医学成像系统.ppt

1、医学成像系统,主讲：马慧彬,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,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,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

2、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,医学成像系统,返回,本课在课程体系中的地位,返回,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,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：

3、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,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 （18451923） 第一个诺贝尔物理奖， 1901年授予,1895/12/22 第一张X线照片,X-CT成像系统,人体断面成像，196

4、9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,放射性核素成像系统,原理： 给病人

5、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,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

6、 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,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

7、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,磁共振成像系统,1984年，美国FDA批准核磁共振使用于临

8、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,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

9、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,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

10、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,电磁波谱,几种成像系统技术比较,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

11、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,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,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,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

12、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,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,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 1

13、00400mA; 小 50mA 临床应用主要机型 普通摄影用X线机;消化道造影用X线机;胸部摄影用X线机;血管造影用X线机;乳腺摄影用X线机;牙科用X线机;床旁用X线机;手术用X线机,返回,X线产生及其性质,产生X射线的主要设备：X射线管 旋转阳极X线管结构 X线产生的条件 旋转阳极用钨表面的原因 X线谱(按形状分） 连续线谱，也称韧致线谱。从较短波长到较长波长连续的谱，称为连续线谱 特征线谱，也称标识线谱。在连续线谱上叠加的一些突出尖峰称为特征线谱 X线的性质,返回,旋转阳极技术:,增大焦点面积，扩大球管散热面提高球管功率和寿命。,旋转阳极球管的靶面,旋转阳极X射线管示意图,玻璃壳：防护，使

14、内部真空 阴极：灯丝，发射电子用 阳极靶面：一般用钨表面，当高速电子撞击时产生X线 转子：带动阳极转动,X线产生的条件,有电子源 加了低电压的灯丝可发射电子 有高压电场 30-200千伏，加速电子 有真空条件 避免电子在加速运动中碰到过多阻力 有适当阻挡物 金属靶面，用来承受高速电子的能量，使高速电子的能量转化为X射线,返回,旋转阳极用钨表面的原因,高速运动的电子所失去的功能中大约有1%能量变成X线，其它99%的能量转化为热能，旋转阳极就是为了散热快 X线的转换效率由两个因素决定：靶面材料的原子序数Z与自由电子本身能量 转换效率 =1.4*10-9ZV 选择钨表面的原因是 钨的原子序数较大 钨

15、的熔点较高，为3370 钨的导热性能比较好,注：其它表面金属 元素 符号 序数 熔点 钼 Mo 42 2917 钯 Pd 46 1532 铑 Rh 45 1966,返回,连续线谱,连续线谱的产生机制 高速运动电子在靶面原子核电场作用下，改变运动方向和速度。所损失的动能中有一部分转化成X线光子被辐射出去，由于带电粒子与原子核相互作用情况不同，所以辐射出来的X线光子能量也不一样，故有连续的能谱分布 连续线谱特点 强度随波长连续变化 每条曲线都有一个峰值 每曲线有一个短波极限 当管电压增大时，强度峰值与短波极限向短波方向移动,较低管电压下钨的连续X射线谱,短波极限,强度峰值,返回,注：短波极限与管电

16、压 成反比，与其它无关,特征线谱,特征线谱的产生机制 原子核外电子的跃迁。当高速电子撞击靶面时，可能与原子的内层电子相互作用而将内层电子轰出，使原子呈现出不稳定状态，当具有较高势能的外层电子填补内层电子空位时，即释放出多余能量，特征射线波长与靶面物质有关，并只有在高压下才能产生，原子序数越高产生特征辐射波长越短。,注：特征放射的波长是由跃迁电子的能量差决定的，与高速电子的能量无关，主要取决于靶面物质的原子序数,返回,注意:,在X线产生中，特征X线很少 诊断、治疗中，主要是连续X线。,X线的性质,物理特性 基本性质 医学方面应用的性质 穿透作用 荧光作用 电离作用 化学特性 感光作用 脱水作用

17、生物效应,返回,基本性质,本质与普通光线一样，属于电磁波，但波长比可见光更短，介于紫外线与射线之间。 与普通光线一样具有波粒二重性。 每个X线光子具有能量E=h（h是普朗克常数，6.626*10-34J/S；是频率） X线以光的速度直线传播，同时服从光的反射、折射、散射、衍射等一般规律,返回,穿透作用,X线波长短，能量大，能穿透一般光线不能穿透的物质，而且X线对人体的不同组织的穿透性不同，如下表：,返回,荧光作用,当X射线照射在某些荧光物质（磷、钨酸钙等）时产生荧光，由于荧光物质受X线照射时，物质的原子被激发或电离，当被激发的电子恢复到基本态时，便可放出荧光，利用这一性质，可观察X线图像 与此

18、性质有关的设备有：X线透视荧光屏、增感屏、影像增强器、闪烁计数器等,返回,电离作用,具有足够能量的X线光子可以从原子中击脱电子产生电离（一次电离），甚至脱离了原子的电子还能与其它原子碰撞产生二次电离 这一性质的主要应用有：X线剂量检测器，它主要是根据气体分子电离电荷的多少来测定X线剂量,返回,化学特性,感光作用 胶片乳剂中的溴化银受X线感光，经化学显影，还原出黑色的单质金属银颗粒，其黑度取决于感光程度，X线摄影即是利用其化学感光作用使组织影像出现在胶片上。 脱水作用 某些物质经X线长期照射后，因结晶体脱水而逐渐改变颜色,返回,生物效应,生物细胞在爱到X线的电离辐射后可能损伤甚至坏死，这方面主要

19、应用是：放疗 生物细胞在爱到X线的电离辐射后可能破坏细胞结构甚至是基因改变,返回,X线的衰减,当X线穿透人体时，出现衰减IoIi，如图,返回,检 测 屏,Ii,Io,X线简单衰减公式推导,X线衰减的原因,X线衰减对X线成像的影响,X线常用简单衰减解析公式,X线简单衰减公式推导,基本假设 点X线源在无穷远处，即射入人体的X线为平行射线 检测器平面离人体足够远，以至于被散的X线不能撞击检测器 公式1、2、3中假设被探查物体为均匀介质 公式1、2、3、4中假设入射光子能量均匀 公式1 N ：作用后减少的光子数，即No-Ni，是负值 z：被测物体的厚度 ：比例常数，即线性衰减系数 N：入射的光子数 公

20、式1说明：丢失的光子数N与入射光子数N、作用距离z及所探测物质本身的性质（）有关,X线简单衰减公式推导,公式2 Ni：总的入射光子数 No：通过的光子数 Z：探测物体厚度 公式3 公式4 若被探查物体不是均匀厚度的，则检测强度与入射位置(x,y)有关 若被探查物体不是均匀密度的，则与具体位置（x,y,z)有关,X线简单衰减公式推导,X线强度公式 是指单位时间内通过与射线方向垂直的单位面积的辐射能量，单位是w/m2 Nj：频率为j的光子数 j频率 h：普朗克常数，6.55*10-27尔格秒 6.63*10-34JS 若入射光子的能量不同，则有一般式,*,X线简单衰减公式推导,其中：,*,称为传输

21、强度，记为t(x,y),简化：设为定值，为常数，厚度为L，则,定义：称为线性衰减系数，单位为cm-1。 另外：由于同一物质的密度不同时，衰减系数也不同，因此常用/p（质量衰减系数）来表示物质的衰减特性,返回,X线衰减的原因,相干散射，也称瑞利散射 光电吸收，光子与电子的作用 康普顿散射,返回,相干散射,原因： 一个低能量的X线光子在撞击原子轨道上的电子后，被撞击的电子因能量不足未能脱落，但光子自身被吸收，此后，被击原子立即放出与入射光子能量相同方向不同的光子（折射），由于被折射的光子离开了原来的传播方向，因此造成射线束的衰减。 特点：能量较低时产生，能量较低时明显 对X线成像的影响：小，因为X

22、线成像用的光子能量较高,返回,光电吸收,原因： 当X线光子撞击被束缚得比较紧的电子时，它的全部能量给予了被击脱的电子，使电子克服核电场力的作用而脱离轨道，即被击脱的电子获得动能成为光电子，而入射电子本身被吸收，当外层电子补充到被击电子的空穴时产生荧光放射。 注：光电吸收引起的质量衰减系数大约与物质的原子序数的四次方成正比 特点：对高原子序数的物质来说较明显。 对X线成像的影响：人体中的主要元素原子序数都不大，因此影响较小。相对而言，对钙等影响稍大,返回,康普顿散射,原因 能量较大的X线光子撞击原子外层的松散电子时，使电子脱位，但此时X线光子只把自己的一部分能量给了电子并使电子获得动能，光子自身

23、仍有部分能量，但因撞击而改变了方向。 特点 光子能量越大，X线衰减越明显 对X线成像系统影响 诊断用X线的光子能量相对较高，故是X线衰减的主要原因 对成像有副作用，降低图像的对比度 由患者身体上散射的照射可能造成对检查人员的辐射 公式推导,返回,康普顿散射公式,如图：由动量守恒定律可知：,X向：,Y向：,以上两式变形可得：,以上两式两边平方并相加可得公式1,由爱因斯坦相对论的能量守衡关系可知：,其中： E为散射光子能量； m0是电子的静止质量； m为运动电子质量； (m-mo)c2为电子能量的增量,由上式变形可得,由上式两边平方可得公式2,由公式2-公式1可得公式3,由,变形可得公式4,由公式

24、3与公式4联立可得:,或写成:,单位: nm,波长变化率为,结论: E越大, 变化越大,返回,动量守恒定律,系统不受外力或所受外力的合力为零，则系统的动量保持不变 P=mv E=h=mc2=P=E/C,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

25、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,脂肪,肌肉,骨,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NgNA/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,

26、 n=3.2,返回,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,荧光透视成像系统,胶

27、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150m 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,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,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

28、度定义为,返回,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,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,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,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

29、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,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,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,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

30、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,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,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,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

31、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,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

32、,返回,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,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,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

33、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:

34、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,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,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,计算机

35、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,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

36、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,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,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

37、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,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

38、多少？水的呢？(P16公式2-21),返回,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,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,基本原理与发展,X-CT主要解决的

39、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,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,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,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

40、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,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

41、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,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,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/c

42、os,0)两点来求得 xcos+ysin=R 极坐标L直线方程为,返回,rcos(-)=R,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,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,而f(x,y)的傅立叶变换为,故F(u,v)中沿u=0的直

43、线上的值是,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,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,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)

44、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,逐次近似法(迭代法),返回,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,直接反投影重建算法简单示例,原图像,0 1 0,0 1 0,0 1 0,0 1 0,重建图像,0 1 0,垂直,+,水平,0 1 0,+,+,=,对角,反对角,返

45、回,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,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,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,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

46、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,滤波反投影重建具体做法,g(R),g(R),F1g(R),F1g(R) |,f(x,y),反投影,1D-FT,*|,1D-IFT,返回,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

47、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,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,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

48、)= C(R)在原点附近有较大冲激 当 当,返回,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,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,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,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

49、,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,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,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

50、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,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

51、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,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,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,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

52、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,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,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

53、、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,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-9

54、9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,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,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

55、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: 源像,放大程度与人与相机距离有关 针孔型准直器: 只开一个小孔,这样的设计可以保证体内不同位置来的辐射光子被限定到昌体的一个固定点上,而不至于产生图像模糊.视野取决于辐射源与准直器之间的距离,灵敏度比多孔

56、准直器低,源与准直器的距离越大灵敏度越低,加大小孔的尺寸可提高灵敏度,但图像会模糊. 相机选择准直器时要注意哪些参数? 小孔直径,孔数,隔膜厚度,入射射线的能量,被测器官大小,返回,闪烁晶体,将入射的射线光子转换成光学图像 理想闪烁器要满足以下要求: 对入射的射线光子有较高的俘获率,这就要使用高密度、高原子序数的材料另外也可以将闪烁体做得厚一些 与入射光子相互作用后的发光效率高，但发光的持续时间短 材料具有较好的光学性能，对荧光的传播是透明的，并且折射较小 相机一般常用NaI晶体做为闪烁晶体,返回,光电倍增管与位置计算电路,光电倍增管阵列六角形排列 位置计算电路 对位置相关信号进行处理，可以得

57、到准确的闪烁点坐标位置 每次只检测一个闪烁事件 全数字化方法已经进入实用阶段 位置计算方法,返回,脉冲高度分析仪,作用 对输出的能量信号进行分析处理将入射能量符合要求的图像送到监测器，否则取消 分析方法 设置能量下限：为避免康普顿散射等原因造成的图像模糊 设置能量上限：若光子能量超过上限，则会有多处同时发生荧光闪烁，这种情况下系统无法计算位置,返回,放射性同位素成像系统分析,主要指标有 灵敏度 模糊度 空间分辨率 图像对比度 均匀性 定位误差 噪声,返回,灵敏度,定义: 系统对每单位放射性所能测得并能用于成像的光子数 灵敏度=每秒计数/微居时里 相机的灵敏度与系统部件的关系 准直器的影响: 准

58、直器小孔越大,灵敏度越高;准直器厚度越薄灵敏度越高 闪烁体厚度:闪烁体越厚,灵敏度越高 脉冲高度分析仪:能量阈值范围越大,灵敏度越高,返回,模糊度与空间分辨率,定义: 点辐射源通过准直器小孔在检测器上形成的圆斑大小可以描述模糊程度. 圆心最大强度一半的强度的半径表示系统模糊度 单位距离里的线对数可表示分辨力 相机的模糊度与系统部件的关系 准直器小孔越大,图像越模糊 准直器厚度越薄,图像越模糊 照相机与成像物体间的距离越大越模糊 闪烁体越厚,分辨率越低,返回,对比度,由于不同组织或脏器对特定的药物有特殊的聚焦能力,因此,生理与病理都会影响对比度 环境的放射污染会影响对比度 脉冲高度分析器的能量窗

59、口设置合理,可以扩大辐射源物体与背景间的对比度,返回,均匀性,定义: 在整个显示范围内都能提供较好的图像的能力,即图像相应指标全场均匀 影响均匀性的因素 客观因素: 光电倍增管增益校正不良,有光电倍增管失效,晶体局部失效或损坏,能峰飘移 主观因素:不同视线环境,心理因素等对图像的感觉不同,也可能导致主观感觉不均匀,返回,噪声,系统噪声: 放射性同位素的衰变是无规则的,在相等时间间隔里对放射源放出的光子数统计值围绕某一值上下涨落,这种现象称为放射性的统计涨落,构成了记录的本底噪声 环境污染等问题会带来其它噪声,返回,发射型计算机断层成像,Single Photon Emission Computed Tomography，单光子发射计算机断层显像 能给出脏器的各种断层图像 也具有一般相机的功能，可以进行脏器的平面和动态（功能）显像 正电子发射计算机断层扫描: （Positron Emission Tomography，)是核医学发展的一项新技术，代表了当代最先进的无创伤性高品质影像诊断的新技术，是高水平核医学诊断的标志，也是现代医学必不可少的高技术。,返回,Siemens的SPECT系统,GE的SPECT系统,SPECT,SPECT,SPECT