6现代医学影像技术.ppt

单击此处编辑母版文本样式,第二层,第三层,第四层,第五层,单击此处编辑母版标题样式,生物医学工程导论现代医学影像技术,第六章 现代医学影像技术,M,odern medical imaging technigue,生物医学工程教研室,第一节 概 述,第二节 投影,X,射线成像,第三节,X,射线断层摄影,第四节 超声成像系统,第五节 放射性核素成像系统,第六节 磁共振成像系统,第七节 医学图象的未来发展,现代医学影像技术,第一节 概 述,图像科学,是现代科学技术领域中的一个重要,分支，它包含图像的形成、获取、传输、存储、,处理、分析与识别等。在医学图像研究领域中包,含以下两个相对独立的研究方向：,医学成像系统,(medical imaging system),医学图像处理,(medical image processing),医学成像系统：,是指图像形成的过程，包括,对成像机理、成像设备、成像系统分析等问题的,研究。,医学图像处理：,是指对已经获得的图像作进,一步的处理，其目的或者是使原来不够清晰的图,像复原；或者是为了突出图像中的某些特征信息；,或者是对图像作模式分类等等。,医学图像是,20,世纪生物医学工程领域中发展最,为迅速的学科之一。从生物医学工程学科发展的角,度看，由于,医学图像能提供器官、组织、细胞甚至,分子水平的图像,，它是生物医学工程各分支学科研,究中不可或缺的重要手段。,从临床诊断的角度看,，由于医学图像以非常直,观的形式向人们展示人体内部的结构形态与脏器功,能，已成为临床诊断中最重要的手段之一。图像设,备的装备情况实际上已成为现代化医院的一个重要,标志。,从科技产业发展的角度看,，由于强劲需求的推,动，医学图像产业规模也在整个生物医学工程产业,中占有很大的比重，并已经达到了十分可观的水平。,医学图像的发展历史,一般可追溯到,1895,年伦琴,发现,X,射线。人们很快地将,X,射线应用于医学成像,并获得成功。在这之后的几十年中，,X,射线摄影技,术有了不小的发展，包括使用影像增强管、旋转阳,极,X,射线管及采用运动断层摄影等。但是，由于这,种常规的,X,射线成像技术,是将人体三维结构投影到,一个二维平面上来显示，因此产生了图像重叠，读,片困难等问题。此外，投影,X,射线成像对软组织的,分辨能力较差，使得它在临床中的应用也受到一定,的限制。,为了获得脏器的清晰图像，人们又设计了一,些特殊的,X,射线成像装置。其中的,X,射线数字减,影装置,（digital subtraction angiography，,DSA,),就是一个例子。,DSA,在临床中已成功地用于血管,网络的功能检查。,如何从根本上克服在投影,X,射线成像中出现,的影像重叠间题，一直是医学界迫切希望解决的,问题。这个问题的数学描述应该是：如何根据接,收到的投影数据计算出人体内的断层图像（而不,是结构重叠的图像）。,X,射线计算机断层摄影,(X-ray computedtomography,X-CT),成功地解决了这一问题。实现,X-CT,的理论基础,是从投影重建图像的数学原理。,虽然奥地利的数学家,Radon,早在,1917,年就证,明了从投影重建图像的原理，但他的论文一直未,被世人所重视。,当代图像重建理论最杰出的贡献者之一是美国,的物理学家,Cormacko,他不仅证明了在医学领域中,从,X,射线投影数据重建图像的可能性，而且提出了,相应的实现方法并完成了仿真与实验研究。,超声成像,设备的发展得益于在第二次世界大,战中雷达与声纳技术的发展。,50,年代，简单的,A,型超声诊断仪开始用于临床。,70,年代，能提供断面动态图像的B型仪器问世，这是超声诊断设备发展史上的一大进步。,80,年代初问世的,超声彩色血流图,(color flow mapping,CFM,),是目前临床上使用的高档超声诊断仪。,超声彩色血流图,(CFM),的特点是把血流信息,叠加到二维B型图像上。由于在一张图像上既能看,到脏器的解剖形态，又能看到动态血流，它在心血,管疾病的诊断中发挥了很大的作用。超声成像的突,出优点是对人体无损、无创、无电离辐射，同时它,又能提供人体断面实时的动态图像。从体外经皮检,查到腔内探查，乃至血管内的成像，超声检查几乎,可涉及全身每一个部位。,放射性核素成像,是把某种放射性同位素标记,在药物上，然后引入病人体内，当它被人体组织,吸收后，人体自身便成了辐射源。放射性同位素,在衰变的过程中，将向体外放射,射线。,人们可以用核子探测器在体外定量地观察这,些放射性同位素在体内的分布情况。从所得的放,射性同位素图像中，不仅可以看到器官的形态，,更主要的是可以从中了解到人体脏器新陈代谢的,情况。这是其他成像系统所不容易做到的。,目前临床上用得比较多的是,照相机，它可,用来快速地拍摄体内脏器的图片，并从一系列连,续的图像中了解器官新陈代谢的功能。,发,射型 CT（emission computed tomography，,ECT),是放射性同位素成像系统的进一步发展。,ECT,分为：,单光子发射型,CT（single photon ECT，,SPECT),正电子,CT(positron emission tomography,PET),两类。,SPECT,在临床上已得到较广泛的应用。它是,将了照相机的探测器围绕探查部位旋转，并采集,相应的投影数据，然后采用与,X-CT,类似的重建算,法计算出放射性同位素分布的断层图像。,PET,系统的数据采集原理与,SPECT,完全不,同。它是根据有一类放射性同位素在衰变过程中,释放正电子的物理现象来设计的。由于,PET,系统,价格昂贵，目前还只有少数医院开始装备。,1945,年美国学者首先发现了磁共振现象，从此,产生了,核磁共振谱学,这门科学。它在广泛的学科领,中迅速发展成为对物质的最有效的非破坏性分析方,法之一。之后，人们将磁共振技术用于成像。,70,年代后期，对人体的磁共振成像获得成功。,磁共振成像,(magnetic resonance imaging,MRI),的过程是将人体置入强磁场中。这时，如果同时对,人体施加一个一定频率的交变射频场，那么被探查,的质子就会产生共振，并向外辐射共振信号。于是，,在接受线圈中就会有感应电势产生。所接收到的信,号经过计算机处理后，就可以得到清晰的人体断面,图像。,与,X-CT,不同的是，在,MRI,图像中，每个像素,的灰度值代表的是从该位置上来的磁共振信号的,强度，这个强度与共振核子的密度及两个化学参,数 弛豫时间,T,1,与,T,2,有关。,磁共振成像的突出优点是对人体无创、无电,离辐射，图像分辨率比较高，并且可以对人体组,织作出,形态,与,功能,两方面的诊断。,近年来，,功能磁共振成像,（functional MRI，,fMRI）,技术还被广泛地应用于脑功能成像。,第二节 投影X射线成像,一、,X,射线成像的物理基础,X,射线的产生及其性质：,X,射线管是产生,X,射线,的主要设备，图是一个旋转阳极,X,射线管的示意图。,它由阴极、阳极和真空玻璃管等部分,组成。阳极由一个带倾斜角的圆盘构,成，四周嵌有环状钨面，圆盘后壁与,转子轴相连，可以旋转。给阴极的灯,丝加一个低电压，灯丝加热后就能发,射电子。再给,X,射线管的阳极与阴极,间加上高压，自由电子群就会在电场,的作用下高速向阳极端靶面撞击。当,高速运动的电子突然受阻时，其中的,一部分能量转换成了,X,射线。,X,射线是肉眼看不见的一种电磁波。它的波,长较短，一般在,(0.01100),范围内。,X,射线管产生的射线为一束波长不同的射线。,其中：,波长小,（光子能量大）的叫,硬射线,，,它的穿透力强；,波长大,（光子能量小）的叫,软射线,，,易被其他物质吸收。,X,射线具有下列性质：,穿透作用,：,X,射线波长短、能量大、能穿透一,般光线不能穿透的物质；,荧光作用,：当,X,射线照射某些物质（如磷、钨酸,钙等）时能产生荧光；,电离作用,：具有足够能量的,X,射线光子能击脱物,质原子轨道上的电子而使之产生电离；,生物效应,：生物细胞在受到X射线的电离辐射后,有可能会造成损伤甚至坏死。这一点,在,X,射线检查中要特别注意。不过，,在另一方面，利用,X,射线的这个效应，,可用放射治疗的方法来破坏肿瘤组织。,二、,X,射线与人体组织的相互作用,X,射线穿过人体时，将出现衰减。假设强度为,I,0,的射线穿过厚度为,z,的探查物后其输出强度为,I,，,则探查物对射线造成的衰减可表示为,式中，,被称为线性衰减系数。,在诊断,X,射线的范围内（能量低于,800 keV),，,射线的衰减主要是由瑞利散射、光电吸收和康普,顿散射引起的。,正是由于人体组织对,X,射线不同,的衰减系数，使得当,X,射线穿过人体到达检测器,时能使图像上显示出相应的差别,。,三、投影,X,射线成像设备,传统的投影,X,射线成像方法有两种：,透视,与,摄影,。,（一）透视成像系统,目前大量使用的投影,X,射线成像系统，常用来做,透视检查。在透视,X,射线成像系统中,，X,射线先通过,影像增强管得以增强，其输出的图像由摄像管采集后,送入对数放大器。经过模拟数字转换器，将模拟信,号转换为数字信号，并送入图像存储器。所采集的数,字图像经过各种处理后可以再经过数字模拟转换器,送到监视器上显示，也可以用各种存储媒体将它们保,存起来。整个系统在计算机的控制下协调工作的。,（二）胶片摄影系统,如果用,X,射线直接对胶片曝光，其效率是比较,低的。在临床中使用屏胶片系统作为投影,X,射线,成像系统的接收器。这种接收器是由涂上感光乳胶,的胶片和与胶片紧密接触的一个或两个荧光增强屏,组成的。荧光增强屏是涂有荧光材料的薄层（厚度,约为,100-500,m),。,X,射线的能量由增强屏吸收，并,将其能量的一部分,(5%80）,转变为光线。此光线,将使胶片曝光。由于增强屏对光线较敏感，使胶片,曝光所需的实际,X,射线辐射剂量大幅度地降低。,（三）数字,X,射线摄影,胶片的使用已经有很长的历史，但大量胶片的,保持、数据查询等问题一直困扰着人们。随着技术,的进步，数字图像的存储和显示技术已日趋完善。,以此为基础，开发各种数字化成像系统已成为当今,技术发展的主流。,数字图像不仅可以实现快速的检索和异地传输，,而且还可以对存储的图像做各种各样的后处理，包,括计算机辅助诊断等以满足临床应用的要求。在,X,射线成像方面，有两种数字化成像系统在临床获得,应用，它们是,计算放射摄影,和,数字放射摄影,。,1.计算放射摄影,计算放射摄影实际上是用一块加入了钡卤化物晶体,的荧光屏（通常称为成像板）来取代传统的屏胶片系,统。成像板在,X,射线的照射下，荧光物质吸收了入射的,X,射线并将其能量存储起来，形成,“,潜影,”,。之后可用激,光束扫描荧光屏，屏上存储的信息由此转换成光信号放,射出来。光信号经光电倍增管放大后由A/D转换器转换,成数字信号存入计算机。计算机可对存入的图像做进一,步的处理，并显示。存储屏上的信号可用强光照射加以,擦除，以便下一次使用。这样的系统也被称为,计算放射,摄影系统。,2.数字放射摄影,数字放射摄影是指一种基于大面积的平板检,测器,(FPD),的直接数字化,X,射线成像系统。,FPD,是,由在玻璃基底上生成的薄膜硅晶体管,（TFT）,阵,列组成。每一个检测器像素由一个光电二极管和,相连的,TFT,组成。在阵列的上面由掺铊的碘化铯,（CsI）,闪烁物、反射层和石墨保护层构成。当入,射的,X,射线照射到,C,S,I,时，,C,S,I,闪烁体产生可见光,通过内部光纤传到,TFT,阵列，并转换成电信号。,电信号经过放大后由A/D转换器转换成,数字信号。每一个像素的尺寸的典型值是,800,m,800,m。,现有的商品化的平板检,测器的尺寸是,41cm 41cm，,其中的,TFT,阵,列包含,8048 8048,个像素。,数字,X,射线摄影系统的主要优点是：,改善了图像显示的质量,。这是因为用户在获得,了数字化图像后，很容易对它作各种灰度处理，,使它来适应显示器的动态范围。,减少对病人的照射剂量,。在数字化成像系统中，,在低剂量照射中损失的一部分对比度可以在显示,过程中将灰度调整过来。,图像后处理功能,。现代数字图像处理技术可以对,所获得的数字图像进行各种有效的处理。例如，,用低通滤波的方法去除噪声；用高通滤波的方法,增强图像的边缘等。,图像的存储与检索,。在计算机中建立的图像数据,库对图像管理与检索提供了极其便利的条件。,图像的通信,。存储在计算机中的数字化图像可以,方便地在医院的各个科室之间或者在医院之间互,相传送，以便医生在诊断中使用。,四、图像质量的评价,在评价一个成像系统及其所生成的图像时，,往往需要借助一些相对客观的指标。,1.,信噪比,在投影,X,射线成像系统中，如果从,X,射线管发,射的,X,射线不经过人体组织的衰减直接照射的检测,器上，那么检测器上的光密度似乎应该是均匀分布,的。但事实并非如此，输出的胶片图像上的光密度,分布并不均匀。造成这一现象有两个原因。一是,X,射线源分布的统计方差；二是胶片响应的空间不均,匀性。,由于,X,射线能量的量子化特性，由,X,源分布的,统计方差造成的噪声被称为,量子噪声,.,在投影,X,射线成像系统中，影响系统信噪比,的主要因素有：,曝光时间和,X,射线管的电流,：信噪比与曝光时,间和,X,射线管电流的乘积的平方根成正比。,X,射线管的峰值电压,：峰值电压越高，则产生的,高能量射线越多，这样就会有更多的射线穿过人,体到达检测器，于是也就相应地提高了图像的,信噪比。,X,射线过滤的程度,：射线过滤得越狠，则到达,检测器的射线就越少，这样的话，在给定管电,压和管电流的前提下，信噪比也就越差。,检测器中闪烁屏的厚度,：闪烁屏越厚，则其截,获射线的比例越高，所形成图像的信噪比也,就越高。,屏胶片系统空间响应的不均匀性,：均匀性越差，,则信/噪比越低。,2.,对比度,为了检测出正常组织中的病灶，不仅要求病,灶组织结构在,X,射线照片中有较高的亮度，更重,要的是要求它与周围组织间存在较大的反差，这,就是,对比度,的概念。,假设图像背景的亮度和观察目标的亮度分别,为,I,1,和,I,2,，对比度,C,可以定义为,3.,空间分辨率,空间分辨率,是指成像系统区分（即分辨）互,相靠近的物体的能力，它实际上是指系统所能分,辨的两个相邻物体间的最小距离。当成像系统所,生成的图像发生模糊时，系统的分辨力就下降了。,在投影,X,射线成像系统中，影响空间分辨率,的主要因素是：,荧光闪烁屏的厚度,：闪烁屏越厚，发生闪烁时,光线传播的范围越宽，图像也就越模糊。,胶片的曝光速度,：快速胶片上覆盖有较大颗粒,的银卤化物，因此其形成的图像的空间分辨率,较差。,几何不锐度,：由于放射源不是理想的点源（,X,射线源焦斑区有一定的尺寸），在成像的过程,中会造成图像边缘的模糊。模糊边缘的范围称,为该系统的几何不锐度。,移动不锐度,：由于被探查物体的运动所造成的,图像模糊被称为移动不锐度。,X,线检查方法-遥控透视,X,线检查方法,造影检查,第三节 X射线计算机断层摄影,X,射线计算机断层摄影,(X-ray computed tomography，X-CT),是,80,多年来,X,射线诊断学上的一次重大突破。,继,1972,年首台,X-CT,问世后，,1974,年诞生了第一台全身,CT,扫描仪；,1989,年出现了首台螺旋,CT；,1998,年又开发成功了多层螺旋,CT；,标志着,CT,技术日趋成熟。,一、基本工作原理,如图给出了,X-CT,工作原理的示意图。,X,射线源和检测器同步,围绕受试者旋转，在此过程,中采集不同旋转角度下的投,影数据。对采集到的投影数,据进行处理后可以重建出被,扫查断面的图像。,X-CT,图像重建问题实际上就是如何从投影,数据中解算出成像平面上各像素点的衰减系数。,图像重建的数学方法有许多种，如反投影重建算,法、傅里叶变换重建算法、迭代重建算法等。在,介绍这些算法之前，有必要先介绍从投影重建图,像的重要依据，即所谓的,“,中心切片定理,”。,图中，左边,(x，y),坐标系中,给出了一个密度函数,f(x，y)；,右边相应地给出了该密度函,数对应的频谱函数,F(u，,v,),。,在密度函数的空间域中，沿着某一个投影方向，,对某一条投影线计算密度函数,f(x，y),的线积分，就,得到了该射线上的投影值。计算出该投影方向上所,有的投影值，就得到了该投影方向上的投影函数,g,(,R,),。其中的,角是投影函数的坐标轴,R,与,x,轴的,夹角，它反映了投影的方向；,R,是投影函数的一维,变量，该变量的坐标原点是,(x，y),坐标系原点在该,方向上投影的垂足。,如果将投影函数,g,(,R,),做一维傅里叶变换，就可以,得到其在频域中对应的一维变换函数,G,(,),。上图中的,频谱函数,F(u,v,),可用极坐标的形式表示为,F,(,),。中心,切片定理则是将,F,(,),与,g,(,R,),联系在一起。它指出：,密度函数,f(x，y),在某一方向上的投影函数,g,(,R,),的一维傅,里叶变换函数,g,(,R,),是原密度函数,f(x，y),的二维傅里叶,变换函数,F,(,),在,(,),平面上沿同一方向且过原点的,直线上的值。从图中可以看到，在二维频域中过原点的、,与u轴夹角为,的直线上的值,F,(,),就是投影函数,g,(,R,),的一维傅里叶变换的函数值。,可以设想，如果我们在不同的角度下取得,足够多的投影函数数据，并作它们的傅里叶变,换，那么，根据中心切片定理，变换后的数据,就将充满整个,(u,v,),平面。一旦频域函数,F,(u，,v,),或,F,(,),的全部值都得到后，将其作一次傅里,叶反变换，就能得到原始的密度函数,f,(x，y),，,也就是我们所要重建的图像。中心切片定理从,理论上证明了从投影重建图像的可行性。,直接反投影的基本做法是：把每次测得的投,影数据,“,原路,”,反投影到投影线的各个像素上。也,就是说，指定投影线上所有各点的值等于所测得,的投影值。在图所示的例子中，被探查物体只是,在原点位置上的一个致密点。,每当我们在一个角度上测量到,其投影值时，我们就把这个值,赋给投影线上的所有的点。,二、从投影重建图像的算法,图是描述直接反投影重建方法原理的示意图。,于是，从不同角度进行反投影后的重建图像,是由以原点为中心的一系列辐射线。很显然，在,原点位置上的分布密度最高；愈往四周，密度愈,低。这当然也可以说是粗略地把图像恢复出来了。,但问题是除了密度最大的中心点外，四周出现了,逐渐变浅的云晕状阴影。为了消除云晕状阴影，,目前的,X-CT,设备中常用的是卷积反投影法。,三、,X,射线衰减系数的重建,在前面的分析中，我们将重建的图像假设为,一般的密度函数,f(x，y),。实际上，在,X-CT,中，,我们要重建的图像是衰减系数的分布函数,（,x,y,），,而所测得的投影值,（X,射线透射强度）并没有与,（x,y）,的,线积分成正比。我们所测得的透射强度,是衰减系数线积分的指数函数，即,上式中,I,为入射,X,射线的强度，为了方便起见只考,虑了单一能量的射线。从式中可以看到测量值,I,与衰减系数的线积分 之间并不是直接的,线性关系。为此，我们对上式取对数得,式中对数项 等于线积分 。这样，,就可以把 作为投影量。在收集了各个方,向上的投影数据后，根据前面介绍的重建方法,就可以重构出一幅代表所探查横截面上各点衰,减系数分布的图像。,经过,CT,重建的图像是衰减系数产的分布，,但在实际应用中通常将这个,的绝对值转换成,一个相对值,CT,数。它的定义是,式中，,是计算出的人体组,织的衰减系数；,水,是指水,的衰减系数；在物理学中指,X,射线能量为,73keV,时水的,衰减系数，它的值为,0.19cm,-1,。,四、,X-CT,扫描仪,随着科学技术的进步，近年来，,X-CT,扫描,仪装置也有了很大的改进。传统的,X-CT,扫描仪,每次扫描只采集一个层面的数据。如果要获得,三维体积数据（这在临床应用中是十分必要的），,就只能一步一步地将病人台架推进入,CT,扫描装,置。每向前推进一步，就采集一个层面的数据。,这样做虽然也能最终得到三维体数据，但存在,以下弊病。其一是逐步推进的扫描方式很费时；,其二是在由于在推进的过程中病人难免会有一,些运动，这将造成二维图像在对准时发生困难。,为了解决上述问题，在,20,世纪,90,年代初期，,一种被称为螺旋,CT,的新的扫描方式被提出来了。,螺旋,CT,和后来进一步发展起来的多层螺旋,CT,已经成为,CT,发展史上一个重要的里程碑。,图,(b),示意给出了较早开发的单次螺旋,CT,数,据采集的过程。,X,射线源与检测器在围绕病人旋,转的同时，病人躺着的台架同时作平移运动，于,是,X,射线源看似在绕病人做螺旋线运动。这大概,就是螺旋,CT,得名的原因。,为了进一步提高数据采集的效率，现代的,螺旋,CT,扫描仪都采用了多排检测器阵列的方案,图,(c),。与单层螺旋,CT,系统相比，由于在多层,螺旋,CT,中,X,射线源与检测器每旋转一圈系统能,获得更多的人体信息，因此多层螺旋,CT,在同样,时间里可以获得更大范围内的图像，或者说，,得到同样体积的图像时采用多层螺旋,CT,更节省,时间。,自从,20,世纪,90,年代螺旋,CT,问世以来，,CT,成像系统实际上是从传统的二维平面成像进入,了三维体积成像的一个新的历史时期。为了进,一步提高成像的速度和空间分辨率，一种更高,速度的采用平板检测器和锥形束重建方法的系,统也正在研究之中图,(d),。,五、,X-CT,机的发展概况,发展目标：,提高扫描速度、提高图像质量、,提高检查效率及完善特殊扫描功能,等。,五代,X-CT,机的主要特点：,第一代,CT,机,（旋转/平移方式扫描）,速度慢,采集的数据少,很快被淘汰,第二代,CT,机,将单一笔形,X,线束改,为扇形,X,线束多个扇,形排列的探测器代替,单一的探测器,第三代,CT,机,扇形排列的探测器更多,包括整个视野，,X,线管与探测器组合,作同步旋转运动,扫描速度在5秒以内,第四代,CT,机,探测器更多，以环行排列且固定不动,X,线旋转同时扫描,扫描时间更短,第五代,CT,机,超快速,CT（ultrafast CT，UFCT）,电子速,CT（electron beam CT,EBCT),主要组成部分：,电子枪、聚焦线圈、多排探测器群、高速,移动的检查床、控制系统,特点：,没有球管和探测器的移动，最快扫描速为,0.05,秒，,可以做,CT,血管造影和心脏造影。,X-CT,螺旋CT双髋关节冠状面重建,头颅CT三维重建,踝关节CT三维重建,肺CT三维重建,第四节 超声成像系统,目前商品化的超声诊断仪都采用脉冲回波,成像方法。图是一个最基本的脉冲回波成像系统。,图中，当开关倒向发射位置T时，脉冲波将激励换能器。,换能器将电信号转换成超声波向人体内发射，传播方向如图,中实线所示。发射结束后，转换开关立即倒向接收器R端。,当超声波遇到人体组织中的声阻抗不连续点时，就会形成反,射波。这一回波信号经过同一个换能器转换成电信号后进入,信号接收与处理电路。回波信号经过放大、增益补偿、包络,检测等一系列处理过程后送往监视器显示。对接收到的回波,信号做进一步的处理，就可以得到有关人体的断面图像或血,流信息。,一、,B,型结构成像,B,型成像是临床上使用最多的一种工作模式。,下图是,B,型成像系统的方框图。发射电路在系统,的控制下依次发射若干超声扫描线。回波信号在,接收通道中需经过波束形成电路、数字扫描变换,器及图像后处理环节，才能最终在监视器上显示,出人体内的断面图像。,在采用阵列换能器的,B,型成像系统中，通常,要控制多个独立阵元先后发射脉冲超声波以达到,聚焦的目的，从而改善图像的空间分辨率。在接,收系统中，也同样要采用聚焦的方法，来进一步,改善扫描线上声束的形态，这就是所谓的波束形,成电路。在先进的超声诊断仪中通常采用数字波,束形成器。,数字扫描变换器,(digital scan converter,DSC),是超声成像系统中的一个重要部件。数字扫描变,换器的,“,变换,”,二字主要包括两个含义：,一是,扫描格式,的变换，二是,扫描速度,的变换。,DSC,部件主要由图像存储器及相应的坐标变换,电路组成。,超声回波信号以某种格式写入图像存储器，,然后按标准的电视图像制式读出送,TV,监视器显,示。期间要经过复杂的图像处理环节。,KX2000D+高级推车式超声诊断仪,技术参数:,a扫描方式：凸阵/线阵/微凸；b分辨力：侧向2 轴向1；c盲区：5mm；d深度范围：0240mm；e扫描线：512；f帧频：30帧/秒；g数字扫描转换器：,5125128bits；h标准PAL_D视频输出；i 整机功耗：180VA；,二、谱图多普勒血流测量,血流测量,是超声诊断仪中的一项重要功能。,血流测量一般是指测定血管或心脏中某个位置,上的血流速度，包括大小与方向。再通过一定,的计算可以得出血流的平均流速、脉动指数、,阻力指数等指标供临床诊断参考。,超声多普勒方法,测量血流的基本原理是：,由探头对着血管发射频率为,f,0,的超声波，血管内,运动的红细胞产生的反射信号就会出现多普勒频,偏，如下图所示。,根据多普勒原理，多普勒频偏,f,D,的大小,可用下式来计算：,超声接收器,超声发生器,v,T,S,R,式中，,c,是超声波在人体,中的传播速度；,v,是血流,运动的速度；,是声束,与流速,v,之间的夹角。,如图是一个具有声谱图输出的多普勒血,流仪的原理方框图。,回波信号,接收到的回波信号经过放大后首先要通过一个正交,解调环节。接收信号,x,(,t,),分成两路分别与两个正交的信号,2cos,0,t,与,-2sin,0,t,相乘，并用低通滤波器滤除其高频成,分。这两路信号被数字化之后分别作为实部和虚部构成一,个复数信号被送入功率谱分析器。谱分析的结果将直接在,屏幕上显示。连续不断地采集多普勒血流信号并计算其功,率谱，就可以得到血流信号的声谱图。,声谱图中的横坐标代表时间，纵坐标代表多普勒频偏，,功率谱计算值的大小用平面中像素不同的灰度值来表示。,声谱图中包含血流的方向、速度等多种信息。,血流的速度与多普勒频偏有确定的对应关系：,因此在许多仪器中，声谱图中的纵坐标不用,频率单位,（Hz）,来标定，而是用速度单位,（m/s）,来标定。,血流测量有两种基本的模式：,连续波方式,脉冲波方式,连续波方式,是指探头发射连续的超声波，,只要被声束照射到的血流都能对回波信号产,生影响。连续波血流测量不能提供距离信息。,为了测定不同深度的血流速度，可以采用,脉冲波方式,。在脉冲波超声血流测量系统中，,发射的信号不是连续的正弦波，而是按一定频,率重复的短脉冲群。它在体内形成一个小小的,采样体积。只要在接收电路中设计一个延时后,短暂开启的“距离选通”环节，就可以接收指定,深度处的血流信息。,三、超声彩色血流图,图给出了,彩色血流图,(color flow mapping,CFM),仪的原理方框图。,图中的下半部分是B型成像的通道，该通道输出的,是反映人体解剖结构的二维B型图像。图中的上半部分,是血流测量的通道。在彩色血流图仪中，血流测量通道,输出的结果也是一幅二维图像。与B型图像不同的是，,该二维图像反映的是二维平面中各点处的血流信息：凡,是指向探头的血流用红颜色来表示；凡是背离探头的血,流用蓝颜色来表示；不管是何种颜色，其色彩愈明亮则,表示血流的速度愈大。上下两个通道的输出最后合成在,一张图上。这就是所谓的彩色血流图。,由于超声彩色血流图将人体解剖结构与血,流信息组合在一张图上，医生可以清晰地看到,血管的位置及其中的血流，也可以观察到心脏,内各处（特别是瓣膜附近）的血流方向与速度。,这对于心血管疾病的诊断是十分有用的。,目前商品化的彩色血流图系统一般都是采,用,“,自相关技术,”,。由于这种方法的本质是检测,多普勒频偏，因此在学术论文中亦称此方法为,多普勒彩色血流图,（doppler color flow mapping),。,四、三维超声成像,由于人体脏器结构是一个三维空间分布，仅,仅依靠一幅或几幅二维图像来理解三维结构是有,一定的局限性的。,例如，左心室容积的准确测定在心脏疾病的,诊断中是十分重要的。在仅有二维图像信息时，,三维心室容积的测定只能在某种假设下（例如，,假设心室为椭球形状）进行，这样做带来的误差,是十分明显的。然而，如果获得了三维心室图像，,那么准确测定心室容积的问题就迎刃而解了。,很显然，超声三维成像具有图像显示直观、,可以进行医学诊断参数的精确测量等优点，在医,学教学和手术规划等方面有广泛的应用前景。近,十年来，随着计算机技术的发展及计算机图形学,的成熟应用，医学超声三维成像的研究有了很大,的发展，并开始在临床应用中发挥作用。,有人将,三维图像随时间变化的序列图像称为,四维图像。,所谓的,“,四维图像,”,就是动态的三维图像。,在超声三维成像中要解决的主要间题是：数据采集、,三维图像重构及三维显示。超声三维数据采集的方法大,致可分为两大类：,一类,是,借助机械装置或其他位置传感装置,获得一系,列位置已知的二维图像，由此组合成三维图像；,另一类,是用二维面阵探头,，也就是用二维相控阵,（而不是目前大量使用的一维相控阵探头）实现声束在,空间的偏转，直接采集三维数据。将采集到的二维平面,图像数据转化成三维数据结构，就能进一步实现三维图,像的显示。,虽然从信息量的角度看，改变图像的显示方式并不,增加新的信息。但是，采用不同的显示方式可以帮助医,生更好地理解或解释现有的图像。而准确的理解必然会,带来更准确的诊断与更有效的治疗。,子宫肌壁血流,卵巢三维图像,这个大脑发育很充分的胎儿显然可以感觉到,他身上的其他部分，他可以将指间并拢,大约从25周起，胎儿的视网膜发育完全，,胎儿有时睁开眼睛，有时闭上眼睛。,只有11周的胎儿,就可以把拇指放,进嘴里。这个胎,儿开始嘬他的小,脚趾，然后逐渐,嘬更大的脚趾。,这个胎儿做的动作和他出生后做的动作一样,完美。如果帮着他站在一个平坦的地方的话，,他甚至会试着向前移动脚步。,虽然抓这个动作，胎儿,很早开始了，但在子宫,里的最后三个月，胎儿,可以更好地做出这个动,作，胎儿可以抓手、脚、,手指、脚趾。抓的最多,的是他的脐带。,第五节 放射性核素成像系统,放射性核素成像的过程是先把某种放射性,同位素标记在药物上形成放射性药物并引入体,内，当它被人体的脏器和组织吸收后，就在体,内形成了辐射源。用核子探测装置可以从体外,检测体内同位素在衰变过程中放出的,射线，,从而构成放射性同位素在体内分布浓度的图像。,由于放射性药物保持着对应稳定核素或,被标记药物的化学性质和生物学行为，能够,正常参与机体的物质代谢，因此放射性同位,素图像不仅反映了脏器和组织的形态，更重,要的是提供了有关脏器功能及相关的生理、,生化信息。,一、放射性核素成像的物理基础,在物理学中，把属于同一种化学元素（具有相,同原子序数）但具有不同中子数的核素称为同位素。,自然界中大多数元素具有多种同位素。同位素可大,致分为两类：一类同位素的性质相对比较稳定（没,有放射性），而另一类同位素则具有放射性。,放射性同位素自发地放射出,、,、,射线后，,本身转化为另外一种核素，这种现象称为,“,衰变,”,。,可以设计专门的核子探测器在体外检测核素在衰变,过程中放射出,射线，这就是放射性同位素成像的,物理基础。,在放射性核素成像中，放射性材料的选择是,十分重要的。在选择放射性材料时要考虑放射性,核素本身的性质（如半衰期等），还要考虑载体,的分子化学、药理特性，辐射剂量等多方面的因,素。最近几年中在核医学诊断中广泛使用的锝同,位素,99m,Tc,具有半衰期短,(6.1h),、释放的射线能量,适中,(140keV),而且可以通过化学方法（无需使用,回旋加速器）直接生成等优点。,二、,照相机,图,照相机的原理框图。整个系统由,准直器,、,闪烁晶体,、,光电倍增管阵列,、,位置计算电路,、,脉,冲高度分析器,与相应的,显示装置,构成。,体内脏器在放射,射线时是各向同性的，,如果没有准直器的话，脏器中每一个小辐射源放,出的,射线将会照射到整个闪烁体上；而闪烁体,中的每一点又可接收到来自整个辐射源的射线。,这样形成的闪烁图必将呈现一片混乱。,准直器,的,作用就是实现空间定位，使得来自不同空间部位,的射线照射到闪烁体的特定位置上。使用不同的,准直器，系统将得到不同的灵敏度、分辨率及视,野。,闪烁晶体,与入射的,射线光子发生相互作用,时会发出短暂的荧光。理想的闪烁体应该对入射,的,射线光子有较高的俘获效率；与入射光子相,互作用后的发光效率高，但发光的持续时间又较,短；而且具有良好的光学性能等等：在照相机,中广泛使用的,NaI(TI),晶体的发光效率高，而且,其闪光亮度与入射,光子的能量成正比。此外，,NaI(TI),晶体对光线是透明的，即使很厚的晶体,由自吸收造成的光损失也很小。,光电倍增管,可以将输入的微弱光信号转换成,电流输出，期间有较大的倍增作用,。光电倍增管,阵列可让它覆盖整个闪烁晶体。当闪烁体的某一,位置上发生荧光闪烁时，不同强度的光线照射到,许多个光电倍增管上。,位置计算电路,根据各光电倍增管的输出来决,定荧光闪烁的位置，这种方法使整个系统的空间,位置分辨力与光电倍增管的个数无直接关系。这,就解决了光电倍增管数量少而分辨力要求高的问,题。,脉冲高度分析器,的输入信号是所有光电倍增管,输出的总和，或者说，它指示的是入射光子的总能,量。由于了照相机每次只检测一个闪烁事件，因此，,如果发现入射光子的能量偏小，则可以认为这个入,射的光子是经过康普顿散射后的入射光子。据此，,就可以把这一事件放弃，以减少对图像造成的模糊。,另外一方面，系统还可以设置一个能量的上限，如,果发现入射光子的能量超过了设置的上限值，就可,以认为同时有多处发生了荧光闪烁。在这种情况下,系统是无法估计出闪烁点的位置的。一旦出现这种,情况，系统会自动地拒绝将信号送往监视器显示。,当在一次次地记录了闪烁点的位置后，就,可以构成一幅矩阵形式的数字化图像。,核医学的图像一般采用,32,32、64,64、,128,128,或,256256,像素点的矩阵图像。,矩阵的像素点愈密集，图像的空间分辨率愈高。,三、发射型计算机断层摄影,发射型计算机断层摄影有两种：,单光子发射性计算机断层成像,（single photonemission computed tomography,SPECT）,正电子发射型计算机断层成像,（positronemission tomography,PET),由于两者都是对从病人体内放射出的,射线,成像，因此统称为,发射型,CT,。,1.单光子发射型断层摄影,单光子发射型断层摄影是用一台,照相机,围绕着被探查者作旋转运动，在不同的角度上,检测人体放射出的,射线光子并计数。照相,机在各个不同的角度上取得了投影数据（放射,性药物沿投影线的浓度分布的线积分）后，就,可以沿用在,X CT,中使用的图像重建方法，得,到人体某一断面上放射性药物浓度的分布。,单光子发射型,CT,的突出,优点,是,：,它在比普通的,照相机没有增加许多设备,成本的情况下获得了真正的人体断面图像，而,不是像,照相机那样得到的图像是三维信息在,二维平面上的投影。实际上它还可以作多层面,的三维成像，这对肿瘤及其他一些疾病的诊断,是很有用的。,单光子发射型,CT,的缺陷是,：,影响,SPECT,系统性能的一个重要因素是,射,线在传播过程中的衰减。这使得系统很难确定,体内辐射源强度的绝对值大小。,空间分辨力比较低。这主要是因为常规的,照,相机在完成旋转扫描的过程中很难保证始终紧,贴被探查的病人。,灵敏度比较低。使用铅准直器的结果使大部分,光子被拒绝进入检测器，只有少量的光子能被,检测到。用这样有限的信息来成像势必造成较,低的灵敏度。,2.正电子