天津大学考研：736 810医学成像基础

适用于天津大学专业课736/810中医学成像基础部分，本人考研过程中自制用以复习，最终736专业课275分，祝大家也早日上岸。

X射线透视成像

X射线透视成像

原理

X线-人体-各组织对X线吸收衰减-透过人体-不同X线透射强度分布记录在感光胶片上-灰度变化；显示在荧光屏上：辉度变化

成像系统

X射线源

产生适当强度的X射线

检测元件

接收透射的X射线并转换成便于显示记录的信号

显示记录装置

显示或记录透射X线强度，提供诊断影像

成像方式

扫描投影方式

利用准直X点光束或线光束进行逐点或逐线扫描

曝光投影方式

利用X线面光束同时曝射整个成像面积，并用同面积传感器检测和显示记录影像

影响X线成像质量的主要因素

X射线源

焦点尺寸

实际焦点

灯丝发射电子经聚焦后在靶物质上的瞬间轰击面积

实际焦点越大(受轰击面积越大，可承受的功率相应增加)，X线管容量越大，曝光时间就可以缩短

有效焦点

也成为作用焦点，是指实际焦点在X线投射方向上的投影；实际焦点在垂直于X线管长轴方向的投影，称为标称焦点

有效焦点尺寸越小，影像清晰度越高，减小有效焦点势必要减小实际焦点，X线管功率随之减小，曝光时间增加，将引起运动模糊。可见，减小焦点面积以减小几何模糊，改善影像清晰度与增大X线管功率以缩短曝光时间、减小运动模糊是一对矛盾

点源放大失真

几何放大失真

相对位置失真

面源失真

尺寸有限的X射线源产生物体的不清晰影像

图像不锐度

用于衡量图像模糊程度的一项指标，一般用模糊区域/范围表示

物体与成像面的相对位置

相对位置失真

移动失真

运动物体会造成边界不清晰的模糊图像

吸收或结构失真

显示-记录器件特征

胶片感光特征曲线(H-D曲线)

描述密度(胶片黑度D)和辐射强度E之间的关系

D=log(Lt/Li)入射光强/透射光强

E=It

曲线斜率γ称为胶片反差系数，D=γlogE

对比度

原发对比度

X射线在从X源焦点直线前进到影像转换装置过程中的对比度

Cr=ln(I/I0)

客观对比度

X射线在成像转换装置中的对比度

观察区域辐照强度和背景辐照强度

关系

原发对比度和客观对比度成正比

主观对比度

诊断时医生眼中出现的对比度

传统X线成像的缺点

影像重叠

密度分辨率低：不能分辨软组织细节(如水和脂肪)，原因：HD曲线动态范围有限

X射线剂量大，暗室操作不方便

胶片存储、检索、信息后处理困难

X线影像质量评价

像素

组成影像的最小单元

分辨率

决定影像可视及可再现的最小像素尺寸

空间分辨率

对最小成像物的分辨能力

密度分辨率

对不同密度成像物的分辨能力

对比度

点扩散函数

狄拉克函数作用于二维线性系统时，所得响应为该系统的点扩散函数，点扩散函数为狄拉克函数的成像系统为理想系统

计算机X线摄影CR与数字化X线摄影DR

CR computed radiography

采用直接成像方式；不以X胶片为记录和显示信息的载体，而是使用可记录并可由激光读出X线影像信息的成像板为载体，经X线曝光及信息读出处理，形成数字式平片影像

DR digital radiographyu

采用间接成像方式；沿用了影像增强管——电视链；首先，经X线曝光在影像增强管上形成视频影像，再使视频影像数字化，形成数字式平片影像；DR方式需要专门的设备

CR与DR对比

间接成像方式需要专用设备(DR系统)，与传统的X线摄影设备不兼容；设备的结构不能适用于各种X线摄影(尤其是较为复杂的X线摄影)要求，设备配置与运行成本不适于高通量的X线摄影部门，故推广的局限性大

直接成像方式则仅以IP代替X线胶片，于常规的X线摄影匹配运行，也不需要操作者进行特殊的培训，故目前已在世界各地推广

成像优点

与胶片/增感屏相比具有很宽的线性成像动态范围(数字成像{10}^4~{10}^5，胶片仅为{10}^2)

数字化图像的使用、处理、保存等皆方便可靠，有利于医院实现无纸化、无胶片化和信息管理现代化

DSA数字血管造影 digital subtraction augiography

数字减影概念

以数字信号形式，通过计算机对若干不同图像做减法处理后只剩下感兴趣的部分

造影像

变化后的图像；原基像：变化前的图像

从造影图像中减去原基像中对应的部分，使图像中随参数变化了的图像增强：减影

数字减影原理

人体X射线影像是体内组织的空间分布、照射时间变化和射线能量组成等参数的函数。当图像重点表现组织空间分布信息时，所得图像为解剖结构图；当着重比较不同时刻影像的变化时，则得到影像随时间变化的信息差异图；当看重观察不同能量X线曝射下的影像时，则可了解射线硬度变化的差异图像

数字减影主要对随时间或能量变化前后的图像做减法处理，其中利用时间变化信息：时为序减影；利用能量变化做减法处理为能量减影；利用时间又利用能量变化信息做减法处理为混合减影

减影操作相当于高通滤波，能增加图像中对参数变化敏感部分的对比度，也相应增大了图像的随机噪声

伪影和取对数

在获取原基像和造影像进行曝光期间，组织器官的移动会在DSA影像中产生配准不良伪影。这样的伪影在影像边缘较为突出，在DSA影像中表现为黑、白亮度偏移，干扰造影血管的检测，可降低影像质量

由于影像线性放大不能提供均匀的DSA信号，会受重叠原基像的结构干扰，故通常在减影前对影像进行对数放大使DSA信号线性化和改善其均匀性

数字减影方法

时间减影

临床中主要应用方法，使用最多的是时序减影

分类

时序减影

在X射线间歇曝射工作条件下，按时序逐幅摄取原基像和各时刻造影像，再将造影像与原基像相减。原基像和造影像均采取两幅图像叠加以降低背景噪声。摄影时间间隔及减影图像帧数要根据摄影部位、造影器官和血流情况而定

时序减影多用于活动较少的部位(脑血管、颈动脉、腹动脉及四肢动脉等)。为减少器官运动引起伪差，需用大容量X射线管，采取高速短脉冲方式曝射

时间间隔减影

采用快速摄影方法(每秒30帧)，获得一系列造影像，然后每隔一定帧数将造影像做反复减影，得到一系列差值图像

由于两幅图像的时间间隔很短，降低了可能的运动伪差(低频影响)；减法处理增强了高频分量。TID方法可改善减影图像质量，适合于如心脏等活动器官的影像检查

能量减影

采用不同能量的X射线获取图像，经数字化后做综合处理，以抑制某种组织材料引起的信号，从而放大由感兴趣部位组织引起的信号

分类

K吸收边缘法

利用能量在k吸收带附近(上下边沿)的X射线进行曝射，某些造影剂的吸收系数能有较大幅度变化，从而使减影图像产生较显著的对比度变化

双能量减影

采用两种X射线对同一物体进行透射成像，再通过减影处理可把物体分解为两种材料，即可从原图像中消除某一种材料

混合减影

注入造影剂后，以短时间间隔做低能量和高能量曝射摄影，然后把易于活动而产生伪迹的软组织影像用能量减影减去，得到只有骨组织和血管的原基像和造影像，再对这两幅图片做时间减影处理，可得到既不含软组织又不含骨组织的血管造影像

物理基础

X射线成像的基本原理

利用X射线对人体组织的吸收和衰减特性，测量其透射强度，获得人体内部解剖结构信息

X射线产生

产生条件

电子源

高速粒子流

靶物质

高速电子流和靶物质相互作用的结果

X线管的技术参数

管电压

可加于阴极、阳极的最大电压(kVp)

管电流

阳极至阴极的最大电流(mA)

管容量

管电压X最大阳极电流(kW)

曝射时间

输入电功率时间(ms)

连续谱-韧致辐射

高速带电粒子与物质碰撞时受到原子核电场的阻尼作用而减少动能并产生相应波长的X射线，X线波长随机分布形成连续谱带

特征谱-特征辐射

当入射高速粒子的能量足以激发靶原子的内层电子使之跃迁到高能激发态，其返回基态时辐射出特定波长的X射线，形成特征谱线

X线的性质

物理性质

穿透作用

穿透能力与X射线光子能量成正比，短波长X射线光子能量大，穿透能力强；另外还与被照物体的密度成正比

荧光作用

X线照射某些荧光物质(如钨酸钡)能使其原子核外电子处于激发态，激发态原子返回基态时放出光子(波长介于可见光和紫外光之间)形成可见荧光

电离作用

X射线波长较短、能量较大时，辐照物质可使其分子解离为正负带点离子

化学性质

感光作用

使胶片感光，感光强度正比于辐照剂量

X射线透过人体时，体内各组织密度不同，透射X光强度也不同，使感光胶片各部分感光强弱不同，经显影和定影后底片留下不同部位的X射线透射强度分布，即X射线照片原理

着色作用

使某些物质的晶体脱水而改变颜色

生物效应

生物细胞经一定剂量的X线照射会产生激发或电离，或直接破坏DNA结构，使细胞受到损伤或引发细胞凋亡，产生生物效应。生物效应是X射线治疗的基础，与X线剂量成正比

X线与物质的相互作用

不变散射

低能量的X线光子与物质作用，激励原子产生与入射相同波长的光子

康普顿效应

入射光子与原子轨道外层电子相互作用，光子的能量部分转移轨道电子，光子的频率改变后发生偏折以新的方向散射出去，即散射光子。获得能量的轨道电子形成反跳电子，这个过程称为康普顿效应

光电效应

入射光子与原子内层电子作用时，将全部能量交给电子，获得能量的电子拍拖原子核的束缚而成为自由电子(光电子)，而X光子本身整个被原子吸收的过程称为光电效应

电子对效应

当入射光子能量≥1.02MeV时，X光子在核力场作用下转化为一个正电子和一个负电子，产生的正负电子对将与原子碰撞，负电子留在原子中，正电子与一个自由电子结合形成一对质量相等、飞行方向相反的γ光子，称为电子的对湮灭

光蜕变

能量在10MeV以上的光子发生光蜕变

参数

X线的硬度

X线的硬化

混合波长X线经物体衰减后短波成分增加

概念

X线穿透物质的能力，即X线光子能量大小，又称X线的质

X线的强度

垂直于X射线束的单位面积上，单位时间内通过的光子能量总和(由光子数和光子能量两个因素决定，即kV、mA和时间决定)

X线的透射与衰减

吸收指数衰减率

I0：入射强度、x：物质厚度、I：透射强度、μ：线性衰减系数(与光子能量和物质种类有关)

计算机断层成像

CT基础

X-CT成像概念

通过测定沿各个方向X线投射时X射线强度的衰减量，通过计算求得断层内各体积元(像素)的衰减系数相对变化值，并将该值赋予各体积元所对应像素的灰度变化量，从而得到人体内部组织结构图像

成像参数

体积元

将扫描成像断面划分为许多小立方体，称之为体积元(体元)

像素

每个体积元对应于成像画面中的一个小正方形，称为像素

衰减系数

X射线透过人体时，其强度的衰减服从指数衰减率，又称Beer定律：I=I_0e^{-\mu x}。线性衰减系数μ取决于X射线束中光子能量及所投射的物质(原子序数和密度)

CT值

μ为线性衰减系数，E为X射线能量。空气CT值为-1000，水的CT=0，骨骼的CT=1000

CT与胶片相比的优势及其原因

一般CT值的分辨率为ΔH=5，相当于能分辨5/1000的\mu^{water}的密度差异，这是靠计算机处理后得到的。而普通X射线胶片的密度分辨率仅为\mu^{water}/10。显然CT分辨率远高于胶片。并且胶片分辨率受H-D曲线斜率的限制(不可调)，而CT的分辨率可通过窗口技术来调整和设定

窗口技术

定义

用全部灰度尺表示某一CT值范围的方法。把某一CT值信号放大到亮度信号调节的满幅度，局部放大

相关概念

窗宽：灰度尺所表示的CT值范围

窗位：灰度尺中心所对应的CT值

各代CT特点

第一代——细直X线束

X线源：单个固定阳极X线管，笔束(pencil beam)X射线

探测器：单个，碘化钠(NaI)晶体

扫描方式：平移+旋转

特点：扫描时间长(几分钟)，不宜对运动器官(心、肺)成像

第二代——小扇形束

X线源：单个X线管，小扇形束(fan beam)X射线

探测器：多个，每次可监测多组数据，相同晶体

扫描方式：平移+旋转

特点：提高了采样速度，增加了数据总量，缩短了扫描时间(5~20s)，可在病人屏气时作肺、胸部扫描成像；第二代为头部CT，进一步提高可朝全身CT发展

第三代——旋转扫描(大扇形束)

全身CT

X线源：单个X线管(旋转阳极)，大扇形束(30~40°)，脉冲投照

探测器：几百-几千个，氙气电离室探头

扫描方式：旋转扫描，连续采样

特点：扫描时间短(几秒钟)，改进高速算法处理数据，全身CT的主流设计方案

第四代——仅X线源旋转(大扇形束)

X线源：单个X线源，大扇形束

探测器：多个，布满圆周，探头阵列不动

扫描方式：仅X线源旋转，总扫描角度可以大于360°

特点：仅比第三代增加了探测器数目，加大了扫描范围，在成像质量和扫描速度方面并无实质性突破

第五代——动态空间重建扫描

螺旋CT

X线源：多个(28)X线源，固定放置在半圆周上，锥形束

探测器：多个探头阵列，布满半圆周

扫描方式：无机械旋转，靠电子开关控制扫描动态，角度大于360°

特点：可一次采集大量数据，扫描时间极短(10ms，足以观察心脏)。前四代扫描是每次获得二维平面的一维投影数据；而第五代扫描是获取三维物体的二维投影数据，故数据量大，处理也复杂

CT图像重建原理方法

投影的概念和实质

CT扫描过程中，每次平移扫描采集一个方向的投影数据，转过一定角度(Δφ)，再进行平移扫描，获得另一方向的投影数据；连续平移和旋转扫描后获得一组各方向的投影函数；CT投影重建的数学问题归结为由这些投影数据中求得衰减系数的分布函数

实质：投影的实质是降维变换。投影过程中，将N维成像函数通过对该函数沿某一特定的积分而变换成N-1维函数(降维)。成像函数沿某路径的线积分称为沿该方向的投影

正弦图

过任意点(r,θ)的所有投影线的位置坐标(x_r,ψ)将形成一条轨迹，即为正弦图

旋转坐标系xryr；固定坐标系xy

过任一点(r,θ)的所有投影线的位置坐标(x_r,ψ)皆在以r为直径，以(r/2,θ)为圆心的圆周上，即过(r,θ)的(x_r,ψ)满足方程x_r=rcos(θ-ψ)

CT的图像重建方法

代数法

以求解代数方程为基础，将成像物离散为大量体积元后，投影函数由线性衰减系数的线积分形式简化为线性求和的代数方程式

求解基本方法是解联立方程组，其次可用逐步逼近迭代方法重建图像；最简单的是直接投影法

解析法

以富氏变换为基础，依据投影定理或称中心切片定理，利用反投影思想，借助富氏变换工具。实际应用方法为卷积滤波反投影

具体算法

直接反投影

原理

所谓“反投影”，相当于用某一方向投影值均匀地反方向分配到投影路径的每个体元(像素)上。经典断层摄影中，把每次曝光看成一次获得射线投影的过程p_i(i=1,2,3,..)；在胶片上，多次曝光引起黑度变化叠加在一起产生各点的影像，此即直接反投影重建思想

CT断层成像中，投影只限于断层内，按直接反投影重建思想，断层平面内某一点密度可以看作该平面内所有经过该点的射线投影之和，整个断层图像可视为所有方向下反投影的累加

缺点

反投影的本质是把取自有限物体空间的投影均匀回抹到射线所及的无限空间的各点上，包括原先像素为零的点。原像素为0，经反投影重建后变为1/n，即产生“灰雾”背景，或称“星状伪迹”

卷积滤波反投影

迭代重建

直接重建

代数重建ART

联立迭代重建SIRT

几种算法(卷积反投影、ART、SIRT)进行比较

重建速度

卷积反投影>ART\SIRT，SIRT收敛较慢

存储容量

卷积反投影与ART相当，SIRT比ART多一倍

图像质量

数据较完整时，卷积反投影图像质量令人满意，此时ART图像质量也与之相当；但投影数据较少，或密度变化剧烈或有较强噪声干扰时，ART图像质量优于卷积反投影

但ART存在最佳迭代次数，过多迭代反而图像质量下降，且不收敛；SIRT方法总能收敛，只有在测量误差特别大时才显出优越性，胜过ART或卷积反投影

重建的图像处理技术

图像放大显示

图像增强与平滑

图像辅助显示

断面变换

图像测量

CT装置

CT装置组成

扫描和测量系统

电子计算机系统

中央控制系统

供电系统

CT机房要求

面积：45-60平米

环境：温度15-25°，适度35-80%，通风

使用防尘地板，扫描机架、扫描床四壁需用2mm铅版防护

良好接地

CT图像特点与质量评价

CT图像特点

CT图像消除了影像重叠现象——由成像原理决定

CT图像消除了二次散射影像——使用了高光子探测效率，大动态范围和小孔径的X射线探测器，滤除了所有散射线，提高了真实信息利用率

与X射线投射成像相比较

CT图像的密度分辨率高于X射线透视影像(因消除了重影和散射，使图像噪声被抑制

CT图像的空间分辨率因受X射线探测器尺寸和采样间距限制而略低于X射线透视影像；只有增加探测器数目和减少采样间距才能进一步提高CT图像空间分辨率

各有长短

CT图像质量参数

CT值随机涨落

CT成像时，即使是均匀的材料(如水)体模，其CT值也不完全相同，总在平均值上下随机分布

线性度

说明CT值与μ(线性衰减系数)值是否成正比例关系的量度

均匀性

对均匀物质是否能得到均匀的CT图像

精度

分辨率

空间分辨率

高对比度下能分辨的最小空间尺寸

密度分辨率

低对比度下能够分辨不同组织的能力

对比度分辨率

低对比度时将一定大小的细节从背景中鉴别出来的能力

灰尺

图像亮度变化由全白到全黑分为若干级(CT图像分为64级)，表示+1000~-1000的CT值，一般人眼能分辨8到12个灰度区间

伪彩色

根据人眼对色彩的分辨率远高于对灰度分辨率的特点，将色谱中各颜色与CT值相对应进行编码，可有效提高图像分辨率

窗口技术

全部灰度尺表示某一CT值范围的方法，把某一段CT值信号放大到亮度信号调节的满幅度，进行局部放大

评价公式

归一化均方距离判据

反映某几点产生较大误差的情况

d=0完全再现，d大于0偏差大

归一化平均距离判据

反映许多点均有一些小误差的情况

γ=0无误差，γ增大误差加大

最坏情况距离判据

反映最大4点平均误差(对肿瘤密度变化更敏感)

小于N/2的最大整数

X线透射装置

X射线源

产生适当强度的X射线

检测元件

接收X射线并转化为适合显示记录的信号

显示和记录装置

显示或记录透射X线强度，提供诊断影像

X线投射成像

密度分辨率

对不同密度成像物的分辨能力

空间分辨率

对最小成像物的分辨能力

放射性核素成像

放射性核素成像总原理

检测能被人体组织吸收并被某些器官浓集且具有放射性的药物，通过放射性示踪分布获得人体内部组织结构和病理变化图像。即利用放射性同位素示踪法显示人体内部结构的技术，又称核医学成像

物理基础

放射性同位素概念

原子核内质子数相同而中子数不同的一类具有放射性的原子在元素周期表中占有同一位置，称为放射性同位素

放射性同位素性质

放射性(基本性质)，能自发地发出某种射线；原子核放出射线后转化为另一种核(原子核的衰变)

放出射线的性质

能使气体电离

能激发荧光物质发光

能使胶片感光

具有穿透物体的能力

射线足够强，能破坏生物细胞

伴随放射性有能量放出

衰变规律

指数衰减率：衰变按时间呈指数衰减I=I_0e^{-λt}，λ表示原子核衰变快慢的常数，用半衰期T表示

半衰期T：放射性物质的原子核衰变到原质量一半时所需要的时间

放射性同位素在医学中的应用

作为示踪原子

灵敏度高

简便易行

用于放射性治疗

医学对放射性同位素的要求

必须严格选择和控制剂量，否则不仅影响诊断和治疗效率，严重时可能危及生命；选用时需考虑

同位素放射线的能量和性质

半衰期长短

能否排出体外

粒子探测器

是将射线辐射能转换为电能的换能器；常用的是将γ射线转换为电压脉冲信号，其幅值与光子能量成正比，与计数率和射线强度成正比

分类

气体探测器

固、液体探测器

固、液闪烁计数器

半导体探测器

各部分组成(固体探测器)

准直器

类似于光学聚焦器，用作空间定位，仅使局限于某一空间单元的射线进入探测器内，而其他部分射线被遮断，如此可对被探测区域作逐点扫描，以获得放射性核素空间分布信息

闪烁晶体

在高能粒子作用下能产生短暂荧光脉冲(称为闪烁)的物体

特征参数

发光光谱；波长在一定范围内，其中1~2中波长为主，称最强波长，需与光电倍增管配合

发光衰减时间；{10}^{-9}~{10}^{-6}秒，希望衰减时间短而发光量大

能量分辨率；8%~20%，与晶体尺寸、形状有关

要检测特定能量

探测效率和灵敏度；与射线种类有关，通常针对γ射线或X射线

光电倍增管

真空光电器件。利用光电效应、二次电子发射和电子光学理论，使光子能量转化为光电子能量，再经倍增级把光电子倍增放大，最后经阳极把电子收集起来，形成放大的电脉冲信号

特征参数

光电转换性能。光阴极的光谱响应和灵敏度

放大倍数M。各级倍增系数的乘积

暗电流和本底脉冲。无光照入射时的阳极电流称为暗电流，因热电子发射的不连续性，在阳极形成一个个小电流脉冲，称为本底脉冲，或噪声脉冲

前置放大器及屏蔽部件

做阻抗变换，避免后极放大器输入端大电容和小输入阻抗对探头工作的影响

当探测器输出信号较小时给予放大，以增大输出脉冲幅度，提高信噪比

ECT成像

原理

与X-CT类似，用探测器在人体外做多角度直线扫描，记录每个方向射线投影数据，经计算机重建得到反映体内某个断层的放射性密度分布图

与X-CT不同之处在于ECT为发射型，而X-CT为透射型。因此X-CT扫描一般只能获得一个或数个横断面图像，而ECT则可改变扫描方位，获得不仅是横向，还可以是纵向或其他方位断层图像

单光子ECT(SPECT)

旋转型ECT

原理

将γ相机所用大型探测器装在可旋转扫描机架上，使γ相机探测性能与CT技术的数据处理功能结合并一体化，既可作普通γ相机应用，又具有CT扫描图像重建功能

组成

检测器系统、扫描机架、诊断床及计算机系统

特点

将γ相机和数据处理功能一体化，实现一机多用

X-CT型ECT

原理

探头围绕病人旋转，连续采集体内γ射线数据；每转动一个角间距，获得一组数据，旋转一周后将积累数据按CT成像方法进行图像重建

探头分组，平面更大

组成

由多个(32)探测器分组(4x8)排列成以床面中心轴对称，可连续旋转方式。每个探头有各自的准直器、晶体、光电倍增管和脉冲幅度分析器等。采用单光子计数方法探测

特点

与X-CT类似，只能重建横断面图像，不易改建其他方位图像，也不便做功能检查

一组，就不方便随意旋转

正电子ECT(PECT、PET)

原理

某些放射性核素衰变时不直接产生γ射线而是放出正电子，正电子与通常的负电子相遇而产生湮灭，放出一对γ光子(当相对动量为0时，量光子发射方向相反，能量相等，皆为511kev)；连接同时记录到符合测量信号的数条探测器对连线，其交叉点即精确指示放射性核素的空间位置。因此PET又称为“湮灭符合探测CT”(ACD-CT)技术

湮灭符合测量作用

如果符合检测的电路在一个很小的时间间隔(称为时间窗，窗宽时间约为8ns-12ns)内，同时获得两个探测器输出的信号，则认为在其空间连线上有释放正电子的核素存在。这种符合检测起到了电子准直的作用

飞行时间差作用

湮灭符合测量过程中还可以利用“飞行时间”差(探头“对”接收光子对的微小时间差异)来精确定位放射性核素，不仅可以提高空间分辨率，还可以利用“飞行时间”因素成像

判断正中间与否

类型

平行块型

六角形阵列

环形阵列

成像过程

湮灭符合测量

获得一系列反映正电子衰变核素位置的符合测量直线

投影数据

将符合测量信息整理为核素放射性在不同角度投影

获得滤波处理

将投影数据进行卷积滤波处理

反投影重建

将卷积滤波处理后的投影数据作反投影重建图像

优缺点

优点

PET所用核素是人体组织基本元素，易于标记各种生命必需的化合物及代谢产物，故其影像可反映人体生理、病理及功能状况

此外，这些核素的半衰期非常短，可以给较大剂量而人体受辐射剂量相对较小，因而可以大大提高图像对比度和分辨率

PET使用“电子准直”技术，具有视野均匀、探测效率高、不受探测深度影响的优点，解决了普通单光子ECT成像质量受限于准直器的技术难题

缺点

设备昂贵，运行费用高，必须同时设置小型回旋加速器以生产所需要的放射性同位素

总的来说，PET的优点是系统灵敏度高，定位精确并能够进行较严格的衰减校正。缺点是设备价格较高，且需要回旋加速器来产生所需要的超短半衰期的正电子示踪物

应用

主要应用领域包括肿瘤学、心脏病学、神经系统及其他生理、病理的研究。含有放射性同位素的药物聚集在体内器官后，将按其半衰期衰变并逐渐消失。此器件，射线强度分布将随器官运动变化，还将随器官的代谢变化。因此放射性核素成像可比X射线成像有更广的应用范围

二者比较

PET与SPECT都是利用放射性核素示踪原理进行成像，但两者也存在明显的差异

差异

PET所用的显像剂较SPECT更具“生理性”

PET的探测灵敏度、分辨率、图像质量明显高于SPECT

PET在衰减校正及定量准确方面优于SPECT

PET的运行成本明显高于SPECT

放射性同位素扫描和γ相机

放射性同位素扫描

原理

将含有放射性核素标记的药物引入人体，然后从体外探测这些核素所发出的射线，进行逐点扫描，记录放射性药物在体内的分布，用闪烁图显示

结构

闪烁探头：接收γ射线，将其能量E转换为电压脉冲信号

脉冲放大与幅度分析：通过脉冲高度分析，可对信号进行能量选择，以去除幅度较小的本底信号、散射光子信号，保留反映核素密度分布的射线强度信号(反映初始γ射线能量的粒子信号)

计数和定标器：计算各种能量的粒子数(对应不同脉冲幅度的信号个数)，并给予标定，以准确记录或显示其平均计数率

显示和记录

显示：将标定计数后的射线计数率信号经处理后对显示器(CRT)进行与探头直线扫描同步的辉度调制，从而显示放射性核素密度分布的影像；

记录：将射线计数频率经频率-电压调制或频率-频率变换用以控制打点记录系统，从而得到放射性强度分布的扫描图形

γ相机

利用针孔摄像原理，可以在一定视野内一次整体成像，获得放射性核素的二维分布，免去了探头的机械扫描过程，既可作静态观察，又可作动态成像，了解血流和代谢过程，称为用于诊断肿瘤和循环系统疾病的主要设备

原理(定位)

γ射线经准直器孔投射到晶体上，在某平面几何位置上产生荧光点，其光强同时传输到附近各个光电倍增管的光阴极上；各管接收光强大小与该管距荧光点的位置有关，近则光电流大，远则光电流小；将各管光电流大小输入电阻矩阵电路(经一定的数学运算即可得到该光点所产生的位置信息)

各个光电倍增管输出经矩阵电阻分别接到4个总和放大器，输出X+、X-、Y+、Y-四个位置信号

4个位置信号经差分产生位置坐标信号X和Y，其中X=X+-X-，Y=Y+-Y-，X和Y的绝对值决定了闪烁光点的位置，当其输入示波器的X和Y轴，则在相应位置产生光点；

再将4个位置信号输入能量通道，经相加产生一个脉冲幅度信号Z，Z=X++X-+Y++Y-，其大小与光点亮度成比例，而与光点位置无关。将Z信号送入示波器Z轴调辉，则可产生亮点；

经脉冲幅度选通，可消除天然放射本底和散射噪声；

若将X和Y值计算由差分改为比例X=(X+-X-)/Z，Y=(Y+-Y-)/Z，则示波器闪烁光点位置与光点亮度无关

结构

探头

准直器

闪烁晶体

光导

光电倍增管

前置放大器和定位网络

电子线路

显示装置

超声成像

超声波成像原理(总)

向人体内发射超声束，测量其反射或透射声波强度获得人体内部组织图像

超声脉冲成像原理

将高频(几MHz到几十MHz)超声脉冲发射到生物体内，接收体内反射回波，以获得有关生理信息

超声波物理性质

超声波的产生

介质中质点的振动形成波，包括横波和纵波。声波是介质传播声能的机械振动，频率超过人耳听觉范围，即频率超过15-20kHz的声波称为超声波。医学超声基本都采用纵波(在固液气中均可传播)

超声波的物理参数

周期T：波在介质中传播时，质点完成一次振动所需时间

频率f：质点在单位时间内完成全振动的次数

振幅：质点最大振动位移

波长λ：一个周期内质点振动所传播的距离，即相邻两波面之间的垂直距离

波速：单位时间内波动所传播的距离(与传播介质有关)

波数k：2Π长度内所包含波动数目

圆频率ω：2Π时间内所振动数目，又称角频率

波能：波动传播的能量。振动速度的动能+ 媒介因振动而产生形变的势能

波能密度：单位体积内的波动能量

与速度、原始密度、声压增量密切相关的量

能流密度：单位时间通过与传播方向垂直的单位面积波动能量，S=p1u正比于升压增量和振速乘积

声强(波强)：在一个周期内的平均能流密度

声压：波在介质中传播时，介质密度随之做周期性改变，由此产生的瞬时压强变化，定义为压强瞬时值与无超声传播时压强值的差值

P=ρvc,ρ为介质密度、v为质点振动速度、c为声速

波阻抗：媒质中某点有效声压与该处质点振动速度之比Z=p/u

对于小振幅声波，声压与声速同相位，声阻抗为恒量，可写为z=ρc，即只取决于媒质密度和声速的乘积，也即只取决于媒质特性，故称为特性阻抗

超声传播和衰减特性

指数衰减规律

衰减原因

扩散衰减：波束扩散，声场面积增大，单位面积声能减小

散射衰减：媒质中存在外径远小于波长的粒子时，引起散射，使沿原方向的声强减弱

吸收衰减：振动引起媒质的弹性摩擦而吸收声能。被吸收的声能不可逆转地转化为其他能量(如热能)

弛豫吸收：声频很高时，媒质质点的振动将滞后波动一段时间，造成弛豫吸收(类似于电容器的充电过程)

生物体内超声传播特性

水对超声的吸收系数很小，骨质的吸收系数最大，空气中衰减也很厉害

软组织对频率为1-15MHz范围的超声波衰减几乎与频率成正比

超声频率越高，吸收越厉害，探测深部组织或厚度较大的脏器，不宜用高频率，浅层组织可用较高频率(眼科10-20MHz，心脏、腹部2-3MHz)

正常组织与病变组织对超声的吸收衰减不同，癌变组织吸收量大，炎症组织次之，正常组织最小

超声在人体内的反射、折射和透射

对均匀介质：沿原方向前进

对非均匀介质或遇到组织界面由于声阻抗变化，部分超声反射、部分折射或透射

只要存在声阻抗差异，就会发生反射

当超声波长与组织微结构接近时，产生声衍射现象

当组织结构尺寸小于波长时，产生声散射现象

超声对生物媒介的作用

机械效应：超声波能量作用于媒质引起质点的高频振动，产生随其位移、速度、加速度、声压、声强等变化的各种机械效应，可用于各种机械加工

热效应：超声波能量被媒质吸收时，因媒质粘滞性引起分子内摩擦，产生大量热，并使温度升高；超声频率越高，吸收越厉害，热效应越显著

空化效应：超声波作用于液体时，疏密波使液体内部压力变化，液体时而受压缩，时而受拉伸，随声能增大，当液体承受不住过大的拉伸力时，可能发生断裂，形成近真空的空穴，当再受到压缩时，内部产生强烈的冲击波，这种由于声能在液体媒质中迅速产生空穴并很快塌陷，使其周围产生剧烈摩擦，以致电离的过程，称为空化效应

生物效应

高能超声作用与生物组织产生上述机械、发热、空化等效应导致生物组织特性变化

超声辐射声场特性

指向性

近场和远场特性

近场声波相互干涉和衍射，沿传播方向各点声能会时而出现极大或极小

医用超声换能器

超声换能器的压电效应

当某些天然晶体或人造压电晶体受到沿某一方向的应力而产生形变时，会在物体两个受力界面内引起正负电荷中心的相对移动，产生符号相反的束缚电荷。这种机械力作用引起晶体表面电荷的效应，称为正向压电效应

应力——电荷中心相对移动——晶体表面电荷效应

若在上述晶体或压电陶瓷表面沿着能够产生压电效应的电轴方向施加电压，则由于外加电场的作用也会引起介质内部电荷中心产生位移，并由这一极化位移导致物体的几何形变。这种由电场力作用而产生电介质几何形变的压电效应，称为逆向压电效应

电压——电荷中心相对移动——晶体几何形变

超声换能器结构

单元换能器

主体

压电振子

产生压电效应，其几何形状、尺寸根据需要确定

吸收头

声阻抗与压电效应相反，要求既能尽量吸收背向辐射超声，又能尽量衰减所吸收的能量

基料为环氧树脂，填料为声阻抗很大的铝粉

发射、接收超声的功能性部分，诊断多为收发两用型，输出强度低、接收灵敏度高

壳体

外壳

保护层

作为层间插入的声阻抗渐变层，要求低衰减、高耐磨，声阻抗接近人体组织，厚度为1/4波长

接插件

电缆线

支撑、容纳、密封、绝缘、承压、屏蔽和保护主体部分

多元换能器

若干单元振子(阵元)组合为阵列，应用电子技术控制声束在不同方向按预定程序扫描，根据其空间排列方式和声束形式分为线阵列、相控阵和方阵等

聚焦换能器

可在一定范围内使声束会聚、能量击中，增加声束穿透能力和回波强度，改善分辨率，聚焦方法分为几何聚焦、电子聚焦

超声诊断仪器

超声优势

无痛无损，无电离辐射，可反复进行，尤其适合软组织诊断，具有较高的灵敏度和分辨率，是目前唯一能观察心脏内部结构的临床检查方法

超声脉冲反射法(脉冲回波法)与相控阵扫描

脉冲反射法

原理/定义

将高频(几-十几MHz)的超声脉冲发射到生物体内，接收体内反射回波，以获得有关生理信息

大部分超声诊断仪使用脉冲回波法

回波距离s测定

发射与回波脉冲时间间隔(v：声速)

显示方式

回声图

回波幅度波形A超

声象图

回波强度波形B超

图像清晰度与信号波长的关系

分辨率随波长减短而增加

波能衰减随频率增高而增加

工作频率选择应兼顾获得良好清晰度和使波束有足够的穿透能力

最佳频率

穿透深度小于200个波长

脉冲重复频率

依据所需要最大探测深度和回扫时间，通常50-2000Hz，不宜过高，以免造成多次回波干扰

超声相控阵扫描

实现扇形扫描可用机械扫描方式，也可用电子扫描方式

电子相控阵扫描原理

改善声场特性以提高分辨率

超声成像类型(诊断方法)与原理

总体原理

回波信号e(t)

s声束横向分布

exp(-2αz)往返2z距离衰减

k归一化常数

p延时回波信号

t=2z/v为采样点

1/z散射波幅损失

由于P为窄脉冲

不到为啥不带0，可能是时变？

TGC

随时间超声就会衰减

为使深度不同但声阻抗界面相同的反射回波在显示器上具有相同强度的显示，有必要对从较深部位声阻抗界面反射的回波信号给予一定的增益补偿，使其放大倍数较大，而距离换能器较近的回波信号放大倍数小。对回波进行的这种增益补偿称为时间增益补偿(TGC)

诊断方法分类

反射法

回声图

A型

类型

单探头

双探头

经典公式

xy都不变

最基本的显示方式；(幅度调制型）只能提供一维信息，依靠回波位置和形状诊断病例

图象中各轴含义

X轴：超声传输时间，反映病灶在组织中深度Z位置、大小、脏器厚度

Y轴：回波脉冲幅度，其幅度、形态反映病灶物理特征

M型

超声心动图-时间运动型

放着不动，看一处的运动；而不是若干点；不知道为什么公式没有变成x0和y0

坐标

A超相比

深度Z变成了Y轴(而非X轴)

回波信号变成了Z轴(而非Y轴)

B超相比

时间扫描信号变成X轴

并非水平位置信号

功能拓展

回波信号处理

运动参数测量

同时显示心音、心电、多普勒信号

实时拍照

声像图

B超

声像图显示方式；关键点：回波信号作用于Z轴，亮度调制，成像反映体内某一断面反射率分布

y不变

u为探头速度

回波时间减去nT，水平位移减去ut

扫描速度u相对超声回波速度较慢，可认为x-ut=x-unT

T为探测器采样时间，还需要等待2z/v的回波时间

移一下停下来采样，再移动

坐标含义

回波强度(亮度影像)随深度Y和扫描位置X变化的图像

三维图像

Doppler法

原理

利用多普勒效应，探头发出一束超声波，与运动的血液细胞作用时，反射回另一频率的反射回波，再由接收器接收，通过多普勒频移公式可计算出运动红细胞的运动速度

Doppler效应

原理

当波的振动源与接收器(或观测者)之间有相对运动时，接收器所感受到的波的频率不等于波的振动频率

公式

接收器在分子、波源在分母、速度往上加减

波源运动；us非0，ur=0

波源静止；us=0，ur非0

波源和接收器都运动；us非0，ur非0

超声多普勒血流测量的主要方法

连续多普勒速度测量

测量频率差，获得血流速度

无法获得深度信息

发射声束——血流(血球作为接收器)

发射频率f1，回波频率f2，接收频率f‘

公式

c为声波速度

v为血流速度

θ为v和c的夹角

产生回声——探头接收声束(血球为发射器)

接收频率f2

公式

Doppler频移

可通过测量fD，得到v

全都是原理

脉冲多普勒速度测量

原理

脉冲波——持续有限时间(T)的片段正弦(余弦)波动(脉冲波包)

特点

体积采样作用

采样体积=轴向厚度(脉冲宽度)x横截面积(探头直径)

通过时间门控技术可以控制接收回波时间，有选择地接收某一深度回波信号，以取得深度距离(空间)分辨能力

具有一定频宽

脉冲波是以f0为中心，具有一定频宽的波群(相应的功率谱为s0(f)),则其回波是以fD为中心，具有Doppler频移的波群(相应功率谱为SD(f))，流速远小于声速，可认为S0与SD谱形状相似，只差一个频率尺度2c/v和比例系数k

其含义为：Doppler频移频谱中f到f+Δf间的频率正比于发射频率谱中(c/2v)f~(c/2v)的功率。从FT分析来看，两个频谱之间的各频率项是一一对应的，且强度(功率)相对不变

血流方向信息获取

血流方向信息蕴含在回波频率f2和发射频率f1的相对大小中

两个边带

f0正负200Hz内部分由血管壁运动引起(不含血流信息，需在检测中去掉)

检测血流方向信息即是要把频偏的上、下边带部分分别检测出来

彩色血流速度成像

主要技术思路

1、静止目标对消——发射相干超声脉冲，借助雷达技术中运动目标显示 (MTI)，通过静止目标对消来提取运动目标信息

相干：频率相同，方向相同，相位差恒定；波形完全一致，满足同调性

2、通过相位检测区分逐次发射的相干脉冲，来显示沿声束路径上各点运动目标的速度剖面，同时取得血管剖面上各点血流速度分布

MTI技术和相位检测

MTI

原理

每隔一段时间T发射脉冲声波，各次发射相位一致，其在静止目标的回波保持相同相位关系，但对运动目标，其各次回波的相位将因目标运动而不同

方法

将前次回波信号存储下来，与下次回波信号相减，即可消除静止目标回波，从而保留运动目标回波信号

实际应用时，因静止目标回波较强，且有随机起伏，为此先做正交相位检测得到低频信号后再存储，不但可以降低采样率，还可检测血流方向信息

随机的振动噪声是相对高频的信号

相位检测原理

设声束沿z轴发射，p点处在z轴上

（z轴往体内走）

·

相隔周期时间发射第二个信号；相干信号

利用MTI技术获得声束路径上各动目标的回波信号后，再用相位检测方法计算出各个动目标的运动速度，即可得到声束路径上血管内流速剖面分布图(速度的轴向分量vcosθ)；上述测量可以由单通道扩展到多通道

彩色Doppler(彩色Bchao)

将速度用伪彩色标记

黑色——无流动

红色——低流速

黄色——中流速

白色——高流速

颜色越明亮表示速度越快

将速度用伪彩色标记，则可以得到血管中血液流动速度的彩色剖面速度分布图，经实时显示即为彩色Doppler血流超声图像

透射法

透射超声CT

全息成像

超声CT

磁共振成像

概念

将人体组织置于梯度磁场及射频脉冲作用下，当射频脉冲与检测核素磁共振频率相同时产生共振信号，利用其参数(信号幅值和弛豫时间)可描绘共振核密度分布及化学结构变化图像

原理

利用原子核磁矩与外磁场相互作用产生核磁共振现象，通过共振吸收所产生的自由感应衰减信号的特征参数进行图像重建，不仅可获得清晰的人体解剖结构图像，而且能得到反映人体生理生化信息的功能图像，是又一重大医学成像新技术的突破

磁共振现象(NMR)

实质上是原子核磁矩在外部电磁场中受一定频率的交变磁场激发后产生的磁共振吸收现象。NMR是由原子核的磁矩和自旋角动量两者在外部磁场中相互作用的结果

物理基础

核磁矩

所有原子(除氦核外)均含质子和中子；实验表明，大多数原子核围绕自身某轴作旋转运动(简称自旋)；原子核对外可简化为具有一定质量与体积、均匀带电的球体，原子核自旋即等效于该球体的旋转。如此自旋的原子核将引起沿旋转方向、围绕核心的环形电流，从而产生磁矩，称为核磁矩(或磁偶极子)，记为μm

质子和中子均为偶数则无核磁共振

常用的核素是H原子的原子核(单质子)

自旋角动量

μ_m=γP，γ为磁璇比

拉莫尔进动

原子核既有磁矩，又有动量矩，其在外磁场中，两者皆与磁场相互作用，则原子核不仅要顺着外磁场方向，同时还要围绕外磁场转动，即进动。进动时，自转轴(磁矩方向)描绘出圆锥形轨迹，称之为拉莫尔进动。进动频率ω0=γB，B为磁感应强度，γ：磁旋比

核磁共振

原子核由一个能态变到另一个能态称为能级跃迁，跃迁时将发射或吸收能量，其能量值须恰好等于两个能级的能量差值，称为共振条件。对于处于外磁场中的核磁矩而言，其吸收外磁场能量的共振条件为ω=γB，即共振频率等于核磁矩在外磁场中拉莫尔进动的频率。此时原子核将从外磁场吸收能量而由低能态激发到高能态，称为核磁共振

宏观磁化

核磁共振信号产生与检测

自由感应衰减信号FID

射频RF为间断脉冲形式

弛豫

纵向弛豫

自由进动结果，将顺着B0方向，恢复到Mz=M0

物理机制

高能态核磁矩(θ＞0)将放出能量，传递给周围介质(晶格)，返回低能态(θ=0)

纵向弛豫是自旋与晶格之间能量转换的过程，称为自旋-晶格弛豫

数学描述

测量

反转恢复法

饱和恢复法

横向弛豫

针对Mxy而言，RF场消失之初Mxy≠0，这是因为M绕B0进动时相位一致，使其再x-y平面投影平均不为0；随着RF场撤销，上述相位同步作用消失

物理机制

横向弛豫过程中，各能态核磁矩相互之间产生能量交换，最后趋于平衡

横向弛豫是自旋与自旋之间能量转换过程，称为自旋-自旋弛豫

数学描述

自旋回波法

与其他成像方式对比

与X-CT比较

优点

MRI无损、无大型机械运转、损坏率低；成像技术灵活，可采用不同脉冲序列、任意方向扫描，多种参数综合成像；软组织分辨率高、密度层次丰富

缺点

空间分辨率低于X-CT，扫描时间长，单位病人吞吐量小，不能显示骨细节和小钙化区

装置投资大、价格昂贵，维修费用高(特别是超导型)

与ECT比较

MRI图像清晰、分辨率高；但在器官组织功能变化研究方面，目前PET临床研究较多，MRI还有待于进一步研究开发应用

与超声比较

MRI在成本、维修、检查费用等方面明显不如B超；仅在脑、脊髓诊断方面有优势；在生理、生化和新陈代谢诊断方面，B超无能为力

临床应用

脑、脊髓、脑干首选成像；软组织成像质量好；脑灰质、白质鉴别优于X-CT；不受骨的阻碍，可直接显示脑干后窝区域和脑脊髓轴；用T1成像可精确测定脑垂体体积、位置和构型；在生化测定方面能力为精神病诊断和研究提供了有力工具

可断层显示活动心脏，识别心肌梗塞

具有对肺水肿、栓塞、肿瘤等诊断功能；对肝硬化、胆硬化的诊断比超声和放射性核素更敏感，T1值可检测肾功能

肿瘤诊断：除了可以检查出肿瘤实体，还可做出早期诊断

MRI成像装置

磁体系统

主磁体

分类

永久磁体

常规磁体

超导磁体

主要基本部件，用来产生均匀磁场

梯度线圈

在主磁体x,y,z三个方向分别叠加微弱的梯度磁场，严格相互垂直，采用脉冲工作方式

射频线圈

安装在主磁体内用以产生旋转磁场的高频脉冲线圈；旋转磁场与主磁场强度匹配， 脉冲宽度约微妙级。射频线圈即是发射线圈，又是接收线圈，由一组鞍形线圈呈圆环形置于人体周围

NMR波谱仪

采集产生核磁共振后的自由感应衰减(FID)信号

MRI图像重建和显示系统

核磁共振数据采集、处理和显示

磁矩会顺着外磁场的取向

既有磁矩又有角动量，除了取向还会绕着外磁场进动

进动速度和外磁场强度有关

整体

原子核自转形成闭合电流，产生磁矩

加入外磁场，磁矩放在外磁场中发生拉莫尔进动

质子有两种可能的取向：平行和反向平行

上锥体逐渐多于下锥体：磁化；平衡状态为完全磁化

磁矩在围绕外磁场进动，但某一时刻的指向是不同的(相位不同)

形成平均磁化矢量M，总的平均磁化矢量可认为不存在进动(单纯沿着z轴)

通过射频磁场产生共振

质子吸收交变场的能量，出现相位相干

净磁化适量偏离z轴并以进动频率绕z轴旋转，产生xy分量

从量子角度得知，射频磁场频率(共振频率)需等于拉莫尔进动频率

射频磁场的强度和持续时间将决定净磁化矢量偏离z轴的角度

90°：上下锥体质子数相等，只有水平分量在xy平面上旋转

自由感应衰减

射频磁场消失后，磁化矢量慢慢回到主磁场方向，感应信号强度逐渐衰减

纵向分量增长称为纵向弛豫T1

实际上是质子向晶格释放能量的过程

横向分量衰减称为横向弛豫T2

但是由于外加磁场的不均匀性，实际上的衰减要快于T2，即T2*

实际上是质子进动的相位相干消失的过程

工程方面

信号采集方式

针对T1

部分饱和序列

间隔施加90°

选取某一衰减时间的信号

倒转恢复序列

间隔施加180°+90°

倒转往上恢复，有可能选取更复杂的衰减信号

针对T2

自旋回波序列

间隔施加90°+180°

180°是为了恢复相干相位，恢复的不是天然的衰减，而是由于磁场不均匀的衰减

其实T1也有影响，但是如果选的间隔足够长可以不影响

梯度磁场

Gz方向梯度磁场：选取成像断面

Gx于Gy：分别为相位编码和频率编码

医学成像基础(大题)

X线透射成像

画H-D曲线，介绍，哪一段成像质量好

传统X线透射成像的原理和不足

成像质量的影响因素

数字减影原理，结合临床说明各种减影技术的应用，重点阐述基于K吸收边缘法的能量减影分离血管、软组织和骨骼的技术方案

CT成像

X线断层成像原理

从X线源、探测器等角度说明1到5代CT的不同及改进之处

X-CT成像原理和过程

直接反投影法像素值计算

直接反投影法缺点，原因和改善

CT与X透射成像对比

窗口技术原理及应用

CT值计算

评价参数

放射性核素成像

放射性核素应用、有何优点、选取时考虑的因素

SPECT和PET在成像原理、成像方式、成像过程的不同

飞行时间差原理和作用

画出粒子探测器结构

PET成像原理及优缺点

放射性同位素扫描原理

超声波成像

多普勒成像原理和过程，血流方向信息检测

连续波多普勒速度测量原理、脉冲波多普勒速度测量原理，脉冲波多普勒速度测量特点

去除血管壁影响

脉冲反射法回波距离计算公式

彩色血流映射的技术思路和MTI技术原理方法

原理和过程，B超特点，为什么胎儿检查多用B超

回波距离测定

给出公式

脉冲重复频率和工作频率选取时的考虑因素

TGC和e(t)的公式

为什么要TGC，及其原理

ABM的不同显像方式和超声波成像的优点

核磁共振成像

MRI装置组成及其各部分功能

MRI与X-CT相比的优点

整理性工作

概念和原理

X线

传统透射成像

利用人体对X射线吸收或衰减特性，测量其透射强度的相对变化，获得人体内部解剖结构图像

DSA数字血管造影

概念

以数字信号形式，通过计算机对若干不同图像做减法处理后只剩下感兴趣的部分

原理

人体X射线影像是体内组织的空间分布、照射时间变化和射线能量组成等参数的函数。当图像重点表现组织空间分布信息时，所得图像为解剖结构图；当着重比较不同时刻影像的变化时，则得到影像随时间变化的信息差异图；当看重观察不同能量X线曝射下的影像时，则可了解射线硬度变化的差异图像

CR

采用直接成像方式，不以胶片为载体，而是采用可记录并可由激光读出X线信息的成像板为载体，经X线曝光及信息读出处理，形成数字式平片影像

DR

采用间接成像方式，沿用了影像增强管-电视链结构；首先经X线曝光在电视链上形成影像，再使影像数字化，形成数字式平片影像

CT

测定沿各个方向投影时X线强度的衰减量，通过计算求得断层内各体积元的衰减系数相对变化值，并将该值赋予各体元对应像素的灰度变化量，从而得到人体内部结构图像

放射性核素

检测能被人体组织吸收并被某些器官浓集且具有放射性的药物，通过放射性示踪分布获得人体内部组织结构和病理变化图像；即利用放射性同位素示踪法显示人体内部结构的技术，又称核医学成像

放射性同位素扫描

将含有放射性核素标记的药物引入人体，然后从体外探测这些核素所发出的射线，进行逐点扫描，记录放射性药物在体内的分布，用闪烁图显示

γ相机

利用针孔摄像原理，可以在一定视野内进行一次整体成像，获得放射性核素的二维分布，免去了探头的机械扫描过程，既可作静态观察，又可作动态成像，了解血流和代谢过程，成为用于诊断肿瘤和循环系统疾病的主要设备

ECT

单光子ECT

旋转型ECT

将γ相机所用大型探测器装在可旋转扫描机架上，使γ相机探测性能与CT技术的数据处理功能结合并一体化，既可作普通γ相机应用，又具有CT扫描图像重建功能

X-CT型ECT

探头围绕病人旋转，连续采集体内γ射线数据；每转动一个角间距，获得一组数据，旋转一周后将积累数据按CT成像方法进行图像重建

探头分组，平面更大

正电子ECT(PET)

某些放射性核素衰变时不直接产生γ射线而是放出正电子，正电子与通常的负电子相遇而产生湮灭，放出一对γ光子(当相对动量为0时，两光子发射方向相反，能量相等，皆为511kev)；连接同时记录到符合测量信号的数条探测器对连线，其交叉点即精确指示放射性核素的空间位置。因此PET又称为“湮灭符合探测CT”(ACD-CT)技术

超声

向人体内发射超声束，测量其反射或透射声波强度获得人体内部组织图像

脉冲反射

将高频(几-十几MHz)的超声脉冲发射到生物体内，接收体内反射回波，以获得有关生理信息

超声多普勒血流测量

利用多普勒效应，探头发出一束超声波，与运动的血细胞相互作用，反射回另一频率的反射回波，再由接收器接收，通过多普勒频移公式可计算出运动红细胞的运动速度

核磁共振

将人体组织置于梯度磁场及射频脉冲作用下，当射频脉冲与检测核素磁共振频率相同时产生共振信号，利用其参数(信号幅值和弛豫时间)可描绘共振核密度分布及化学结构变化图像

利用原子核磁矩与外磁场相互作用产生核磁共振现象，通过共振吸收所产生的自由感应衰减信号的特征参数进行图像重建，不仅可获得清晰的人体解剖结构图像，而且能得到反映人体生理生化信息的功能图像，是又一重大医学成像新技术的突破

设备

X线

X线源

产生适当强度的X线

检测元件

接受透射的X线并转化为方便显示记录的信号

显示记录装置

显示和记录透射X线的强度，提供诊断影像

CT

扫描和测量系统

电子计算机系统

中央控制系统

供电系统

放射性核素

粒子探测器

准直器

类似于光学聚焦器，用作空间定位，仅使局限于某一空间单元的射线进入探测器内，而其他部分射线被遮断，如此可对被探测区域作逐点扫描，以获得放射性核素空间分布信息

闪烁晶体

能在高能粒子作用下产生短暂萤光脉冲的物质

光电倍增管

真空光电器件；将光子能量转化为光电子能量，再经倍增级将光电子倍增放大，最后经阳极把电子收集起来，形成放大的电脉冲信号

前置放大及屏蔽部件

当探测器输出较小时给予放大，以增加输出脉冲幅度，提高信噪比；同时做阻抗变换，避免后极放大器输入端大电容和小输入阻抗对探头工作的影响

γ相机

探头

即粒子探测器

电子线路

电阻矩阵电路

显示装置

超声

单元换能器

主体

压电振子

产生压电效应，其尺寸和形状根据需要确定

吸收头

声阻抗与压电振子相反，要求既能吸收背向辐射超声，又能尽量衰减所吸收的能量

壳体

外壳

保护层

作为层间插入的声阻抗渐变层，要求衰减、高耐磨，声阻抗接近人体组织，厚度为1/4波长

接插件

电缆线

核磁共振

磁体系统

主磁体

主要基本部件，用来产生均匀磁场

梯度线圈

主磁场xyz三个方向分别叠加微弱的梯度磁场，严格相互垂直，采用脉冲方式工作

射频线圈

安装在主磁体内用以产生旋转磁场的高频脉冲线圈；旋转磁场与主磁场强度匹配， 脉冲宽度约微妙级。射频线圈即是发射线圈，又是接收线圈，由一组鞍形线圈呈圆环形置于人体周围

NMR波谱仪

显示记录装置