医学成像系统ppt课件

医学成像系统 1 课程简介 学时安排：理论 52+实验 20 主要内容：了解目前主流成像系统的基本原理、构 造，并能进行简单的系统分析与维护 概述 投影 X线成像系统 X-CT成像系统 放射性核素成像系统 超声成像系统 磁共振成像系统 医学成像新技术 参考教材： 高上凯，医学成像系统，清华大学出版社 结束2 第一章 概述 课程概述 发展历史与现状 医学成像系统评价 从电磁波谱看医学成像 几种成像系统技术比较 医学成像技术展望 本章小结 本章习题 返回3 课程概述 图像科学研究内容 图像的形成、获取、传输、存储、处理、分析、识 别等 医学图像研究内容 医学成像系统：图像形成的过程，包括对成像机理 、成像设备构造、成像系统分析等问题研究 医学图像处理：对已获取的图像作进一步处理，使 其更清晰，或更突出其特点，或对图像作模式分类 等 主要医学成像系统 本课在课程体系中的地位 返回4 医学成像系统 医学成像系统 X 线 成 像 C T 成 像 磁 共 振 成 像 放 射 性 核 素 成 像 超 声 成 像 阻 抗 成 像 红 外 微 波 成 像 可 见 光 成 像 返回5 本课在课程体系中的地位 返回 医学成像系统 人体解剖学 信号与系统 计算机相关知识 医用物理学 高等数学 普通物理 6 发展历史与现状 投影 X线成像系统 X-CT成像系统 放射性核素成像系统 超声成像系统 磁共振成像系统 其它医学成像技术 未来发展 多维、多模、多参成像系统 新的物理发展形成的新的成像系统 图像归档与通信系统 PACS 返回7 投影 X线成像系统 X线产生 1895， 伦琴， 1895/12/22 第一张 X线照片 1896，英国， X线首次应用在医疗方面 X线管的早期发展 离子 X线管：结构简单，效率低，无防护，曝光时间长 电子 X线管： 1913-1928，钨灯丝 X线管，滤线栅，钨酸镉荧光屏， 双焦点 X线管 旋转阳极 X线管 X线设备相关技术近几十年的改进 高千伏技术，荧光增强技术，高速增感屏，快速 X线感光胶片， X线 影像增强器等 现代设备 CR， DSA等 X线设备目前存在问题 X线产生效率低 胶片对 X线的敏感度不足 返回 我国： 1951，上海精密医 疗器械厂试制第一台 X线机 8 伦琴与第一张 X线照片 1895年 11月 8日 晚，意外发现。 威廉 康拉德 伦琴 （ 1845 1923） 第一个诺贝尔物理奖， 1901年授予 1895/12/22 第一张 X线照片 9 X-CT成像系统 人体断面成像， 1969设计成功， 1972公诸于世 返回 世界： 1917，奥地利，雷当，重建算法 1963，美国，柯马克，论文 1967-1970，英国， EMI公司，豪斯 菲尔德，第一台 CT， 1971/9放置在伦 敦医院 1972，第一张 CT照片，用于诊断妇女 脑囊肿 1974，美国，第一台全身 CT研制成功 1975，美国，第一台全身 CT临床使用 1985，螺旋 CT用于临床 1998，多层探测器系统得到应用 1979，柯马克与豪斯菲尔德获得诺贝 尔生理与医学奖 中国： 1983，颅脑 CT一代 1988，颅脑 CT二代 1990，全身 CT三代 主要技术： 图像重建算法 主要问题： 成像速度 10 放射性核素成像系统 原理： 给病人口服或静脉注射某种放射性示踪剂，使之进 入人体后参与体内特定器官组织的循环和代谢，并 不断地放出射线。这样我们就可在体外用各种专用 探测仪器追踪探查，以数字、图像、曲线或照片的 形式显示出病人体内脏器的形态和功能。 特点： 不仅可以看到器官形态，还可以了解脏器代谢情况 分辨率低， 1CM左右 目前主要设备： 同位素扫描仪 相机 SPECT，单光子发射型 CT PET，正电子发射型 CT 返回11 超声成像系统 发展过程 1928年， R.W.Wood等人首先应用超声波作为生物学方面的研究手 段。 本世纪四十年代， Firestone等人开创了利用超声波诊断疾病的先例 ， A型超声仪器 五十年代，超声心动图仪，即 M型仪器 六十至七十年代是 B型超声仪器 出现并极大发展的时期， 超声 CT的 研究工作开始进行 八十年代，将 脉冲超声多普勒血流仪 与 B超相结合，还产生了双功 能超声诊断仪。 九十年代， 彩色 B超 诞生 医学诊断上所使用的超声波频率一般为 0.5MHz15MHz， 常用的是 2.5MHz5MHz 优点：对人体无损，无创，无电离辐射，实时动态，便宜 缺点：图像分辨力难以突破 返回12 磁共振成像系统 1946年， 美国麻省理工学院（ MIT）的 E.Purcell 及斯坦福大学的 F.Block领导 的两个研究小组各自独立地发现了磁共振现象。 Purcell 和 Block 共同获得 1952年诺贝尔物理学奖； 1971年， 美国纽约州立大学的达马迪安 (Raymond Damadian)对移植入恶性肿 瘤的小鼠进行磁共振波谱试验 , 发现肿瘤组织的 T1时间比正常组织的长 1973年， 同为美国纽约州立大学的洛特波尔，获得第一幅 MRI图像 1973年， 英国诺丁汉（ Nottingham）大学的曼斯菲尔德（ Peter Mansfield） 等用线性梯度场来获取磁共振信号的空间定位，并于 1976年使用该方案开 发出了一种快速扫描核磁共振成像技术。 1977年， 达马迪安及其同事经过 7年的努力，终于建成了人类历史上第一台全 身磁共振成像装置 1980年， 第一幅人体胸腹 MRI图像产生， MRI商品化 13 磁共振成像系统 1984年， 美国 FDA批准核磁共振使用于临床； 1986年， 中国科健公司与美国波士顿的 Analogic公司成立合资公 司，名为安科公司，开始发展我国的磁共振成像产业， 3年后 ，第一台磁共振成像设备通过鉴定，第二年，第一台国产磁共 振落户河北； 1998年， 世界磁共振成像年； 2003年 的诺贝尔医学与生理学奖分别颁给了已是古稀老人的洛特 波尔和曼斯菲尔德。 优点： 对人体无创 可对组织形态与功能两方面分析 分辨率高 任意截面成像，易构造 三维图像 对软组织敏感 返回 缺点： 成像速度慢 对钙化灶与骨皮质灶不 敏感 铁磁性植入者禁忌 定量诊断有难度 返回 14 其它 医学成像技术 红外成像 1933，哥本哈根大学国家医院，哈克塞森，利用红 外成像进行皮肤病学研究。 目前主要用于静脉摄影（静脉曲张），透照技术（ 儿童脑疾），肝病理、肿瘤、皮肤病等方面检查 光学成像 可见光成像，观察人体器官 阻抗成像 近二十多年来发展起来的，利用物体表面电测量来 重建反映内部组织结构及功能变化的图像技术 无创，简单，可进行连续脑图像监护 生物电阻抗断层成像 EIT 另外还有 微波成像 、电磁感应成像等先进技术 返回15 微波成像简介 也称为非均匀介质成像 ,是一种非接触式测量 成像 .诊断所用的微波源功率非常小 ,是非常安 全的非电离辐射成像 . 利用生物组织的复介电常数 (介电常数 :电容有 电介质与无电介质时的电容比值 )成像 主要用于得到生物的温度分布 ,血流含氧量等 生理指标 ,对软组织形态也有较好成像 上世纪 70年代开始欧洲帅先研究 ,目前有成像 系统但未用于临床 . 返回16 音频 射频 红外线 可见光 紫外线 X射线 射线 20k20 300G 100 0.76 0.4 0.01 100 长波 中波 短波 超短波 微波 亚毫米波超长波 放射线设备 使用的频谱 频率 (Hz) 波长 (M) 电磁波谱 17 成像 技 术 基本原理 测试对 象 观 察目的 分辨力 P22 对 人体 伤 害 临 床适用性 普通 X线 各种 组织对 X 线 吸收不同 吸收系数 组织 形 态 高 大 胸，骨 X-CT 计 算机重建与处 理 吸收系数 组织 形 态 高 大 脑 ， 肾 ，胆 MRI 氢 原子的磁共振 现 像重建 图 像 质 子参 数 密度分布 T1， T2 组织 形 态 化学 组 成 器官功能 高 小 脑 ，心 肾 ， 胆 血栓 USI 超声波在遇到组织 界面 时 ， 产 生 较 强 回波 声阻（回 波信号） 体内界面 形状 低 低 胎儿，胆， 血管 核素 成像 同位素放射重 建 图 像 放射活性 分布 组织 形 态 器官代 谢 功能 低 中 心 脏 ，神 经 系 统 ，多种 器官 几种成像系统技术比较 18 医学成像技术展望 目的 在保证人身安全的前提下，努力改进信息传递方式，提高信息传递效 率并使用新的信息表达形式。提高图像质量，其最终的医疗目的是更 精确地发现人体组织初期病理变化，为早期诊断治疗提供依据。 医学成像系统的主要临床应用 提高临床诊断水平 实现治疗中的监护，提高治疗的有效性 外科手术规划 图像的计算机管理 发展趋势 从模拟到数字；从平面到立体；从局部到整体；从宏观到微观；从静 态到动态；从形态到功能；从单一到综合 多维，多参，多模 PACS 图像归档与通信系统 。 是利用现代计算机和通信技术替代传统的胶片 格式图像，以 数字格式处理 图像，从而以 高效率、高性价比 来检查、 存储、查询、提供医学图像 返回19 应用 PACS系统的好处 实现过去与现的图像对比 ,提高诊断精度 经过图像处理，可以更容易、更精确地发 现病灶 方便进行病历等资料查询 操作的实时性，图像信息的可靠性大大提 高 使远程医疗成为可能 返回20 本章小结 主要内容 发展历史与现状 医学成像系统评价 医学成像技术展望 重点 五种常用医学成像系统的历史，特点 五种常用医学成像系统的对比 返回21 本章习题 1、目前主要的医学成像系统有哪几种 2、几种成像系统在原理、测试对象、观察目的、 分辨力、对人体伤害、临床适用性等方面的比较 3、医学成像系统的总的发展趋势是什么 4、哪些成像系统会对人体造成电离辐射 返回22 第二章 投影 X线成像系统 X线成像的物理基础 X线产生及其性质 X线的衰减 投影 X线成像设备 荧光透视成像系统 胶片摄影系统 评价成像系统与图像质量的客观标准 对比度 ， 不锐度 ， 分辨力 ， 调制传递函数 投影 X线成像系统分析 X线源 ， 记录器 ， 系统总响应 数字 X线摄影 数字 X线图像的采集 数字 X线减影 数字 X线摄影的优点与应用前景 章节小结 作业 返回 说明 23 X线成像系统说明 X线成像系统主要有 普通 X线成像系统 数字化 X线成像系统 计算机 X线断层成像 X线机按功能分类 诊断用，治疗用 X线机按管电流划分 大 500mA; 中 100400mA; 小 P=E/C 51 X线衰减对 X线成像的影响 肌肉、脂肪、骨等物质的质量衰减系数 不同，能量变化如图 肌肉与水的质量衰减系数差不多，脂肪小 于肌肉，骨最高 在能量较低时，光电效应起主要作用，因 此骨（钙）在能量较低时衰减快 能量较高时，康普顿散射起主要作用，故 三者相差无几 利用这一特点设计出的双能量 X线减影成像 设备可获取不同组织的清晰图像 会产生射线硬化现象 产生原因是由于高能量 X线穿透力强，低能 量 X线穿透力差，在 X线通过人体时，较多 的低能量 X线被衰减，这使得 X线入射前后 的 X线谱发生变化，即强度峰值向高能量方 向位移 对 X线成像系统来说主要影响是会出现图像 畸变，要进行硬化矫正 返回 能量 (KeV) /p （ cm2/g） 脂肪 肌肉 骨 52 X线常用衰减解析公式 总的衰减系数为三种散射之和 = C+ R+ P 对某特定元素，衰减系数的解析式为 其中： 为密度； Ng=NA（氢）或 NgN A/2（其它） , NA为阿伏加德罗常数，约为 6.02*10-23 (1/mol)； f( )称为康普顿散射函数， 为光子能量 f( )大小为 0.597*10-24*e-0.0028( -30)； CR=1.25*10-24 CP=9.8*10-24 K=2.0, l=1.9, m=3.8, n=3.2 返回 53 荧光透视成像系统 返回 组成部分 主机 : X线管 : 产生 X线 高压发生器：产生高压并控制 X线强度 控制台：控制距离、焦点等 影像增强器 : 增强影像的亮度。 X线的输入屏与光电阴极紧密相接，光电阴极在 可见荧光照射下产生电子，这些电子在透镜系统中被加速并聚集在 输出屏上，由于输入屏比输出屏大得多，加上电子加速等原因，使 亮度增益达到 5000倍左右，可在明室中观察 分光器：由于影像增强器输出屏太小，且有时不只一个设 备记录图像，为便于观察 摄影机：接收图像 录像机 ,监视器等 特点：医生除了可用它来观察组织的形态、位置外，还可以 观察脏器的运动，但在分辨率上难有更大突破 54 荧光透视成像系统 55 胶片摄影系统 组成结构与荧光透视系统基本一致，不同的是 用摄影胶片代替荧光屏 片基：用于涂感光乳胶，一般 150 m 感光乳胶：多用卤化银， 10 m 荧光增感屏：涂有荧光材料的薄层，作用是吸收 X 线的能量并将其中一部分转化为可见光使胶片曝光 特点： 分辨率高，可永久记录；但要配一套用于显影、定 影用的设备，操作较麻烦，而且不易观察运动情况 返回 片基 荧光增感屏 片基 荧光增感屏 荧光增感屏 56 对比度 概念： 病灶组织结构与周围组织间存在反差的大小 X线成像系统中的对比度 公式推导 公式结论 实际工作中影响对比度的因素 为提高对比度采取的措施 返回57 X线成像系统中的对比度 设入射 X线强度为 I0，均 匀组织出射强度为 I1，含 有异物的部分出射强度为 I2，则对比度定义为 返回 1 2 L1L2 或 前者较长用。 推导：由前面公式 求出 I1， I2，并代入对比度公式可得 58 公式结论 在投影 X线成像中，图像的对比度仅与被探 查物厚度 L2及与周围组织间的衰减系数差 2- 1有关，与总的厚度无关 返回 59 实际工作中影响对比度的因素 上述结论是理想状态下的、未考虑 X线散 射，而散射对图像对比度有较大影响， 因此对比度随着病人的总厚度的增加而 减小 图像对比度主要取决于被探查物本身与 周围组织的对 X线衰减的差异 胶片的性能与处理图像过程中各种参数 的选择也将影响图像对比度 返回 60 为提高对比度采取的措施 使用造影剂 原理：改变衰减系数。一般采用高 衰减系数的材料做造影剂，如钡化 物用于检查消化道，碘化物用于检 查血管等 使用滤线栅 原理：散射会降低图像对比度，使 用滤线栅只能通过原发 X线，而过 滤掉散射来的 X线 选择合适电压（光子能量），获 得最佳对比度 原理：不同能量下不同组织的衰减 系数差不同 返回 61 不锐度 概念： 是用于衡量图像模糊程度的一项指标 造成图像模糊的原因与不锐度指标关系 由于放射源不是理想点或理想平行线 由于物体运动造成 X线记录器造成 返回 几何不锐度 移动不锐度 屏不锐度 62 几何不锐度 减小不锐度方法 : 记录器愈接近探测物 ，模糊边缘的范围愈 小，即几何不锐度愈 小 特点： 针对静态物体 各项异性 二维函数 返回 63 移动不锐度 减小移动不锐度方 法： 采用较大管电流，目 的是在产生同样照射 强度的情况下尽可能 缩短照射时间 特点： 针对运动物体 一维函数 返回 64 屏不锐度 产生原因： 荧光物质被 X线光子击 中后不是只产生理想可 见点光源，而是使接收 屏看到一个光晕 减小屏不锐度的方法： 使用较薄的记录器 特点： 所有物体 各向同性 返回 X X 65 分辨力 概念 成像系统区分互相靠近物体的能力，是系统 所能分辨的两个相邻物体间的最小距离。 分辨力的定量描述 单位距离中的线对数： LP/mm（每毫米线 对数） 常用成像系统分辨力，见书 22页图 返回66 调制传递函数 使用调制传递函数的目的 线对数是分辨力（不锐度）在空域中的描述，对于分析系 统不易做到严格，因此用频域中的方法来描述，这就要用 到调制传递函数 调制传递函数的定义 若成像系统的冲激响应为 ，它对应的傅立叶变换为 ，则定义系统的调制传递函数为 调制传递函数特性 调制传递函数表现为低通特性，设截止频率为 Pk，则高频 成份的损失造成了图像模糊 调制传递函数具有级联特性，即整个系统由若干个环节构 成，每个环节都有自己的调制传递函数与截止频率，则整 个系统的调制传递函数为各环节调制传递函数的乘积，系 统截止频率为各环节截止频率中的最小值 返回67 X线源对成像系统的影响 理想平行 X射线源公式 理想点 X射线源公式 结论：倾斜物体的图像与物体所在的位置及倾斜角有关 平面 X射线源公式 对于薄片探查物，在忽略倾斜因子情况下，最终的图像 是一个放大的源像与一个放大的物像的卷积 返回68 记录器对成像系统的影响 记录器对成像系统影响的有关问题 较厚记录器对 X线光子有较高俘获率 较薄记录器像的分辨率较高 解决矛盾的方法：使用钨酸钙一类高原子序数材料 ，能在较短路径中俘获大量 X线光子；使用双面屏 胶系统 公式（频域） 返回69 投影 X线成像系统总响应 空域公式 返回 频域公式 其中 而 代入整理可得 结论 :当 X线源的尺寸很小时 ,s(p)起主导 作用 ,最佳响应发生在 Z较小的时候 ;反之 , 当 X线源尺寸较大时 , s(p)频带较窄 ,最佳 响应发生在 Z很接近 d的位置上 70 数字 X线图像的采集 根据成像原理可将数字 X线成像设备分为计算机放射成 像 CR、数字荧光摄影 DF、数字电视摄影系统 DR、数字 减影血管成像 DSA。 CR: 是用存储屏记录 X线影像，通过激光扫描使存储信号转换成 光信号，此光信号经光电倍增管转换成电信号，再经 A/D转换 后，输入计算机处理，形成高质量的数字图像。 DF:是穿过病人的 X线被影像增强器接收后，经 X线电视系统转换 为模拟视频信号，再经 A/D转换后，输入计算机处理，形成高 质量的数字图像。 DR: 分为直接数字 X线摄影 DDR和间接数字 X线摄影 IDR。 DDR是 采用 X线探测器直接将 X线图像变成电信号，再转化为数字图像 。 IDR是先从 I.I-TV成像链或照片获得 X线信息的模拟图像，再 转换成数字图像，前者的成像原理与 DF相同，后者是利用数字 化扫描仪把照片上记录的模拟信息数字化。 DSA: 是将造影剂注入前后各成一幅像 ,利用数字图像处理技术进 行图像相减 ,得到血管图像 返回71 电视摄影系统 构造： X线管、影像增强器等与传统 X线摄影相同 对数放大器 用于增强信号 A/D转换器 将模拟信号转换成数字信号 图像存储器 用于存储数字图像 D/A转换器 将数字图像转换成模拟图像 特点：具有较高的成像速度，分辨率较 低，对比度较差 72 73 线阵扫描系统 构造 准直器 1 将照射病人的 X线限制在一条直线带内 准直器 2 防止人体散射的射线进入检测器 检测器 由接收屏与光电二极管组成（常用 512个或 1024个），用于感光产生电信号数据 特点 采集过程费时，会带来运动模糊问题 会浪费大量 X线资源 成像清晰 74 计算机放射成像 CR 构造 存储屏 是加入钡卤化物晶体的荧光屏，它在 X射线照射下， 吸收 X线能量并存储形成 “潜影 ”，再用激光束扫描荧光屏，屏 上存储信息可转换为可见光放射出来，该存储屏可用强光照 射擦除 光电倍增管 用于放大光信号 A/D转换器 强光源 用于擦除影像 反光镜 用于反射激光与强光 特点 灵敏度高，即获得相同的诊断信息情况下， CR比屏胶系统的 X线需求量小一个数量级 动态范围宽，超过 10000： 1 影像更清晰，可达 5LP/mm 工作效率高，擦除只需几秒 返回75 数字 X线减影 减影图像公式 设造影剂注入前，目标图像为 M(x,y)，而造影剂注 入后 其中 T2(x,y)为注入造影剂处的血管厚度， 2为造 影剂的衰减系数 令 其中 D(x,y)称为对数差图像， K为常数 特点 可获取清晰血管图像 双平面的 X线数字减影系统几乎可同时得到两幅相 互垂直的血管造影图像，使血管的立体重构成为 可能 多能量减影，可获取某种组织的清晰图像 返回76 数字 X线摄影的优点与应用前景 改善图像显示质量 减少对病人的照射剂量 可以方便地进行图像后处理 方便进行图像存储与检索 图像通信理加方便 PACS（图像归档与通信系统）的基础 返回77 章节小结 X线成像的物理基础 X线产生及其性质 X线的衰减，散射 投影 X线成像设备的构造 荧光透视成像系统 胶片摄影系统 评价成像系统与图像质量的客观标准 对比度，不锐度，分辨力，调制传递函数的定义与含义 投影 X线成像系统分析 X线源，记录器，系统总响应公式的基本原理 数字 X线摄影 CR系统的系统组成 数字 X线减影 DSA的基本原理 返回78 作业 简述旋转阳极 X线管结构及其特点 简述产生 X射线的条件 说明旋转阳极 X线管选择钨表面的原因 已知钼的原子序数为 42，计算在 100千伏电压下的电 子转换成 X线的效率 ( =1.4*10-9ZV) 简述连续放射与特征放射线谱的产生机制 已知 X线管电压 100KV，求短波极限 (nm)=12.41/V( 千伏 ) X线具有哪些性质 说明相干散射、光电效应、康普顿散射产生的原因 X线摄影中，光电效应与康普顿散射对成像系统有何 影响 能量为 50KeV的光子作用下，钙的衰减系数是多少？ 水的呢？ (P16公式 2-21) 返回79 作业 X线荧光透视成像系统主要有哪些部件组 成？每个部件的作用是什么？ X线成像系统实际工作中影响对比度的因 素有哪些？提高对比度的措施有哪些？ 说明三种不锐度的产生原因。 根据成像公式说明射线源与记录器对成 像的影响。 说明 DSA的基本工作原理。 返回80 第三章 X-CT成像系统 基本原理与发展 中心切片定理 平行束反投影重建算法 迭代法 , 代数法 , 傅立叶法 直接反投影 滤波反投影 卷积反投影 扇形束反投影重建算法 等角度扇形束扫描图像重建 检测器等距扇形束扫描图像 重建 数据重排 X线衰减系数重建 章节小结 作业 返回81 基本原理与发展 X-CT主要解决的问题 常规 X线是利用透射原理完成的，它使人体 的三维结构通过投影后显示在二维平面上， 造成图像上的器官重叠，导致读片困难 X-CT工作原理 从投影重建图像基本原理 X-CT特点 X-CT的发展 返回82 X-CT工作原理 对物体旋转一周进行扫描，得到 N个投 影数据，根据投影数据利用重建算法计 算二维断层图像，并使图灰度值与组织 衰减系数一致 返回 投影数据 重建算法 CT 图像 83 从投影重建图像基本原理 已知 I0，每个像素的大小（ d*d1），可测得 I1， I2， I3， I4，根据方程可求得四个衰减系数 返回 I0 I1 I0 I2 I0 I3 I0 I4 1 2 3 4 84 X-CT特点 优点 能鉴别较小的衰减系数差，从而提高了对软组织的 诊断能力 可以做出人体任意部位的断面图像 更容易利用计算机图像处理技术，如进行图像增强 、特征提取、三维重构等 可以较精确地测定出组织的 X线衰减系数值，从而 对组织性质做出判断 缺点 对人体的电离损伤较大 只能成静态图像 返回 85 X-CT的发展 第一代 CT 一个射线源，一个探测器，同步平移，旋转扫描， 缺点是数据采集时间长，优点是具有 I0自校功能 第二代 CT 一个射线源，多个探测器，扇形射线束，缺点是数 据采集时间比较长，优点是具有 I0自校功能 第三代 CT 大角度扇形束旋转扫描，同时使用几百个检测器， 明显提高检测速度，但由于不能进行自校，故可能 出现环形伪像，一般采用较稳定的检测器或软件校 准程序来解决这个问题 第四代 CT 360。 圆周检测器，只需旋转 X线源，可以自校，但 同一检测器会在不同角度被 X线入射，故图像质量 会受影响 返回 86 中心切片定理 中心切片定理意义 X-CT图像重建问题就是从投影数据算出各 像素的衰减系数，而重建算法的重要依据就 是中心切片定理 从密度函数获得投影数据的过程 中心切片定理描述 切片定理的一个实例 切片定理证明 中心切片定理应用 返回87 从密度函数获得投影数据的过程 如图：沿着一个投影方向， 对每一条投影线计算密度函 数 f(x,y)的线积分，就得到 该射线上的投影值。计算该 投影方向上所有的投影值， 就可得到该投影方向上的投 影函数 g (R)，其中 是 R 与 X的夹角。 如图：投影线 L的直线方程 可通过 P1(0,R/sin )与 P2(R/cos ,0)两点来求得 xcos +ysin =R 极坐标 L直线方程为 返回 x yR O O g (R) 投影线 L rcos( -)=R 88 中心切片定理描述 某一图像 f(x,y)在视角 时，投影 P (xr) 的一维傅立叶变换是 f(x,y)的二维傅立 叶变换 F(u,v)=F（ , )的一个切片， 切片与 u轴相交成 角，且通过坐标原点 ，即 F1P (xr)= F（ , )| 固定 返回 密度函数 f(x,y) 投影函数 g (R) F（ , ) G （ ） 线积分 1维 F变换 2维 F变换 固定 89 切片定理的一个实例 验证当 =90时，切片定理成立。 对于二维密度函数 f(x,y)，沿 x方向 取投影函数，故投影函数可表示为 返回 g(y) y y 而 f(x,y)的傅立叶变换为 故 F(u,v)中沿 u=0的直线上的值是 90 切片定理证明 投影线 L的极坐标方程为 xcos+ysin=R 由于投影函数的值是密度函数沿投影线的线积分值，即有 另一方面， f(x,y)的傅立叶变换为 将上式改为极坐标形式，另 u= cos ,v= sin ，可有 根据 函数筛选性，对 e的部分改写有 91 切片定理证明 返回 故有 结论：沿 角方向的投影函数 g(R)的一维傅立叶变换的 结果就是密度函数 f(x,y)的二维傅立叶变换函数在同样 角度 下过原点的直线上的值 92 中心切片定理应用 傅立叶变换法重建图像原理 中心切片定理 傅立叶变换法重建图像过程 在不同角度下测得 N个投影图像； 将 N个投影函数做傅立叶变换 将 N个变换函数构造成一个二维函数 F(u,v) 将 F(u,v)反变换可得到 f(x,y) 傅立叶变换法重建图像存在的问题 计算工作量非常大。二维傅氏变换等工作量大，将 极坐标通过插补运算转换为直角坐标形式数据时计 算量大。 可能有较明显的失真。将极坐标通过插补运算转换 为直角坐标形式数据，插补误差可能造成图像失真 返回 93 逐次近似法 (迭代法 ) 返回94 直接反投影重建算法 简单示例 基本原理 具体做法 算法评价 修正要计算两次二维傅立叶变换，费时 不修正得到的图像模糊 目前此法无实用价值 返回95 直接反投影重建算法简单示例 0 0 0 0 01 0 0 0 原图像 0 1 0 0 1 00 1 0 0 1 0 重建图像 0 1 0 0 01 0 1 0 0 1 0 垂直 + 0 0 0 1 11 0 0 0 水平 0 1 0 + 1 0 0 0 01 0 0 1 0 0 1 0 01 1 0 0 + 1 1 1 1 14 1 1 1 = 对角 反对角 返回 96 基本原理 一般做法 将每次测得的投影数据原路返回到投影线的各像 素上，再将所有反投影图像相加 存在问题 不同角度进行反投影后的重建图像是以原点为中 心一系列辐射线，图像会有云晕状模糊 修正方法 将 fb(x,y)变换到频域，乘以修正因子，再求逆 F变 换 返回 97 空域 频域 直接反投影重建具体做法 返回 g(R) fb(x,y) Fb( ,) F( , ) f(x,y)直接反投影 2D-FT * 2D-IFT 98 滤波反投影重建算法 基本原理 具体做法 算法评价 只需做两次一维傅立叶变换 ,避免了费时的二维 傅立叶变换 ,大大提高了图像重建速度 返回99 滤波反投影重建基本原理 基本做法 在某一投影角下取得了投影函数 (一维 )后 ,对此投 影函数作滤波处理 ,得到修正的投影函数 ,然后再做 直接反投影重建 ,可得密度函数 存在问题 如何修正投影函数才能使重建图像为原来的 f(x,y) 修正方法 返回 100 滤波反投影重建具体做法 空域 频域 g(R) g(R) F1g(R) F1g(R) | f(x,y)反投影 1D-FT *| 1D-IFT 返回 101 卷积反投影重建算法 基本原理 具体做法 算法评价 R_L卷积函数形式简单，重建图像轮廓清晰，但由 于在频域中采用矩形函数截断，因此在相应的空域 中造成振荡响应，如果投影数据有噪声，重建图像 质量不好。 S_L重建图像采用平滑的窗函数进行滤波，因此振 荡较小，抗噪声能力也较强。但由于 S_L函数高频 段偏离实际的 | |，因此在高频响应方面不如 R_L 滤波 避免了做傅立叶变换，但要做卷积运算 返回102 卷积反投影重建算法基本原理 一般做法 本质上与滤波反投影相同，不同的是直接在空 域对 g(R)进行修正。即将 g(R)与 | |的逆傅 立叶变换函数 c(R)进行卷积运算，然后将卷积 后的结果反投影。 工作关键是卷积函数 C(R)的选择。 C(R)推导与讨论 R_L滤波函数 S_L滤波函数 返回 103 C(R)的讨论 理论上： C(R)=F-1| |，但 | |不可积 将 | |作近似调整，可得 C(R)的特点 C(R)的均值为 0，根据傅立叶变换的性质，傅立叶 变换函数在频率坐标原点的值就是被变换函数的 均值。 | |在原点为 0。 C(R)在原点的值是函数 | |的均值。而 C(0)= C(R)在原点附近有较大冲激 当 当 返回 104 R_L滤波函数 是 1971年印度数学家 G.N.R与 A.V.L提出 基本出发点：认为实际的二维图像函数总有 一个频率上限，因此采用矩形滤波方式 滤波函数的表示 离散化表示 返回 n = 0 0 n为 偶数 n 为 奇 数 105 S_L滤波函数 是 1974年美国学者 L.A.S与 B.F.L提出， 用平滑的窗函数来约束滤波函数 滤波函数的表示 离散化表示 返回 106 卷积反投影重建算法基本做法 g(R) g(R) f(x,y)反投影*C(R) 空域 返回 107 等角度扇形束扫描图像重建 公式 投影函数修正 卷积运算 平滑处理 加权反投影 加权 1/L2,L是与 x,y,有关的函数，设一周采集 N个数据， 即 =2 /N 返回108 检测器等距扇形束扫描图像重建 公式 投影函数修正 卷积运算 平滑处理 加权反投影 加权 1/U2,U是与 x,y,有关的函数，设扇面旋转角为 ，则 返回109 数据重排 不同扇面中的相关投影线提取 出来就有可能组成一组一组的 平行投影数据，然后用平行束 反投影算法重建图像。 存在问题 每一组平行线束中投影线数目相 对较少，对于重建来说不够 不同扇面中提取出的投影线间相 互距离不同，使投影重建比较困 难 返回110 X线衰减系数重建 问题： X线衰减系数重建是人体断面图像，其分布函数记为 (x,y) 常用公式 由于 故测得强度与衰减系数间不是直接的比例关系 存在问题及解决 分辨率如何提高：增加采样密度 如何解决硬化现象：一是提高管电压、增加过滤板厚度、尽可能减少 低能量射线；二是通过修正算法对硬化误差进行补偿 如何克服运动伪像：快速扫描 如何提高重建速度：并行计算 实际应用 CT 数 CT数又称为 Hounsfield数，定义为在射线能量为 73Kev下的 常用 CT数： CT（水） =0， CT（空气） =-1000， CT（骨） =1000 根据 CT数 -1000， 1000进行图像的增强变换，一般变换到 0， 255， 适合人眼观察。 返回111 章节小结 基本原理与发展 中心切片定理、定理证明、定理应用 平行束反投影重建算法的基本做法及特点 直接反投影 滤波反投影 卷积反投影 扇形束反投影重建算法的基本做法及特点 等角度扇形束扫描图像重建 检测器等距扇形束扫描图像重建 X线衰减系数重建中如何处理硬化问题 什么是 CT数，怎么计算 返回112 作业 证明中心切片定理 说明中心切片定理的意义 说明直接反投影、滤波反投影、卷积反投影的具 体做法及它们的特点 说明等角度扇形束扫描图像重建的步骤 说明检测器等距扇形束扫描图像重建的步骤 什么叫 CT数？骨的 CT数、水的 CT数、空气的 CT数 分别是多少？ 返回113 第四章 放射性核素成像系统 放射性核素成像系统概述 成像过程 医疗应用 应用发展 物理基础 同位素 选择放射性材料考虑因素 像机 放射性同位素成像系统分析 发射型计算机断层成像 小结 作业 返回114 成像过程 把某种放射性同位素标记在药物上 ,形成放 射性药物并引入人体 ,它被人体的脏器和组 织吸收后 ,就在人体内形成了辐射源 ,用核子 探测装置可以从人体外检测体内同位素在 衰变过程中放出的 射线 ,从而形成放射性 同位素在体内分布密度的图像 返回 115 医疗应用与发展 医学应用 不仅反映脏器组织形态，更重要的是提供了有关脏器 功能及生理、生化方面的信息 设备发展 20-30年代 , 借助于 I(3)研究甲状腺疾病 50年代 放射性核素成像设备问世 70年代 放射型 CT开始研究 现在 SPECT与 PET研究与应用 返回 116 同位素 同位素：同一种化学元素，但具有不同的中子数，称为同位素 按放射性分类 稳定同位素 没有放射性 不稳定同位素 具有放射性 衰变：放射性同位素在自发地放射出 、 、 射线后，本 身 转化为另外一种核素，这种现象称为衰变 放射性同位素射线性质 能使气体电离，能激发荧光物质，能使照相底片感光 放射性衰变的量化 衰变能力用放射性强度（活度）描述，即单位时间内平均衰变次数。 物理单位常用 Bq（贝可）或 Ci（居里）， 1Ci=3.7*1010Bq 衰变公式 半衰期（ ）：放射性物质的核子衰变到开始数量 N0一半时所经过的 时间称为半衰期，记为 生物半衰期：生物体内的放射性核素由于生物代谢从体内排出一半所 需要的时间，用 Tb表示 返回 117 选择放射性材料考虑因素 主要考虑因素 放射性核素本身的半衰期 载体的分子化学、药理特性 辐射剂量 同位素及其载体的获得成本 目前主要使用 Tc-99的半衰期为 6.02小时 载体无毒副作用 辐射低能量 射线 药品容易获得 返回 118 像机 相机的作用 相机可以摄下感兴趣的区域中放射性药物浓度的 分布图 ,形成一幅完整的图像大约只需零点几秒 ,若 在一定时间间隔内摄取一系列的药物分布图就可以 对脏器的功能进行动态分析 系统构成 准直器 闪烁晶体 电阻矩阵电路 : 电脉冲信号经电阻矩阵电路后形成 一个幅度与入射光子能量相对应的电信号 ,同时得 到与发生位置相关的位置信号 . 光电倍增管 位置计算电路 脉冲高度分析仪 显示装置 返回 119 准直器 作用 让人体内向外辐射的 射线能准确地摄影到闪烁晶体的相应位 置上以便构成闪烁图像 由于体内脏器在放射 射线时是各向同性的 ,因此如果不用准直 器 ,脏器中每个小辐射源放出的 射线将会照射到整个闪烁体上 ,而闪烁体中的每一点又都可接收到来自整个辐射源的射线 ,闪 烁图必然是混乱的 ,准直器的作用就是实现其空间定位 ,使得来 自不同空间位置的射线照射到闪烁体的特定位置 分类 平行孔型准直器 : 源与像大小相同 ,灵敏度与探测物距离有关 张角型准直器 : 源 像 ,由于人体内不同的放射源离准直器的位置 不同 ,因此放大倍数就不同 ,由此会带来图像失真 聚焦型准直器 : 源 颅骨 空气 .软组织，血液，肌肉 水 衰减带来的问题 超声能量随距离衰减，要设计深度补偿电路 ，也称为时间增益控制电路 返回 176 超声的传播 在人体中的传播速度 除了颅骨与空气，其它速度相近 成像时近似认为超声在人体软组织中的传播速 度相同 对于人体中超声传播速度上的变化将表现为图像的 失真 速度的变化会使波速产生失真或偏移，从而带来附 加的误差 所研究的组织断面中传播速度的不同分布包含了临 床上有用的信息 利用传播速度相同这一特性，用渡越时间建立 图像 渡越时间是指超声发射到超声返回的时间间隔 返回 177 超声的反射、折射、衍射、散射 超声的反射、折射、衍射、散射 当超声波在非均匀介质内传播时，由于组织 声阻抗 的改变，在声阻抗变化 的分界面处，入射的超声波能量一部分将被反射，一部分被折射 当被探查的人体组织的细微结构与超声波波长差不多时，将发生衍射，衍 射会引起超声束的发散 当细微结构的波长远小于波长时，将会引起散射， D型超声用的就是后向 散射信号 反射率 超声波在不同组织界面处的反射率取决于声阻抗的变化 反射率是反射压与入射压的比率 当两组织的声阻抗分别为 Z1与 Z2,垂直入射时 不同组织间的反射率 弱反射：有 2时， Zmax=a2/ 远场发散角 =arcsin(0.61 /a) 返回 换能器 采样体积 Zmax 近场 远场 194 波束形成技术 特点： 换能器表面直径越大，近场长度越长 近场长度越短，远场发散情况越严重 换能器表面直径越大，近场声束越粗，但同时远场 发散越小 工作频率越高，即小波长越短，近场长度越长 提高提高超声图像分辨力方法 提高近场长度 减小采样体积长度，可以提高轴向分辨率 减小采样体积宽度，可以提高侧向分辨率 195 超声换能器探头设计 声透镜 光学聚焦，声束变细，提高侧向分辨率 问题：焦距不可变，在偏离聚焦的区域分辨率更差 一维电子聚焦 一维动态聚焦，通过改变各个小探头的延迟时间可改变焦距 问题：只能解决侧向分辨率问题，不能解决径向分辨率 动态孔径 近场位置用小孔径，远场位置用大孔径 环阵技术 二维动态聚焦 由于能量集中，可以提高回波的信噪比；可以提高穿透能力，减小 衰减，因此可采用较高发射频率，以此获得较好的轴向分辨率 动态频率扫描 衰减与频率有关，若提高发射频率，可提高轴向分辨力，但不能探 查太深的部位，因此对较浅部位用高频，较深部位用低频 全数字系统 提高空间分辨率，时间分辨率，提高对比度 返回196 惠更斯原理 某一时刻 t，波源发出的波扰动传播到了 波面 S， S上每一个面元可认为是波的波 源，由面元发出的子波面向各方向传播 ，在以后的 t时刻形成子波波面，在各 向同性的均匀媒质中，子波面是半径为 u(t-t)的球面， u是波速，这些子波的 包络面就是 t时刻总扰动的波面 197 数字扫描变换器 早期 B超存在的问题 将接收到的回波信号按照与探头扫描方式一致的格式 直接送入阴极射线管调制显示，图像闪烁严重，扫描 线间隙大，不连续，图像灰度等级不足。 数字扫描变换器（ DSC）的主要功能 扫描格式的变换 扫描速度的变换 DSC部件组成 DSC主要有线性扫查与 扇形扫查 两种方式 大图像存储器 小图像存储器 数据插补技术 返回198 DSC部件组成 图像存储器：存储极坐标形式的扇形超声 回波信号，并转换成标准 TV制式送到显示 器 坐标变换器：完成从极坐标到直角坐标的 变换，完成将信号变成图像的过程 返回199 扇形扫查 信号样本点与显示像 素点的位置并不一致 ，相邻扇形扫描线之 间还有许多像素有待 填充，远场更明显 主要涉及技术是： 坐标变换 数据插补 返回200 大图像存储器 坐标变换电路完成极坐标到直角坐标变换 回波数据按 (x,y)地址写入一个与显示像素一一 对应的图像存储器 (一般 512*512) 在视频同步信号的控制下逐行读取图像存储器 ，将数据送入监视器（经插补电路） 特点： 数据存储量大，冗余单元多，有一些存储单元始终 空着 处理后的图像灵活性差，不易对显示图像做移动、 缩放等变换 插补电路较难实现高精度的二维插补 处理过程简单，算法直观 返回201 小图像存储器 坐标变换电路完成极坐标到直角坐标变换 存储器中只存储极坐标形式数据，一般 128*512单元 监视器上每个显示像素的灰度根据 (x,y)值通过 坐标变换找到对应的 (R,)，读出数据并经插补 运算后显示 特