医学影像内部复习资料1

X射线X射线的基本特性1.X射线在均匀的、各向同性的介质中，是直线传播：2.X射线不带电，不受外界磁场和电场影响；3.X射线具有贯穿本领；（不同组织穿透性不同：骨骼--软组织--脂肪--肺、肠道）4.X射线的荧光作用；(X射线照射荧光物质可发出荧光)透视、增感屏5.X射线的电离作用；（X光子撞击电子--一次电离--撞击其它原子--二次电离）X射线损伤和治疗基础6。X射线的热作用；7.X射线的化学和生物效应：（与物质进行光化学反应；生物体内电离和激发作用）焦点1. 实际焦点：灯丝发射的电子，经聚焦加速后，撞击在阳极靶上的面积。2. 有效焦点：X射线管的实际焦点在垂直于X射线管轴线方向上投影的面积，即X射线照射在胶片上的有效面积。补充：影响焦点大小的因素有哪些？答：灯丝的形状、大小及在阴极体中的位置和阳极的靶角θ有关实际焦点和有效焦点大小的影响：实际焦点面积增大，散热好，但有效焦点面积也增大，胶片影像模糊实际焦点面积减小，阳极靶单位面积上的电子密度增大，实际焦点温度增大，阳极损坏；须综合考虑：双角度靶面和不同长度灯丝结合可产生非常灵活的摄影条件3.焦点对成像的影响：有效焦点越小，影像越清晰；有效焦点为点光源时：胶片图象边界清晰；有效焦点为面光源时：胶片图象边界模糊有半影；半影大小为：为使图象清晰，要减小半影，可减小S和d（小焦点，短距离）；• X射线量分布不均，半影大小不同，影像质量不同；高斯分布>矩形分布>双峰分布• 管电流增大，焦点增大，影像质量下降；• 管电压增大，焦点增大，影像质量下降；轫致辐射1.连续X射线的产生（轫致辐射）电磁理论：当一个带电体在外电场中速度变化时，带电体将向外辐射电磁波。高能入射电子通过阳极原子核附近，受到原子核引力场的作用会降低速度并改变方向，入射电子损失的能量以电磁辐射的形式释放。这种形式产生的辐射称为“轫致辐射”或“制动辐射”（Bremsstrahlung）。设辐射损失的能量为△E，则辐射电磁波（光子）的频率由△E=hν确定。轫致辐射产生连续X射线原因：• 每个高速电子与靶原子作用时的相对位置不同• 每个电子与靶原子作用前的能量也不同• 故各次相互作用对应的辐射损失也不同，因而发出的X光子频率也互不相同，大量的X光子组成了具有频率连续的X光谱。• 钨的连续X射线谱强度随波长的变化曲线图。• 特点：• 每条曲线都有一个峰值；• 曲线在波长增加的方向上都无限延展，但强度越来越弱；• 在波长减小的方向上，曲线都存在一个称为短波极限波长λmin的极限值；• 随着管压的升高，辐射强度均相应地增强；• 各曲线所对应的强度峰值和短波极限的位置均向短波方向移动。• 短波极限波长λmin对应的X光子能量最大，等于电子的全部动能。故有：λmin有且只与管电压U有关X线球管的效率定义为X线能量与入射高能电子能量之比，可以用式（2-4）近似计算：效率=KV´Z´10-6（2-4）钨（Z=74）阳极当管电压为100kV时效率只有0.74%；钼（Z=42）阳极当管电压为40kV时效率不到0.17%。标识辐射标识辐射（离散X射线）标识辐射（Characteristicradiation）是高能电子与阳极物质内层电子作用的结果。如果轰击阳极的电子能量大于阳极原子的内层电子结合能，则可能使内层电子脱离原子的束缚成为自由电子。阳极原子电离后留出的空位由较高能级上的电子来填充。较高能级上的壳层电子跃迁至较低的能级时，会以电磁辐射(X射线)的形式释放能量。即高速电子把原子核外内层电子击出的过程中伴随的标识X射线的电磁辐射，称标识辐射。• 除K层外，当靶原子中的其它层电子被击出时，相似的标识X射线就会产生。标识辐射也称为特征辐射，能够表征化学元素的性质。标识辐射发生的前提是入射电子的动能大于阳极原子中壳层电子的结合能，而辐射光子的能量则仅仅取决于阳极原子的电子能级之差。由于原子核外电子壳层的能级取决于元素的原子序数，所以标识辐射能够表征作为阳极材料的化学元素的性质。也即标识X射线波长仅取决于阳极靶物质。产生标识辐射X射线的最低管电压U必须满足：eU≥WiWi为第i层电子结合能。U=Wi/e为最低激发管电压不同靶材料，U不同。见P7表1-2各壳层最低激发电压为：Uk>UL>UM但K系标识辐射X射线最多，其他被管壁吸收• X射线谱的大体形状一样，但射线技师控制下的许多因素会影响能谱的大小和形状。• 管电流：幅度• 管电压：幅度和位置• 附加滤过：幅度（低能）• 靶材料：幅度和标识位置管电压波形：幅度（高能）X射线的强度X射线的强度：单位时间内通过单位横截面积的辐射能量（光子数和每个光子能量决定）。单色X射线强度I为：复色连续X射线强度I为诊断用连续X射线总强度：其中：k1=1.1—1.4*10-9,n=2K系辐射强度Ik计算公式：其中：K比例常数；i管电流；n常数：1.5-1.7；U管电压（kV）；UkK系辐射的激发电压（KV）医学常用X射线的量和质表示强度；量：X光子数目N，mA.s质：X光子的能量hv（平均），可表示X射线的硬度：穿透物质的能力X射线按硬度大小分类：极软、软、硬、极硬四类；用途各异。X射线总强度计算公式：K取1.1—1.4*10-9,n=2(i:mA;U:Kv)影响强度因素：• 阳极靶原子序数Z：I∝Z• 管电流i:I∝i• 管电压U:I∝U2• 实际中，常用mA.s表示强度：在管电压固定时，用X射线管的管电流i与照射时间t的乘积X射线的滤过和硬化固有滤过：从X射线管阳极发射出的原级X射线穿过管壁后，被吸收一部分；附加滤过：据需要，在X射线管射出的X射线到达被投照部位前放置一定的物体，会产生滤过；可使X射线的总强度减小，分布均匀；硬度提高；附加滤过常用密度均匀的滤波板：管电压低时，用铝滤波板；管电压高时，铜铝滤波板----铜标识X射线---铝标识X射线--空气X射线的线质（硬度）常用半价层表示：使X射线束的强度减弱为原来一半时所需要的吸收层的厚度；厚度，硬度。诊断时常用X射线管的管电压的千伏值表示质。产生硬x射线的 方法 快递客服问题件处理详细方法山木方法pdf计算方法pdf华与华方法下载八字理论方法下载 ：• 高管电压• 大原子序数阳极靶• 厚度较大、原子序数较大的滤过板X射线与物质的相互作用X射线的能量范围：10keV---300keV低能范围，X射线与物质之间的作用方式主要有光电作用（PhotoelectricAbsorption）、康普敦散射（ComptonScattering）、汤姆森散射（ThompsonScattering）和瑞利散射（RayleighScattering）、电子对效应等。线性衰减系数入射x射线粒子通过物质时，将与物质粒子相互作用被散射，使出射束减弱，减弱程度为η为作用概率，它表示射线通过物质层△X时强度的相对减弱，也表示一个粒子与物质相互作用的概率。表示X射线光子与每单位质量厚度物质发生相互作用得概率。与物质密度无关光电作用光电作用过程是光致电离的过程，一个辐射光子使原子的一个壳层电子脱离原子，变成光电子。光子的能量用来克服电子的结合能使原子电离，剩余部分能量变为光电子的动能。如果光电子来自较低能级的壳层（如K、L层），那么留出的空位在被更高能级的电子填充时会产生标识辐射光子。这个过程与高速电子轰击阳极靶产生标识辐射X线光子的过程类似作用系数原子序数大，发生概率大；光子能量大，发生概率小。康普敦散射能量较高的辐射光子（远高于电子的结合能）在与物质相互作用时，入射光子与原子内一个轨道电子发生相互作用时，光子损失一部分能量，并改变运动方向，电子获得能力而脱离原子。这一现象由AHCompton首先发现，他把这一现象解释为辐射光子与“自由”电子非弹性碰撞的结果。称为康普敦散射。康普敦散射的作用系数总衰减系数医用X线穿过物质时的非线性衰减程度与四个因素有关：1. X线本身的性质（量和质）：反比2. 吸收物质的密度：正比3. 吸收物质的原子序数：正比4. 吸收物质的每千克物质含有的电子数：正比软组织------骨骼-------碘化钠增大X线透视人体不同部位透射的X线与荧光屏相遇时，可在荧光屏上形成明暗不同的点构成的影象。若投照部位厚度一定，则荧光屏上暗的地方对应人体组织密度高的部位，X线吸收多；荧光屏上亮的地方对应人体组织密度低的部位，X线吸收少；医生根据医学知识，分析影象，判断组织器官的形态和功能，这就是X线透视。透视可观察器官的形态和器官的活动状况。如胃肠蠕动。X线透视设备X射线管和荧光屏装在一个C形臂的两端，透视时，使其同步动作，被检查者位于C字中心。X线荧光屏：产生影象部件由荧光纸、铅玻璃、薄胶合板组成，他们同装于一个框架中。薄胶合板：保护荧光纸；荧光纸：纸面涂有荧光物质（材料）：氰化钡、硫化锌、硫化镉的混合物；铅玻璃：防止X射线对工作人员的伤害X线透视缺点• 有辐射且量大• 不能留下客观记录• 透视影象是先将X射线影象转为荧光屏的光影象，然后再转为上影象，两次影象转换，丢失信息，同时荧光屏亮度有限，人眼视觉灵敏度低，荧光物质颗粒大，则较细微结构的影像看不清楚，对早期病变和复杂结构组织器官看不情。X射线摄影• 人体不同部位透射的X线与胶片相遇时，可在胶片上形成明暗不同的点构成的影象。• 若投照部位厚度一定，则胶片上暗的地方对应人体组织密度低的部位，X线吸收多；荧光屏上亮的地方对应人体组织密度高的部位，X线吸收少；• 医生根据医学知识，分析影象，判断组织器官的形态和功能，这就是X线摄影。• 摄影设备：医用胶片（胶片－增感屏系统）和胶片处理系统。• 1.医用胶片：影像的记录、显示和储存• 2.增感屏：增强X射线对胶片的感光。• 胶片• X射线照射的胶片，经显影、定影后，胶片感光层的硵化银－－银，组成黑色影像。• 胶片光密度：胶片变黑的程度。• • D越大，照片越黑，• 被照物质密度越大，影像白影X线影像增强器可将普通X射线透视的荧光屏亮点的亮度提高1000~10000倍，使X射线间接摄影和X射线数字成像成为可能• 为什么XII能够增强图像？（亮度增强几千倍）• 有源器件• 大屏®小屏• 增益• 当XII与荧光屏接受相同的X线照射量时，两者输出亮度的比值。• 转换系数• XII的输出亮度与输入X线照射量之比。• 优点：• 转换系数高，可大幅度降低X线剂量；• 成像速度快，适合实时成像• 缺点：• 荧光屏的缺点；• 视野，几何畸变；• 其它传统屏-片成像• 优点• 空间分辨力高、价格低廉，• X线设备造价低、维护费用低• 缺点• 动态范围小；• 需要化学处理，影响图像质量，污染环境；• 无法进行后处理，废片率较高；• 图像获取、显示、存储和传递的功能均以胶片为载体，无法复制；• 消耗白银数字减影血管造影（DSA）人体同一部位造影前后的两帧图象相减，获得两图象中有差异（造影）部分的图象。——减影技术DSA:将造影前、后获得的数字图象进行数字减影，消除骨骼和软组织结构，使造影剂所充盈的血管在减影图中显示出来，图像对比度提高。DSA的物理基础：S=(μI-μT)dI减影后图像与造影剂厚度成正比，与造影剂和软组织的线衰减系数有关，与骨和软组织的结构无关。去掉了骨和软组织的影响，突出造影的血管。DSA的基本方法：1. 时间减影（用作减影的两帧图像是在不同的显影时期获得，易受病人移动和动脉搏动影响）2. 能量减影（可消除运动影响，无法同时去除骨和软组织）3. 混合减影能量减影利用碘在33Kev能量水平时，其x线吸收系数显示出锐利的、锯齿形不连续的性质，在血管引入碘造影剂后，分别用略低于和略高于33Kev的X线能量（管电压分别为70kV和120kV—130kV）曝光，在此两种能量下，碘与其它结构的衰减有较大差别，将两种能量下曝光的影像进行数字减影，突出碘的对比度，消除其它无关组织影响。则后一帧影像比前一帧影像碘信号大约减少80％ ，骨信号大约减少40％，软组织信号大约减少25。若将这2帧影像减影，彼此将有效地保留少量的软组织影像及明显的骨影像与碘信号。若减影前首先将130kVp状态时采集的影像由一大约1,33的因数加权，则减影处理后可以很好地消除软组织，仅遗留较少的骨信号及明显的碘信号。 能量减影法不能同时去掉骨骼和软组织影像。可以抑制组织慢运动造成的模糊。能量减影技术要求在特殊X线机上实现。管电压可在两种能量之间高速切换混合减影在造影剂到达前后都作高能和低能摄影。先做能量减影去软组织，再做时间减影去骨骼。前述能量的Ｋ缘减影，当对注入造影剂以后的血管造影影像时，使用双能量Ｋ缘减影，获得的减影像中仍含有一部分骨组织信号，为了消除这部分骨组织，得到纯粹含碘血管影像，可以在造影剂注入前先做1次双能量Ｋ缘减影，获得的是少部分的骨组织信号影像，将此影像同血管被注入造影剂后的双能量Ｋ缘减影影像再作减影处理，即得到了完全的血管影像。这种技术就是混合减影技术。影响DSA影象质量的因素：1. 噪声：被检者身体X线散射（与厚度成正比），视频摄影机和模拟存储器件噪声2. 运动伪影：运动或投照系统不稳—配准难—伪影3. 造影剂浓度：与血管直径反比4. 其它：器官状态和精神状态（心搏）DSA的优缺点：（与胶片减影相比）优点：1. 对比度大：2. 实时处理：3. 直接显示和校正：缺点：1. 运动会产生伪影2. 不进行选者性注射时，会血管重叠（CR）计算机X射线摄影1982日本富士胶片会社研制。优点：曝光量低，宽容度大，可进行后续处理和存储、传输，质量和信息量同传统拍片一样。同传统拍片不同：影像记录和显示不在同一媒介。• CR成像原理1. 影像信息的采集记录在成像板（IP）上(代替胶片)• 成像板（IP:ImagingPlate）• 成像板（IP:ImagingPlate）• 光激励发光物质（某些物质在一次激发光照射下，能将一次激发光携带的信息储存起来，当再次受到激发光照射时，能发出与一次激发光所携带信息相关的荧光）• （PSL:PhotostimulableLuminescence）• BaFX:Eu++X=Cl.Br.I• PSL受一次激发光照射后形成电子-空穴对，这些带电粒子在PSL晶格中累积并能保持一段时间，储存了X线能量，在成像板中形成潜像；当再次受到激发光照射时，会产生同潜像相关的荧光，读出影像信息。• 消退变白：需屏蔽，摄片后8小时内读取• 可重复使用,但避免长期放置不用2.影像信息的读取• 激光扫描仪（PSL扫描仪）– He-Ne激光器，l=633nm；– 激光二极管，l=680nm。• 曝光后的成像板在激光扫描时，PSL受激光激励释放累积的带电粒子，发出可见光，这就是光激励发光现象。每个像素发出的可见光强度与该像素受到的X线照射量成比例。• 影像信息的处理因为是数字图象，可以用计算机图象处理软件进行各种后处理：增强对比度、亮度、放大、滤波等。4. 影像信息的再现荧光屏显示、多幅照相机摄影到胶片上、激光照相机直接记录激光照相机的 工作原理 数字放映机工作原理变压器基本工作原理叉车的结构和工作原理袋收尘器工作原理主动脉球囊反搏护理 ：6.影响CR影像质量的因素• 空间分辨力：• PSL物质结晶体的颗粒度、影像读出系统的电光学特性、激光束光点的大小、散射程度• CR影像中的噪声：• X射线量子噪声：IP吸收过程中产生• 光量子噪声：光电倍增管转换时产生• 固有噪声：IP结构噪声、激光噪声、模拟 电路 模拟电路李宁答案12数字电路仿真实验电路与电子学第1章单片机复位电路图组合逻辑电路课后答案 噪声、A/D转换中量子噪声等.CR影像的优缺点• 优点：• 数字影像• X射线照射量的动态范围大• 照射剂量低• 应用范围广• IP可重复使用• 缺点：• 时分力差、空分力稍差、设备昂贵CT原理　　　　CT是综合运用层面X线扫描原理，利用高灵敏光子探测技术，先进的数据处理方法和显示技术，根据人体不同组织和病变对X线衰减系数不同，采用一定的数学方法，把探测的结果经计算机处理，获得人体衰减系数在人体某剖面上的二维分布矩阵，再用电子技术转化为一系列准确而详细的组织层面灰度图像，实现断层图像的现代医学成像技术。这些层面图综合起来，便能得到有关组织结构的立体形象和病变情况，达到诊断的目的。CT扫描的工作原理X射线围绕着人体扫描，在穿过人体之后，X线投射在随X线球管一起运动或静止不动的一系列探测器上，对扫描的体积断面所采集X线信息，通过先进的计算技术（Fourier转换，反投射法）转换成二维的图像。尽管CT技术较X线平片复杂，基本原理是一样的，即高密度的物质阻挡X射线的穿透CT扫描的缺点：虽然发现病变的敏感性极高，但在定性诊断上仍有很大的限制。由于CT机测定的是物理参数，即人体组织对X线的衰减值或物理密度，医生就是根据正常组织和异常组织呈现的衰减值差异作为诊断的依据，如果衰减值无差异，再大的肿瘤也无法鉴别。可见CT扫描尽管有许多优越性，但也有其局限性，只有与其他设备，其他诊断手段相配合，才能充分发挥其作用。 XCT的重建N个方程求n个衰减系数（一维）通过扫描，获得足够的投影值，再运用数学方法处理投影值，确定衰减系数，获得衰减系数的二维分布矩阵（数字图像）。二维：坐标变换得：投影值反投影法重建：利用投影数值近似的复制出μ的二维分布矩阵.原理:沿投影的反方向,把所得投影的数值反投回各体素中去,并用计算机进行运算,求出各体素μ值而实现图象的重建.断层平面中某一点的密度值(μ值)可看作这一平面内所有经过该点的射线投影之和的平均值反投影法重建：利用投影值反求衰减系数的二维分布。筛选出某一确定扫描路径L对应的投影：某一θ角度上的反投影（衰减系数）全部角度的衰减系数分布要求最后算得即可，重建出图像。算法举例反投影法重建：断层平面中某一点的密度值可看作这一平面内所有经过该点的射线投影之和的平均值• 1)根据反投影算法x1=p5=5 x6=p2+p3+p5=18 …• 2)平均化处理，除以投影线数目 xi=xi/6 断层平面中某一点的密度值可看作这一平面内所有经过该点的射线投影之和的平均值• 产生星状伪迹的原因在于：反投影重建的本质是把取自有限物体空间的射线投影均匀地回抹(反投影)到射线所及的无限空间的各点之上，包括原先像素值为零的点• 思考：如何“去伪存真”，消除伪迹保留真像？反投影图像重建缺点：边缘失锐滤波反投影图像重建用一滤波函数与前投影值卷积作为新的投影函数，再反投影。去伪影，且速度快。XCT的数理基础一. 体层（断层）：受检体的一个薄层像素：按一定大小和坐标人为划分的构成图像的基本单元（点子）体素：在受检体内的一个薄层面上按一定大小和坐标人为划分的小体积元。（与像素编码顺序一致）二.扫描与投影扫描：用近于单能窄束的X线束以不同的方式、按一定的顺序、沿不同的方向对划分好体素编号的受检体体层进行投照，并用高灵敏度的探测器接收透射一串串体素后的出射X线束的强度I。投影：投照受检体体后出射X射线束的强度I。CT机主要分以下三部分：即①扫描系统（X线管、探测器和扫描架）;②计算机系统（数据储存、运算等）和图像重建系统;③图像显示和存储、照相系统。①扫描系统（X线管、探测器和扫描架）:CT扫描装置：X线管，扫描床， 检测 工程第三方检测合同工程防雷检测合同植筋拉拔检测方案传感器技术课后答案检测机构通用要求培训 器，扫描架①扫描系统（X线管、探测器和扫描架）:X线球管是CT影像设备的心脏部分，由阴极、阳极和真空玻璃或金属管组成，其类型可分为固定阳极和旋转阳极两种。固定阳极X线球管主要应用于单束和多束形的扫描机中，其焦点是矩形的，主要用于第1、2代CT机中；旋转阳极X线球管主要用在扇束旋转扫描机中，故在第3、4代CT机中多采用此种X线球管；窗口技术：CT机放大某段范围内灰度的技术。将放大灰度范围的上限增强为全白，下限压缩为全黑。增强了局部灰度范围内不同灰度之间黑白对比的程度。窗口：被放大的灰度范围。窗宽：被放大的灰度范围上下限之差。窗宽=CTmax-CTmin窗位：被放大的灰度范围的灰度中心值。窗位=(CTmax+CTmin)/2窄窗宽——CT值范围小——每级灰阶代表的CT值跨度小——黑白对比度大。适合观察密度差别小的组织。反之宽窗宽，适合观察密度差别大（肺、骨质）的组织。CT的意义CT的密度分辨率远高于一般Ｘ线检查，属非创伤性，检查时间较短，准确性较高和应用范围甚广的一种技术。它是目前神经系统疾病首选的影像学诊断方法；同时还应用于五官、胸部、腹部的组织、器官的检查，如对眼、鼻、耳、心、肥、肝、胰、肾等器官疾病的诊断很有帮助。CT检查的优点： ①CT为无创性检查，检查方便、迅速，易为患者接受。 ②有很高的密度分辨力，密度相差5-6H的不同组织能被区分。能测出各种组织的CT值。 ③CT图象清晰，解剖关系明确。 ④CT能提供没有组织重叠的横断面图象，并可进行冠状和矢状面图象的重建。 ⑤用造影剂进行增强扫描，不仅提高了病变的发现率，而且有的能做定性诊断。 CT成像缺点：CT图像是经过数据采集、量化、图像重建和图像显示等多个环节形成的，任何一个环节出现偏差都会给CT图像带来伪差，容易造成误诊断，这是在使用CT成像中和读CT影像片时应力求避免的。医师与技师应根据具体情况，尽早识别或判断出CT图像中出现的图像伪差的原因，及时进行修正或改进。空间分辨力一般，介与X线成像与r照相机之间磁共振成像MRI（magneticresonanceimaging）:利用射频（RF）电磁波对置于磁场中的含有自旋不为零的原子核的物质进行激发，发生核磁共振NMR（nuclearmagneticresonance），用感应线圈采集共振信号，经处理，按一定数学方法，建立的数字图象。磁共振现象：处在某一静磁场中的物质的原子核受到相应频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁现象。MRI优点：有多个成像参数，能提供丰富的诊断信息；无电离辐射，安全可靠；有极好的组织分辨能力；不需造影剂，即可观察心脏和血管系统；扫描方向灵活，可做横断面、冠状面、矢状面及任意切面断层扫描。但扫描时间相对较长。空分力较低。设备昂贵，禁忌症多。磁共振信号的采集当在静磁场中物质的原子核受到—定频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁，这就是磁共振现象。物质吸收电磁波能量而跃迁之后，又会释放电磁能量恢复到初始状态，如果用特殊装置接受这部分能量信号，就采集到了磁共振信号。产生磁共振现象的基本条件1.能够产生共振跃迁的原子核；2.恒定的静磁场3.产生一定频率电磁波的交变磁场。射频磁场由于纵向磁化矢量Mz方向与外磁场方向平行，它是叠加在外磁场上，故无法测量出来。为此在XY面上任一方向加入射频磁场Br（绕B0的旋转磁场），使磁化矢量M偏离B0,在XY面上产生不为零的横向磁化矢量投影分量Mxy=Msinθ。射频脉冲的频率必须与原子核的进动频率相同。M与B0间夹角θ=γBrtt为Br作用时间。射频脉冲的作用：（原子核同时绕B0和Br旋进）1. 是低能级的原子核吸收了RF脉冲的能量后跃迁到了高能级，原子核在外磁场中排列方向由同方向平行变为反方向平行，进而又抵消了相同数目低能级原子核的磁力，纵向磁化矢量变小。2. 是受射频咏冲磁场的磁化作用，进动的原子核趋向于射频磁场方向而变为同步、同速运动，即处于“同相”。这样，在x-Y平面上叠加起来，形成了一个新的宏观磁化量，即横向磁化矢量Mxy,不为零，继续绕z轴进动。磁共振图象的信号平衡态：物质进入磁场后，形成并保持稳定的纵向磁化矢量的状态；为动态平衡。激发态：系统吸收射频能量后的不稳定状态。弛豫：射频脉冲停止后，系统从“不平衡”状态恢复到平衡状态的过程。纵向弛豫：射频脉冲停止后，纵向磁化矢量由最小恢复到原来大小的过程；又称T1弛豫。横向弛豫：射频脉冲停止后，横向磁化矢量由最大逐步衰减为零的过程；又称T2弛豫。T2*弛豫：主磁场不均匀情况下测得的横向磁化弛豫时间。T2*<<T2磁共振图像重建• 假定空间各处的磁场方向都是沿Z轴方向，但其大小却随位置改变。• 把大小沿某个方向的位置改变率称为这个方向的梯度。• 沿任意方向的梯度都可分解为沿三个坐标轴X,Y,Z的梯度分量，则总梯度为：空间定位• 像素－－体素一一对应• 梯度成像方法－－－梯度磁场BG,方向同B0,大小与（x,y,z）成线性关系，低于B0。• 1层面选择（定z）• 通过只使成像物体被选定• 断层的自旋核受到激励来实现。• 旋进频率• 若所加的RF脉冲的中心频率为：• 则，只有Z=Z1这一断层的自旋核受到激励。－－断层选择• Z不同，V不同• 2相位编码（定y）• RF脉冲停止后，同频率，同相位• 沿Y方向加BGy，沿Y方向坐标不同的地方磁场强度不同，自旋核旋进频率不同，经过ty后，相位不同用定y• 3频率编码（定X）• BGy停止后，不同Y位置质子初相位确定• 沿X方向加BGx经过tx后，不同X位置质子旋进频率不同• 用频率定x重建时间放射衰变规律放射性核素会自发的由不稳定状态趋于稳定状态——衰变，使原来的核素数量不断减少并产生出新的核素，同时会辐射出核射线，通过对射线的检测得以成像。衰变规律：指数衰减衰变参数：1.衰变常数λ：一个放射核在单位时间内的衰变概率。2.半衰期T1/2（Halflife）：核数量因发生自发核衰变而减小到原来核数一半所需的时间；天然铀：48亿年I-33：2.28h3。平均寿命τ：某种放射核平均存在的时间。逐次衰变规律：放射性不稳定核 子核素不稳定 子核素 稳定核素 各核数数量不是简单的指数衰减。放射平衡核衰变类型• 按衰变时所释放出的射线性质分αβγ衰变。• 1.α衰变：放射性核素从原子核自发的释放出α粒子的衰变。• 衰变反应式：• α粒子特性：贯穿本领小（人体中0.06-0.16mm），电离能力强（体内照射危险），临床不用。• 多数发生在质子数大于82的放射性核素中。• 2.β衰变：原子核自发地射出电子，正电子或俘获一个轨道电子而发生的转变。• （1）β－衰变：衰变中射出β－粒子和反中微子，转变为质子数加1，质量数不变的新核素过程。• 衰变反应式：• β－粒子：强贯穿本领，电离能力小于α粒子，大于γ射线。• 可被机体组织吸收，做核素治疗：I131治疗甲状腺亢进，甲状腺癌• （2）β＋衰变：衰变中射出β＋粒子和中微子，转变为质子数－1，质量数不变的新核素过程。• 衰变反应式：• 3.γ衰变：在αβ衰变过程中，所产生的子核处于不稳定的激发态，会向基态或低能态妖迁，释放出能量以γ射线射出，而核内结构Z,A不变，只是核能态发生变化。• 此伴随γ射线射出的核能级妖迁称为γ衰变。• 衰变反应式：• γ粒子：极强贯穿本领，电离能力极弱，不带电。• 临床进行核素显像。g照相机：一次性显像。静态、动态、局部、全身、功能、形态图像20桢/秒单光子发射型计算机断层SPECT1）结构：γ机型双探头，旋转扫描机架，检查床，操作台和计算机组成。γ机型的改变：双探头，以步进式或连续旋转方式采集信号2）其放射性制剂是发生r衰变的同位素，体外进行的是单个光子数量的测量。成像方法：滤波反投影重建二维的活度分布图象：可做横断层和纵断层成像横断层层厚由y1-y2决定，灵活，但也需衰减矫正正电子发射计算机断层PET正电子发射计算机断层扫描:（PositronEmissionTomography，ＰＥＴ)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。PET作为一种三维医学成像技术，结合计算机化横断面影像重建技术（如同CT扫描所用的）和放射性药物来产生影像。PET作为一种三维医学成像技术，结合计算机化横断面影像重建技术（如同CT扫描所用的）和放射性药物来产生影像。PET符合成像的独特性是使用了正电子发射示踪剂，发生b+衰变，产生的正电子会与电子发生湮没辐射，产生一对飞行方向相反、能量为0.511MeV的双光子，然后探测双光子。PET的物理基础• 正电子放射性核素通常为富质子的核素,它们衰变时会发射正电子。原子核中的质子释放正电子和中微子并衰变为中子：• 正电子的质量与电子相等，电量与电子的电量相同，只是符号相反。通常正电子（β＋）衰变都发生于人工放射性核素。PET的数据采集• 正电子湮灭作用产生的湮灭γ光子同时击中探测器环上对称位置上的两个探测器。• 每个探测器接收到γ光子后产生一个定时脉冲，这些定时脉冲分别输入符合线路进行符合甄别，挑选真符合事件• 符合线路设置了一个时间常数很小的时间窗（通常≤15ns），同时落入时间窗的定时脉冲被认为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光子对，从而被符合电路记录。时间窗排除了很多散射光子的进入。PET显像的特点• 由于C、N、O是人体组成的基本元素，而F的生理行为类似于H，故应用11C、13N、15O、18F等正电子核素标记人体的生理物质如糖、氨基酸和脂肪，可在不影响内环境平衡的生理条件下，获得某一正常组织或病灶的放射性分布(形态显示)、放射性标记药物浓集速率、局部葡萄糖氨基酸和脂肪代谢、血流灌注、受体的亲和常数、氧利用率以及其他许多活体生理参数等，藉此显示的形态和功能参数，以研究和诊断人体内的病理生理异常与疾病，它较之传统的解剖结构现象更深入更全面，可更早期地发现病变。• 应用光子准直和符合探测技术，提供了很好的空间定位，大大提高了探测灵敏度。其灵敏度比MRI高，比SPECT高10-100倍；改善了分辨率(可达4mm)，可检出1cm大小的病灶，图象清晰，诊断准确率高。• 能从一定体积的组织快速获得35(或更多)层面的断层图象(CT、MRI均无法办到)，且可获得全身各方向的断层图象，使临床医生能一目了然地看到疾病全身状况，它对肿瘤转移和复发的诊断尤为有利。• 由于它采用两个互成180度角的探测器进行探测，以及γ子光能量高，不易吸收，故湮没辐射的位置深度对测量结果无明显影响，并可以得到极正确的衰减校正，它可用实测数和经衰减校正后的真实数进行三维分布的“绝对”定量分析(精度±10％)，远优于SPECT。• 正电子核素为超短半衰期核素，适合于快速动态研究PET应用范围肿瘤学精神病学心血管系统药理学一.超声波基本物理性质（一）超声波定义超声波是一种频率高于20KHz的机械波，它在弹性介质中传播。它在传播的过程中，必然与弹性介质产生相互作用。人体的软组织属于弹性介质，所以超声波在人体体内传播时，它也与人体软组织产生相互作用。超声波的产生条件：高频声源和传播超声的弹性介质。超声波特点：频率高，波长短，方向性强，能量大，危害小等。诊断用超声频率：1MHz---100MHz• 1超声波分类：• （1）按超声振动形式分：• 纵波：振动分量与传播方向平行在气，液，固中都能传播；• 横波：振动分量与传播方向垂直，只能在固体中传播；• 波形转换：• （2）按发射方式分：• 连续波：正弦等幅波，频率和振幅都不变。• 脉冲波：阻尼衰减振荡波• （4）声阻抗Z：声压与振动速度之比；瑞利• 当声压与振动速度同位相时，Z=ρc• 人体组织按声阻抗不同，分为：• 低声阻：气体或充气组织，肺部组织• 中声阻：液体和软组织，肌肉(超声检查)• 高声阻：矿物组织，骨骼• 超声波在人体组织传播的过程中，受到人体组织的作用，产生衰减（attenuation）、反射（reflection）、透过（transmission）、折射（refraction）、散射（scattering）、会聚（convergence）、发散（divergence）、衍射（diffraction）、干涉（interference）和多普勒效应（Dopplereffect）等现象。• （四）超声波与人体组织的相互作用• 超声波的热效应：温度升高• 机械效应：振动和压力• 化学效应：• 空化效应：• 这些生物效应，能引起组织产生某些变化、损伤甚至灭活，产生的大小与超声强度、频率、持续时间有关。• 超声诊断的安全剂量:10-40mW/cm2五.超声治疗学的主要范围（一）超声物理治疗——理疗，中小功率超声的应用（二）超声手术刀（切割）——大功率超声的应用（三）超声碎石——大功率超声的应用（四）超声热疗1.超声的一般热疗法——大功率超声的应用2.高强聚焦超声治疗法——高强超声的应用（五）其他康复治疗的应用（六）超声诊断技术的分类超声诊断技术的类型极其丰富，按利用超声参数的不同，大概可以分为下列类型：1.脉冲回波幅度法 2.多普勒法3.谐波成像（harmonicimaging）4.超声CT（UltrasonicComputedTomography）利用声速或衰减进行计算机重建的图像。5.声全息（acousticalholography）6.超声组织定征（ultrasonictissuecharacterization）脉冲回波幅度法这是一类利用超声反射回波幅度变化来获取组织信息的方法。它主要提供组织器官解剖等结构和形态方面的信息。原理人体器官表面有被膜包绕,被膜同其下方组织的声阻抗差大,形成良好界面反射,声象图上出现完整而清晰的周边回声,从而显出器官的轮廓。根据周边回声能判断器官的形状与大小。无回声：无反射，如血液、肿瘤、肾实质；低回声：肝炎不同程度的强回声：癌；骨质，结石；肺凡利用脉冲超声回波的幅度变化来传递人体组织的解剖结构情况的技术都属于脉冲回波幅度法。其中在显示器上以波形的大小表示人体组织回波幅度的变化的显示模式称为幅度调制型，如A型超声；而用亮度表示人体组织回波幅度的变化的显示模式称为亮度调制型，如B型、C型、F型、M型超声等1.主控电路最简单的主控电路是同步触发信号发生器。它周期性地产生同步触发脉冲信号，分别去触发控制发射电路、扫描发生器。2.发射电路发射电路是在受到同步信号触发时，产生高压电脉冲去激励探头发射超声波。3.接收电路它包括射频放大电路、解调和抑制、视频放大电路三个基本部分。超声回波测距• 脉冲回波成像时，产生回波的位置可以根据脉冲发出并达到界面以及返回所经历的往返路程与声速的关系确定。• 声源至界面的距离为：• L=ct/2t为回波时间A型、B型和M型超声• A型超声（AmplitudeModulation）幅度显示型：荧光屏上出现脉冲波形，脉冲的幅度依据反射回波的强度大小决定，脉冲间距离正比于反射界面间距离。示波器上横坐标表示波传播时间即探测深度纵坐标表示脉冲的回波幅度信号提供轴向一维组织信息，用于实质性病变的定位诊断（病灶到体表的深度）可据回波脉冲幅度及形状推测病灶的性质。这种模式测量距离比较准确。目前在眼科应用中比较多。超声波声束不扫查，只进行一个方向的传播，并利用显示波形的幅度反映组织界面反射回波的大小的一种超声诊断仪。（一）  A型单相超声诊断仪A型单相超声诊断仪的基本结构方框图如图6-2-1所示。它由主控电路、延时电路、发射电路、接收电路、时基电路、增辉电路、电源、显示器和探头等组成。M型超声（超声心动仪）• M型超声（MotionModulation）运动显示方式：亮度调辉运动展开型，将回波幅度信号加到显像管Z轴亮度调辉极上，提供轴向一维诊断信息，主要用于心脏等运动器官检测。图像亮度：是回波幅度纵坐标：传播时间即探测深度横坐标：慢速时间扫描信号，用于展开人体活动器官的运动轨迹（心脏的活动时相），显示心脏各层结构相对体表的相对距离随时间的变化曲线，反映心脏一维空间组织结构的运动情况，所以称为M型（MotionMode）。在产科中用来测量胎心。M型超声波声束同样不扫查，只进行一个方向的传播，但利用显示屏上随时间展开的深度变化曲线的亮度来反映组织界面反射回波大小的一种超声诊断仪，它属于辉度调制型.（一）  M型超声诊断仪的基本结构如图2所示，M型超声诊断仪的基本结构包括：探头，主控电路、发射电路、接收电路、时间增闪补偿电路（TGC）、深度扫描电路、时间扫描电路、点阵时标电路、显示器和电源等。图2M型超声仪结构框图它和A型不同点有：1、视放输出的回波信号不是去驱动CRT的Y轴偏转，而是送到CRT的阴极或栅极进行亮度调制。2、深度扫描电路（A型称之时基电路）输出的扫描信号不是驱动CRT的X轴偏转，而是Y轴偏转，并在X轴上加上时间扫描信号，用作时间坐标。3、标距电路采用点阵距离刻度，上下两点距离表示深度距离（如1cm），左右两点距离表示时间（如0.5s）。B型超声• B型超声（BrightModulation）辉度调制显示方式：亮度调辉型，将回波幅度信号加到显像管Z轴亮度调辉极上，提供二维断层图像，也可实时动态观测。图像亮度：是回波幅度纵坐标：传播时间即探测深度横坐标：时间扫描信号，但时间扫描电压变化速率一定要与声线的实际位置严格对应，即与探头移动同步变化。超声波束按一个方向扫查（直线或弧线扫查），并与超声波的传播方向组成一个与超声波传播方向一致的二维切面，切面上光点的亮度反映组织回波大小。B型仪的种类很多。• 按照成像速度可以分为实时显像和非实时显像；• 按照采用使声束移动（扫查）的方法分类，可以分为手动式扫查、机械式扫查、复合式扫查和电子式扫查；• 按照扫查方式分类，可以分为线形（直线）扫查、扇形扫查、梯形扫查、弧形扫查、经向扫查，圆周扫查和复合扫查；• 按照探头与病人接触方式分类，可以分为直接耦合式和水耦合式，体表式和经体腔式。• B超也可以用彩阶编码代替灰阶编码，这种显示方式统称伪彩。B型因扫查方式的不同，可分为机械式和电子式。电子式又包含有线阵、凸阵和相控阵。常规腹部检查一般首选R50或R603.5MHz的凸阵探头；小器官检查一般首选7.5MHz的高频线阵探头；而心脏检查一般首选3.5MHz相控阵探头。B型扫描方式• B超中的扫描方式扫描：声束掠过某剖面的过程• 1电子线性扫描：以线阵式探头维基础，以电子开关或全数字化系统控制振元组顺序发射来实现。(1)常规扫描：若线阵由m个振元组成，参与合成一条扫描声束的振元数为n，则一帧线性扫描图像由m-n+1条扫描线组成。B型超声原理(2)隔行扫描：为防止前一次回波对后一次扫描的干扰，常将前后两次扫描声束位置错开，即先扫描奇数线，再扫描偶数线，每帧线性扫描图像由m-n+1条扫描线组成。(3)飞越扫描：进一步降低前后扫描声束间的干扰。(4)半间距扫描：前三种扫描扫描间距等于振元中心间距d,为了增加一帧图像的扫描线数采用半间距扫描。• 2相控阵扇形扫描：它利用线阵式换能器振元激励发射时有一定的位相延迟，使合成声束的轴线与线阵平面中心线有一夹角，随夹角的变化可实现扇形扫描。2）.扫描发生器DSC扫描发生器产生的扫描电压加至显示器的偏转系统，使电子束按一定的规律扫描，在显示器上显示出曲线的轨迹或切面图像。超声多普勒系统一、D型超声诊断仪超声多普勒诊断仪简称D型超声诊断仪。这类诊断仪是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行检测的仪器。按超声源在时域的工作状态，可以将多普勒系统分为连续波多普勒（CW）和脉冲波多普勒（PW）。（一） 连续波多普勒（ContinuousWaveDoppler）CW是连续地发射和接收超声波的一种多普勒系统。图6-4-1是该系统的原理框图。发射和接收超声采用不同的晶片进行。该系统的重要部分，除了探头之外，还有解调和频谱分析。图6-4-1CW多普勒仪原理框图若将声谱图冻结后经过测量和计算，可以获得血流的最大流速、平均流速、加速度和阻力指数等多种临床诊断有用的信息。在多普勒血流仪中，要求谱分析器能在10毫秒内完成一次128点的FFT运算。因此，首先要解决运算速度问题，其次是谱分析的算法问题。(二)脉冲波多普勒（PulsedWaveDoppler）PW是采用一个换能器按一定周期发射和接收超声波，而且是发射窄脉冲超声波的一种多普勒系统。图6-4-4是该系统的原理框图。