上的有关参数，如灰度值。体素的概念与像素不同，是三维的，即有长、宽、高三度空间。

和CT、MRI成像方式不同，DSA不应用层面成像方式，因此相同大小的像素对应的体素可完全不同。在减影最后的影像上，每一像素覆盖的血管厚度（直径）也不同。

（三）矩阵

矩阵（matrix）是构成图像的像素阵列。数字成像方式中，矩阵的大小（即包含的像素数目）通常是由数字化设施的存贮能力和计算机的功能决定的，矩阵大小也从初始的64×64、80×80、128×128、逐步提高到256×256、512×512。目前，数字成像设备的矩阵可为1024×1024或更高。

（四）空间分辨力

空间分辨力（spatial resolutioro）为图像中可辨认的邻接物体空间几何尺寸的最小极限，即对影像细微结构的分辨能力。空间分辨力是衡量影像质量的重要参数之一，与图像矩阵大小相关，即与单位面积内，含有的像素数目成正比。因此，在同样的面积内，任何数字成像设备的图像像素数目均远不及胶片含有者，即数字成像方式所获的CT、DSA、MRI等影像的空间分辨力，均不及胶片影像。

DSA影像是由影像增强管采集的，影像的空间分辨力还与增强管的尺寸有关，可以用电视屏的线对（line pair，LP）表示。增强管尺寸越大，覆盖的视野越大，空间分辨力越低。如35.56cm（14寸）增强管的分辨力为0.7LP/mm；22.86cm（9寸）者为1.1LP/mm；15.24cm（6寸）者为1.8LP/mm；10.16cm（4寸）者为2.5LP/mm。

（五）密度分辨力

密度分辨力（density resolution）为图像中可辨认的密度差别的最小极限，即对密度差别的分辨能力。密度分辨力是衡量影像质量的另一个重要参数，与图像中每一像素接受的光子数目成正比。

如前所述，单位面积内胶片影像所含的像素数目远多于数字影像者。当以相同的光子数目入射时，同样面积内数字影像的像素接受的光子数目要远多于胶片影像的像素者。这种情况说明，数字影像具有更高的密度分辨力；或换言之，数字影像是牺牲了部分空间分辨力，换取了较高的密度分辨力；或笼统地说，胶片影像具有较高的空间分辨力，数字影像具有较高的密度分辨力。DSA中对于含碘量比常规血管造影低得多的血管的检测能力即部分地归因于设备的高密度分辨力。

（六）时间分辨力

时间分辨力（temporal resolution）为单位时间可采集影像的最大帧数。在CT、MRI等层面成像设备，时间分辨力反映为单一层面的成像时间及可连续采集影像的能力，而在DSA中则反映为单位时间的成像帧数称帧频（frame frequency）。和CT、MRI等不同，因为DSA要进行血管内（包括心脏）对比剂的动态观察，故对于设备的时间分辨能力有专门的要求，特别是在心脏和大血管的观察以及动静脉异常交通部位的观察中通常需要高帧频。用于类似目的的检查通常需要30～60帧/s的帧频。

DSA的时间分辨力与影像的采集和处理的各个环节有关，特别是和摄像机的迟滞、图像矩阵的大小及计算机的运算处理速度有关。

（七）伪影

伪影（artifact）泛指影像失真。数字成像方式中，出现伪影的原因及伪影的形式不同。DSA中，对影像造成干扰的主要原因是组成减影对的两帧影像不能精确重合，系因为在两帧影像形成的间期，检查部位发生了移动。不能精确重合的减影对，称“配准不良”（misregistration）。因移动使减影对配准不良在影像上形成的伪影称“移动伪影”（motion artifact）。DSA检查中，很多自主和不自主运动均可导致移动伪影，如呼吸、心搏、吞咽、肠蠕动等。轻微的移动伪影可不影响诊断或可通过后处理方式补救之，严重的移动伪影将使减影影像无诊断价值。移动伪影有几个特征：①在结构的边缘处最明显，近结构的中心部相对轻微；②伪影的量随结构边缘密度陡度增大而增大；③伪影的量随移动的结构衰减系数增加而增大。

DSA中另一较常见的伪影由视频信号的动态范围增大引起。当视野内某些部位对射线衰减极小时，如头颅检查时前后位投照中的鼻旁窦，腹部检查时较大量的肠气，可使局部视频信号饱和成为均匀亮度的无信号区，妨碍与之重叠的有用结构的观察，称“饱和伪影”（saturation artifact）。饱和伪影可经调整准直或在相应区域放置补偿滤过材料（如铅片）消除，后者称平野滤过（field-flattening filters）。

（八）后处理

后处理（post-processing，reprocessing）是指借助计算机功能对获取的影像作进一步的完善。数字成像设备均具有后处理功能，但不同成像手段后处理的内容不完全相同。DSA影像的后处理通常用于改善配准和增加影像的信噪比，如像素移动、再配准、边缘增强、帧幅积分、匹配滤过、递推滤过、混合减影及三维显示等，将于DSA影像处理节内专门描述。大部分后处理可在获取影像后联机处理，也可用专门的软件作较复杂的脱机处理。

三、数字减影血管造影成像方式

DSA成像方式分静脉DSA和动脉DSA，静脉DSA分外周静脉法和中心静脉法，动脉DSA分选择性动脉DSA和超选择性动脉DSA。现阶段随着介入放射学的发展及广泛的临床应用，以选择性和超选择性动脉DSA为主。

（一）静脉注射数字减影血管造影（IVDSA）

发展DSA最初的动机是希望从简单的静脉注射方式显示动脉系统，因此，最早应用的DSA检查采用外周静脉（如肘静脉）注射大量对比剂。但是，实验与临床应用的结果很快证实，即使是显示较大的血管，也需作对比剂团注。团注（bolus injection）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，从而取代该节段血管内的血液。当这部分血流流经兴趣血管时，其中的对比剂仍保持密实、稀释较少，从而达到较高的对比。

但是，静脉内团注的对比剂在到达感兴趣区动脉之前要在各心腔与肺循环被稀释。稀释程度可以用简单的流量理论估计静脉造影时的被稀释情况。静脉内团注的对比剂在到达兴趣动脉之前要在各心腔与肺循环被稀释，稀释的碘的平均动脉浓度（P）是所注射碘的总量（mg）除以造影团块通过期间的血容量（ml），即式1-3-9：

在外周静脉法中，对比剂离开左心室时需要8s，R为20ml/s，T为zs，假设心输出量为100ml/s，将此值代入上式：

这就是说，当对比剂从外周静脉到达动脉系统时，其原来的平均碘浓度已被稀释为1/20。

另外，还可以用指示剂稀释法或Stewant-Hamilton关系式来描述对比剂衰减的时间-浓度曲线，估计对比剂的稀释情况（式1-3-10、式1-3-11）。

Stewant-Hamilton是对染料稀释技术感兴趣的生理学家。IVDSA也可以认为是一种首次通过的染料稀释检查，染料即为对比剂。中心血量是指注射部位与感兴趣区之间的所有血量，对比剂在此过程中被稀释。兴趣血管的显示和显影峰值碘浓度及对比剂团廓清曲线宽度有关。

Stewant-Hamilton关系式对IVDSA有很多的提示：

1.对比剂的浓度和剂量

动脉内碘浓度与对比剂的碘浓度成正比。对比剂浓度与影像质量的对照观察证实，在30mgI/ml的对比剂浓度差别，影像质量的对比差别都有统计学意义。

感兴趣区血管内峰值碘浓度还与注射的对比剂廓清曲线峰值高度成正比，但不影响曲线宽。因而，IVDSA检查中若希望得到较理想的高而窄的对比剂廓清曲线（时间-浓度曲线），一般要每次注射大剂量对比剂，一次典型的IVDSA检查大约需要注射40g碘甚至更多。所以说静脉给对比剂时，动脉内的碘浓度大大降低，实际应用中IVDSA需要对比剂的量大而浓度高。

2.注射速率和持续时间

IVDSA时，动脉内碘浓度取决于所给的碘总量，与注射速率无关。例如，20ml/s速率注射2s与以30ml/s速率注射1.3s所得结果相同，这与我们在较短的注射时间内提供较高浓度的主观愿望相反。因为对比剂团块必须流经体循环，且循环路径长。在心血管的弹性限制和耐受范围内，对比剂的流率是很难改变患者原有的血流速度的。在对比剂团块通过诸心腔和肺动脉过程中，无论速度如何，均会被稀释，对比剂从上腔静脉到动脉系统的典型循环时间为4～5s只要注射时间小于或等于这个时间（在一定注射流率下），就会产生大致相同的血管内涂布。每次注射40ml对比剂时，意味着以15ml/s的速度对对比剂廓清曲线影响极小，这已在实验和临床观察中证实。即注射速率既不影响IVDSA对比剂的曲线的峰值，也不影响其宽度。

3.注射部位

IVDSA可行中心或外周注射对比剂，前者是指把导管顶端送到右心房或上、下腔静脉开口附近，后者只需在肘部穿刺后使导管沿正中或贵要静脉上行10cm以上。和中心注射相比，外周注射较方便。但是对比剂注射速度相应较低，中心血容量较大。比如以10ml/s速度注射40ml对比剂，则注射时间已长达4s，大致相当于肺循环时间，中心血容量为心输出量与平均通过时间的积，即对比剂在其中被稀释的血量。中心血容量增加导致对比剂团廓清曲线的峰值降低，宽度增加。和中心注射相比，外周注射时碘信号值大约减少20%。DSA中，血管显示需要的最低限度的碘量与血管直径成反比，故低的碘信号值对于小血管的显示极为不利。

倘若将中心静脉法改为外周静脉法，若干因素使对比剂团块离开左室时变得更为稀释。包括：①降低了注射速率。为了减少外渗的可能性及血管内皮细胞的损伤，外周静脉注射对比剂其速度明显低于中心静脉法。②稀释。外周静脉法时，注射的部位与心脏距离较远，对比剂与血液随机混合，对比剂团块到达心腔之前就产生了涂布，在血流中逐渐扩散。③较大的中心血量。在外周静脉法时，含有对比剂团块的血容量增加，加之对比剂本身的渗透效应和对血管壁的刺激，也会增加中心血量，使对比剂的时间-浓度曲线和图像质量进一步衰减，峰值动脉碘浓度下降。

4.心输出量

心功能差的患者，心输出量低，而中心血容量增高。这样，将降低时间-浓度曲线的峰值，并延长曲线宽度。心功能太差的患者，不宜做IVDSA，原因是大剂量的造影剂加重了患者的负荷，高渗性的离子型对比剂也使血容量增加，图像质量差。

综上所述，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，对比剂团块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。所以，IVDSA是一种高剂量的造影检查，每次检查需要注入大量对比剂，方能显示感兴趣区的全貌。

（二）动脉注射数字减影血管造影（IADSA）

IADSA的发展是对最初IVDSA的改良，而选择性动脉DSA和超选择性动脉DSA与IVDSA的图像质量，对比剂的用量和浓度相比，真是发生了极大的改变，以致现在的IADSA与初衷的IVDSA相比出现了根本的改观。目前，IADSA的应用相当广泛，它使用的对比剂浓度低，对比剂团块不需长时间的传输与涂布，并在注射参数的选择上有许多灵活性。同时影像重叠少，图像清晰质量高，DSA成像受患者的影响小，对患者的损伤也小。DSA的一个极为重要的特性是，DSA显示血管的能力与血管内碘浓度和曝线量平方根的乘积成正比。比如，欲使一直径2mm的血管及内径1mm的狭窄，与一直径4mm的血管及其内径2mm的狭窄成像一样清晰，可有两种选择：将血管内碘浓度加倍或将曝线量提高4倍。在这种情况下，大大提高曝线量，从设备的负荷与患者的辐射剂量方面讲都是不现实的。当然以提高血管内的碘浓度更为可取，因而动脉DSA及其亚型（选择和超选择IADSA）的方法应运而生。

IADSA时，对比剂直接注入兴趣动脉或接近兴趣动脉处，对比剂稀释要轻微得多。比如，在颈总动脉于1s内注入8ml 15%的对比剂（75mgI/ml），同时典型的血流速度为8ml/s，那么由于注射的压力，对比剂可潜在地置换血流达1s。即使有些轻微的稀释，动脉内的碘浓度在此期间也仍会有50～70mgI/ml。比用较高剂量，较高浓度注射的IVDSA可在同一部位达到的碘浓度仍高约3～4倍，可明显改善小血管的显示。

由于DSA对于对比剂的对比信号很敏感，当血管内对比剂浓度太高时，重叠血管就不易观察。IADSA与血管造影相比，对比剂的用量将降低1/4～1/3。在实际工作中，对比剂的用量、注射速率，要根据兴趣动脉的内径流量及注射部位至靶器官的距离做适当的调整。

对于IADSA时血管内碘含量的计算，可通过时间-视频密度曲线和时间-浓度曲线对感兴趣区进行测量与推算，可得到对比剂出现和消失的时间，对比剂在血管内循环过程及流率、对比剂时间-浓度曲线的波幅、波宽、斜率等。这些指标对选择对比剂的量、浓度、流率有参考价值，同时对疾病的诊断提供科学的依据。

综上所述，IVDSA有以下缺点：①静脉内注射的对比剂到达感兴趣区动脉之前要经历约20倍的稀释；②需要高浓度和大剂量的对比剂；③显影血管相互重叠对小血管显示不满意；④并非无损伤，特别是中心静脉法DSA。IADSA通过临床实践有以下优点：①对比剂用量少、浓度低；②稀释的对比剂减少了患者不适，从而减少了移动性伪影；③灵活性大，便于治疗，无大的损伤。

（三）动态DSA

DSA的影像是从蒙片与含造影片相减的过程中分离出来的。在造影过程中，由于肢体移动，就会出现蒙片与造影片配准不良，而产生运动伪影的DSA图像。然而，随着DSA技术的发展，对于运动部位的DSA成像，以及DSA成像过程中球管与检测器同步运动而得到的系列减影像，均已成为了事实。所以，将DSA成像过程中，球管、人体和检测的规律运动的情况下，而获得DSA图像的方式，称之为动态DSA。常见的是数字电影减影。旋转式血管造影减影和步进式血管造影减影或摇控对比剂跟踪技术。

1.数字电影减影

数字电影减影（digtal cine mode，DCM）以数字式快速短脉冲进行采集图像，实时成像，每秒25～50帧，一般双向25帧/s，单向可达50帧/s。注射对比剂前先采集数帧蒙片与注药时采集的图像相减，得到仅含血管的减影像。

2.旋转式DSA（roational DSA）

旋转式DSA是新型C形臂所具有的一种三维图像采集方法。DSA系统开始采集图像的同时，C形臂支架围绕患者做旋转运动，对某血管作180°的参数采集，人体保持静止，X线管与增强器作同步运动，从而获得一个三维图像程序。有一个用于选择这个方法和特定参数的系统采像程序。注射对比剂前第一个旋转行程采集蒙片，随即模仿第一旋转行程、速度采集造影像，快速实时减影，以此获得一系列的全方位的减影像，旋转的开始和结束位置可由操作者自由选择，由曝光手闸控制启动，旋转速度为30°/s，图像帧频为每秒8～50幅可调。有一个用于选择方法和特定参数的采像程序，在做旋转式DSA时，需要做两个采像序列，在第一个序列（mask）之后C形臂自动地回到它的开始位，再做第二个（DYE）序列。

3.步进式DSA

DSA采用快速脉冲曝光采集图像，实时减影成像。在注射对比剂前，把被检部位分步（分段）进行蒙片采集，随后用同样的步长、步数采集造影片，进行快速减影。在脉冲曝光中，球管与增强器保持静止，导管床携人体自动匀速地向前移动，以此获得该血管的全程减影像。该方式一次注射对比剂而获得造影血管全貌，解决了肢体血管行程长，增强器视野小，需要多次曝光系列和多次注药的矛盾。主要用于四肢动脉DSA的检查和介入治疗。

（四）DSA的曝光条件

由于存在许多变量，难以规定DSA中标准的患者曝线量。DSA的曝光剂量的选择应根据感兴趣区血管的大小、噪声情况、病变部位及病变观察的细致程度决定。一般来说，感兴趣区血管越小，对比越低，所需曝光量越大。采像期间辐射剂量依赖kV的设置，遮光器的设置，成像的几何学，滤线栅的应用及均帧的程度。采集的影像越多，曝线剂量就越高。每次采集的曝线剂量与帧频成正比。为了减少X线剂量，可在对比剂到达感兴趣区前使用低帧频，对比剂到达感兴趣区期间改用高帧频。

DSA的另一个特性是，减影步骤虽然消除了来自静止背景结构的信号，但增加了图像噪声。如mask像和充盈像的各自具有噪声等级为（δ），那么它们的差值图像具有的噪声幅度，或者说噪声增加了40%。有时我们误认为DSA提高了信噪比，恰恰相反，DSA的差值图像的信噪比比未减影的含对比剂图像差。

下面我们来看看曝光与噪声等级、对比信号和物体尺寸之间的关系。即Rose模型计算公式（式1-3-12）：

式中c是预期的对比等级，d是物体尺寸，p是所需要的精度，N是增强器输入屏检测的曝光量，附加系数2是补偿上述差值图像中所增加的40%噪声。在DSA中，需求最小对比c为1%，血管尺寸d为1mm，如果要求噪声等级不大于最小对比的一半时p为0.5，那么：

即每平方厘米应检测到800万的X线流量。这个数值可直接转换成辐射曝光单位，对于标准DSAX线光谱，1mR曝光量相当于2 500万X线流量/cm2，那么，

即被检测到的曝光量是300μR（微伦），但由于影像增强器典型的检测效率最多为50%，所以，检测入射到增强器的曝光量必须是600μR，一个严格的计算应包括X线散射、患者厚度范围、调制转换函数在空间频率中的衰减等，这样又会使曝光线量增加2～3倍。

四、受检患者的辐射剂量

上节讨论了对于规定的参数获得理想的影像需检测到的曝线量。DSA检查中可能需要摄取几个曝光序列，每个序列可以包括15～20帧甚至更多帧幅。这样，每次DSA检查患者接受的辐射将远远大于一个减影对者。DSA检查中，患者接受的辐射主要有三个来源，即透视、实验性曝光和采集影像。

（一）透视

透视检查是获得影像必要的定位步骤。透视时间是每次曝光时间与总曝光次数的乘积。在不合作的患者或需设法获得最佳体位而多次调整时，累积的曝线剂量必然增多。不应该使用高kV作透视检查。表面上看高kV似乎可以减少患者的辐射剂量，但当X线管的电流强度低于一定值时，停止透视后可发生电缆放电，这是因为电缆在高电压时积蓄了电荷。电缆放电可对检查者与被检者产生额外的辐射，故透视时管电流不应小于0.2mA。

（二）实验性曝光

为获得电视监视器上最佳的视频饱和，每个曝光序列之前平均至少要做三次实验性曝光，每次检查将包括几个曝光序列。这样，每次检查中实验性曝光累积的皮肤剂量为3.87×10-4～11.61×10-4c/kg。即使尽量压缩实验性曝光的次数，每次检查的皮肤剂量也至少为5.16×10-4c/kg。

（三）采集影像

采集影像期间，受检者的辐射剂量与kV的设置、遮光器的设置、成像的几何学、视野的大小、滤线栅的应用等有关。

根据最简单的逻辑，摄取的影像越多，可获得的信息越多，曝线的剂量也越大。因此，在可能的情况下，宜采用低帧频和程序曝光，后者是指在对比剂团到达兴趣血管前使用低帧频，廓清的晚期仍改为低帧频。曝光的程序可先规定，由设备自行调节。以每个曝光序列摄8帧，每次检查摄5个曝光序列计算，40帧的总的皮肤剂量为10.32×10-4～30.96×10-4c/kg。

DSA中的曝光是由计算机指令控制的，在计算机发出指令至实施曝光之间会有一些延迟（如60ms），而指令至停止曝光之间，也会有更长的延迟。若指令程序规定的曝光时间为200ms，实际曝光时间则为290ms。延长的曝光时间势必增加辐射剂量。

DSA检查的视野大小，受制于影像增强管的大小及放大率。视野越大，对受检者的辐射剂量越高，辐射剂量的增加为视野直径的平方。故检查的视野宜尽可能减少到最小。

五、数字减影血管造影的影像处理

常规血管造影时，一旦获取了显影的影像序列，从技术上讲检查即告完成。DSA检查则不同，获取的影像还将作不同类型的处理，以得到最佳的影像或突出影像的某些特征。

（一）减影对的选择与再配准

在每一时间减影序列中，实际上仅选择两帧影像组成最理想的减影对。但是若该序列含有25帧影像，从理论上讲则需要组合成300对供选择，这是不现实的。幸好并非所有的帧幅都值得考虑。若将选择范围缩小到具有50%最大碘对比（C_max）以上的帧幅，仍将有115对影像供选择；限制C_max为80%以上时将少到40对；C_max为100%时只有5对。

一旦在蒙片与选择的减影帧幅曝光期间患者发生了移动，则该减影对的影像不能精确重合，即产生配准不良。一个简单的补救方法是改变（调换）减影对。为了得到配准尽可能理想，通常选择两帧在时间上较接近的影像组成减影对，称再配准（reregistration）或再蒙片（remasking）。再配准的减影对，可能不包含显影最高峰的帧幅，但可消除移动伪影或减少移动伪影的干扰。

（二）像素移动

像素移动（pixel shifting）是通过计算机内推法程序来消除移动伪影的技术。为了改善减影对的配准，可以将蒙片的局部或全部像素向不同方向移动一定距离，使之与对应的像素更好地配准。尽管一个影像中可有数十万个像素，像素移动对影像改善能力似乎是无限的，但是在一个配准良好的部位，几分之一的像素移动即可产生明显的伪影。此外，患者移动的方式可能很复杂，系多维的，因此像素移动改善伪影的能力是有限的。

（三）标记

DSA的一个基本效果是在减影像上消除了背景结构，突出了血管的显示。但是在诊断中可能遇到一个意外的不利因素，即由于完全消除了解剖学标志而无法对血管结构作准确的定位。一个解决方法是在需要定位时，把减影影像先作亮度放大，再与一个未减影的影像重合。这样得到的影像可同时显示减影的血管与参考结构，即标记（landmarking）影像。这个处理是相对简单的。

（四）空间滤过

影像增强电视系统在检测中的敏感性，随物体尺寸的减小而降低，这可由调制转换函数（MTF）来定量地表示。为了弥补MTF下降的不利结果，可以选择性地放大空间频率。当电子束扫描画面时，遇有密度改变陡峭的部位（如显影血管的边缘）即作选择性的增强，空间滤过（spatial filtering）又称边缘增强（edge enhancement）。

空间滤过的缺点是噪声也同时增强，这意味着选择作边缘增强的同时必须耐受较高的噪声。实际工作中，常常是选择二者间适当的折衷。

（五）积分蒙片减影

时间减影法似乎有一个潜在的缺点，即每个曝光序列的十几帧至数十帧影像中，用作减影的仅为其中一对或几对，其他帧幅都被浪费掉了。若将若干帧蒙片积分，并作一个负数加权（如-1）；若干帧显影帧幅积分，并作一个正数加权（如+1），再用这两个分别经积分和加权后得到的影像作减影，则可得到积分蒙片法的减影影像。积分蒙片减影（integrated mask subtraction）又称均帧（averaging frames），意味着最终用于减影的影像之若干帧幅总和的平均。

积分蒙片减影主要的优点是改善信噪比（SNR）。若使用了几帧影像积分，则减影后SNR的改善等于n的平方根。

（六）匹配滤过

匹配滤过（matched filtering）与信号处理的方式类似，即当一组权数系数与感兴趣区信号形态对称或匹配的话，形成的滤过影像将会有最高的信噪比。

在获取一段时间的减影影像后，从感兴趣区提取时间-视频密度曲线并由最小平方的方法配合为一光滑的曲线。在配合曲线的诸点减去一常数值，该值应使减去该常数后曲线各点的平均值为0。将减去该常数后（经加权的）的曲线正负值分别积分，然后形成一帧减影影像。

上述处理中，从曲线的诸点减去一个常数，可以消除相当比例的残留噪声及背景结构。尽管在个别影像上碘信号也会有些减弱，但在最终的影像上碘的信号通过积分将增强。匹配滤过也可以使用经剪辑的影像，删除含移动伪影的帧幅。匹配滤过过程可使噪声减少50%，这意味着在同等条件下对比剂的浓度可减半。匹配滤过的主要限制仍为移动伪影，尽管剪辑影像可在一定程度上弥补之。

（七）递推滤过

递推滤过（recursive filtering）的施行需借助两个递推滤器。递推的概念是指把正从电视摄像机上读出的影像与前一段时间内的帧幅积分。两个递推滤器施行积分的时间不同，比如一个积分以往2s内的帧幅，另一个积分8s内的帧幅，前一个主要积分的是血管显影高峰的影像，后一个积分的帧幅还包括许多对比剂到达前者。在每一规定时间把两个滤器输出的影像加权，使权数的总和为0。而选择的加权系数沿时间轴滑动前移，这样，尽管两个滤器在同一时间的输出均含背景结构、碘信号、噪声及伪影，但前一个滤器积分的帧幅系列碘信号较强，后一个滤器积分的帧幅系列碘信号较弱，二者减影后可遗留碘信号。

第三节　数字减影血管造影的临床应用

一、数字减影血管造影在头部的应用

（一）检查方法

除临床上不允许者（如：碘过敏，严重的心、肝、肾疾患，严重的血管硬化，高热，急性炎症，穿刺部位感染等）外，IVDSA和IADSA，均可在门诊施行，IVDSA检查结束后只需观察1～2h即可离院，而IADSA检查后为防止穿刺部位出血、血肿、感染等并发症需观察12～24h。

术前做碘过敏和麻醉药过敏试验，查心、肝、肾功能及出血时间、穿刺部位备皮、术前4h禁食、饮，向患者作好解释，争取术中配合，建立静脉通道，造影结束后24h大量饮水，目的在于加速碘对比剂从肾排出。

1.IVDSA

做IVDSA时，导管一般从肘前的贵要或正中静脉穿入，可仅上行10cm以上作外周注射，也可由导丝导向，使导管顶端达上腔静脉开口或右心房作中心注射。如上节所述，中心注射可比外周注射产生更理想的对比剂廓清曲线，即具有较高的峰值及较窄的宽度。由于导管技术的普及，外周注射的应用越来越多由中心注射技术取代。此外，需要时也可经股静脉穿刺插管。一般使用5～6F聚四氟乙烯导管或16号血管造影导管。导管需有端孔和多个侧孔，以利对比剂团注。进入腔静脉或右心房者，宜用猪尾形导管。猪尾形导管末端卷曲，利于在较宽阔的空间使高压注射时产生的反作用力不致引起导管明显的退缩和移位。儿童可使用较小的3～4F导管。

IVDSA宜用高浓度碘对比剂，一般为76%者，成人每次注射量约为30～40ml，总的注射次数不应多于4～5次，即总量不宜超过160ml。注射速度15～20ml/s。儿童可依1ml/kg估计剂量，注射速度略减。

曝光条件视设备能力而定，在时间减影方式中，要根据欲检部位的循环时间确定开始曝光时间，曝光序列包括对比剂到达兴趣血管之前的一至数帧蒙片。头颈部位检查一般在开始注射对比剂后2～4s开始曝光，若仅拟观察静脉结构则可在7s开始，但也要利用程序式曝光获取数帧蒙片。曝光的帧频可为1～2帧/s，若拟观察动静脉瘘或高分流量动静脉畸形则以至少6帧/s为宜。曝光序列的持续时间，取决于在该感兴趣区对比剂的廓清时间，通常要包括动静脉期、实质期、静脉期和静脉窦期几个时相。但不必要地延长曝光时间，会增加患者的辐射剂量。

因为每个曝光序列都需要注射一次对比剂，且曝光期间不能移动患者，所以必须事先确定感兴趣区血管的位置。为减少注射对比剂的次数和总量，条件允许时应尽可能使用双向成像设备。与常规血管造影不同，DSA检查中因感兴趣区内的血管，均同时显影，投照位置的选择必须兼顾使感兴趣区的血管尽可能地重叠。

2.IADSA

由于应用较少量稀释的对比剂即可获得颅内较小血管更好的对比，IADSA当前已比IVDSA应用更为普遍。神经介入放射学的开展，也是IADSA广泛应用的重要原因之一。

IADSA通常取股动脉进路的Seldinger经皮穿刺插管技术。在腹股沟处选定穿刺部位后作常规消毒及局麻，为了插管方便，可作一0.5cm左右的小切口及适当扩张。使用6F套管针穿刺股动脉，一旦穿刺成功即拔出针芯，送入0.89mm（0.035in）导丝，在透视导向下，上行达主动脉弓下水平。拔出套鞘，沿导丝送入5F或6F导管。若要同时显示颅内颈动脉和椎动脉系统，可将导管顶端推进主动脉根部，拔出导丝后注射对比剂，事实上，由于希望避免非兴趣血管的重叠，更愿意作选择性插管，即将导管分别导入每一侧颈内或颈外动脉开口或一侧椎动脉开口。在熟练者手中，一次检查分别显示双侧颈动脉和椎-基底系统不需较长时间。

选择性插管除使用的导管相应较细外，通常使用专门的导管或根据术者的偏爱自制的预成型导管，一般不需可控导丝导向。在更熟练者手中，可将经过适当预成型的更细的导管送入大脑前、中动脉开口及较大分支。除完成超选择造影外，还可同时作介入放射学处理，如治疗性栓塞等。

IADSA宜用稀释的对比剂，对比剂浓度的选择主要依赖于拟观察的血管直径，血管直径越细，选择的浓度宜越高。但是超过需要的水平以上的浓度使血管影像与背景结构间产生过高的对比，反会遮蔽很多有用的信息，比如无法分辨血管交叉处的影像与病变结构等。使用较低浓度而不是较小容量对比剂的另一个原因是较少的高浓度对比剂在IADSA时可产生混合不均及流动效应，从而影响影像的分析。由于IADSA每次注射的总碘量较低，因此注射的次数及曝光序列较少受对比剂剂量限制，可以选择更恰当的投照角度。

由于IADSA中注射对比剂的部位距兴趣血管近，所获对比剂廓清曲线宽度比IVDSA者要窄，故IADSA中曝光开始时间也要提前。此外，持续曝光时间也相应缩短。但IADSA的帧频宜适当增加，以在较短的曝光时间内获得必要的供选择的减影对。

（二）存在问题

1.头颈部DSA检查中主要的移动伪影是吞咽伪影。是因离子型对比剂引起的烧灼感造成的不自主吞咽所致。使用非离子型对比剂则无此现象。

2.颅内，甚至还有颅外血管的重叠，可使病理血管难于分辨，需进行多种体位检查，但血管重叠仍为诊断中的主要困难之一。

3.脉壁上的粥样斑随搏动而运动，造成的伪影目前尚无法消除。

4.患者不合作形成的移动伪影常需增加后处理程序，但明显的移动伪影不能完全消除。

二、数字减影血管造影在胸部的应用

肺部DSA支气管动脉造影在常规局部消毒后，采用Seldinger技术穿刺股动脉，将导管导丝送至第5、6胸椎水平时，在左支气管与胸主动脉交叉处，顺序缓慢上、下推拉和左右旋转搜索，有病变的支气管一般都扩张，导管较容易进入，一旦导管端落入血管开口内，会有暂时固定的感觉。由于支气管动脉开口的特殊解剖，造影导管要与主动脉宽度相适应，随主动脉管径大小适当改变导管前段的臂长和角度，以便使导管进入降主动脉后其顶端能轻轻抵住主动脉壁，又保持垂直。左侧支气管动脉插管，应使导管端指向腹侧，右支气管动脉插管则要指向右侧或稍向背侧。一旦导管进入血管内随即用手推对比剂0.5～1ml，在电视下确认支气管动脉显影后，开始造影，若是插管到大咯血的支气管动脉供养血管，则应小心地进行栓塞。造影完毕拔出导管压迫股动脉至少15min，然后局部加压包扎。

支气管动脉造影因心脏的运动可选用脉冲方式采集，屏气曝光，每秒15帧，直至显示实质期。对比剂选用非离子型，浓度300mg/ml碘海醇，用量6～8ml，流率1.5～2ml/s，也可手推对比剂行DSA采集。

支气管动脉造影常摄取正位像，必要时加摄斜位。

三、数字减影血管造影在腹部的应用

（一）肾动脉的DSA

尽管早期认为IVDSA能够很好地显示肾动脉及其较大分支，但至少有两个主要原因限制IVDSA在肾动脉检查中的应用：一是腹部血管同时显影，可遮蔽或妨碍肾动脉的观察，二是大剂量高浓度对比剂的应用受肾功能限制，在肾功能不良者，对比剂可诱发急性肾功能衰竭，概率可较肾功能正常者多两倍。目前，IVDSA多用于随访及因其他原因不能作IAFDSA者。IVDSA的检查方法和对比剂剂量与头颈部检查相同。

1.检查方法

IADSA拟同时显示双侧肾动脉时，可将经Seldinger法由股动脉进路的5F或6F猪尾导管的顶端置于肾动脉开口上方5～10cm的腹主动脉内。对拟重点观察的肾动脉可酌情调换成适当型号与大小的导管作选择性肾动脉插管。肾动脉狭窄拟行扩张治疗者也可借导丝将调换的球囊扩张导管导入作介入性治疗。

成像期间患者需屏息，帧频15帧/s通常可满足大多数需要。一般取前后位或适当斜位。少数人也可取俯卧位投照。肾移植患者宜作过斜位观察，主-肾动脉旁路术后及高血压因探查患者则在不同阶段成像时，依不同观察目的，选择适当体位。

肾动脉及其他腹部血管的DSA检查中，主要的伪影是肠气和蠕动。可在检查前0.5～2min已置入动脉或静脉的导管注入胰高糖素（glucagon）0.5～1mg，以减少肠蠕动，并随后用5%葡萄糖溶液或生理盐水冲刷导管，以防止胰高糖素与对比剂接触产生反应。

DSA检查后期，特别是已多次注射了对比剂后，可以显示肾盂、输尿管及膀胱。若拟仔细观察肾盂与集合系统，可类似于肾盂造影方法在下腹部加一压迫带，注射对比剂后1～2min后加压压迫输尿管，从而得到清晰的肾盂影像。

2.存在问题

（1）血管重叠：

与肾动脉易同时显影造成干扰的主要是肠系膜动脉和腰动脉，即使改进投照方法，有时也不易观察小小的肾副动脉。多种体位观察势必增加对比剂用量及患者曝光量。

（2）成像质量受肠蠕动、血管搏动、呼吸及移动伪影的影响：

肠蠕动抑制剂、呼吸训练及后处理功能可在一定程度上改善影像质量，但不能挽救所有的影像。

（二）肝动脉DSA

DSA应用的早期，由于血管造影对肝疾病定性诊断的价值较小，应用并不广泛。自从近年肝肿瘤的介入放射学治疗广泛开展以来，对肝血管造影的兴趣，已大为增加，DSA已成为肝疾病检查的常规手段。

由于可能需作介入性处理，通常采用IADSA，理论上只要把管顶端送入腹腔动脉，即可作肝动脉及其所属分支的造影。当需进一步作放射学处理，如治疗性栓塞或局部化疗时，或肝动脉存在明显解剖学变异时，则可将导管进一步送入肝动脉或作超选择性插管。每次注射对比剂为碘海醇300 16～20ml，注射流率为4～5ml/s，作门静脉延时观察时用较大剂量，总量28ml，注射流率为7ml，即可获得满意的影像。

不推荐高浓度对比剂，因高浓度可以诱发血管痉挛，且具有高的渗透压与黏稠度，不利于肝实质毛细血管的充盈。一些实验证实，以稀释的对比剂注入肠系膜上动脉时，肝实质显影最好，因为稀释的对比剂可以更快、更广泛地弥散入肠系膜毛细血管，继而在门静脉内形成较高的碘浓度，从而使肝实质获得更好显示。

（三）脾动脉的DSA

和肝动脉一样，只需在腹腔动脉注射对比剂即可显示脾动脉。但单纯显示脾动脉临床意义不大，造影的目的多为显示脾门静脉系统，以了解食管静脉曲张的存在及循环模式；在拟行门静脉系统分流前，证实肝血管流向的存在及通畅性。近年来内科性脾截除，即部分性脾栓塞疗法的兴起，脾动脉选择性插管及造影又有了新的意义。

四、数字减影血管造影在心脏和大血管的应用

（一）检查方法

造影前禁食，小儿术前常规给予镇静剂。为保证屏气，可予先训练过度换气或检查前适当吸氧。

心脏大血管检查可借助静脉的回心血流将对比剂送至心脏，故多数检查借助IVDSA，大多数检查在上、下腔静脉或右心房注射对比剂。对冠状动脉及一些特殊目的的检查可用IADSA，作左心室内或主动脉弓部注射，或冠状动脉开口的选择性注射。

IVDSA一般用300碘海醇非离子型碘对比剂，注射剂量随观察部位不同而异，如观察肺动脉可用12ml/次（6ml/s）；主动脉用20ml/次（10ml/s）；较大分支用30ml/次（20ml/s）。左心室内注射宜用稀释的对比剂（20%），可以12～15ml/s速度注射。正常大小的左心室每次注射30ml，增大的左室则需注射45ml。

开始曝光时间，根据观察部位决定。开始注射对比剂后曝光开始的时间：肺动脉1～2s；主动脉5～9s（均为IVDSA）；其他部位可类推。对比剂到达欲查血管前需获不止一帧蒙片，且应与充盈像保持相同的屏息状态，以便在减影中酌情更换。曝光帧频在作心腔观察时，可为30～60帧/s，通常需作心电图（ECG）门控，曝光持续2～8s；主动脉与肺动脉观察时帧频可降至1～3帧/s，也宜伴ECG门控，曝光时间需延长至5～15s，但有明显血流动力学异常者宜加快帧频。

为避免与几乎同时显影的肺动脉影像重叠，胸主动脉检查采用40°～60°左前斜位；腹主动脉摄正位即可；心腔的观察宜取四腔位，又称改良的肩-锁成角仪投照，即身体取左前斜位50°～60°，X线管向足侧成角30°～35°，该位置可满意地同时显示四心腔与房、室间隔；左心室造影可取30°右前斜位或60°左前斜位。

影像增强管的选择，可依检查部位调换，可选用较大尺寸者覆盖整个区域，再换较小尺寸者重点观察兴趣部位。

（二）检查分类

根据检查目的，可将心脏及大血管的DSA检查分为功能性检查与形态学检查两类。

1.功能性检查

（1）左心室大小测量：

作腔静脉开口处注射的IVDSA，摄30°右前斜位（或10°～15°左后斜位），借EKG门控技术和视频密度计测量协助确定左心室收缩期末与舒张期末的影像，并根据面积-长度公式分别计算二者的体积。

（2）左心室射血分数（式1-3-13）：

这一传统公式可直接用于DSA检查。一些材料已证实DSA测量的精确性与常规心室造影和放射性核素心室造影结果间不具有统计学意义的差别。不过对于有瘢痕的、扩张的和经手术改变了心腔结构者则不够精确。

（3）局部左心室壁的功能：

可用几何学方法、功能性成像法和参数成像评定疑有冠状动脉疾病患者的局部室壁运动。几何学方法是在右前斜位投照中根据辐径短缩的原理作左心室局部室壁运动的定量性分析；功能性成像则是通过舒张末期和收缩末期影像减影产生射血轮廓（ejection shell）影像并发现功能性矛盾运动，在动物实验中已见到冠状动脉回旋支完全闭塞时，功能性成像显示相应的整个后下段心室产生矛盾运动；参数性成像系利用左心室边缘各个像素、舒张与收缩期的相对振幅值、左心室部分的部分像素与EKG的QRS波间相位角测量、左心室收缩的同步性测量及利用时间-视频密度曲线作的有关测量。

（4）心肌体积测量：

使用视频密度计勾画的心肌的内缘和外缘轮廓，由计算机计算二者体积的差即为心肌体积。

（5）DSA在心脏功能性检查中的限度：

除患者移位和呼吸运动等因素外，影响结果精确性的一个重要因素是心脏收缩期间的复杂运动，包括左心室的横向与旋转运动，很难用已知的方法完全矫正。另一个因素是离子型对比剂可改变血流动力学，包括左心室的负荷系数。此外，不应忘记，对心脏功能性检查尚有另一些非损伤性手段，如超声学、放射性核素等。DSA不是唯一的，有时也不是首选的检查手段。

2.形态学检查

DSA和常规血管造影一样可用于先天性心脏病、冠心病、心脏肿瘤、肺栓塞、主动脉夹层、主动脉瘤、大动脉瘤等疾病的形态学诊断。

（1）左冠状动脉造影：

一般是多角度多方位，增强器左前斜40°～60°，右前斜30°～50°；左前斜20°～25°，足倾位20°～35°；右前斜65°～70°，头倾位20°～25°；右前斜45°～55°，足倾位15°～20°。上述方位曝光采像，基本解决了左冠状动脉主干及分支的满意显示，使其病变充分暴露出来。

（2）右冠状动脉：

常取左前斜45°～55°；右前斜35°～45°。

冠状动脉造影用头倾位和足倾位复合角度采像，其理由是：①冠状动脉呈立体分布在心脏各处，其主干和大分支都在心脏表面走行并包绕心脏，任何一个方向投照都只有一部分血管段能与X线垂直而展开，另一些血管则与X线倾斜，甚至平行，投影缩短、变形严重，其病变被掩盖。②冠状动脉主干和大分支在任何一个平面上的投影都会有重叠或交叉，一些短小的狭窄段有恰好被掩盖的可能。

冠状动脉造影一般取左前斜位和右前斜位。旋转的角度要在透视下选择决定，决定倾斜的角度多少，与心脏大小、左右心室增大情况和比值、冠状动脉开口位置等因素有关。因此标准倾斜角度的多少是相对的，应根据患者的情况具体决定。

五、数字减影血管造影在外周血管的应用

（一）上肢血管DSA

检查方法：造影方法有穿刺法、直接插管法和经皮穿刺插管法。目前常采用的方法是经皮穿刺插管法、选择锁骨下动脉或肱动脉或腋动脉作穿刺部位。常规消毒皮肤，选择穿刺点和做局麻；用金属套管针穿刺，进入血管后退出针芯，插入导丝，将针套沿导丝退出；经导丝将扩张器前端插入血管，扩张皮肤、皮下组织和血管穿刺孔。然后退出扩张器；顺导丝将导管插入血管，导管进入靶血管后，退出导丝，透视下试注对比剂；位置确定后行DSA检查。

上肢动脉造影，对比剂浓度不超过40%，因为肢体血管对对比剂的敏感性较高，高浓度的刺激可引起患者剧烈疼痛。对比剂流率6～8ml/s，总量10～15ml，采用先曝光后注对比剂（注射延迟）。对于血管阻塞或狭窄性病变而需观察前臂或手掌时，应先注射对比剂后再曝光（采集延迟）。以免有限的曝光时间不能满足手端血管的显示，或出现运动性伪影使血管模糊不清。

上肢静脉造影，对比剂浓度30%～40%，手背穿刺时注射流速1～2ml/s；肘正中静脉或贵要静脉穿刺或插管时，注射流率3～6ml/s，总量2～12ml；采用先曝光0.5s后再注药。对于静脉栓塞性病变，而观察前臂和上臂时，应先注药后曝光。

上肢动脉造影可选用DSA的脉冲方式成像，曝光采集图像至毛细血管期显示为止。对于狭窄和闭塞性血管病变而观察手指端血管曝光采集可达15～20s。

（二）下肢血管DSA

检查方法：下肢动脉可选用经皮穿刺插管法，即Seldinger法，采用搏动明显的股动脉作穿刺点。具体操作步骤与上肢动脉造影相同，首先将导管端放置髂总动脉处，作双侧髂内外动脉造影，然后再作选择性的单侧肢体动脉造影。

IADSA对比剂浓度不超过40%，髂总动脉造影，对比剂总量15～20ml，注射流率12～15ml/s，髂外动脉造影，对比剂总量15～18ml，注射流率10～12ml/s。若将造影导管端置于股动脉上段行小腿动脉和足背动脉造影，则对比剂总量20～24ml，注射流率5～6ml/s。

IADSA一般选用脉冲方式成像，曝光至感兴趣区的毛细血管期显示为止。

下肢动脉DSA的重要问题是注射延迟还是曝光延迟，延迟的时间为多少，正确的决定关系到DSA检查成败。而选择何种延迟，延迟时间为多少，则根据不同病变而决定。不同类型的血管病变对动脉血流的影响很大，正常对比剂在下肢动脉内流动速度约每秒5～15cm，根据正常下肢的血液灌注时间，可大致确定不同部位的合适采像时间。

在实际工作中，较难确定的是动脉阻塞性病变注射对比剂的提前时间。病变因人而异，动脉有不全狭窄和完全闭塞，病变有局限性和广泛多发性，造影导管前端有的置于股动脉上段，有的置于股动脉中段，有的置于股动脉下段，所以，对于下肢动脉阻塞性病变的提前注射对比剂的时间，则应根据当时的情况而定。比较先进的DSA成像，如步进式血管造影、对比剂跟综血管造影技术、实时平滑蒙片DSA技术（realtime smoothed mask，RSM-DSA），对下肢动脉阻塞性病变成像质量有很大的改观，由于上述新技术血管具有程序性曝光装置，可从近端开始追踪对比剂行程，在不同节段应用不同曝光条件，直到远端。一次注射对比剂即可获得全程血管显示，和DSA相比大大减少了对比剂剂量及曝线量。

存在问题：肢体DSA检查的主要问题是检查中肢体不自主运动造成的移动伪影，另外，由于对比剂的刺激，常产生肢体剧痛及血管痉挛现象，这是下肢动脉造影经常遇到的问题。

六、数字减影血管造影在盆腔的应用

检查方法：最常用的方法是经皮股动脉穿刺插管，穿刺应在股动脉搏动明显侧进行，穿刺针向头侧，导管插入后顶端置于腹主动脉端，双髂总动脉汇合平面以上，行两侧髂总动脉造影，再行单侧髂总动脉造影。继而进行髂内动脉或髂外动脉造影，必要时进行膀胱动脉或子宫动脉等超选择性造影，便于介入治疗。

膀胱肿瘤时，一般采用单侧股动脉进路，两侧髂内动脉选择性或膀胱供血动脉超选择性插管造影及介入治疗，这对治疗膀胱癌非常有益。

妇科的盆腔肿瘤也可采用单侧股动脉穿刺插管，行双侧髂内动脉选择或子宫动脉或卵巢动脉超选择性插管，在造影证实供养动脉后行化疗药物灌注和栓塞治疗。

盆腔大出血可发生于严重外伤或手术后，以及泌尿生殖系肿瘤的并发症，大多数盆腔出血是来自髂内动脉分支，实践证明，髂内动脉的任何一支或所有的分支出血，都能施行栓塞治疗，而没有大的危险和并发症，先进行腹主动脉下段造影，了解双侧髂总动脉及从腹主动脉下段分支到盆腔的血管情况，再分别进行两侧髂动脉造影，继而行单侧髂内动脉及分支的造影，造影证实出血部位后再进行介入治疗。

对比剂浓度40%或200mgI/ml。腹主动脉下端注射对比剂，总量为20～30ml，注射流率15～18ml/s；髂总动脉造影，总量为18～20ml，注射流率10～14ml/s，髂内或髂外动脉造影，总量为12～16ml，注射流率3～4ml/s。盆腔血管造影毛细血管显示。介入治疗过程中可采用DSA的血管路径图方式，以便于操作及节省曝线时间。

七、数字减影血管造影剂量的实用控制措施

在放射诊断中，与其他放射诊断程序相比，介入放射学程序不管是对患者还是医护人员所造成的剂量都是比较大的。因此，在介入放射学中尤其要控制剂量，加强防护。

1.患者受照射剂量的控制

（1）将曝光时间降至最低是控制医生、患者受照射剂量的首要措施。

（2）肥胖患者的照射剂量率会变大，积累也较快。

（3）尽量保持较高管电压（kVp），以降低管电流，以便在图像质量和减少患者剂量之间达到适当的平衡。

（4）X线球管离患者身体越远越好。

（5）影像接收器离患者越近越好。

（6）尽量避免过度使用图像放大技术。

（7）患者体重较轻者或影像接收器不能靠近其身体时，不使用滤线栅系统。

（8）合理并充分利用缩光器，减少原发射线。

（9）尽量将X线束对准感兴趣区。

（10）当介入操作时间非延长不可时，尽可能想办法变换患者体位，改变X线照射野，或使用其他措施，以改变X线照射角度，避免同一皮肤区域持续受到照射。

（11）许多设备在介入透视操作中的剂量率不断变化，透视时间只是估计是否会出现辐射损伤的一个大概指标，当某项操作总的透视时间不变时，患者体重以及相关操作等因素如投照位置、角度、患者与球管间的距离以及影像采集帧数等因素都可以使患者的皮肤所受剂量数增加。

2.医护人员的辐射剂量控制

（1）操作人员必须穿防护衣、使用防护屏。

（2）监控透视剂量，并且清楚如何操作设备及站在何处才能使受辐射剂量降至最低。

（3）如果X线束为水平方向或接近水平方向，操作人员应站在影像接收器一侧，以减少受辐射剂量。

（4）如果X线束为垂直方向或接近垂直方向，应保持球管在患者身体下方。

（韩杰　刘兆玉）