第一章緒論醫(yī)學成像技術原理1第1章緒論.pptx第2章X射線物理.pptx第3章X射線攝影.pptx第4章CT成像.pptx第5章超聲物理.pptx第6章超聲成像.pptx第7章核磁共振物理.pptx第8章磁共振成像.pptx第9章核醫(yī)學物理.pptx第10章核醫(yī)學成像.pptx第11章光學物理基礎.pptx第12章生物醫(yī)學光學成像方法.pptx全套可編輯PPT課件2成像技術的概念及發(fā)展史成像技術的內涵課程內容磁共振成像超聲成像核素成像X-ray成像3成像技術的概念及發(fā)展史成像技術的內涵課程內容磁共振成像超聲成像核素成像X-ray成像4成像技術發(fā)明之前醫(yī)生只能通過解剖或觸診來了解病人身體內部組織器官5成像技術發(fā)明之后醫(yī)學成像技術是什么6

醫(yī)學成像技術以非侵入方式獲得人體組織器官的結構和功能信息，幫助醫(yī)生直觀地觀察人體器官和病變組織的形態(tài)、功能和代謝等情況，為疾病的準確診斷和治療提供客觀科學依據(jù)。醫(yī)學成像技術X射線相關核放射相關核磁共振相關聲學相關光學相關X射線攝影DSACTMammographyγ相機SPECTPET

磁共振成像B超成像多普勒成像彈性成像光學相干成像光聲成像成像技術推動醫(yī)院臨床的發(fā)展超聲科放射科核醫(yī)學科X線全身CTB超+多普勒便攜式B超超聲彈性成像PETSPECT小型PET全身MRI7醫(yī)學成像技術的作用：疾病診斷產(chǎn)前篩查心臟疾病診斷骨折診斷腫瘤診斷腫瘤診斷8醫(yī)學成像技術的作用：疾病治療MRI引導手術超聲引導手術CT引導手術HIFU（超聲）治療腫瘤超聲神經(jīng)調控910醫(yī)學成像技術的作用：健康管理11醫(yī)學成像技術的發(fā)展史1、與物理學的發(fā)展息息相關——X射線攝影倫琴倫琴夫人手骨像倫琴頭像和第一張人體X射線圖像（倫琴夫人的手骨像）1895年，德國物理學家威廉·倫琴（WilhelmR?ntgen）在研究陰極射線時意外發(fā)現(xiàn)具有很強穿透本領的神秘射線，這就是后來被證實的X射線。12醫(yī)學成像技術的發(fā)展史1、與物理學的發(fā)展息息相關——核素成像1896年，法國物理學家貝克勒爾（Antoine-HenriBecquerel）在研究鈾礦時，發(fā)現(xiàn)鈾礦能使包在黑紙內的感光膠片感光，這是人類第一次認識到核放射現(xiàn)象。貝克勒爾

海韋希（基礎核醫(yī)學之父）1961年的核素成像圖131877年，法國物理學家比埃爾·居里（PierreCurie）和雅克·居里（JacquesCurie）兄弟倆發(fā)現(xiàn)一些晶體具有壓電效應（piezoelectricity），這為超聲探頭產(chǎn)生和接收“超聲波”奠定了基礎。醫(yī)學成像技術的發(fā)展史1、與物理學的發(fā)展息息相關——超聲成像典型的壓電效應14醫(yī)學成像技術的發(fā)展史1、與物理學的發(fā)展息息相關——磁共振成像1930年，物理學家拉比（IsidorIsaacRabi）發(fā)現(xiàn)，在磁場中的原子核會沿磁場方向呈正向或反向有序的平行排列，而施加無線電波之后，原子核的自旋方向發(fā)生翻轉。這是人類關于原子核與磁場、外加射頻場相互作用的最早認識。投影成像方法成像結果1973年，PaulLauterbur發(fā)表在Nature上的磁共振成像結果15醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、由粗糙到精細的發(fā)展過程——X射線攝影第一張X射線圖像現(xiàn)代X射線圖像16醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、由粗糙到精細的發(fā)展過程——CT成像X射線攝影CT17醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、由粗糙到精細的發(fā)展過程——超聲成像1970年代的超聲圖像現(xiàn)代的超聲圖像18醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、由粗糙到精細的發(fā)展過程——核素成像1961年的核素成像圖現(xiàn)代的核素成像圖19醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、由粗糙到精細的發(fā)展過程——磁共振成像現(xiàn)代的磁共振成像圖20Damadian21醫(yī)學成像技術的發(fā)展史1、最新技術的應用X射線攝影技術22醫(yī)學成像技術的發(fā)展史2、最新技術的應用Deepvariationalnetworkforrapid4DflowMRIreconstruction，NatureMachineIntelligence.2020.利用神經(jīng)網(wǎng)絡將4D-Flow的掃描時間從半小時縮短至5分鐘23醫(yī)學成像技術的發(fā)展史X射線1900年代磁共振成像1970年代CT核醫(yī)學成像1950年代看得到看得清看得準看得早超聲1930年代X射線攝影數(shù)字X射線攝影A超B超彈性超聲聚焦超聲γ相機SPECTPETPET-CT/MR結構成像功能/代謝成像流動成像24成像技術的概念及發(fā)展史成像技術的內涵課程內容磁共振成像超聲成像核素成像X-ray成像25醫(yī)學影像是取得人體內部組織影像的技術（醫(yī)學成像技術）與處理過程（醫(yī)學圖像處理）。醫(yī)學成像技術其側重成像設備構建、成像機制以及成像方法研究等方面內容，解決的是影像前端（即如何獲得圖像）的問題。成像技術獲取圖像圖像后處理增強視覺和診斷效果醫(yī)學成像技術與醫(yī)學影像的關系26醫(yī)學成像技術的物理本質

基于某種波段的電磁波與人體相互作用，從而探測人體組織結構和功能信息。X射線攝影(X-ray)X射線攝影是第一種醫(yī)學影像技術利用不同組織具有不同的X射線衰減進行成像1901年諾貝爾物理學獎第一張人體X光片倫琴27乳房X射線攝影(Mammography)針對乳房特點，使用能量更低的X射線進行攝影成像優(yōu)點：輻射劑量低、對比度好、準確性高在美國已經(jīng)成為重要的篩查手段28計算機斷層掃描(CT)第一種依靠計算機計算的醫(yī)學成像技術通過采集許多不同角度的X射線穿透人體的數(shù)據(jù)進行成像優(yōu)點是分辨率高、組織分辨及圖像質量好1979年的諾貝爾生理學與醫(yī)學獎29磁共振成像（MRI）腦部DTI心臟動態(tài)成像人腦功能成像高分辨容積成像動態(tài)血管成像利用核磁共振原理進行成像MRI使用的磁場強度是地球磁場的1-6萬倍優(yōu)點是分辨率高、軟組織對比度好2003年的諾貝爾生理學與醫(yī)學獎30超聲（US）超聲組織結構檢查超聲血流篩查超聲組織彈性模量檢查利用聲波不同組織界面反射原理（及多普勒效應）進行成像使用的是高頻聲波，對人體無危害臨床上使用最為廣泛31核醫(yī)學成像（SPECT、PET）需要注入放射性核素，通過探測放射性核素放射的γ射線（SPECT）或正電子湮沒產(chǎn)生的γ射線（PET）進行成像可推斷放射性核素在體內的代謝情況，從而判斷組織病變對腫瘤早期檢查尤為敏感，可實現(xiàn)腫瘤的分級32多模成像多模圖像融合將不同模態(tài)的圖像融合，有利于判斷組織病變33醫(yī)學圖像的內在屬性圖像對比度的本質X-ray,CT——X射線在不同組織中的衰減系數(shù)不同MRI——不同組織的橫向和縱向弛豫時間不同US——不同組織的聲阻抗不同及聲波的多普勒效應SPECT,PET——不同組織代謝能力不同導致的放射性核素在體內的分布3435MRICT腫瘤檢查骨骼檢查原因在于：內在物理性質決定了不同技術對不同疾病的診斷具有不同的敏感性為什么需要不同的成像技術？第二章X射線物理醫(yī)學成像技術原理37第一節(jié)X射線的產(chǎn)生機制第二節(jié)X射線的探測原理第三節(jié)X射線成像的物理基礎本章內容38第一節(jié)X射線的產(chǎn)生機制第二節(jié)X射線的探測原理第三節(jié)X射線成像的物理基礎本章內容39Nick

Veasey的攝影藝術40是德國物理學家威廉·康拉德·倫琴(WilhelmKonradR?ntgen)于1895年發(fā)現(xiàn)的,又名倫琴射線，;是一種波長較短的電磁波，波長約在0.001～10納米，醫(yī)學上應用的X射線波長約在0.001～0.1納米(其中醫(yī)學診斷為0.01～0.1納米，治療為0.001～0.01納米);X射線是一種電磁波電磁波譜波段波長（米）無線電波微波紅外線可見光紫外線X射線伽馬射線103

10-2

10-5

0.5×0-610-810-1010-12

41X射線的光子能量比可見光的光子能量大幾萬至幾十萬倍，因此具有很高的穿透本領，能透過許多可見光不能穿透的物質，如紙、木料等X射線具有很強的穿透本領42X射線具有電離輻射X射線與機體細胞組織等相互作用，引起物質的原子或分子電離，可直接破壞機體內某些大分子結構，如使蛋白分子鏈斷裂、破壞一些對物質代謝有重要意義的酶等，甚至可直接損傷細胞結構。另外射線可以通過電離機體內廣泛存在的水分子，形成一些自由基，通過這些自由基的間接作用來損傷機體。43典型的X射線光譜由連續(xù)譜和特征譜組成44X射線的產(chǎn)生——原子結構b8e1-kmvwsvx8429416.gif(550×550)()原子的核式結構模型物質是有原子組成的，原子則是由原子核和核外電子構成的45X射線的產(chǎn)生——電子軌道及軌道結合能電子軌道：電子層從內到外依次稱為K，L，M，N……軌道結合能：將一個軌道電子移出原子所需要的能量，所需的能量越高，說明該電子與原子核結合的越緊密，其所處軌道能級越低，越靠近原子核。46電子與靶原子的相互作用高速電子與靶原子的相互作用可分為以下四個物理過程——電離、激發(fā)、彈性散射和非彈性散射，這四個物理過程既相互獨立又同時并存。高速電子47電子與靶原子的相互作用高速電子與靶原子“撞擊”的結果產(chǎn)生兩種能量損失：碰撞損失——高速電子與原子外層電子發(fā)生作用產(chǎn)生熱量；輻射損失——高速電子與原子內層電子或原子核作用產(chǎn)生X射線；碰撞損失和輻射損失的占比由高速電子能量和靶原子序數(shù)決定碰撞損失/輻射損失≈816MeV/(Ek·Z)式中，Ek是高速電子的動能，Z是靶的原子序數(shù)48能量損失占比舉例

假設入射電子的能量為100KeV，撞擊在鎢靶（Z=74）上，有多少能量占比產(chǎn)生了X射線？

碰撞損失/輻射損失≈816MeV/(Ek·Z)=816MeV/(100×10-3MeV×74)

=110.27

輻射損失占比=1/(110.27+1)=0.00899

所以，電子99.1%的能量以碰撞損失，轉化為熱能。僅有0.9%的能量產(chǎn)生了X射線。49輻射損失---韌致輻射

高速電子到了靶上，受靶原子核引力的作用而速度驟減，在這個過程中電子所損失的能量轉成輻射能，以X射線光子的形式釋放出來，這種輻射稱為韌致輻射高速電子hν50韌致輻射的特點λ0=hc/Ee波長是連續(xù)的最短波長取決于入射電子能量不同能量入射電子在鎢靶上產(chǎn)生的連續(xù)X射線51輻射損失---標識X射線

來源于原子軌道電子的躍遷，是高速電子與內層電子發(fā)生相互作用的結果52標識X射線的線系根據(jù)電子躍遷的軌道，可以分為幾個線系。K線系是最內層(n=1)以外各層的電子躍遷到最內層的結果;L線系是第二層以外各層電子躍遷到第二層的結果;M、N……等線系依次類推。53標識X射線的線系

對于同處于第二層（n=2）的電子能量可能處于不同狀態(tài)，處于不同狀態(tài)的電子往最內層(n=1)躍遷是，可以得到不同能量的X射線，這些同屬于Kα線的標識X射線分別被稱為Kα1線、Kα2線等54標識X射線的產(chǎn)生條件和特點產(chǎn)生條件：入射電子動能>電子結合能特點：波長不連續(xù)，是線狀譜反映原子內層結構55X射線譜56X射線管(X-raytube)：產(chǎn)生X射線

固定陽極X射線管及其結構57旋轉陽極X射線管及其結構X射線管(X-raytube)：產(chǎn)生X射線58X射線管的結構59X射線管陰極燈絲加熱產(chǎn)生電子（陰極）高千伏產(chǎn)生的電場和真空條件下產(chǎn)生高速電子流（電場）阻止高速電子的金屬靶面（陽極）60X射線管的陽極陽極由陽極頭、陽極帽、陽極柄三部分組成61X射線管的陰極陰極主要由燈絲、陰極頭、玻璃芯柱等組成62X射線管的焦點實際焦點有效焦點

63X射線強度的空間分布—足跟效應入射電子出射X射線射線強度與陽極的距離足跟效應A陽極靶64X射線管影響X射線特征的兩個重要參數(shù)管電壓管電流65X射線的量與質由管電流與照射時間間接表示通常以毫安秒(mA·s)為單位。X射線的質：X射線的硬度（能量），即穿透物質本領的大小X射線的量：表示X射線束中的光子數(shù)目由管電壓和濾過間接表示通常以千伏數(shù)（kV）為單位。66第一節(jié)X射線的產(chǎn)生機制第二節(jié)X射線的探測原理第三節(jié)X射線成像的物理基礎本章內容67X射線與物質的相互作用主要相互作用：光電效應康普頓效應電子對效應X射線與物質的相互作用是探測X射線的前提和基礎。當X射線穿透物質時，它與原子中的電子、原子核、帶電粒子的電場等發(fā)生相互作用。次要相互作用：相干散射光核反應……68光電效應“光生電”的效應，即當能量為hv的光子通過物質時，與原子軌道電子發(fā)生相互作用，光子的全部能量交給電子，獲得能量的電子擺脫原子核束縛成為自由電子，這樣的過程稱為光電效應光電效應示意圖69h

:光子能量Ee:光電子的動能EB:原子第i層電子的結合能h

=Ee+EB

2.產(chǎn)生條件，入射光子能量要大于等于軌道電子結合能1、能量守恒光電效應的產(chǎn)生條件h

≥

EB

即70光電效應截面表示一個入射光子與單位面積上一個靶原子發(fā)生光電效應的幾率；大小與物質原子序數(shù)Z的四次方成正比，與物質所處的狀態(tài)和物理狀態(tài)無關，Z高的物質，光電效應截面大；大小還與X射線的能量有關，能量高，光電效應截面降低；光電效應由于與原子序數(shù)關系很大，所以能擴大不同元素的組織間吸收X射線的差別，增大組織對比度，且不受散射線的影響，減少了照片的灰霧71康普頓效應光子的非相干散射，是入射光子能量被部分吸收而產(chǎn)生散射光線的過程。康普頓散射示意圖72康普頓效應

入射X射線的一部分能量傳給電子，使之脫離原子而反沖出去，稱為反沖電子，而入射光子與電子碰撞后，它的能量與運動方向都發(fā)生了變化，稱為散射光子。由于散射光子的散射角并非定值，因此散射光子和反沖電子的能量是連續(xù)分布的康普頓散射示意圖73康普頓效應截面

當入射光子能量很低時，康普頓散射截面與光子能量無關，僅與Z成正比，即

當入射光子能量很高時，此時截面與Z成正比，近似地與光子能量成反比，即在X線診斷中（透視和攝影），從病人身上產(chǎn)生的散射線占入射X射線總能量相當大的比例，而且此散射線較均勻的分布在整個空間，使X線影像呈灰霧效果，影像對比度降低74電子對效應“光生成正負電子對的效應”75電子對效應

一個具有足夠能量的光子，在與原子核發(fā)生相互作用時，光子突然消失，同時轉換為一對正負電子，這個過程稱為電子對效應能量守恒所以能產(chǎn)生子對效應的X射線能量需在1.02MeV以上76X射線與物質的其它相互作用過程1.相干散射，也稱瑞利散射光子與原子核作用，從原子核內擊出數(shù)量不等的中子、質子和γ光子的作用過程。光核反應在診斷X射線能量范圍內不可能發(fā)生。2.光核反應內層軌道電子吸收入射光子而躍遷到高能級，隨即又放出一個能量約等于入射光子能量的散射光子的過程。在此過程中，不產(chǎn)生電離過程77三種主要效應的相對重要性對低能X與高原子序數(shù)的作用物質，光電效應占優(yōu)勢對中能X射線與低原子序數(shù)的作用物質，康普頓效應占優(yōu)勢對高能X射線與高原子序數(shù)的作用物質，電子對效應占優(yōu)勢78X射線與物質的相互作用系數(shù)基本概念：截面、線性衰減系數(shù)截面：

定義為一個入射光子與單位面積上一個靶粒子發(fā)生相互作用的概率，用符號

表示，單位為m2如果一個入射光子與物質存在多種相互獨立的作用，則截面為：79X射線與物質的相互作用系數(shù)線性衰減系數(shù)設靶物質單位體積的粒子數(shù)為n，在厚度x處，單位面積上的光子數(shù)為N，則穿過dx薄層時，dN個光子與物質發(fā)生相互作用-dN=

Nndx

TIPS：如何理解這一公式？

ndx為靶物質單位面積

的粒子個數(shù)

為一個光子與單位面積上一個靶粒子發(fā)生相互作用的概率

ndx為單位面積靶物質上與一個光子發(fā)生相互作用的粒子數(shù)

Nndx為單位面積靶物質上與N個光子發(fā)生相互作用的粒子數(shù)

80X射線與物質的相互作用系數(shù)線性衰減系數(shù)設靶物質單位體積的粒子數(shù)為n，在厚度x處，單位面積上的光子數(shù)為N，則穿過dx薄層時，dN個光子與物質發(fā)生相互作用-dN=

Nndx

=n

為線性衰減系數(shù)，表示X射線光子與每單位厚度物質發(fā)生相互作用的概率，單位為m-1或cm-1。根據(jù)初始條件x=0時，N=N0，求解上述微分方程得其中81X射線與物質的相互作用系數(shù)線性衰減系數(shù)線性衰減系數(shù)可理解為X射線光子束穿過靶物質時在單位厚度上光子數(shù)減少的百分比。-dN=

Nndx-dN=μNdx82第一節(jié)X射線的產(chǎn)生機制第二節(jié)X射線的探測原理第三節(jié)X射線成像的物理基礎本章內容83X射線穿過物質后，與物質中的原子一旦發(fā)生相互作用中的任何一種，將使原來能量為的光子或消失、或散射后能量改變并偏離原來的入射方向，X射線強度發(fā)生衰減，這就是X射線相關成像技術的物理基礎X射線成像的物理基礎作用物質入射X射線出射X射線強度高強度低84單能X射線在物質中的衰減規(guī)律

當入射的窄束X射線強度為I0，穿過的物質厚度為x，線性衰減系數(shù)為μ時，出射的X射線強度I為：對于寬束X射線而言，其在物質中的衰減規(guī)律與單能X射線相比，多了一個累積因子B，即：其中，積累因子B>185連續(xù)X射線在物質中的衰減規(guī)律連續(xù)窄束X射線衰減可簡單理解為不同能量的單能X射線穿過物質后衰減的總和，即：用積分形式表示為：86單能與連續(xù)X射線在物質中的衰減比較穿過相同厚度時，光子數(shù)相同的連續(xù)X射線比單能X射線衰減強87連續(xù)X射線的硬化物質對低能X射線的吸收能力較強，大量低能X射線被物質完全吸收，導致X射線平均能量變高（即X射線的質變硬）。束線硬化示意圖88X射線的濾過低能X射線的危害：導致束線硬化偽影、病人受到的輻射劑量大。使用X射線濾過方法提前使得X射線變硬固有濾過包括X線管的玻璃管壁、絕緣油、管套上的窗口和不可拆卸的濾過板；附加濾過包括附加濾過板、遮光器的濾過等；總濾過為固有過濾和附加過濾厚度的總和。89X射線在人體中的衰減人體主要由骨骼、軟組織、肺和消化道以及腔體內的氣體組成，不同組織的元素組成不同，其對X射線的衰減也不一樣。90

當X射線穿過人體組織時，由于不同組織對X射線的吸收不同，導致到達探測器的X射線光子數(shù)不同，從而獲得深淺不同、帶有組織信息的X射線影像，觀察分析這種深淺不同的影像，就能幫助判斷人體各部分組織器官的正常或病理的形態(tài)，這就是X射線診斷的物理基礎。X射線在人體中的衰減第三章X射線攝影醫(yī)學成像技術原理92第一節(jié)X射線攝影技術第二節(jié)數(shù)字減影血管造影本章內容93第一節(jié)X射線攝影技術第二節(jié)數(shù)字減影血管造影本章內容94X射線攝影（Radiography）X射線攝影（Radiography）是根據(jù)X射線在不同組織中衰減系數(shù)不同的物理特性，并利用X射線的穿透作用將人體三維解剖結構投影為二維平面影像的成像技術。X射線攝影正位片側位片95軟X射線攝影——鉬靶成像(2)基本原理軟X射線與物質作用,衰減以光電效應為主。其發(fā)生概率與物質有效原子序數(shù)4次方成正比，使密度相差無幾的軟組織對比度提高，影像更清晰。20-40kV管電壓產(chǎn)生低能X射線(軟X射線)(1)軟X射線產(chǎn)生方式96(2)基本原理(1)高千伏X射線產(chǎn)生方式

衰減以康普頓效應為主，發(fā)生概率與原子序數(shù)無關，骨骼、軟組織及氣體影像密度相差不大，使與骨骼相重疊的軟組織或骨骼本身的細小結構及含氣管腔等易于觀察管電壓大于120kV產(chǎn)生高能X射線120kV,80mA,

高千伏X射線攝影97X射線攝影的工作流程燈絲被加熱升溫，陰極溫度決定了X射線管的電流(管電流)。高壓發(fā)生器在X射線管陰-陽極之間施加高壓，產(chǎn)生X射線。X射線通過人體后被吸收衰減，利用成像裝置記錄轉化成圖像。98X射線發(fā)生裝置X射線管

高壓發(fā)生器

控制裝置X射線成像裝置X射線探測器

顯示器X射線系統(tǒng)X射線輔助裝置

機架、攝影床等

產(chǎn)生X射線探測X射線輔助設備99傳統(tǒng)X射線攝影20世紀初開始在臨床上應用，是應用最早的成像技術。以膠片為圖像采集、顯示、存儲和傳遞的載體，以二維成像方式將X射線入射方向上人體組織的X射線吸收差異呈現(xiàn)為不同密度的影像100傳統(tǒng)X射線攝影的膠片結構感光X射線作用保護作用支撐作用粘附作用：使乳劑層與片基緊密結合提高對X射線敏感性，降低X射線劑量101傳統(tǒng)X射線攝影的缺點明顯動態(tài)范圍有限，正確曝光水平的容許偏差很小，容易過曝光或曝光不足照片的密度分辨力低、顯示灰階少X射線的量子檢出率低(20%~30%)，存在著檢測時間長、照射劑量大的負面影響不能直接看到成像結果影像質量的一致性也得不到有效控制……該技術已被淘汰102X射線透視成像/電視成像技術的發(fā)展傳統(tǒng)X射線攝影傳統(tǒng)X射線透視傳統(tǒng)X射線電視成像三者的區(qū)別在于X射線感光和顯示方式不同103第一節(jié)數(shù)字X射線攝影第二節(jié)數(shù)字減影血管造影本章內容104X射線發(fā)生裝置X射線管

高壓發(fā)生器

控制裝置X射線成像裝置X射線探測器

顯示器X射線系統(tǒng)X射線輔助裝置

機架、攝影床等

產(chǎn)生X射線探測X射線輔助設備105傳統(tǒng)X射線攝影的膠片結構感光X射線作用保護作用支撐作用粘附作用：使乳劑層與片基緊密結合提高對X射線敏感性，降低X射線劑量106數(shù)字化X射線攝影——計算機X射線攝影由光激勵發(fā)光物質組成光激勵發(fā)光效應：當某些物質如氟鹵化鋇在受到光照時，能將該次光照所攜帶的信息貯存下來，當再次受到光照時，能發(fā)出與首次光照所攜帶信息相關的熒光，這就是PSL效應1982年問世，標志著X射線攝影進入數(shù)字化時代107計算機X射線攝影(computedradiographyCR)X射線PSL物質受調劑的X射線產(chǎn)生熒光信號電信號人體組織存儲受調劑的X射線信息被激光照射受調劑的X射線照射光電倍增管模數(shù)轉換數(shù)字信號計算機顯示108數(shù)字化X射線攝影——數(shù)字X射線攝影X射線影像信息數(shù)字圖像信息X射線探測器X射線探測器的種類（1）非晶態(tài)硒型平板探測器（2）非晶態(tài)硅型平板探測器（3）多絲正比室探測器109曝光動態(tài)范圍大、量子檢測率高、密度分辨率高；圖像能進行多種后處理、存儲和傳輸方便；數(shù)字化圖像配以豐富的圖像后處理，為臨床提供更加豐富的診斷信息；可避免曝光條件選擇不當而導致重拍，提高成功率和臨床診斷的準確率，為臨床醫(yī)生節(jié)約了寶貴的時間。為醫(yī)院實現(xiàn)信息化、網(wǎng)絡化奠定了基礎。數(shù)字X射線攝影優(yōu)點明顯110幾種X射線攝影技術比較X射線源X射線探測器

X射線攝影系統(tǒng)普通X射線攝影CRDR111對比指標傳統(tǒng)X射線攝影數(shù)字X射線攝影(DR)空間分辨率高低密度分辨率低高DQE(量子轉換效率)低高動態(tài)范圍低高影像存儲難易成像劑量高低圖像后處理難易成像時間慢快聯(lián)網(wǎng)不能可以傳統(tǒng)與數(shù)字X射線攝影性能比較112DR照片113第一節(jié)數(shù)字X射線攝影第二節(jié)數(shù)字減影血管造影本章內容114是20世紀80年代出現(xiàn)的一項醫(yī)學影像新技術，是計算機與常規(guī)血管造影相結合的一種檢查方法。是介入放射學所依賴的必要工具，現(xiàn)已成為二級以上醫(yī)院的常規(guī)設備。數(shù)字減影血管造影（DSA）115

將人體某部位造影前和造影后分別經(jīng)成像探測器獲得數(shù)字化的兩組圖像，兩組相減而獲得消除了造影血管以外的結構、而僅留下含有對比劑(造影劑)的血管影像DSA的成像原理116時間減影：注入對比劑進入感興趣區(qū)之前，將一幀或多幀圖像做基像存儲起來，并與順序出現(xiàn)的含造影劑圖像相減；能量減影：分別用略低于和略高于碘K邊緣能量的X射線進行成像獲得兩組圖像，對該兩組圖像進行相減；混合減影：將時間減影和能量減影相結合；DSA的減影方式117DSA的時間減影時間減影的過程118注碘對比劑后或或S=lnI–lnII=(μI-μT)dI

注碘對比劑前則時間減影的數(shù)學計算119DSA血管動態(tài)成像120K緣效應碘的K邊緣為33.2keV，當光子能量稍大于33.2keV時，碘對比劑的光電效應幾率激增，對X線吸收明顯，同部位造影前后圖像碘信號差異極大DSA的能量減影121

血管注入碘對比劑后，用略低于和略高于碘K-緣能量(33keV)的X射線曝光，將此兩種影像數(shù)字減影，突出碘對比度，消除其它組織對圖像的影響。DSA的能量減影122能量減影的優(yōu)點M.S.VanLysel,etal.Leftventriculardual-energydigitalsubtractionangiography:Amotionimmunedigitalsubtractiontechnique.MedicalPhysics,7(1):55–65,1991減小運動帶來的偽影；可獲單純骨骼或軟組織影像時間減影能量減影自由呼吸下采集，時間減影存在明顯偽影123lnIL=lnI0L-(μBLdB+μTLdT)或

lnIL=-(μBLdB+μTLdT)+CL

lnIH=lnI0H-(μBHdB+μTHdT)或lnIH=-(μBHdB+μTHdT)+CH

基于能量減影的骨骼與肌肉組織分離低能X射線成像高能X射線成像124lnIL和lnIH分別加權系數(shù)KL和KH相減若令則ST=(KLμTL-KHμTH)dT+KHCH-KLCL

可得到軟組織圖像信號(消除了骨信號)若令則SB=(KLμBL-KHμBH)dB+KHCH-KLCL

可得到骨圖像信號(消除了軟組織信號)S=KHlnIH-KLlnIL=(KLμBL-KHμBH)dB+(KLμTL-KHμTH)dT+KHCH-KLCL

基于能量減影的骨骼與肌肉組織分離125（a）普通平片(b)軟組織影像(c)骨骼影像骨骼與肌肉組織分離圖像126

對比劑注入前后都做高能和低能圖像。先做高能和低能像的減影圖像得到一系列雙能減影圖像。這些雙能減影圖像中軟組織像已被消除。再用時間減影處理雙能減影圖像消除骨骼等背景混合減影127圖像疊加精確，對比度大，顯示細小血管效果好圖像信息的數(shù)字化信息處理和存貯方便快捷。屏幕直接顯示，便于圖像分析可快速校正圖像偽影采用新的掩模圖像改變對比度和消除偽影DSA的優(yōu)點128當不進行選擇性注射時，圖像會出現(xiàn)血管重疊，是一種介入式檢查手段。被檢者移動、吞咽、腸蠕動、動脈搏動等慢運動，使掩模圖像和充盈圖像發(fā)生位移，不能充分消掉與血管重疊的結構，而產(chǎn)生圖像偽影DSA的缺點129手部動脈血管圖像DSADSA的臨床應用130腹部血管圖像DSA131頸部大腦血管DSA132腿主動脈DSA圖像第四章CT成像醫(yī)學成像技術原理134第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容135第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容136X射線攝影設備CT成像CT（ComputedTomography）即“X射線計算機斷層成像”，是利用X射線在組織中的衰減特性，對組織進行斷層成像，從而獲取樣品內部的結構信息。CT成像設備137X射線攝影vs.CT成像X射線攝影：投影成像CT：斷層成像探測陣元斷層像X射線探測面板X射線投影像組織器官重疊組織器官不重疊138透射X線束的強度I值稱投影值投影(projection,P)

投影值的分布稱投影函數(shù)掃描(scan)平移掃描旋轉掃描平移--旋轉掃描X射線束不同方式、不同方向、一定順序投照斷層,并用高靈敏度檢測器接收透射X線束強度投影與掃描139CT圖像是掃描對象

值的分布CT圖像重建的基本原理:

根據(jù)X射線衰減規(guī)律，由投影數(shù)據(jù)求解出衰減系數(shù)

的分布CT成像的本質假設μ值連續(xù)變化(二維)μ(x、y)=140CT圖像重建的初步認識——反投影法X射線反投影投影X射線投影反投影

反投影法是將各個角度的投影值直接沿著投影線反抹至各個像素上，也就是指定投影線所經(jīng)各點的值等于所測的投影值，然后將所有投影值累加求平均后作為各個圖像像素值可知CT圖像重建需要一系列不同角度的投影數(shù)據(jù)141CT反投影重建算法X射線反投影投影X射線投影反投影反投影重建算法示意圖最簡單最粗暴的方法，此法是利用投影數(shù)值近似地復制出值的二維分布。14245°90°135°135°12340°22體素矩陣重建（舉例）0°4646求和除以最大公約數(shù)

所有體素參數(shù)總和減基數(shù)10155445°337790°5235135°13161922369121234反投影法的計算過程反投影算法可用以下公式表示為143量綱分析角度：投影是無量綱的量，圖像反映的衰減系數(shù)是距離的倒數(shù)，量綱的不同決定了反投影算法不可能得到最優(yōu)解反投影法存在的問題投影分析：

出現(xiàn)“星跡偽影”144反投影法的重建結果145CT成像的系統(tǒng)組成CT成像系統(tǒng)的組成146第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容147第一代CT系統(tǒng)

只有一個X射線管和一個檢測器，先平移掃描整個平面，獲得某一方向的投影數(shù)據(jù)，再旋轉另一角度，繼續(xù)平移掃描整個平面，再獲得另一方向的投影數(shù)據(jù)，以此最終獲得CT圖像重建所需的所有角度投影數(shù)據(jù)。148第二代CT系統(tǒng)

由一個X射線管和6～30個探測器組成同步掃描系統(tǒng)。此種掃描進行時，X線管發(fā)出一張角為3°～15°的扇形X線束，6～30個探測器同時采樣，并采用T-R掃描方式。149第三代CT系統(tǒng)

由一個X線管和250～700個探測器（或探測器陣列）組成，后者排成一個彼此無空隙的、可在掃描架內滑動的緊密圓弧形。X線管發(fā)出張角為30°～40°，能覆蓋整個受檢體的寬扇形線束150第四代CT系統(tǒng)

由一個X線管和600～2000個探測器組成。這些探測器在掃描架內排列成固定靜止的探測器環(huán)，X線管發(fā)出30°～50°寬扇形X線束進行旋轉掃描，其優(yōu)點是只有X射線管在旋轉，而探測器靜止，減輕了旋轉裝置機械結構的設計難度151第五代CT系統(tǒng)電子束CT靜止-靜止掃描方式無X射線管，X射線發(fā)射是由電子槍連續(xù)發(fā)出的電子束經(jīng)磁場偏轉后，依次撞擊環(huán)形排列的鎢耙產(chǎn)生的，它的探測器也是固定的環(huán)形排列。這種靜止-靜止的掃描設計使得成像時間大大偏短，優(yōu)于螺旋CT。但是該設備造價貴，維修費用高，且隨著螺旋CT提出，其優(yōu)勢并不明顯。152五代CT掃描的主要性能參數(shù)153第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容154Radon1887年生于杰辛（Dě?ín），該城市以前屬于奧地利，現(xiàn)在屬于捷克是生活在維也納的奧地利數(shù)學家于1917年從純數(shù)學理論上推導和發(fā)現(xiàn)了雷登變換和逆變換于1956在維也納去世，在他有生之年該理論發(fā)現(xiàn)沒有任何實際應用155Radon變換CT圖像重建問題實際上是如何從X線投影數(shù)據(jù)中算出成像平面上各像素點的X線衰減系數(shù)Radon變換公式為：其中f(x,y)為衰減系數(shù)分布，即CT的重建圖像，p(xr,?)為探測器采集得到的投影數(shù)據(jù)Radon變換的偉大之處在于建立了CT圖像與投影數(shù)據(jù)之間的數(shù)學關系，是一種從圖像域到投影域的積分變換156Radon變換投影線L的參數(shù)與L上的像素點(x,y)滿足如下函數(shù)關系線積分可以改寫為構成的空間即為投影空間或稱Radon空間所有投影在投影空間中構成正弦圖(sinogram)157正弦圖(Sinogram)之所以稱為正弦圖，是因為投影數(shù)據(jù)在Radon空間中就像多條經(jīng)過變換的正弦曲線組合而成158單個像素點的Radon變換159Radon變換——從純數(shù)學角度理解已知一個物體的衰減系數(shù)分布為f(x,y)則，投影P可表達為其中為投影角，是投影方向法線與x軸之間的夾角x′-o-y′為旋轉坐標，其中y′軸與投影方向平行160坐標系的旋轉變換161Radon變換：積分的坐標變換Radon變換坐標旋轉變換162正弦圖的計算163例子1已知二維數(shù)字圖像，求其在0度、90度方向的投影分析與解答：將各投影角度下投影線上的像素值相加即可。164例子2截面為一半徑為R的圓，圓內密度為A，圓外密度為0。在平行束CT結構下，旋轉中心與原點重合。求：(1)圓的中心在原點，半徑為R的圓的密度函數(shù)的投影(2)圓的中心偏離原點，半徑為R的圓的密度函數(shù)的投影165166平行束FBP重建算法反投影重建是一種近似求解方法，存在星狀偽影。數(shù)學上看，進行CT圖像重建就是對投影函數(shù)進行逆Radon變換。167中心切片定理對投影

進行

的一維傅里葉變換，有將投影函數(shù)代入上式，有168中心切片定理二維圖像的中心切片定理：二維函數(shù)

的投影

的一維傅立葉變換等于

的二維傅立葉變換沿與探測器平行的方向過原點的一個切片169舉例：投影角度為零時示意圖170中心切片定理171濾波反投影算法已知則根據(jù)傅里葉變換關系，有令，上式在極坐標系寫為根據(jù)中心切片定理，有172二重積分變量替換引入變量替換則其中173令上式可改寫為最終得到用代替，有其中濾波反投影算法反投影濾波174濾波反投影算法——Radon逆變換計算步驟為：對投影做

方向的一維傅立葉變換，得到

乘以

進行濾波處理，然后做一維傅立葉反變換得到濾波后的投影，即

將濾波后的投影

作反投影，得到

。濾波和反投影175中心切片定理與濾波反投影算法總結二維傅里葉變換濾波和反投影中心切片定理：二維函數(shù)

的投影

的一維傅立葉變換等于

的二維傅立葉變換沿與探測器平行的方向過原點的一個切片將濾波后的投影

作反投影，得到

。176反投影與濾波反投影法重建結果比較BP法FBP法177FBP法中常用濾波器的優(yōu)缺點濾波器名稱優(yōu)點缺點Ram-Lak濾波器函數(shù)形式簡單，重建的圖像輪廓清楚，分辨率高容易造成振蕩響應；如果投影數(shù)據(jù)中噪聲較大，重建的圖像質量也不夠滿意Shepp-Logan濾波器圖像震蕩減小，對含噪聲的數(shù)據(jù)，重建出來的圖像質量也較R-L濾波器要好高頻段偏離了理想的濾波函數(shù)，在高頻響應方面不如R-L濾波器好Hann濾波器不會產(chǎn)生Gibb’s現(xiàn)象，重建出的圖像光滑重建圖像的分辨率下降……178扇形束FBP重建算法(略)179計算仿真例子1、基于Matlab或Python、VisualC++等其它平臺完成如下任務：對任意灰度圖像編程獲得平行束CT投影數(shù)據(jù)，即正弦圖；對以上投影數(shù)據(jù)分別利用反投影算法(BP)和濾波反投影算法(FBP)重建，其中濾波反投影算法中濾波函數(shù)選擇R-L濾波器；改變投影角度數(shù)，觀察不同投影角度數(shù)對FBP重建圖像的影響；改變FBP重建的濾波器，觀察不同濾波器對FBP重建圖像的影響。改變FBP重建濾波器的截止頻率，觀察截止頻率對FBP重建圖像的影響。2、計算機模擬例子-扇形束FBP重建180投影角度數(shù)量對重建圖像質量的影響投影角度數(shù)越少，重建質量越差181第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容182單層螺旋CT183式中d為掃描架旋轉一周進床距離，S為透過檢測器的X射線厚度。在單層螺旋CT中，X射線束厚度等于檢測器準直寬度，即等于采集層厚.螺距：掃描架旋轉一周360°進床距離與透過檢測器的X線束厚度的比值，是一個無量綱的量螺距會影響圖像質量和掃描速度，螺距越大，圖像質量越差，掃描速度越快。單層螺旋CTds184多層螺旋CT185螺旋CT數(shù)據(jù)內插螺旋CT的數(shù)據(jù)內插螺旋掃描的覆蓋區(qū)域是對某一區(qū)段進行連續(xù)采集。需要對原始螺旋投射數(shù)據(jù)進行插值處理，才能得到足夠多的重建平面投影數(shù)據(jù),常用的插值方法為線性內插法。186螺旋CT的優(yōu)點提高了掃描速度，不會產(chǎn)生病灶的遺漏，并減少了運動偽像；由于是容積掃描，即對人體的某一區(qū)段做連續(xù)的掃描，獲得的是某一區(qū)段的連續(xù)數(shù)據(jù)（容積數(shù)據(jù)），提高了二維和三維重建圖像的質量；根據(jù)需要任意地、回顧性重建圖像，無層間隔大小的約束和重建次數(shù)的限制；單位時間內的掃描速度提高，提高了增強時對比劑的利用率。187第一節(jié)

CT成像的系統(tǒng)組成第二節(jié)CT系統(tǒng)的發(fā)展歷史第三節(jié)CT成像的數(shù)學原理第四節(jié)螺旋CT成像第五節(jié)雙源CT和能譜CT本章內容188機架旋轉90

即可獲得180數(shù)據(jù)

檢測器組均采用不對稱模式主輔檢測器組兩射線管在XY平面上間隔90

兩個X射線源和兩套檢測器采集數(shù)據(jù)雙源螺旋CT雙源CT示意圖189極大提高對組織特征的分辨力全自動減影算法將血管與骨骼相分離探頭由多層檢測器和濾線層組成能夠同時探測低能和高能X射線

兩個X射線管的管電壓分別為80kV和140kV雙能CT醫(yī)學成像技術原理第五章超聲物理191第一節(jié)超聲的物理描述第二節(jié)

超聲波的產(chǎn)生和接收第三節(jié)

超聲波在介質中的傳播第四節(jié)

探頭超聲場的聲壓分布本章內容192第一節(jié)超聲的物理描述第二節(jié)

超聲波的產(chǎn)生和接收第三節(jié)

超聲波在介質中的傳播第四節(jié)

探頭超聲場的聲壓分布本章內容193聲波聲波按傳播方式，可分為縱波（氣體、液體、固體）和橫波（固體），醫(yī)學超聲以縱波傳播為主橫波：質點的振動方向與波的傳播方向垂直（固體中）縱波：質點的振動方向與波的傳播方向平行194人耳感覺不到超聲波20Hz～20kHz診斷超聲超聲波按頻率高低，聲波分為次聲波、聲波、超聲波、超高頻聲波人耳聽閾1MHz～20MHz020Hz20kHz20MHz次聲波聲波超聲波超高頻聲波低頻超聲1～2.75MHz中頻（常規(guī)）超聲3～10MHz高頻超聲12～20MHz超高頻超聲>20MHz195描述超聲的物理量——聲速

聲波在介質中傳播的速度，其大小由介質的密度ρ和彈性模量X決定，即聲速與聲的波長、頻率和周期的關系為當聲速一定時，頻率越高，波長越短，穿透能力越弱196描述超聲的物理量——聲強與聲壓

介質中有聲波傳播時的壓強與無聲波傳播時的壓強之差，其大小由與聲源的強度I、振幅A、頻率ω及聲速c有關，即

聲強是指單位時間內通過垂直于聲波傳播方向的單位面積的聲波能量，其大小與介質密度ρ、聲速c、頻率ω和振幅A有關197描述超聲的物理量——聲阻抗聲阻（抗）是介質對聲波的特性阻抗，定義為聲壓與振速度的比值，也就是介質密度與聲速的乘積，即血液1.05515701.656血漿1.027______大腦1.03815401.599小腦1.03014701.514脂肪0.95514761.410軟組織1.01615001.542肌肉1.07415681.684肝1.05015701.648腎___1560___腦積液1.00015221.522顱骨1.65838605.571甲狀腺______1.620-1.660介質名稱密度（103kg

m-3）速度（ms-1）聲阻抗(106

N

s

m-3)198低聲阻的氣體或充氣組織如肺部組織中等聲阻的液體和軟組織如肌肉高聲阻的礦物組織如骨骼人體組織按聲阻抗大小可以分成三大類三類組織聲阻相差甚大，彼此不能傳播聲波描述超聲的物理量——聲阻抗第二類組織中，聲阻抗相差不大，聲速大致相等，又可利用不同類組織間的聲阻抗造成的反射、散射識別不同軟組織與器官的形態(tài)和性質，因此超聲檢測主要適用第二類組織。199超聲傳播界面超聲傳播介質是以聲阻抗劃分，聲波介質界面就是聲阻抗不同的介質分界面。在聲學介質中，兩物質物理性質不同，或由不同的原子、分子組成，如果其聲阻抗相同，則認為它們是聲學的同種均勻介質，其間不存在界面。200描述超聲的物理量——聲強級和聲壓級

聲強級是以待測聲強I與基準聲強（最小可聞聲強）I0之比的對數(shù)，單位為分貝（dB）其中

聲壓級是以待測聲壓P與基準聲壓P0之比的對數(shù)，為

由于，可知聲壓級與聲強級在數(shù)值上是相等的

即201超聲的特性方向性好，可以像光束一樣集中向某一目標發(fā)射;具有機械作用，當超聲波透入液體時，介質薄層在強大的機械作用下被拉斷而出現(xiàn)微小空腔，這種現(xiàn)象稱為空化作用;對固體和液體的穿透能力較強，頻率為1MHz的超聲波可以透過厚度為20多厘米的人體。但隨頻率的增大而減小;反射和折射，醫(yī)用超聲診斷儀就是依靠界面或目標的反射波（回波）而成像的;具有熱作用，傳播介質吸收了超聲波的能量，引起介質溫度的升高。利用超聲波的熱作用可以進行疾病治療;頻率高、波長短、方向性好、能量大、危害小202第一節(jié)超聲的物理描述第二節(jié)

超聲波的產(chǎn)生和接收第三節(jié)

超聲波在介質中的傳播第四節(jié)

探頭超聲場的聲壓分布本章內容203壓電效應

壓電效應指壓力場與電場之間（或者說機械能與電場能）之間的轉換效應piezo.gif(799×410)()204壓電效應壓電效應指壓力場與電場之間（或者說機械能與電場能）之間的轉換效應正壓電效應：機械能轉化為電場能逆壓電效應：電場能轉化為機械能205正壓電效應：機械能轉化為電場能逆壓電效應：電場能轉化為機械能壓電效應壓電效應實現(xiàn)了超聲波的產(chǎn)生和接收，是超聲成像的基礎pvs_lp_piezoelectric_02.gif(550×450)(yuden.co.jp)206超聲探頭壓電晶片是關鍵部件，其兩個表面分別引出正極和負極引線保護層的聲阻抗接近于人體組織以獲得良好透聲效果吸聲材料作用是消減晶片背后聲波反射并最大限度吸收聲波能量207超聲波的發(fā)射方式連續(xù)波脈沖波

臨床的超聲探頭起到發(fā)射和接收超聲波的作用，其發(fā)射的超聲波以脈沖波為主208第一節(jié)超聲的物理描述第二節(jié)

超聲波的產(chǎn)生和接收第三節(jié)

超聲波在介質中的傳播第四節(jié)

探頭超聲場的聲壓分布本章內容209超聲波的反射和折射超聲波與光波類似，在同一種均勻介質中是直線傳播的，當它遇到聲阻不同的兩種介質的界面就會發(fā)生反射和折射。研究聲波傳播依據(jù)的物理規(guī)律聲壓連續(xù)法向速度連續(xù)能量守恒界面兩側聲壓相等質點振動速度在垂直界面的分量相等210超聲波的反射和折射界面介質1：Z1=ρ1c1介質2：Z2=ρ2c2入射角等于反射角：θi=θrsinθi/sinθt=c1/c2入射角與折射角：211透射系數(shù)反射系數(shù)反射系數(shù)與透射系數(shù)212聲波垂直入射Z2>>Z1rp≈l，

tp≈2

Z1>>Z2半波損失全反射，反射波與入射波位相突變

Z1=Z2rp=0,

tp=1Z1>Z2rp<0,

tp<1rp≈-1,tp≈0

全反射無透射(駐波現(xiàn)象)全透射反射波與入射波反相，部分透射反射系數(shù)與透射系數(shù)213“空氣一組織”界面上有Z1<<Z2，聲波幾乎被全反射，需利用耦合劑減少換能器與患者皮膚之間空氣層的影響。在“胸壁-肺”以及肺內無數(shù)“空氣—組織”界面上，超聲波會發(fā)生強烈的反射，所以超聲不能用于做肺部診斷。同樣，軟組織和骨骼之間的聲阻抗差異也很大，所以也不能用超聲來鑒別位于骨骼后面的組織特性。反射系數(shù)與透射系數(shù)的臨床應用超聲耦合劑214聲波在介質中的衰減規(guī)律吸收衰減：聲波傳播時有部分聲能轉變成介質的其他形態(tài)能擴散衰減：波面隨距離增加而擴大，引起單位面積上聲能減少散射衰減：介質中存在很多散射中心與聲波發(fā)生作用，使聲束改變了傳播方向，等效于原方向上的聲能減小了聲波衰減是聲強或能量密度隨傳播距離增加而逐漸減弱的現(xiàn)象聲波衰減的主要原因有聲波衰減的規(guī)律式中I0為入射聲強，I為透過厚度為x的介質層后的聲強α為衰減系數(shù)，大小與聲波頻率成正比，頻率越高，聲波的衰減越快2151842年奧地利數(shù)學家和天文學家多普勒效應(Dopplereffect)ChristianJohannDoppler多普勒效應：物體輻射的波長因為波源和觀測者的相對運動而產(chǎn)生變化216多普勒效應2171.波源和接收體相對運動發(fā)生在兩者連線上f

發(fā)射頻率波源相對介質運動的速度u接收體相對介質運動的速度v接收頻率多普勒效應波的傳播速度c式中，分子減號和分母加號適用于兩者背離運動情況218Doppler-Effect-Souce-Moving-1.gif(320×311)()多普勒效應2192.波源與接收體相對運動方向成一定的角度

波源相對于介質運動方向與波源和接收體連線的夾角

接收體相對于介質運動方向與波源和接收體連線的夾角u·cos

u在連線上的分量v·cos

v在連線上的分量多普勒效應220波源接收體

如何理解公式中的角度？

波源相對于介質運動方向與波源和接收體連線的夾角

接收體相對于介質運動方向與波源和接收體連線的夾角vu221多普勒效應的臨床應用動脈靜脈血流成像心臟血流成像222第一節(jié)超聲的物理描述第二節(jié)

超聲波的產(chǎn)生和接收第三節(jié)

超聲波在介質中的傳播第四節(jié)

探頭超聲場的聲壓分布本章內容223聲場聲場是指聲波存在的區(qū)域，描述聲場的物理量可以是聲壓、質點振動速度、位移或介質密度等，它們一般都是位置和時間的函數(shù)為了能定量了解超聲場的聲壓分布，一般假定傳播介質是理想的各向同性介質224聲場的聲壓分布振動的圓形晶片可以認為是由很多個小聲源組成的寬面聲源，聲場中某點的聲壓就是各個小聲源在該點的輻射聲壓的疊加軸線z聲場中軸線上各點的聲壓分布為其中225聲場的軸向聲壓分布pm取值最大pm取得最小說明：工作頻率越高，近場長度越長，但頻率高，超聲的衰減越快；陣元晶片的直徑越大，近場長度越長，但成像分辨率越低；因此需要根據(jù)臨床檢查部位和要求使用合適的探頭226聲場的聲壓分布遠場區(qū)聲壓分布的極坐標圖示圓形換能器聲束的發(fā)散說明：聲束能量主要集中在聲軸線附近的區(qū)域內；近場區(qū)聲壓分布比較集中，遠場區(qū)聲壓發(fā)散；因此超聲成像主要利用近場醫(yī)學成像技術原理第六章超聲成像228第一節(jié)超聲成像基本原理與儀器結構第二節(jié)A超和M超第三節(jié)B超成像第四節(jié)

多普勒成像第五節(jié)超聲成像臨床應用與新技術本章內容229第一節(jié)超聲成像基本原理與儀器結構第二節(jié)A超和M超第三節(jié)B超成像第四節(jié)

多普勒成像第五節(jié)超聲成像臨床應用與新技術本章內容230超聲的回波探測第一次世界大戰(zhàn)為了定位潛艇位置而發(fā)明聲納（Sonar）技術231超聲的回波超聲在不同組織界面的反射形成回波對超聲而言，“不同組織”是指“聲阻抗不同的組織”反射系數(shù)Z2>>Z1全反射Z1>>Z2半波損失全反射Z1=Z2全透射232人體組織的聲阻抗233人體組織的聲阻抗當兩種介質的聲阻抗差達1

時，即可在界面產(chǎn)生可探測的回波234超聲波頻率高，波長短，在一定距離內沿直線傳播具有良好的束射性和方向性；在兩種不同聲阻抗的介質界面發(fā)生反射和折射，超聲成像就是依靠聲波在界面反射（回波）進行成像的;超聲波的波長短，所以穿透深度有限；頻率越高，穿透深度越短，成像空間分辨率越高；超聲的特性235超聲成像的三個物理假定聲束在介質中直線傳播各介質中聲速均勻一致各種介質中介質吸收系數(shù)均勻一致估計成像方位估計成像層面確定增益補償?shù)燃夹g參數(shù)236回波位置與聲速的關系

l為聲源至界面的距離t為回波時間脈沖回波測距237超聲衰減幅度與界面深度呈正比不同深度相同界面性質回波脈沖幅度差異很大時間增益補償消除差異時間增益補償238超聲成像系統(tǒng)的基本結構框圖（1）換能器產(chǎn)生和接收超聲波；（2）發(fā)射電路，用來激勵換能器發(fā)射超聲波；（3）主控電路控制超聲脈沖發(fā)射電路的頻率和控制掃描電壓發(fā)生器，完成CRT顯示器陰極射線的掃描成像；（4）高頻信號放大器、檢波器和其他必要的部件使被掃描物體能夠在顯示屏上以合適的亮度和準確的位置顯像；（5）顯示器用來顯示超聲圖像239超聲成像系統(tǒng)的簡化結構框圖發(fā)生器換能器回波信息處理系統(tǒng)顯示器時間增益補償240第一節(jié)超聲成像基本原理與儀器結構第二節(jié)A超和M超成像第三節(jié)B超成像第四節(jié)

多普勒成像第五節(jié)超聲成像臨床應用與新技術本章內容241A超：一維的超聲回波成像技術A超系統(tǒng)的基本結構A型超聲意為脈沖幅度調制（Amplitudemodulation）顯示其特點是把超聲波在各個界面的反射信號顯示為一系列尖峰形脈沖，其高度對應于回波強度，其位置對應于界面深度242A超：一維的超聲回波成像技術檢測一條超聲路徑上的回波信號是最早的超聲成像技術，依據(jù)回波的位置測定人體組織中器官或病灶的深度、厚度和界面位置等，獲得疾病診斷有用的信息243M超：一維動態(tài)超聲成像為時間運動型（timeMotionmode）聲學檢測儀是專門為檢查人體的運動器官而設計的超聲系統(tǒng)M超系統(tǒng)的基本結構244橫坐標為慢掃描時間，縱坐標為深度（用回波時間表示），而曲線的亮度則表示界面回波的強度。M超：一維動態(tài)超聲成像反復檢測同一條超聲路徑上的回波信號245M型超聲成像對人體中的運動臟器功能的檢查具有優(yōu)勢可進行多種心功能參數(shù)的定量測量不適用于靜態(tài)臟器診查

M型超聲心動圖（二尖瓣波群）M超的優(yōu)勢246第一節(jié)超聲成像基本原理與儀器結構第二節(jié)A超和M超第三節(jié)B超成像第四節(jié)

多普勒成像第五節(jié)超聲成像臨床應用與新技術本章內容247B型（Brightnessmodulation）超聲是脈沖回波成像技術的典型代表，利用超聲回波信號的強弱來調制顯示器輝度，回波越強，顯示的光點越亮B超：二維超聲成像248超聲探頭FigureCourtesy:Dr.AndrewWebbB超：二維超聲成像249B超換能器——機械掃描換能器由一個或幾個晶片組成，通過機械轉動和擺動等方式，快速地獲得被掃描切面的回波信息旋轉式換能器機械擺動式換能器振動反射鏡換能器旋轉式換能器：轉輪邊緣安裝1～4塊晶片，掃描時隨著輪子的高速旋轉，換能器沿徑向發(fā)射聲束和接收回波

，可以顯示一個扇形區(qū)域的回波；機械擺動式換能器：晶片固定在支點上，掃描時晶片繞支點擺動，使波束呈扇形向外傳播；振動反射鏡換能器：晶片是固定的，通過與之相對的聲學反射鏡的振動，使聲束成扇形發(fā)射或平行線形波束輸出250聲束的線形掃描與扇形掃描按一定的時序把激勵脈沖電壓順次施加到各個陣元上，使它們所發(fā)生的超聲波可以在電子信號的控制下改變聲束方向B超換能器——電子掃描的多陣元換能器251線陣掃描的原理使用多陣元的超聲探頭252扇形掃描的原理τ激勵時間差與陣元間隔d和聲速c及偏轉角θ的關系聲束的偏轉：給不同陣元設置不同的延遲時間，各陣元波束疊加所形成的波陣面與探頭表面形成夾角。253惠更斯-菲涅爾原理波：質點的振動，包括振輻、相位和傳播方向254時間振輻時間振輻正弦波1正弦波2正弦波1和正弦波2疊加的結果為零波的疊加性——質點振動合位移是個分位移的矢量和惠更斯-菲涅爾原理255波面：振動狀態(tài)相同的質點所構成的曲面或平面惠更斯-菲涅爾原理256波線：與波面垂直且指向波的傳播方向的線惠更斯-菲涅爾原理257菲涅爾-惠更斯原理菲涅爾-惠更斯原理：波面上的每一點（面源）都是一個次級球面波的子波源，子波的波速與頻率等于初級波的波速和頻率，此后每一時刻的子波波面的包絡就是該時刻總的波動的波面258菲涅爾-惠更斯原理菲涅爾-惠更斯原理解釋光的折射259聲束的偏轉260聲束的聚焦：使得各陣元發(fā)射的聲波同時到達某一場點F時，同相位疊加而產(chǎn)生最大聲壓。單焦