1、童夢無憂網 試管嬰兒論壇 本文由插翅金龍貢獻 ppt文檔可能在WAP端瀏覽體驗不佳。建議您優先選擇TXT，或下載源文件到本機查看。 醫學成像技術 計算機X線攝影( 計算機X線攝影(computed radiography,CR) 數字X 線攝影( 數字X 線攝影(digital radiography,DR) 直接數字X 直接數字X 線攝影(direct digital radiography,DDR) 計算機體層攝影( 計算機體層攝影(computed tomoraphy,CT) 磁共振成像( 磁共振成像(magnetic resonance image;MRI) 數字減影血管造影( 數字減

2、影血管造影(digital subtraction angiography;DSA) 超聲成像( 超聲成像(ulstransonography,USG) 正電子發射體層成像( 正電子發射體層成像(positron emission tomography, PET) 參考文獻 胡軍武， 醫學數字成像技術，湖北科學出版社， 胡軍武， 醫學數字成像技術，湖北科學出版社，2001.9 高上凱，醫學成像系統，清華大學出版社， 高上凱，醫學成像系統，清華大學出版社，2000.3 高文，計算醫學工程與醫學信息系統，清華大學出版社， 高文，計算醫學工程與醫學信息系統，清華大學出版社， 2000.3 第一章 概

3、述 一、疾病診斷方式與手段的巨大變革 從看不見 到 看見 傳統診斷：望、聞、問、切 定性診斷 19世紀開始 看到病變 19世紀開始 X射線成像 CT 核磁共振 超聲 DSA 20世紀 看到功能與代謝 20世紀 fMRI PET SPECT 二、醫學成像技術的發展趨勢 多維成像 多模式成像 多參數成像 多維成像 二維醫學圖像已經成為臨床診斷和 醫學研究中的重要依據， 醫學研究中的重要依據，有效地提高了 診斷的準確性。 診斷的準確性。但對醫學圖像的理解是 一個復雜的過程。 一個復雜的過程。由于人體臟器結構是 三維空間分布， 三維空間分布，僅僅依靠一幅或幾幅二 維圖像來理解三維結構有一定的局限性。

4、維圖像來理解三維結構有一定的局限性。 為了給醫生提供真正的三維結構顯示 圖，自七十年代開始就有人著手研究醫學 三維成像的方法。 三維成像的方法。早期的三維成像曾經采 用過全息攝影等方法。 用過全息攝影等方法。隨著計算機技術的 發展及計算機圖形學的成熟應用， 發展及計算機圖形學的成熟應用，醫學三 維成像在近十年中有了很大的進步， 維成像在近十年中有了很大的進步，并在 臨床應用中發揮著越來越重要的作用。 臨床應用中發揮著越來越重要的作用。 有人將三維圖像隨時間變化的序列 圖像稱為四維圖像 所謂的“ 四維圖像” 四維圖像。 圖像稱為 四維圖像 。 所謂的 “ 四維圖像 ” 就是動態的三維圖像。 就是

5、動態的三維圖像 。 當在屏幕上看到 一顆立體的跳動的心臟或其他臟器時， 一顆立體的跳動的心臟或其他臟器時 ， 就如同看到一個活生生的人。 就如同看到一個活生生的人 。 這樣的動 態圖像無疑會對治療帶來益處。 態圖像無疑會對治療帶來益處。 三維或四維成像被統稱為“ 三維或四維成像被統稱為“多維成 是今后醫學成像技術中的熱點。 像”。是今后醫學成像技術中的熱點。 以三維成像為例， 以三維成像為例，其過程涉及的主要問 題有數據采集 三維重構及顯示等 數據采集、 題有數據采集、三維重構及顯示等。 多模式成像 臨床診斷及治療計劃的制定往往 需要來自不同成像方式的圖像信息。 需要來自不同成像方式的圖像信息

6、。不 同的斷層成像技術， CT、MRI和 同的斷層成像技術，如X-CT、MRI和 PET等各有特點 且攜帶不同的生理、 PET等各有特點，且攜帶不同的生理、 等各有特點， 病理、功能或解剖學方面的信息。 病理、功能或解剖學方面的信息。這些 信息通常還起到了互相補充的作用。 信息通常還起到了互相補充的作用。 如發射型CT能提供臟器功能方面的信 如發射型CT能提供臟器功能方面的信 但從解剖學角度看， 息，但從解剖學角度看，它表現出的空間分 辨率是比較低的。反之， CT和MRI等圖像 辨率是比較低的。反之，X-CT和MRI等圖像 能夠清晰地描述臟器解剖結構， 能夠清晰地描述臟器解剖結構，但對其功能

7、缺乏敏感性。 缺乏敏感性。如果把不同來源的圖像融合在 一起，構成所謂的多模式圖像（Multi一起，構成所謂的多模式圖像（Multimodal images），就有可能根據多方面的 images）， ），就有可能根據多方面的 信息來提高對疾病的診斷效果。 信息來提高對疾病的診斷效果。 例如，我們可以從MRI 獲得斷面解 例如 ， 我們可以從 MRI獲得斷面解 剖圖與血管像（包括血管解剖、 剖圖與血管像（包括血管解剖、血流灌 注及擴散等） 可以從PET圖像觀察代 注及擴散等）；可以從PET圖像觀察代 謝功能； 還可以從CT 圖像觀察骨架 圖像觀察骨架、 謝功能 ； 還可以從 CT圖像觀察骨架 、

8、鈣化的解剖結構等。 鈣化的解剖結構等。把這些信息綜合在 一起， 一起，對神經內科病人的診斷是很有用 的。 CT與MRI配準與融合 CT與MRI配準與融合 在CT成像中，由于骨組織對X線有較大的吸收系數， 因此對骨組織很敏感；而MRI成像中，骨組織含有較低的 質子密度，所以MRI成像對骨組織和鈣化點信號較弱，融 合后的圖像對病變的定性、定位有很大的幫助 多參數成像 醫學圖像大致可以分為以下幾種類 反映解剖結構的形態學圖像； 型：反映解剖結構的形態學圖像；反映 臟器功能的功能性圖像； 臟器功能的功能性圖像；用于組織定征 的組織物理參數圖像。 的組織物理參數圖像。為了擴大醫學圖 像在臨床診斷中的應用

9、范圍并提高診斷 的有效性， 的有效性，針對不同的需要不斷研究新 的成像方法與新的成像參數也是很必要 對于同一個人體斷面， 的。對于同一個人體斷面，形成不同物 理或化學參數的圖像， 理或化學參數的圖像，就是所謂的多參 數成像。 數成像。 如在超聲成像系統中，對于同一個 如在超聲成像系統中， 心臟的斷面， 心臟的斷面，可以構成只反映其解剖結 構的B型斷層圖像， 構的B型斷層圖像，也可以通過檢測成像 斷面中的血流信息， 斷面中的血流信息，形成所謂的彩色多 普勒血流圖。對斷面中的心肌來說， 普勒血流圖。對斷面中的心肌來說，可 以只看其靜止的斷面結構， 以只看其靜止的斷面結構，也可以給出 收縮或舒張時的

10、運動速度或加速度圖像。 收縮或舒張時的運動速度或加速度圖像。 多種參數的綜合應用提高了對心臟疾病 診斷的準確性。 診斷的準確性。 又如近年來出現的功能性磁共振成 像系統（ 像系統（functional Magnetic Resonance Imaging，簡稱fMRI），采 Imaging，簡稱fMRI）， ），采 用了平面回波成像法（echo用了平面回波成像法（echo-planar imaging，簡稱EPI）， imaging，簡稱EPI），實現了超高速的 ），實現了超高速的 數據采集，從而解決了“實時” 數據采集，從而解決了“實時”腦功能 成像的問題。 成像的問題。 與傳統的MRI相比

11、，fMRI不僅保存 與傳統的MRI相比，fMRI不僅保存 相比 了很高的圖像空間分辨率， 了很高的圖像空間分辨率，而且獲得了 很高的時間分辨率。因此， 很高的時間分辨率。因此，除了用它來 獲取斷面的解剖形態結構圖外， 獲取斷面的解剖形態結構圖外，還可以 獲得一些新參數的圖像，如擴散圖像、 獲得一些新參數的圖像，如擴散圖像、 灌注圖像以及與事件相關的腦功能圖像。 灌注圖像以及與事件相關的腦功能圖像。 這些新參數圖像為臨床診斷與腦功能成 像開辟了一個新的天地。 像開辟了一個新的天地。 三、醫學數字成像技術的基礎 1、醫療影象設備用計算機 ? 輸入信息除了接收來自鍵盤輸入的信息外，還 可接收自身數據

12、采集系統(data acquisition system; DAS) 。 ? 主控汁算機控制著多級的彼此相互獨立的CPU 系統。多CPU提高處理速度。 ? 圖象存儲設備：硬盤、磁帶、光盤、磁盤陣列。 2、數據采集 (1) 數據采集系統的組成 數據收集處理器 圖1.1 數據采集系統的結構 發射源 ：不同的成像方法發射源的介質不同 CR、DR、DDR、DSA和CT其發射源為 射線； 其發射源為X CR、DR、DDR、DSA和CT其發射源為X射線； MRI的發射源是射頻脈沖 的發射源是射頻脈沖； MRI的發射源是射頻脈沖； USG的發射源是超聲波 的發射源是超聲波； USG的發射源是超聲波； NM的

13、發射源是某些具有放射性的同位素 的發射源是某些具有放射性的同位素。 NM的發射源是某些具有放射性的同位素。 被檢體： 被檢體 ： 當被撿體受接到來自發射源的信號 體內組織使信號發生改變， 后，體內組織使信號發生改變，離開被檢體到 探測器/接收器。 探測器/接收器。 探測器/接收器：探測器/ 探測器/接收器：探測器/接收器是收集經過 人體后并帶有體內信息的信號， 人體后并帶有體內信息的信號 ， 再轉遞到 下一個采集單元。 下一個采集單元。 采樣器接收到上一級轉遞的信號， 采樣器 ：采樣器接收到上一級轉遞的信號， 首先經濾過器對它進行濾過， 首先經濾過器對它進行濾過 ， 再經模數轉 換器(anal

14、ogue-toconverter， 換器(analogue-to-digital converter，A/D) 將模擬圖象( image) 轉化成數字 將模擬圖象 ( analogue image)轉化成數字 圖像( image)。 圖像(digital image)。采集到的原始數據必 須送到RDCP 須送到RDCP 數據收集處理器：數據收集處理器 ( reconstruction and data collection processor，RDCP)可以把原始數據根據 processor，RDCP) 可以把原始數據根據 診斷的需要進行各種后處理。 診斷的需要進行各種后處理。 記錄： 記錄：

15、 采集數據的最終目的是為了記錄 人體內的不同組織信息， 供疾病的診斷， 人體內的不同組織信息 ， 供疾病的診斷 ， 治療和復查 (2) 數據采集的原理 模擬采樣： 線片的密度( density)是隨 模擬采樣 ： X 線片的密度 ( density) 是隨 空間位置分布的連續函數， 空間位置分布的連續函數 ， 照片上點和 點之間是連續的， 中間沒有間隔， 點之間是連續的 ， 中間沒有間隔 ， 而感 光密度隨坐標點的變化也是連續的。 光密度隨坐標點的變化也是連續的 。 它 反映了入射線的X線強度的空間分布。 反映了入射線的X線強度的空間分布。 數字影像的圖像矩陣( matrix)則是一個 數字影

16、像的圖像矩陣 ( matrix) 則是一個 整數數值的二維數組。 整數數值的二維數組 。 整幅圖像被分解 成有限個小區域， 成有限個小區域 ， 每個這種小區域中圖 像密度的平均值用一個整數來表示， 像密度的平均值用一個整數來表示 ， 這 個小區域被稱為象素（pixel） 個小區域被稱為象素（pixel）。 圖 1 . 2 A 為一幅手的 X 線照片 。 其中有一條橫線 。 為一幅手的X線照片。其中有一條橫線。 圖1.2B給出了橫線上的一維像的密度隨距離變 化的連續函數； 是用數字表示的 化的連續函數；圖1.2C是用數字表示的維數 字圖像。 在進行數字化時， 采取每2 mm間隔采 字圖像 。 在

17、進行數字化時 ， 采取每 2 mm 間隔采 一個點。 即每個象素的寬度為2 mm。 一個點 。 即每個象素的寬度為 2 mm。 像素密度 數值用O 255共256個整數表不 256= 個整數表不。 數值用O-255共256個整數表不。256=28，像素 密度用8位二進制數表示。 密度用8位二進制數表示。 取橫線寬度力1 mm， 取橫線寬度力 1 mm， 把整幅圖像劃分為若干 條橫線， 這樣每個象素即為1 mm× mm。 條橫線 ， 這樣每個象素即為 1 mm×2mm。 在 掃描中， 這個寬度叫層厚（ thickness)。 掃描中 ， 這個寬度叫層厚 （ slice thi

18、ckness)。 每條橫線可獲得一幅一維圖像。 每條橫線可獲得一幅一維圖像。這些一維數字 圖像就可以組合成一幅二維數字圖像。 圖像就可以組合成一幅二維數字圖像。 將二維圖像變成一系列一維圖像的過程， 將二維圖像變成一系列一維圖像的過程 ， 在物理上可用時間掃描來完成。 在物理上可用時間掃描來完成 。 再通過 A/D轉換器變為離散的數字序列 這樣， 轉換器變為離散的數字序列。 A/D轉換器變為離散的數字序列。這樣， 原始的數字圖像就產生了。 原始的數字圖像就產生了。 圖1.2 數據采集 (3) A/D與D/A轉換器 A/D與D/A轉換器 完成數據的采集要用A/D轉換器，而數據的 精確還取決A/D

19、轉換器的量化精度。數字圖像要 在屏幕上顯示，也離下開D/A轉換器。它主要有 以下兩項性能指標。 (a) 轉換速度 連續模擬信號首先在時間上進行采樣，將連 續的時間信號用按一定間隔采集的離散值來表示。 采樣定理告訴我們，當采樣的頻率高于連續時間 信號最高頻率兩倍以上時，用采樣得到的離散時 間序列可以完全恢復原來的連續時間信號而不損 失任何信息。采樣頻率就是A/D轉換器的變換頻 率。 （b）變化精度和動態范圍 模擬信息的表示范圍沒有限制， 模擬信息的表示范圍沒有限制 ， 但所接收 到模擬量具有有限的動態范圍。 到模擬量具有有限的動態范圍。 整數數字量的變化是離散的， 整數數字量的變化是離散的 ，

20、數字位數愈 能表示的數字量的范圍就愈大。 多，能表示的數字量的范圍就愈大。 A/D轉換器的精度應與所轉換的模擬信號 A/D 轉換器的精度應與所轉換的模擬信號 的信噪比(signal-toratio，SNR） 的信噪比(signal-to-noise ratio，SNR） 動態范圍相適應。 動態范圍相適應。 D/A轉換器的精度和動態范圍要求較 A/D轉 D/A 轉換器的精度和動態范圍要求較 A/D 轉 轉換器的精度和動態范圍要求較A/D 換器略低一些 第二章 X射線成像系統 2.1 X射線成像技術的發展歷史 在1895年，德國物理學家威廉倫琴發現了 X射線，被認為是19世紀的重大發現。 這種“新

21、光線”被應用于檢查骨折和確定 槍傷中子彈的位置。盡管X射線最初被醫學目 的使用，但該新技術的理論也被應用 到無損檢測領域。例如，早期鋅板 的X射線，暗示了焊接質量控制的 可能性，20世紀初期，X射線被應 用于鍋爐檢測。 電磁光譜的波長范圍 紫外線 紅外線 紅外線 紅外線的 紫外線 紅外線 同X射線有關的諾貝爾獎 1901 1914 1915 1917 1924 1927 1936 1946 1962 1964 1979 1981 倫琴 (Roentgen) 勞厄（Laue） 勞厄（Laue） 布拉格父子 (Bragg) 巴克拉 (Barkla) 塞格巴恩 (Siegbahn ) 康普頓(Com

22、pton等六人) 康普頓(Compton等六人) 德拜 (Debye) 馬勒 (Muller) 沃生(Wason等三人) 沃生(Wason等三人) 霍奇金 (Hodgkin) 塞格巴恩( 塞格巴恩(Siegbahn) 發現X射線(1895) 發現X射線(1895) 晶體的X 晶體的X射線衍射 分析晶體結構 發現元素的標識X 發現元素的標識X射線 X射線光譜學 康普頓效應 化學 醫學 醫學 化學 物理 柯馬克和豪森菲爾德（Cormack/Hounsfield） 柯馬克和豪森菲爾德（Cormack/Hounsfield） 醫學 X射線管 陰極 陽極 對陰極） （對陰極） 10 4 10 V + 5

23、 光電效應： 光電效應：光子能量 ? 逸出功 + 動能 逆效應： 產生光子(X射線 射線) 逆效應：電子損失動能 ? 產生光子 射線 被加速的電荷會輻射出電磁能(光子 被加速的電荷會輻射出電磁能 光子) 光子 例：考察一下快電子靠近一個帶正電的原子 核，并從原子核旁邊偏轉時產生光子。 并從原子核旁邊偏轉時產生光子。 原子核 快電子 EK2 EK1 光子 h 慢電子 在碰到靶之前， 在碰到靶之前，每個電子獲得的動能 EK = e V。電子碰擊在靶上而被減速，并在碰撞中基 。電子碰擊在靶上而被減速， 本上停下來。 本上停下來。每個電子因與靶沖擊而損失掉它 的動能 EK = e V。 。 雖然絕大部

24、分表現為靶中熱能， 雖然絕大部分表現為靶中熱能，但這動能 的很小一部分卻由于軔致輻射過程而產生電磁 輻射。 輻射。 碰擊靶的任意一個電子都能與靶中原子作 多次軔致輻射碰撞，因而產生許多光子。 多次軔致輻射碰撞，因而產生許多光子。偶然 有一個電子一次碰撞就停下來， 有一個電子一次碰撞就停下來，它的全部能量 都轉化為一個光子的電磁能， 都轉化為一個光子的電磁能，在這種情況下產 生能量最高的光子。 生能量最高的光子。 X射線的產生條件： (1) 用某種方法得到一定數量的自由電子。 用某種方法得到一定數量的自由電子。 如給陰極的燈絲加一個低電壓， 如給陰極的燈絲加一個低電壓，燈絲加 熱后會發射電子。

25、熱后會發射電子。 (2) 迫使這些電子在一定方向上高速運動。 迫使這些電子在一定方向上高速運動。 如在X射線管的兩極間加上高壓 射線管的兩極間加上高壓。 如在 射線管的兩極間加上高壓。 (3) 在電子運動的路徑上設置一個急劇阻止其 運動的障礙物 如陽級端靶 X射線成像的原理（P13-14) 射線成像的原理（P13X射線穿過人體時，會出現衰減 射線穿過人體時， 這種衰減主要是由 相干散射 光電吸收 康普頓(Compton)散射 康普頓(Compton)散射 引起的 在19221923年間，康普頓在用 X 射線作光散射實驗 時，發現：X 射線被散射后，除部分波長沒有改變外， 還有部分波長變長，這種

26、現象稱為康普頓效應（康普 頓散射）。 一些能量較大的X射線光子撞擊原子外層那些松散 一些能量較大的 射線光子撞擊原子外層那些松散 的電子，使其脫位， 的電子，使其脫位， 此時X光子只將一部 此時 光子只將一部 分能量傳給被擊脫的 電子使其獲得動能， 電子使其獲得動能， 光子自身的能量并 沒有消失，只是能 沒有消失， 量減少且方向發生 改變。 改變。 X射線成像系統的基本結構 X射線發生裝置 X射線源組件、高壓發生器 X射線成像裝置 影像增強器、熒光屏、電視系統、電影攝影機、 錄像裝置等。 輔助設備 主要包括機械設備，如檢查床、各種支撐、 保持裝置等。 (1) 膠片式 在19世紀下半頁，X射線技

27、術盡管長 期不變-沒有發生巨大的變化，由射線源發 射的X射線穿過物體，然后通過膠片或熒光 屏接受。膠片的對比度和空間分辨率，隨膠 片的速度和X射線源的控制，使用帶膠片的 熒光增感屏，在低能量下，得到了較好的圖 像效果。 在20世紀50年代，隨著圖象增強器的出現， 發生了巨大的變化，第一次得到了實時的清晰 的圖像。通過圖像放大器，從熒光屏上采集X 射線，聚焦在另外一個屏上， 可以直接觀察或通過高質量 的TV 或CCD攝像機觀察。 對于實時成像，雖然圖象 增強器具有強大的性能，直到 最近之前仍然選擇膠片保存大 的圖像、高質量的空間分辨率 及對比度。 (2) 計算機化的X射線技術 計算機化的X （c

28、omputed radiography） radiography） 自從20世紀80年代引入了計算機化的 X射線技術（CR），X射線成像發生了巨 大的變化。直到此時，才實現了真正的自 動化檢驗、缺陷識別、存儲 以及依靠人為對圖像或膠片 的解釋。CR提供了有益的 計算機輔助和圖像辨別、存 儲和數字化傳輸，剔除了膠 片的處理過程和節省了由此 產生的費用。 CR 作用類似膠片，但是取代了膠片，通 過照射存儲熒光屏，將圖像存儲在其內部。在 許多情況下，該技術很容易的被翻新成膠片基 的系統，但不需要膠片、化學藥品、暗室、相 關設備及膠片存儲。 與膠片一樣，也能夠分割CR屏和彎曲， 雖然存儲板比膠片的成本

29、高（14×17in），板 的價格大約為700美元，但是可以被使用幾千 次，其壽命決定于機械磨損程度，但實際比膠 片更便宜。另外也和膠片一樣，使用條件要求 非常苛刻，不能使用在潮濕的環境中和極端的 溫度條件下。 CR 與普通X射線成像的區別在于采用一種 具有特殊輝盡性熒光物質的影像板取代傳統的 膠片。 影像板感光后在熒光物質中形成潛影，將 帶有潛影的影像板置入讀取器中用激光束進行 精細掃描，其信號經光電轉換后得到數字化圖 像，可在顯示器上觀察或進行后處理，也可用 激光相機打印成膠片。 CR比其他數字技術的優點： CR比其他數字技術的優點： 在大多數情況下，在整個實驗室中只需 要一個屏幕

30、讀取器，該讀取器與圖像采集部 分是獨立的，用戶可以分別購買，這一點就 區別于其它的采集和讀取一體的數字技術。 CR的缺點： CR的缺點： 的缺點 類似膠片，不能實時。盡管比膠片速度 快，但是必須將屏幕從X射線站移走，然后 將其放入讀取器中。CR使得無膠片X射線技 術前進了大步，但是卻不能提供X射線數字 技術的所有的優勢。 (3) 數字平板 在20世紀90年代后期，數字平板產生了。 該技術與膠片或CR的處理過程不同，采用X射 線圖像數字讀出技術，真正實現X射線檢測自 動化。除了不能進行分割外和彎曲。數字平板 能夠與膠片和CR同樣的應用范圍，可以被放置 在機械或傳送帶位置，檢測通過的零件，也可 以

31、采用多配置進行多視域的檢測。在兩次照射 期間，不必更換膠片和存儲熒光板，僅僅需要 幾秒鐘的數據采集，就可以觀察到圖像，與膠 片和CR的生產能力相比，有巨大的提高。 兩種數字平板技術：即非晶硅（a-Si）和 非晶硒（a-Se）。表面上，這兩種的平板都是 以同樣的運行方式：通過面板將提取X射線轉 化成為數字圖像。面板無需象膠片一樣進行處 理，可以以幾秒鐘一幅圖像的速度到進行數據 采集，也可以以每秒30幅圖像的速度進行實況 采集。 另外，由于它們的精度高和視域寬，平板 以每秒30幅的速度顯示圖像，替代圖像增強器， 是比較理想的。然而，以每秒30的幅頻將使圖 像的精度降低。 對于非晶硒的平板技術，X射線將撞擊硒 層，硒層直接將X射線轉化成電荷，然后將電 荷轉化為每個像素的數字值，這種叫做直接圖 像的方法。非晶硒比非晶硅提供了更好的空間 分辨率。 兩種技術的空間分辨率都接近膠片，但是 對比度范圍卻遠遠超過膠片的性能。 DR與CR的區別是利用電子成像板技術直接成像。 DR系統目前有兩種，一種是線掃描，一種為平板 成像探測器。前者雖然相對