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医学影像设备学与物理学临门一脚
发表于:2023-07-04 | 分类: BME
字数统计: 9.5k | 阅读时长: 32分钟 |

绪论

名词解释考点

实际焦点:灯丝发射电子,经聚焦加速后撞击在阳极靶上的面积 #X射线管的焦点
有效焦点:实际焦点沿着X射线束中心轴线上的投影 #X射线管的焦点
阳极效应:也称为足跟效应,越靠近阳极,X射线强度下降越多的现象
光电效应:能量为hv的X射线光子通过物质时,与物质原子的的轨道电子发生相互作用,获得能量的电子挣脱束缚称为自由电子 #光电效应
作用截面:入射光子与物质中原子或光子发生一次特定相互作用的概率 #光电效应
康普顿效应:当入射X设想光子和原子的一个轨道电子发生相互作用,光子损失了一部分能量并改变运动方向,电子获得能量而脱离原子,这个过程称为康普顿效应 #康普顿效应
半价层:(HVL)X射线强度衰减至一半所需指定吸收体的厚度,反应物质对X射线光子的衰减能力 #X射线在物质中的衰减规律
电子对效应:当能量大于1.02MeV的光子从原子核旁经过时,光子在原子核的库仑场作用下转化为一个正电子和一个负电子,此过程称为电子对效应 #电子对效应
有效原子序数:对某种混合物或化合物,其与光子的相互作用与等质量具有这一原子序数的单一元素物质相同,该元素的原子序数即该混合物或化合物的原子序数。
靶倾角:靶表面与X射线输出方向的夹角 #X射线管的焦点
韧致辐射:高速电子与靶原子核发生相互作用的结果,能谱是连续的 #X射线的产生机制
管电流:被管电压加速后的电子束流(1~100mA)#X射线管
灯丝电流:流过灯丝的电流(1~10A)
管电压:加在阴阳两极间的加速电压
空间电荷:在管电压较低时,灯丝加热逸出电子在灯丝周围聚集形成的电子云 #阴极
**线性衰减系数$\mu$**:X射线对光子与单位厚度物质发生相互作用的概率,单位$m^2/kg$
体素:断层表面上,按一定大小和一定坐标人为地划分的很小的体积元 #X射线计算机断层成像(X-CT)
声影:在超声扫描过程中,由于前方有强反射或声衰很大的物质存在,以致在其后方出现纵向条状无回声区 #衍射与散射
磁共振血管成像:利用流动血液MR信号与周围静态组织MR信号的差异建立的图像对比技术
示踪剂:核医学影像诊断用的放射性制剂也称为显影剂。可以是放射性核素及用放射性核素标记的化合物 #放射性制剂
肿瘤代谢显像:利用核素标记核苷酸、葡萄糖、脂肪酸等代谢物或前提物质,可在的活体上研究肿瘤异常代谢活动
核衰变:原子核自发射出某种粒子变成另一种原子的过程
PET/CT:是将PET和CT有机结合起来的一种先进的分子影像设备。由CT提供病灶的精确解剖定位,PET提供病灶详尽的功能代谢等分子信息。PET/CT可以通过一次检查就可得到患者同一解剖部位的功能和解剖图像,具有灵敏,准确,特异及定位精确等特点。

X射线物理

X射线的产生机制

电子与物质相互作用
与外层电子碰撞损失能量;与内层电子碰撞转化为特征辐射;与原子核碰撞转化为韧致辐射。与内层电子和原子核碰撞转化的统称辐射损失,X射线仅占0.9%的能量。

连续X射线
当高速电子经过原子核时,它会慢下来,并改变其原有的轨迹。按照上述理论,电子将向外辐射电磁波而损失能量$\Delta E$,电磁波的频率由 $\Delta{}E{=}h\nu$ 确定。电子的这种能量辐射称为轫致辐射,这种辐射所产生的能量为hv的电磁波称为X射线光子。轫致辐射是高速电子与靶原子核发生相互作用的结果,轫致辐射的能谱是连续的。当高速电子基本上没有受原子核影响的时候,就会产生能量相对较低的X射线,此时电子仍有较大的动能,将继续与靶中的其他原子发生作用。当高速电子直接撞击在原子核上,电子失去了它的全部动能,产生的X射线的能量等于入射电子的动能。

特征X射线
高速电子与内层电子发生作用产生特征辐射,特征辐射的谱是线状的。高速电子将K层电子撞击出,使之离开原子成为自由电子,外层的电子就会立即将这个K层空位填充。轨道电子从外层向内层跃迁过程中必定释放出多余的能量,这个能量以X射线辐射的形式表现出来。由于不同原子的电子结合能不同其产生的特征X射线的能量也千差万别。随着靶原子的原子序数的增加,特征 X 射线能量也会增加

影响X射线发射谱的因素

  1. 从阴极向阳极加速的电子不是都具有峰值动能,这与整流和高压发生器的类型有关。在与靶撞击时,许多电子可能有很低的能量,这些电子只能产生低能量X射线
  2. 诊断X射线管靶相对比较厚。因此,很多轫致辐射都是高速电子与靶多次作用的结果,电子在每一次连续的作用中都会有能量的损失。
  3. 低能的X射线更容易被靶自身吸收
  4. 外部滤过几乎总是加在X射线管组件上,这些附加滤过会选择性地从线束中滤掉低能X射线。

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X射线特性

  1. 穿透作用。与X射线的能量和被穿透物质的原子序数有关
  2. 荧光作用。当射线照射某物质时,能够发出特定频率的可见荧光
  3. 电离作用。有足够能量的X射线光子可撞击出物质原子中的电子,使电子脱离原子产生电离
  4. 热作用。X射线被物质吸收,绝大部分都将变为热能,使物体温度升高
  5. 化学和生物效应。胶片感光,光化学反应,在生物体内也能产生电离和激发作用

X射线管

产生X射线三个基本条件

  1. 电子源,能根据需要提供足够的电子
  2. 高真空度的空间,使电子在高速运动中不受气筒分子的阻挡而降低能量,保护灯丝不被氧化
  3. 能经受高速电子撞击而产生X射线的靶

管电压、灯丝电流、管电流之间的关系

  1. 灯丝电流一定,管电压升高,管电流增加。当管电流升高到一临界值,就不随管电压变化,这时管电压叫“饱和电压”。
  2. 在饱和电压作用下,灯丝电流决定管电流大小

主要组成部分

旋转阳极转子,电磁定子,支撑轴,钨阳极灯丝玻璃壁,灯丝电路

阴极

灯丝和聚焦罩两部分组成。灯丝采用高熔点的钨丝绕制而成。钨丝中含有微量元素针是为了增加电子的发射率和延长灯丝的寿命。
电子之间的斥力加大了束斑的尺寸。为了减小束流的斑点大小,需要一个调节电流束斑大小和电子发射方向的聚焦电极,这种聚焦电流的电极做成凹槽状,所以称为聚焦罩。灯丝埋在聚焦罩里。
灯丝电流和管电流虽是分开的,但又是相关联的,“空间电荷”是它们间的关联因素之一。在管电压较低时,从灯丝逸出的电子数比被加速奔向靶的电子数多很多,这样就会在灯丝周围聚集成电子云,即所谓的“空间电荷”。电子云阻止了灯丝中其他电子的发射。

阳极

有固定阳极和旋转阳极。固定阳极X射线管常用于牙科X射线成像系统及其他不需要和大功率的特殊用途的系统。一般的X射线管使用旋转阳极,因为它们必须有能力在很短的时间内产生高强度的X射线束。

阳极有三大功能

  1. 首先阳极是一个导电体,它接收从阴极发射出的电子并将它们传导至与X射线管相连的电缆,使其能返回高压发生器。
  2. 阳极为 X 射线靶提供机械支撑
  3. 阳极是一个良好的热辐射体。当从阴极发射出的电子与阳极发生作用时,它们的动能大约有 99%都转换成热量。在这些热量对阳极造成损伤前,必须很快地将其传导出去。

用钨作为靶材料具有以下的原因

  1. 钨原子序数较高(Z=74),使其产生X射线的效率高和产生高能X射线。
  2. 钨的热传导性几乎与铜的完全相同,它是一种能够有效散热的金属。
  3. 钨具有很高的熔点。因此,在大的管电流下,钨仍能承受而不会出现伤痕或起泡。
    用于乳腺摄影的专用X射线管的阳极靶是用钼或铑制成的,这主要是因为它们具有较低的原子序数和由此产生的低能量的 K 系特征X 射线

固定阳极X线管缺点

  1. 固定阳极X线管的靶面静止不动,高速运动的电子束总是轰击在靶面固定的同一位置上。由于单位面积上所承受的最大功率是一定的,因此固定阳极X线管的功率较小
  2. 高速运动的电子束轰击靶面时,部分电子将从靶面反射和释放出来,这部分电子称为二次电子。二次电子有害无益,其能量较大(约为原来的99%),轰击到玻璃壳内壁上,将使玻璃壳温度升高而释放气体,降低管内真空度或使玻璃壳击穿;二次电子再经玻璃壳反射并经阳极吸引再次轰击靶面时,由于没有经过聚焦,因此将产生非焦点散乱X线,使X线影像清晰度下降

X射线管的焦点

灯丝发射的电子,经聚焦加速后撞击在阳极靶上的面积称为实际焦点,它是实际的X射线源。X射线管实际焦点的投影,统称为有效焦点

实际焦点越大,对散热越有利,有效焦点越大,对胶片成像清晰度影响越大。
灯丝长度或靶倾角越小,有效焦点越小,实际焦点温度越高。
管电流越大,焦点越大。

光电效应(低能量部分)

能量为 $hv$ 射线光子通过物质时,与物质原子的轨道电子发生相互作用,把全部能量传递给这个电子,光子消失,获得能量的电子挣脱原子束缚成为自由电子(称为光电子);原子的电子轨道出现一个空位而处于激发态,它将通过发射特征 X射线或俄歇电子的形式很快回到基态,这个过程称为光电效应 (photoelectric effect)

随原子序数的增大,光电效应发生的概率迅速增加,也就是说,电子在原子中束缚得越紧,其参与光电效应的概率越大;光电效应截面与光子能量的3次方成反比,随能量增大,光电效应发生的概率迅速减小。

作用截面:入射光子与物质中的一个原子或电子发生一次特定相互作用的“概率”(可能性)
称为“原子截面”或“电子截面” , 用符号 $\sigma$ 表示。
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康普顿效应(中间能量部分)

当入射X射线光子和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,电子获得能量而脱离原子,这个过程称为康普顿效应(Compton effect)。损失能量后的X射线光子称为散射光子,获得能量的电子称为反冲电子。

诊断放射学中的康普顿效应
康普顿效应中产生的散射线是辐射防护中必须引起注意的问题。在X射线诊断中,从受检者身上产生的散射线其能量与原射线相差很少,并且散射线比较对称地分布在整个空间,这个事实必须引起医生和技术人员的重视,并采取相应的防护措施。另外,散射线增加照片的灰雾,降低了影像的对比度,但与光电效应相比受检者的剂量较低。

电子对效应(高能量部分)

当X射线光子从原子核旁经过时,在原子核库仑场的作用下形成一对正负电子,此过程称为电子对效应(electric pair effect)。电子对效应除涉及入射光子和轨道电子以外,还需要有原子核参加,才能满足动量守恒。因原子核质量大,它能获得的能量可忽略,因此可认为X射线光子能量的一部分转变为正负电子的静止能量 $2m_{e}c^{2}$ ,另一部分作为正负电子的动能 $E_+$ 和 $E_-$ 。

获得动能的正负电子在物质中通过电离或辐射的方式损失能量。当正电子停止下来时,它和一个自由电子结合而转变为两个光子,此过程称为电子对湮没,湮没时放出的光子属湮没辐射。根据能量守恒和动量守恒,两个光子的能量均为0.511MeV,飞行方向正好相反。

其他相互作用

相干散射(瑞利散射):不产生电离
光核反应:光子与原子核作用而发生的核反应,光子从原子核内击出中子、质子和$\gamma$光子。诊断X射线能量范围内不可能发生。

X射线在物质中的衰减规律

单能X射线光子的强度 $I$ (单位$W/ m^2$)与光子数目 $N$ 成正比
$$
I=I_{\mathrm{0}}e^{-\mu x}
$$
线性衰减系数$\mu$,初始条件x

一般地,X射线强度衰减到其初始值一半时所需某种物质的衰减厚度定义为半价层(half-value layer , HVL), 它与线性衰减系数的关系可表示为
$$
H V L={\frac{0.693}{\mu}}
$$

实际上X射线大多为宽束,而真正窄束的情况很少。所谓宽束X射线是指含有散射线成分的X射线束。宽束X 射线的衰减规律比较复杂,它可以在窄束衰减规律基础上加以修正,即
$$
I=B I_{0}{e}^{-\mu x}
$$
B为积累因子,描述散射光子对辐射衰减的影响

X射线的滤过及其质

X射线的滤过
医用X射线属于连续能谱,其中绝大部分低能光子不能透过人体,对形成X射线影像不起任何作用,但却大大增加了被检者的皮肤剂量。在X射线管出口放置一定均匀厚度的金属(铝或铝铜复合板),预先把X射线束中的低能成分吸收掉,将X射线的平均能量提高,这种过程就是滤过。X射线的滤过分为固有滤过和附加滤过。固有滤过与附加滤过的总和称为总滤过。

X射线的质
X射线的质又称线质,它表示X射线的硬度,即穿透物质本领的大小。X射线的质只与光子的能量有关,而光子的能量是由管电压和滤过材料及其厚度决定。

对医用连续 X射线来说,光子能量不同,当通过滤过物质后,能量分布有不同的变化,要描述它的线质比较困难。但在一般情况下,不需严格的能谱分析,故通常可用半价层表示。在诊断X射线中,一般用mmAl或mmCu来表示半价层。在用半价层表示 X射线的质时,一定要注明管电压和滤过情况,否则,没有意义。X窄束射线和吸收体与探测器间有足够长的距离,以避免散射辐射。

X射线影像

X线机

按高压变压器的工作频率可将诊断用X线机分为

  • 工频X线机(50Hz)
  • 中频X线机(400~20kHz)
  • 高频X线机(>20kHz)
    工频X线机分为常规X线机和程控X线机。

三参数:kV、mA、曝光时间

数字减影血管造影(DSA)

数字减影是将前、后获得的数字图像进行数字相减,在减影图像中消除骨骼和软组织结构,使浓度很低的对比剂所充盈的血管在减影图像中显示出来,有较高的图像对比度。

数字减影血管造影基本方法:

  1. 时间减影:在对比剂进入欲显示血管区域之前,利用计算机技术采集一帧图像储存在存储器内,作为掩模(mask) ,也称蒙片。它与在时间上顺序出现的充有对比剂的血管图像(称为充盈图像) 进行相减。这样,相同固定的图像部分(例如软组织和骨骼)就被消除,而对比剂通过血管引起的密度变化就会被突出地显示出来。易受患者移动和动脉搏动等运动影响。
  2. 能量减影:能量减影也称双能减影、K-缘减影。在欲显示血管引入碘对比剂后,分别用略低于和略高于碘K-缘能量(33keV)的X射线曝光。碘在不同能量下衰减特征差别较大,而其余组织差别不大,因此将这两种能量条件下曝光的影像进行数字减影处理,可以突出减影图像中碘的对比度。
  3. 混合减影:在上述两种减影方法的基础上发展的另一种减影法称为混合减影。混合减影可以避免在单纯能量减影中遇到的问题。在这种方法中,在对比剂到达前或到达后都做高能和低能的图像无做高能和低能像的减影图像来得到一系列的双能减影图像。由于软组织像是用能量减影法消除的,因此软组织的运动将不会产生影响。混合减影方法综合了时间减影和能量减影两种方法的优点,但X射线剂量要高得多,再加上能量减影本身就难以实现,所以混合减影目前很难应用于临床。

影响质量因素

  1. 噪声
  2. 运动伪影
  3. 对比剂浓度

与光学减影相比DSA优点

  1. 图像叠加精确,对比度大,可用稀释得很淡的对比剂显示出被充盈的细小血管
  2. 可实时处理,即图像信息的数字化,图像信息的处理和存储都不需要很多时间
  3. 在屏幕上直接显示出减影图像,便于进行图像分析
  4. 数字图像的存储有可能对图象伪影进行快速的校正,如采用新的掩模图像来改变对比度和消除伪影等

困难

  1. 当不进行选择性注射时,图像中会出现血管重叠
  2. 由于被检者的移动、吞咽肠蠕动和动脉搏动等慢运动,便掩模图像和充盈图像发生位移,以致不能充分消掉与血管重叠的那些结构,而产生图像伪影

计算机X射线摄影(CR)

与传统的X射线照片相比,CR系统的不同之处在于其影像记录与显示不是在同一媒介上完成的,CR系统的影像通过一种涂在成像板IP(imaging plate)上的光激励发光(photo stimulated luminescence,PSL)物质来完成影像信息的采集。IP中PSL物质经携带人体信息的X射线照射后,将X射线的能量以潜影(模拟信息)的方式储存下来,完成影像信息的采集(记录),再由计算机图像处理系统处理,再经显示、记录装置成像、显示、储存。

有与传统X射线照片相比拟的成像质量和信息量,还有曝光量较少和宽容度较大等优于传统X射线片的照相条件。CR系统使用的是数字化成像技术,可以将所得的信息按诊断的要求进行图像处理,为X射线影修的长期保存和高效率的检索提供了可能性。

优点

  1. CR 产生的是数字影像,具有数字图像便于处理,储存,传输的优点。
  2. X 射线照射量的动态范围大。如前所述,PSL发光强度对X射线照射量的变化呈5位数直线相关(理论上可达5个数量级),这就使得组织结构或病灶的X射线吸收系数只要存在微弱差异,就有可能在图像上显示出来。胶片记录的动态范围一般不超过两个数量级。
  3. CR 系统不仅可以拍摄各种平片,还可以进行体层摄影,胃肠道双重造影及数字减影,临床应用范围广。
  4. IP上残余的X射线潜影经过可见光照射后可以消除,因此IP能重复使用。

CR的不足

  1. 时间分辨力较差,不能满足动态器官和结构的显示。
  2. 在细微结构的显示上与X射线检查的增感屏/胶片系统比较,CR系统的空间分辨力有时还稍嫌不足,但在很多情况下可通过直接放大摄影方式和图像后处理来弥补

直接数字化X射线摄影(DDR)

直接数字化X射线摄影(direct digitized radiography,DDR)是指在具有图像处理功能的计算机控制下,采用一维或二维的X射线探测器直接把 X射线信息影像转化为数字图像信息的技术。

DDR探测器有四种类型

  1. 非晶态硒型FPD
  2. 非晶态硅型FPD
  3. 多丝正比室MWPC
  4. CCD摄像机型探测器
    FPD为主流类型,非晶态硅密度分辨率高,用于胸部;非晶态硒空间分辨率高细节高,用于四肢关节、乳腺。

X射线计算机断层成像(X-CT)

体素:是指在受检体内欲成像的断层表面上,按一定大小和一定坐标人为地划分的很小的体积元。对划分好的体素要进行空间位置编码(或说坐标排序),这就形成了具有坐标排予的体素阵列。

超声波物理

反射与透射

超声波在介质中传播时,一般遵循几何声学的原则:

  1. 以直线传播
  2. 遇到界面时会发生反射和透射
    临床上反射回声将带来体内脏器轮廓),包膜,大小型管道管壁及其他大界面信息。

超声波在界面发生反射或透射的条件是:

  1. 界面的线度远大于声波波长及声束的直径
  2. 介质的声阻抗在界面处发生突变,或者说“不连续”

衍射与散射

衍射(diffraction)
当超声传播过程中,遇到界面或障碍物的线度与超声波长相近时,超声可以绕过障碍物的边缘传播,这一现象叫衍射。由于衍射与障碍物的线度有关,声波遇到障碍物时会发生两种现象:

  1. 声影:由于障碍物线度较大,声波不能完全绕过障碍物,在障碍物之后声波不能达到的空间称之为声影(acoustic shadow)。声影在图像上表现为暗区,是探测不到的盲区
  2. 与波长相仿的病灶探测不到:此时声波会完全绕过病灶,不形成明显反射回波,所以在图像上不会出现病灶的外轮廓图形,但可存在反向散射,由此可以判定病灶的性质,如脂肪肝

散射
超声波传播过程中,遇到界面或障碍物的线度小于且接近超声波的波长时,超声波将发生散射(scattering)现象。如果介质中存在许多悬浮粒子(如气体中的尘埃、烟雾、液体和固体中的杂质气泡等),当超声传到这些障碍物上时,这些粒子又将成为新的波源而向四周发射超声,有一部分声能就要偏离原来的传播方向。散射无方向性

多普勒效应

当声源或接收体或两者同时相对介质运动时,接收体接收到的声波频率发生变化的现象,称作声波的多普勒效应。

波源和接收体的相对运动发生在两者的连线
上若波源的发射频率为f,波长为$\lambda$,波速为c,波的周期为 $T$ 波源相对于介质的运动速度为u,接收体相对于介质的运动速度为u,波速c是波在介质中的传播速度,它与波源和接收体相对于介质的运动速度无关。可以证明,观察者所接收到的频率的一般表达式为
$$
f^{\prime}={\frac{c\pm v}{c{\mp}u}}f
$$

波源与接收体相对运动方向成一定的角度
若波源和接收体的运动不在两者的连线上,则只需考虑波源和接收体在连线方向上的分速度。设波源相对于介质的运动方向与波源和接收体连线的夹角为 $\theta$,接收体相对于介质的运动方向与波源和接收体连线的夹角为 ${\beta}$,${u}$ 在连线上的分量为 $u\cos\theta$ ,$v$ 在连线上的分量为 $v\cos\beta$ ,将$u\cos \theta$代替$u$,$v\cos \beta$代替$v$,代入得接收波的频率为
$$
f^{\prime}=\frac{c\pm v\mathrm{cos}}{c\mp u\mathrm{cos}\theta}f
$$

超声成像

A型超声成像

A型超声成像因其对回波显示采用幅度调制(amplitude modulation)而得名,即在显示器上,以脉冲波表示反射回波,脉冲的幅度(坐标纵轴)代表反射回波的强度。因此,通过探头(换能器)定点发射超声获得回波所在的位置,可测得人体脏器的厚度,病灶在人体组织中的深度以及病灶的大小。除眼科等特殊检查需要外,目前临床已很少使用A型超声成像仪。
缺点

  1. A型超声成像是一维的回波图像,只能反映局部组织的回波信息,不能获得临床诊断需要的二维形态图像
  2. 检查运动脏器时脉冲波不稳定

M型超声成像

M型超声成像是在A型超声成像基础上发展起来的,其改用辉度调制(brightness modulation)的方式显示超声回波,即使深度方向所有界面反射回波,以光点的形式在显示器垂直扫描线上显示出来(显示器纵轴表示脏器深度),光点的强弱代表回波信号幅度的大小。随着脏器的运动,可构成一幅各反射界面位置及回波强度随时间变化的活动曲线图。

随着电子技术图像处理技术的发展,出现了解剖M型超声成像(anatomicM-mode,AMM),又称解剖型超声心动图。解剖M型超声成像是对序列采集的多帧数字化二维图像(二维超声心动图)进行图像后处理,实现了二维时序图像中任意方向上灰度、位置-时间函数的重现,克服传统二维超声心动图取样线仅限于扇角定点的缺点。

B型超声成像

B型超声成像是目前超声图像诊断应用最广泛的超声成像方式。它得到的是脏器或病变的断面图象,并可以进行实时的动态观察。B 型超声成像与M型超声成像一样采用辉度调制方式显示深度方向所有界面反射回波,不同深度的回波对应图像上一个个光点。

B型超声成像和M型超声成像的主要差别在于声束扫描的产生与显示器上对应的断面图像的形成。M型超声成像帧扫描加的是二个与时间成线性关系的慢变化, 它的变化速率只要能使心脏等器官的动态状况显示清楚即可;而 B 型超声成像的帧扫描则一定要与超声束的实际位置严格对应,否则显示的断面图像就会失真,无法根据断面图像来确定组织的相应位置。

彩色多普勒血流成像

彩色多普勒血流成像(color Doppler flowi maging,CDFI)仪是采用脉冲波超声多普勒(PWD)和B型超声混合成像的系统装置。B超获取显示解剖结构的二维灰阶图像,PWD获取有关血流的信息后进行彩色编码,对位叠加在断层图像上,形成一幅既有解剖结构实时切面声像,又有动态变化的彩色血流多普勒声像的“彩超”。

血流速度在二维超声中表现为与扫描声线平行和垂直两个分量。在平行方向上的血流速度分量朝探头流动,用红色表示,背向探头的流动用蓝色表示,与扫描线垂直的血流速度分量九色彩显示。血流速度大小以颜色的亮度来显示,流速越快,色彩越亮;流速越慢则色彩越暗;无流动则不显色。无论红色或是蓝色血流,色彩最亮之处则是多普勒尼奎斯特频率。超过尼奎斯特频率即超过限速范围,则用相反颜色表示。
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磁共振物理

磁共振的基本原理

处于静磁场 $B$ 中的氢核${}^{1} H$会有两种取向,取向不同,氢核所具有的磁势能也就不同,它们之间的能量差为 $\Delta{E}=\gamma\hbar\cdot B{0}$ 。 如果外界施加的电磁波的能量(量子 hv)正好等于不同取向的氢核之间的能量差 $\Delta E$ ,则处于低能态的氢核就会吸收电磁波能量跃迁到高能态(受激吸收),这就是所谓的核磁共振即处于静磁场中的磁性核受电磁波的作用而产生的不同能级之间的共振跃迁现象。

磁共振中,所施加的电磁波又叫射频波(radio frequence wave),简称RF波,其含义是指该电磁波的频率处于无线电波(radio)频率范围内。RF波又常被称为射频脉冲(RF pulse),因为在磁共振中,所施加的RF波只持续很短的一段时间(以毫秒计)。

在外加射频波作用下产生的受激跃迁使得样品原有的热平衡状态被打破,样品因吸收了能量而处于激发态,与此同时,还存在一个热弛豫跃迁过程,即处于高、低能态上的氢核会与周围环境(晶格)作用分别跃迁到低高能态上。对于热弛豫跃迁,由高能态跃迁到低能态的概率大于由低能态跃迁到高能态的概率。

磁共振成像

k空间

成像技术至关重要。k空间是以空间频率为坐标轴的空间,其实质是磁共振成像中采集的以 $k_x$,$k_y$ 表示的原始数据存放空间。
k空间特点

  1. 填入k空间不同位置的数据大小不同,中心信号强,空间频率低;外围信号弱,空间频率高
  2. k空间不同位置的数据对图像的贡献不同:填充在k空间的中心区域的幅度大,主要决定图像的对比度;填充在k空间周边区域的幅度小,但对应的编码梯度场强,空间频率大
  3. k空间的对称性:k空间具有共轭对称性,k 空间数据相对 $k_x$ 轴上下共轭对称,相对于 $k_y$ 轴左右共轭对称。利用k空间的这种对称性,可以通过减少采样行数或列数来减少数据采集时间
  4. k空间与成像物理空间:k空间每一个数据点都是断层上所有体素贡献的,虽然二维空间是由二维数据点构成,但并不与物理空间直接对应

成像参数

影响样品在视野大小(或空间分辨率)的因素

横向视野 纵向视野
正比 采集频率SW 相位编码时间$D_y$
相位编码步数NE
反比 频率编码梯度$G_x$ 相位编码梯度$G_y$

磁共振自旋回波成像主要的加权方式

  1. 质子密度加权,长 $T_R$ 、短 $T_E$
  2. 纵向$T_1$加权(简称 $T_1$ 加权),短$T_R$、短$T_E$
  3. 横向 $T_2$ 加权(简称 $T_2$ 加权),长$T_R$、长 $T_E$

核医学物理

医用放射性核素来源

  1. 反应堆。
  2. 回旋加速器
  3. 放射性核素发生器

核医学影像

放射性制剂

放射性制剂也叫放射性药物,是指用于核医学诊断和治疗的、含有放射性核素的一类特殊药物。核
医学影像诊断用的放射性制剂也称为显影剂(imaging agent)。放射性制剂可以是放射性核素以及用放射性核素标记的化合物,如用作甲状腺扫描的 $^{131}I$ ,正电子发射型计算机断层用的氟18-脱氧葡萄糖($^{18}F-FDG$)

闪烁计数器

闪烁计数器(scintillation counter)是射线探测的基本仪器,它由闪烁体、光学收集系统和光电倍增管组成。其测量原理是:$\gamma$射线在晶体内产生荧光,利用光导和反射器组成的光收集器将光子投射到光电倍增管的光阴极上,击出光电子,光电子在光电倍增管内被倍增,加速,在阳极上形成电流脉冲输出,电流脉冲的高度与射线的能量成正比,电流脉冲的个数与辐射源入射晶体的光子数目成正比,即与辐射源的活度成正比。

$\gamma$照相机

$\gamma$照相机是将人体内放射性核素的分布进行快速,一次性显像的设备。$\gamma$ 照相机的探头固定不动,在整个视野上对从体内发出的 $\gamma$ 射线都是敏感的,所以是一次性成像检测器所得到的数据输入计算机后,$\gamma$ 照相可以对图像作后处理,能把形态学和功能性信息显示结合起来。$\gamma$ 照相机的显像时间很短,目前可以做到每秒20帧画面,所以可以进行动态观测。

PET

PET是利用能发生正电子($\beta ^+$)衰变的$^{11}C、^{13}N、^{15}O、^{18}F$进行断层成像的。这些放射性核素的标记物可以参与人体生理,生化代谢过程,所提供的影像能反映人体的生化,生理,病理及功能等方面的信息。衰变过程中发射出的正电子在体内移动大约1.5mm后即与电子发生湮灭辐射,产生一对飞行方向相反、能量均为0.511eV的 $\gamma$ 光子即双光子。PET 就是探测这一对光子来表征 $\beta ^+$ 衰变的发生。

脉冲幅度甄别器

电离辐射的生物效应

电离辐射的防护

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