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1 54 现代医学仪器原理 4 医学成像设备 当今世界已进入信息时代, 而人们所获得的信息约有 70% 是从视觉感知的, 因此, 信息图像化已成为当代信息科学发展的方向之一 成像技术就是讨论如何把人类周围物理世界 ( 包括人类本身 ) 的信息变成图像的一门科学技术 人体成像用于诊断已有很长历史, 现已成为医学诊断技术中最活跃的研究领域之一, 其目的是为了将人体内部结构显示在监示器的屏幕上 值得注意的是, 计算机体层技术 (CT) 的诞生和发展, 正在改变医学成像的面貌 作为一种新型的诊断装置, 它能够观察到有先兆性的疾病, 这比改进某些诊断手段使之能在疾病的有效治疗期作出确诊显得更为重要 4.1 医学成像设备概述 分类与比较现代医学成像系统主要有以下几种类型 : 1. X 线成像测量穿过人体的 X 线 ; 2. 核医学成像有选择地测量摄入体内的放射性药物放射出的 γ 射线 ; 3. 超声成像测量人体内的超声回波 ; 4. 磁共振成像测量构成人体组织的元素原子核的磁共振信号 ; 5. 热成像测量体表的红外信号和体内的微波辐射信号 ; 6. 光学成像直接利用光学及电视技术, 观察人体部分器官的形态 X 线和超声波成像是当前用得较为普遍的两种检查人体的方法, 经过多方研究与探索, 认为对人体的危害性是它们之间的一个重要区别 就 X 线来说, 尽管现在已经显著地降低了诊断用剂量, 但其危害性仍不容忽视 ; 而从现有资料来看, 目前的诊断用超声剂量还未发生任何不良反应 超声波的这一优点, 致使它获得日益广泛的应用, 例如, 可用于眼部 心脏或孕妇腹部的检查 此外,X 线的传播速度与照射对象无关, 在传播过程中, 吸收和散射是对它有影响的因素 这些特点表明, X 射线在体内沿直线传播, 不受组织差异的影响, 是有利的一面 ; 不利的一面是难以有选择地对所指定的平面成像 对超声波来说, 不同物质的折射率变化范围相当大, 这将造成成像失真 ; 但它在绝大部分组织内的传播速度是相近的, 骨骼和含空气的组织 ( 如肺 ) 例外 超声波和 X 线的这些不同的辐射特性, 确定了各自最适宜的临床应用范围 例如, 超声脉冲回波法适用于腹内结构或心脏的显像, 而利用 X 线对腹部进行检查, 只能显示极少的内部器官 如果采取一些特殊措施, 如用 X 线造影法, 则可有选择地对特定的器官显像 对于胸腔, 因肺部含有空气而不宜用超声检查, 但可用 X 线获得较为满意的图像 核医学成像属于放射法, 它是将放射源 ( 放射性核素 ) 通过一定的方式置于患者体内, 释放的正电子与体内存在的电子碰撞而湮没, 从而放射出 γ 射线, 利用体外检测法获得数据, 进行成像 为使 γ 射线射出体外时不致过分衰减,γ 射线的能量应足够高 ; 但也不宜过高, 否则检测数据很困难, 不易成像 核医学成像中所使用的 γ 射线的能量范围一般在 25keV~1.0MeV 之间, 这与 X 线成像时应用的能量相近, 但平均能量要高些

2 医学影像设备 55 核医学成像有许多引入注目的地方 : 它能反映体内生理 生化和病理过程, 可以显示出组织 器官的功能等 核医学成像只需浓度极低的放射物, 这与 X 线成像时口服硫酸钡是不同的 一般地说, 核医学成像的横向分辨率很难达到 1.0cm, 且图像比较模糊, 这是因为有限的光子数目所致 相比之下,X 线成像具有高分辨率及低量子噪声, 但 X 线成像所显示的只是解剖学结构 作为核医学的新动向, 正电子 CT(PECT) 日益受到人们的重视, 它有其独特的优点 鉴于核医学图像和电磁线图像各自的优点和缺点, 人们正在应用数字图像处理技术进行两种图像的融合, 如 CT 图像和 PECT 图像的融合技术, 以期在清晰的解剖结构上反映出人体生理 生化或病理变化 为临床诊断提供更完美的依据 磁共振成像与物质的微观结构有关 按照不同的方法获得的 NMR 信号来重建图像, 可得到质子密度分布图像 T1 加权的图像或 T2 加权的图像 目前尚未发现磁共振成像对人体的损害 它可作任何方向的体层检查, 可望反映出分子水平的生理 生化等方面的功能特性, 对某些疾病 ( 如肿瘤 ) 可作早期或超早期诊断 ; 是一种很有发展前途的高技术医学诊断方法 目前存在的主要问题是成像速度远不如 X 线 CT, 功能检查不如核医学装置, 且设备购置与运行费用较昂贵 表 4-1 几种主要影像诊断技术比较 图像种类 成像方式 成像依据 信息量 对人体影响 特 长 X 线 直接透射成像 密度和厚度 大 有损 形态 全貌 精细 计算机体层 (CT) 数据测量重建 吸收系数 中 有损 高对比分辨率 超声诊断 同上 界面反射 中 无损 安全 动态 重复 核素 同上 核素含量或分布 小 有损 功能 磁共振 (MRI) 同上 氢核物理状态 中 无损 软组织代谢信息 随着电子学和电子计算机技术的飞速发展, 还出现了使用高灵敲度 高分辨率和宽动态范围的成像板 (IP) 的 CR 系统, 加速了医用图像的数字化进程, 也为多种图像的综合创造了条件 三维图像处理法目前己达到临床实用水平, 新型的 X-CT 结合, 开发出图像存储和传输系统 (PACS) 也己得到了较大进展 医院中各科室检查病人形成的图像信息, 可以数字量存储入中央计算机, 当需要观察图像时, 只需在终端机上指令提取, 即可将该病人的全部图像显示在该科室的显示器上 PACS 不仅可在一所医院内使用, 也可以由几所医院用通讯网络形成联机, 互相传输会诊 远隔两地的医院间也可利用通讯卫星传播两地诊断图像和医生讨论情况, 就像在同一所医院一样 医学影像设备发展简史人体成像的首次试验要追溯到 1895 年, 德国物理学家伦琴发现从阴极射线管发出的射线能够穿过不透明的物体, 导致荧光物质发光 当时他误认为这种射线不是电磁波, 因为棱镜不能使之弯曲, 所以将这种未知的射线称为 X 线 现已知道,X 线是波长很短的电磁波 伦琴又借助这种射线的穿透本领摄取了人体内组织的图像, 因而震动了全世界 由此, 伦琴于 1901 年获得首次颁发的诺贝尔物理学奖 X 线的发现及其特性给人们以巨大的吸引力, 致使该项研究迅速普及到全世界 在伦琴发现 X 线之后不久,X 线成像的一些改进型的基本设备就不断研究出来 从 30 年代起,X 线成像技术的发展主要表现在部件方面, 而非 X 线机成像系统

3 56 现代医学仪器原理第二次世界大战以后, 成像技术进入一个新时期, 各种新型的诊断系统相继出现, 并应用于解剖学研究和诊断疾病 这些诊断系统的研制涉及多门学科, 包括物理学 化学 医学 电子学和计算机等, 其中有的成像技术是当代高技术的结晶 上述诊断系统革命性变化的起点是核医学和医用超声技术 它们打破了以往的成像局限性 ; 提供了无创伤地显示疾病的新手段 本世纪 70 年代初, 随着 X 线计算机体层设备 (X 线 CT) 的问世, 医学成像技术呈现出崭新的面貌 借助 CT 技术所获得的图像信息甚至可与手术解剖相媲美 这是自 1895 年伦琴发现 X 线以来, 在放射诊断学上最重大的成就 由于这个缘故, 两位有突出贡献的学者 美国物理学家 A M Cormack 和英国工程师 G N Hounsfield, 荣获 1979 年度诺贝尔医学和生理学奖 继 X 线 CT 之后, 出现了利用核磁共振原理成像的装置, 称为核磁共振 (NMR)CT, 亦称 MRI 1978 年, 磁共振成像的质量已达到早期 X 线 CT 的水平,1981 年获得了全身扫描图像 目前, 该项技术还处于积极发展与完善阶段 它与 X 线 CT 相比, 其空间分辨率高, 有可能进行分子结构的微观分析, 有助于对肿瘤进行超早期诊断 因此, 世界上各先进国家竞相进行 MRI 的产品开发 目前, 医学成像技术仍处在变革之中, 现在的任务是, 一方面要努力改进前述各种系统的性能, 另一方面则应探索新的成像技术 从影像诊断技术的发展来看,70 年代初期主要是传统 X 线影像 核医学及超声 ; 从信号角度来看, 均是以模拟方式进行数据处理的 但由于计算机技术迅速发展和数字影像技术的导入, 1972 年 X 线 CT 出现后,80 年代所有的影像诊断技术领域, 均向数字化急速发展, 对所有的装置均实现了用计算机存贮图像 传统的 X 线影像也开始迈入数字化行列,1980 年出现了 DF, 1982 年开始研制 CR CR 的问世, 使常规 X 线诊断技术的应用范围进一步缩小 1895 X 线发现 表 4-2 影像诊断技术发明时间表 增感屏 荧光增强管 X 线 TV DF( 数字透视影 像 ) 旋转阳极 6 脉冲高压 1982 X 线管 发生器 CR( 计算机摄影 ) 1951 闪烁扫描 1955 γ 照相机 1964 闪烁图像数据分析 1966 A 超 1967 B 超 1972 X 线 CT 1979 MRI 1978 小型回旋加速器 1970 核医学综合数据处理 1979 ECT PECT 1975 电子扫描 1978 图像综合诊断 1985 超导 MRI 1982 多普勒图像 1982 PACS

4 医学影像设备 超声波诊断设备 利用超声波在人体中传播的物理特性, 可以对人体内部脏器或病变作体层显示, 据此对一些疾病进行诊断 由于它具有操作简便 安全 迅速 无痛苦和无计量积累的优点, 临床应用十分广泛 人体的许多部位和脏器如眼 甲状腺 乳房 心血管 肝脏 胆囊 胸腔膜 脾脏 泌尿系统以及妇产科等, 超声波诊断均显示出它的极大使用价值 超声诊断学己发展成一门专门学科 从超声诊断仪的发展过程来看, 经历了 A 型 M 型和 B 型超声诊断仪 现代 B 型超声诊断仪不仅包含了 A 型 M 型功能, 而且还包含有多普勒声谱图, 二维彩色多普勒成像, 能量图, 二次谐波成像, 三维成像等功能 电子计算机技术的发展, 相控阵技术和数字图像处理技术的应用使得现代 B 超的图像分辨率 清晰度和稳定性都大大提高 现代超声诊断仪按用途可分为腹部超声 心脏超声 眼科超声和多普勒脑血流诊断仪 也可根据能否显示伪彩色多普勒血流图分为彩超和黑白超声诊断仪 根据超声诊断仪的功能 图像质量 所拥有的技术等指标又可将超声诊断仪分为高档 中低档和便携式简图 4-1 超声诊断仪易超声诊断仪 实际上, 有很多超声诊断仪可以携带多种不同的超声探头, 更换不同的探头就可以有不同的用途, 可以做腹部, 又可以做心脏, 或做小器官 有的超声探头还可以是多频率的 超声波的物理特性 声速声速与介质的体弹性系畋和密度有关 由于介质的弹性系数与温度有关, 因此声速也与温度有关 在超声诊断的频段中, 人体组织的超声速度与频率无关, 而且软组织中的声速都很接近, 约为 1540m/s 波长 周期和频率声波在介质中传播时, 两个相邻的同相位点之间的距离, 如相邻两点稠密部之间的距离 ( 超声波在人体中一般是以纵波方式传播 ), 称为声波的波长, 以 λ 表示 波向前移动一个波长的距离所需的时间, 称为声波的周期, 以 T 表示 介质中任何一给定点在单位时间内通过的波敝, 称为声波的频率, 以 f 表示 它们之间的关系为 λ=c/f=ct 式中为声波的传播速度 医学诊断中采用的超声波频率在 1~20MHz 范围内 声阻抗介质中任意点的密度 ρ 与该点处声波的传播速度 C 之积为此介质在该点处的声阻抗, 以 Z 表示, 即 Z=ρC 它是表征介质的声学特性的一个重要物理量 声阻抗的变化将影响超声波的传播 声阻抗是采用反射回波法进行超声诊断的物理基础

5 58 现代医学仪器原理 声压级与声强级声压级 L P 是以分贝表示的某个声压 P 与参考分压 P 0 的比值, 即 L P =20lg(P/P 0 ) 声强级 L I 是以分贝表示的某个声强 I 与参考声强 I 0 的比值, 即 L I =10lg(I/I 0 ) 声强是表示声的客观强弱的物理量, 它表示通过垂直于传播方向上单位面积的能流率 声强为 2 I=1/2(ρCω0 A 2 2 )= p0 /(2Z) 声强的单位是 mw/cm 2 或 W/m 2 声强与声源的振幅有关, 振幅越大, 声强也越大 对于平面超声波, 他的总功率为强度 I 和面积 S 的乘积, 即 W=IS 由于超声强度太大会破坏人体正常细胞组织, 因其不可逆的生物效应 因此, 国际上对诊断用超声强度安全剂量作出规定, 一般接受的安全剂量为 20 毫瓦 / 厘米 超声波的指向性对于平面园片换能器, 在无吸收的介质中其波束形状有两个不同的区域即园柱形区和发散区或称为近场区和远场区 近场区的长度为 D 2 /4λ,D 为晶片直径,λ 为该介质中传播的超声波长 在远场区, 发散角由 sinθ=1.22λ /D 给出 可见, 减小直径可缩短近场长度和增大, 即加宽了波束 增加频率即减小波长时, 加长了近场区, 减少了发散角, 可获得较窄的波束 图 4-2 超声波波束形状和沿中心轴相对强度分布声强度沿中心轴距离的分布, 近场区声强度有剧烈的起伏变化, 存在着许多声强度为极小值的节点 这些节点可引起不希望有的盲点 在远场区声强都变化趋于平稳, 单随着距离的增加, 声强逐渐减弱 超声波的反射与折射当一束平面超声波入射到两种介质交界面上时, 或者声阻抗的不连续处时, 会产生反射和折射, 并遵从反射和折射定律 : θ i = θ r ; Sinθ i C1 = Sinθ r C 超声波的衰减超声在介质中传播, 其能量将随着距离的增加而减小, 这种现象称为超声波的衰减 噪声衰减的因素主要有两类 一类图 4-3 超声波的折射与反射是声束本身扩散, 使单位面积上的能量下降, 或反射, 散射的结果, 使能量不能再沿着原来的方向传播 在这一类事件中, 声波的总能量并没有减少 另一类是, 超声传播中, 由于介质的吸收, 将声能转换成为热能, 因而使声能减小 着后一类的机理比较复杂, 主要有粘滞吸收 ; 弛豫吸收 相对运动吸收及空化气泡吸收 对于给定的频率的超声波, 其强度和压强幅度都随着距离的增大而按指数规律下降, 可表示为 :

6 医学影像设备 59 I( x) = I 2αx 0e P( x) αx = P 0 e 式中 α 为衰减系数 α 是频率的函数 :α mm = βf MHz 其中 β 在这里为常数, 不同脏器组织有不同的 β 衰减系数在很大程度上依赖于频率 这一点, 我们在设计还是临床操作上都具有重大影响意义 实验结果表明, 在医学超声频率范围内, 人体组织对超声波的吸收系数几乎与超声波频率成正比 成像原理超声诊断仪现在都是利用回波测距的方法工作的 声波在传播途中, 遇到介质的不均匀界面时, 发生反射与折射现象 产生的反射声波即回波 所谓脉冲回波测距法, 是指向声传播介质中发射一个超声脉冲, 经目标反射, 接收其回波, 并检出其中所携带的有关目标的信息, 用于确定目标的方位与距离的方法 人体组织和脏器具有不同的声阻抗, 在声阻抗突变的界面会产生回波 将超声脉冲波发射到生物体内, 再接收来自生物体的反射回波信号, 完成对生物体组织的扫查, 这种方法称为超声脉冲反射法, 或称脉冲回波形扫查技术 由于超声波在人体内的传播速度比 X 射线要慢很多, 在发射完持续时间仅只几微秒的超声波脉冲后, 随着超声脉冲波在人体内的传播, 大约有七百微秒的时间可以用来接收 放大和处理和微波信号 因此, 大多数超声诊断系统都采用超声脉冲反射法检测技术 由于界面两边的声学差异, 即声阻抗的变化, 通常不是很大, 故大部分超声能量声穿过界面继续向前传播, 达到第二界面时又产生回波, 并仍有大部分超声能量透过该界面继续行进 将回波信号依次接收放大, 并在荧光屏上显示在不同时间所接收到的不同幅度脉冲波形或不同亮度的光点, 根据脉冲发出至回波到达换能器所用的时间 t, 可以计算出传播的距离 x 为 x=ct/2 根据不同界面上的回波的返回时间, 可以求出不同界面与超声探头 ( 换能器 ) 之间的距离 超声回波信号有三种基本显示模式 : 1. A 型 (Amplitude Modulation): 幅度调制 横轴表示深度, 纵轴表示回波强度, 以不同幅度的脉冲波形的形式表示 这是最基本的显示方法 2. B 型 (Brightness Modulation): 亮度调制 纵轴表示深度, 得到的超声回波信号加到显示器的 Z 轴上进行灰度调制, 以亮度表示回波的强弱 如再配以声束的扫描, 使横轴表示声速扫描方向就可以得到超声波体层图像 图 4-4 超声回波测距原理示意及回波的 A 型显示

7 60 现代医学仪器原理 图 4-5 B 型调制的扇形扫描图像 ( 右 ) 和相对应的 M 型调制的图像 ( 左 ) 图 4-6 用三维外表面重现技术获得的胎儿脸部图象 3. M 型 (Motion Modulation): 运动调制 将回波幅度加到显示器的 Z 抽上作亮度调制, 纵轴表示深度, 如同 B 型 将这样的回波信号在时间上拉开, 即横坐标是时间, 时基线以慢速沿轴方向移动 在上述三种基本显示模式的基础上, 还有 C 型 (Constant Depth) 显示,D 型 (Doplor) 显示以及 P 型显示等技术 此外, 还有三维立体成像, 谐波成像, 伪彩色成像等多种技术 超声换能器超声换能器, 又称超声探头, 在医学超声仪器中完成电声的转换作用 换能器的性能状况直接关系到医用超声设备的性能, 影响成像的质量 使用中, 压电换能器在超声诊断仪中占主要地位 压电效应某些材料, 当在真两端加一压力时, 则在材料的两个电极表面上将出现电荷的积累, 这种效应称为正向压压效应 一般说, 材料的压电效应是可逆的, 即当材料的两端加上一个电场时, 则材料将出现形变, 称为逆向压电效应, 这种现象首先由居里兄弟在 1880 年发现的 一些晶体如石英等具有压电性, 而现在用得较多的是压电陶瓷 压电振子压电振子指被覆有激励电极的压电体, 它是构成各种超声探头中的换能器的基本单元 一个压电换能器中可以仅有一个压电振子, 也可以有多个, 每一个压点振子都是一个可逆的机电换能系统 压电振子本身是一个弹性体, 因此有其固有的谐振频率, 当所施加的频率等于其固有频率时, 它将产生机械谐振, 由于正压电效应而产生最大电信号 另一方面, 振子又是压电体, 当所施如的电的频率和压电振子固有频率一致时, 由于逆压电效应则发生机械谐振, 谐振使振幅最大, 弹性能量也最大, 这时, 压电体获得最大形变振动, 通过介质产生超声波输出 他说施加的力和电的频率不与振子固有频率一致时, 压电振子产生的电信号幅度和变形振动幅度都将

8 医学影像设备 61 变小 使用特性超声探头的使用特性主要有工作频率 频带宽度 灵敏度 分辨率等 工作频率的选择主要决定于临床诊断的要求, 人体各部位对超声波的衰减很不相同, 即衰减系数随频率升高增加很快 因此, 对于衰减大的组织和要求探测深度大时, 应选取较低的工作频率, 反之, 则选取较高的工作频率 一般软组织适合用 2~5MHz 频率的超声, 对甲状腺的等小器官的探测则要求分辨率好, 宜使用 5MHz 以上的频率, 对于眼球的探测可用 10MHz 或以上的探头 探头特性对仪器分辨率有更明显影响, 就探头本身而言, 分辨率的高低主要与以下因素有关 :1. 探头中换能器的辐射特性, 若辐射特性好, 则声速截面尺寸小, 扩散角小, 指向性好, 横向分辨率就高 辐射特性好, 声束能量集中, 旁辫小, 近场区干扰小, 也有利于提高分辨率, 2. 换能器的辐射面积大, 声束的扩散角就小, 横向分辨率也将提高 3. 换能器的频率响应好, 则距离分辨率高 4. 换能器的机械品质因数低, 也有利于纵向分辨率的提高 换能器层间匹配的好坏, 也直接影响分辨率, 这是因为层间匹配不佳时, 超声在探头中来回反射, 造成回波的多次叠加, 从而使纵向分辩率下降 现在, 有些超声探头可以在单个探头上发射和接收多种频率超声波, 以期适应多种用途 也有的探头采用近场使用较高频率的超声以提高分辨率, 远场使用较低的频率以期提高探查深度 分类超声探头按诊断部位分类可分为眼科探头 心脏探头 腹部探头 颅脑探头 子宫探头 肛门探头 儿童探头等 按几何形状分类可分为矩形探头 柱形探头 凸形探头 园形探头 环形探头 喇叭形探头等 按波束控制方式分类可分为线扫探头 机械扇扫探头 电子扇扫探头 ( 相控阵 ) 凸阵探头等 探头外型 表 4-3 超声探头及扫描图像 线阵扇型凸阵 扫描波束形状 成像形状

9 62 现代医学仪器原理 结构实际上常用的探头有柱形单振元探头 机械扇扫探头和电子扫描探头 ( 包括线阵 凸阵 相控阵探头 ) 柱形单振元探头主要用于 A 超和 M 超 机械扇扫的方法有摆动法和旋转法, 摆动角度不小于 30, 每秒不少于二十四次 旋转式探头需要三到四个其性能一致的振元, 由于是单方向旋转, 不较易做到匀角速扫描, 而且其噪声小, 寿命长 目前, 机械扇扫探头的生产已越来越少, 大有被电子相控阵扇扫探头取代之势 电子扫描探头的换能器采用多个声学上相互独立图 4-7 电子扫描探头的结构的压电振子排成一线, 如同铁轨的枕木, 振元个数大多在三十二个以上 超声聚焦使探头发射的超声束在一定深度范围内汇聚收敛称之谓超声聚焦 由于声速的汇聚, 使其穿透力和回波强度增强, 可以改善探测灵敏度, 分辨率也将大大提高 聚焦的方式分为两种 : 声学聚焦和电子聚焦 对一个超声探头来说, 为改善其探测性能, 可以采用其中的一种, 也可以同时采用两种, 比如线阵探头通常就是在短轴方向采用声学聚焦, 而在长轴方向采用电子聚焦 声学聚焦与光学聚焦的基本原理相似, 最常用的是声透镜聚焦方式 它是利用折射原理而使声束聚焦的 由凹形声透镜和平凸形声透镜 声透镜中心部位的厚度应为 λ/2 的整数倍 (λ 为入射到途径材料中的超声波波长 ), 此时有最大透射 电子聚焦是应用相控阵技术 其基本原理是出自惠更斯原理 电子聚焦可分为发射聚焦和接收聚焦, 具体是在收发回路中设置延时线来实现的, 有数字延时线和模拟延时线 一般发射延时采用数字延时线, 而接受延时则可以采用模拟延时线 这是因为激励脉冲的脉宽窄, 前后沿陡直, 而接收回波属模拟信号的缘故 然而, 实际上很多仪器的发射延时亦采用相对 X 扫描信号显示器价廉的模拟延时线 Y 发生器 高速电子扫描高速电子扫描由两种性质截然不同的类型 : 线性步控阵列 ( 简称线阵 ) 和线性相控阵列 ( 简称相控阵 ) 线阵扫描生成矩形图像, 而相控阵扫描则生成扇形图像 线阵换能器常由一厘米宽, 十到十五厘米长, 由很多加工成铁道枕木形状的小换能器单元 ( 每个小换能器单元称为一个 振元 ) 排成一直线阵列构成 在同一时刻, 有一到四个换能器振元同时投入工作, 并随时间沿阵列方向顺序逐步轮换投入阵元 结果, 虽然换能器阵列静止不动, 但超声波束却沿线方向移动扫描 发射脉冲发生器 控制信号发生器 信号处理接受放大器 电子开关 探头 图 4-8 高速电子扫描原理图

10 医学影像设备 63 相控阵列虽然其结构线阵类似, 但其控制方式完全不同 相控阵换能器比较小, 大约有一厘米宽, 一到三厘米长, 而且换能器振元数也少 在同一时刻, 相控阵换能器所有的振元都投入工作, 超声波束成扇形扫描, 其角度的改变则是依靠各个振元发射信号恰当的移相以及各个振元接收信号的恰当移相, 这一系统类似于相控阵雷达 多振元组合发射线阵探头换能器中的单个振元尺寸通常都很小, 其有效发射面积也很小 其波束的扩散角就比较大, 波束能量发散严重, 波束指向性差 这不仅影响仪器的横向分辨率, 而且导致发射能量的减弱, 从而使灵敏度降低 所以, 通常采用的办法是由若干个矩形振元组合成一个振元组 ( 阵元 ), 每次发射时阵元内各振元同时激励, 等效于单个振元的宽度加大 另外, 采用多振元组合发射的另一个优点是便于实施对波束的电子聚焦和多点动态聚焦 电子线阵多振元组合扫描顺序扫描是一种最基本的振元组合方式 为了提高线密度, 常采用间隔扫描, 它可使扫描线增加一倍 并用微角扫描的方式也可以使扫描线密度增加, 从而提高图像的清晰度 为了尽量缩短成像时间, 减小多振元组合发射时超声波束的相互干扰, 可采用一种多振元组合收发间隔飞越扫描的方法 可变孔径利用多振元组合发射和接收, 增大了声源的孔径, 有效地提高了声波对粒子的分辨率, 特别是对于远场的分辨率 但是, 随着孔径的增大, 声速的直径在近场区也增大, 从而在探头附近分辨率急剧降低, 得不到体表附近良好的声像图 针对这一问题, 采用改变孔径的技术来获得近, 远场都良好的分辨率 其原理为 : 发射时, 根据视场深度选择足够数量的振元构成振元组进行 接收时, 首先以较少的振元接收近场区的回波信号, 以提高对近场区组织的横向分辨率 然后, 随着深度的增加, 分段增加接收回波的振元数, 一直到最后所确定的振元数全部投入接收, 这样既提高了近场, 也提高了远场的分辨率 电子动态聚焦在发射波束时, 一组同时激励的振元中相互间隔一个延迟时间进行激励, 使其合成波阵面呈现一个凹形的弧面, 在某一焦距出出现一个焦点 改变相互间延迟时间, 焦距将随之改变 在接收超声波反射回波时, 各深度点反射回波到达各振元的声程差亦不同 如果选择某一深度点回波的声程差作为各个振元接收回波时的时间延迟, 那么该点便成为接收回波的焦点 如果在接收过程中, 根据超声回波的深度, 依次投入相应的接收延迟线, 那么, 便可对多个深度点进行接收聚焦, 这一过程称为动态聚焦 电子动态聚焦技术的应用, 根据超声成像系统繁简程度而有所不同 发射过程可采用的聚焦方式基本上有两种, 一是可选择焦距聚焦方式, 在使用时, 可根据诊断部位的深度选择某一个焦点, 这种方式简单易行, 但一幅图像中只有一个发射焦点 二是图 4-8 电子动态聚焦示意多个发射角点叠加聚焦方式, 这种方式成像速度慢, 但图像质量显著提高 接收过程的动态聚焦也有两种方式 : 一至设点聚焦, 如四点聚焦 ; 二是动态跟踪聚焦, 它能使所有距离的目标都能得到聚焦, 在横向分辨率上不受距离改变的影响

11 64 现代医学仪器原理通常, 在中低档超声成像设备中往往采用可选择焦距发射聚焦加上设点接收聚焦或跟踪动态接收聚焦 在高档设备中则采用多焦点叠加发射聚焦和电子动态跟踪聚焦的方式 动态跟踪聚焦虽然在全程内能得到良好的聚焦, 但是, 由于超声波束近场能量分布不均匀而且多次出现零点, 如果不改变换能器孔径, 近场仍得不到改善 因此, 在高档成像系统中, 采用电子动态跟踪聚焦加可变孔径的方式 相控阵扫描如果激励脉冲在到达超声换能器各个妣员之前, 依次延迟一个固定的很小的时间间隔, 这个振元上所产生的声脉冲的传输也获得相应的延迟, 这时, 发射波叠加波束方向与法线之间就有一个相位差 随着发射延时时间值的改变, 相位差也将随着改变 如果是首端与末端的激励脉冲互易, 则叠加波束的方向移向法线的另一侧 如果对各振元的激励实行延迟以及延迟时间控制, 就可以在一定的角度范围内, 获得超声波束方向的变化 这种用控制激励脉冲的时延而获得超声波束方向变化的扫描方式, 就叫做 相控阵扫描 超声多普勒 超声多普勒成像原理当声发射源与声接收器有相对运动时, 接收器所接收到的声波频率与发射频率有所不同, 这一现象称为多普勒效应 超声多普勒法成像就是应用超声波的多普勒效应, 从体外得到人体运动脏器的信息, 进行处理和显示 现已普遍用于血流 心脏和产科等方面的检查 超声血流测量仪 起声胎心检测仪 超声血管显像仪以及超声血压计 超声血流速度剖面测试仪等多种仪器在临床上广为应用 超声波对血管内流动的红血球接收散射, 根据多普勒效应, 即反射频率于发射频率之间将产生偏移即多普勒频移 f d, 由下式给出 : f d = 2vf 0 C 式中 v 为红血球的运动速度,C 为超声波的速度 由公式可以看出, 与血流速度成正比, 若检出 f d 就可求得 v 超声多普勒法分连续多普勒和脉冲多普勒 前者的缺点是没有距离分辨能力, 在射线方向上的所有多普勒信号总是重叠在一起 ; 后者具有距离分辨能力, 能够捡出某特定深度的多普勒信号, 可用于清洁箱内部和大血管血流信号的检测 但由于采用脉冲波, 受重复频率产生的重叠幻像的影响, 测定深部高速血流具有一定的困难 现在的超声多普勒成像装置大多采用与 B 超相结合的方法, 在 B 超上一边设立多普勒取样, 一边捡出血流信息 多普勒波束是与 B 超超声波束一起发射的 由同一探头接收放大, 经延迟线和加法器后, 进入混频电路和低通滤波器进行相位检波, 然后通过取样状态设定电路和带通滤波器取出特定深度的多普勒信号, 并将从心脏壁和血管壁来的运动滞后的低频多普勒信号滤除 取出的多普勒信号一路可以送到扬声器进行监听, 一路可以经过 A/D 转换送到频谱分析器进行快速傅里叶变换 (FFT), 通过变换后便可得到多普勒频谱 以横轴表示时间, 纵轴表示多普勒频移 ( 速度 ), 各个多普勒频率强度 ( 功率 ) 用辉度显示 由于 FFT 变换频谱范围宽, 可以判断是紊流还是层流 最后, 经 D/A 变换后与 B 型 M 型图像一起显示 cosθ

12 医学影像设备 彩色多普勒成像装置彩色多普勒体层成像是用脉冲多普勒法对于一点的血流信息进行实时二维显示 一般取流向探头的血流设为红色, 远离探头的血流设为蓝色 其基本原理和脉冲多普勒法一样, 所不同的是比脉冲多普勒成像装置多了 MTI( 移动目标指示装置 ) 计算电路 接收到的多普勒回波信号经过混频电路和低通滤波器进行相位检波后, 一路送到处理电路, 进行频谱分析, 以显示多普勒频谱 ; 一路送到计算机电路, 以得到彩色多普勒血流信息 为了滤除心脏壁 血管壁等反射的信号, 以有效地检测超声射线方向的多普勒信号, 使用了 MTI 滤波器 经过 MTI 滤波器的超声多普勒信号, 进入自相关处理器进行自相关处理, 在分别进行平均速度 分散和乘方运算, 便得到彩色多普勒信号 将彩色多普勒信号 多普勒频谱信号以及 B 型 M 型信号一起送入数字扫描转换单元 (DSC), 然后再进行彩色处理, 得到红 (R) 绿(G) 蓝(B) 三基色数字信号, 最后经过数模转换 (D/A), 在彩色显示器上显示图 4-9 彩色多普勒血流图像及声谱图和录像机记录 超声信号处理从换能器接收到回波信号开始, 到显示器再现出生物组织断层图像, 中间有三个阶段对信号进行处理 : 预处理, 扫描变换和后处理 预处理阶段 : 对回波探超声回波回波信号扫描象素信号显电平信号进行时域处理, 头信号提取处理变换处理示预处理阶段除对回波形号进行放大和检波外, 主要图 4-10 超声成像系统信号流程任务是解决两个问题 : 衰减补偿和信号压缩 其中电路包括 : 前置放大器 时间增益补偿 TGC(Time Gain Compensation) 或称作灵敏度时间控制 STC(Sensitive Time Control) 电路 动态滤波 (DF) 电路 对数放大电路和边缘增强电路等组成 ; 扫描变换阶段 : 进行回波数字信号存储以及扫描制式变换 这是一个扫描变换器, 其核心是一个存储装置, 将回波信息以一种格式存入存储器, 而以另一种格式读出 在超声成像系统中, 换能器运动方式以及超声回波方式, 决定了输入为 x-y 二维输入格式, 而输出格式是标准的电视光栅 扫描变换器有两种类型 : 模拟扫描变换器和数字扫描变换器 (Digital Scan Converter, DSC) 由于数字扫描变换器的成功应用, 使得超声成像设备容易实现以下功能 : 以标准电视方法显示清晰的动态图像, 图像冻结功能, 双帧显示和图像电子放大显示功能, 实现 B/M 图像转换和同时显示, 实现各种测量和计算功能 并能在此基础上实现多项图像处理功能 后处理阶段 : 对象素信号进行数字图像处理 其主要内容有 : 灰度修正 灰阶的扩展与压缩, 伽玛校正 直方图均衡 电子放大与插行处理以及正负象翻转等 图像后处理是以提高清晰度 突出各具有诊断价值的图像特征为目的 不同机型, 后处理的功能强弱各有不同 后处理也在 DSC 中进行

13 66 现代医学仪器原理 B 超的性能指标 B 超声诊断仪的性能可以通过技术参数和使用参数两个方面予以表征 技术参数主要包括 : 超声工作频率 脉冲持续时间 脉冲重复频率 分辨率 探测深度 灰阶级 聚焦方式 动态范围 图像帧频 时间增益控制 功率消耗等 使用参数主要包括 : 扫描方式 探头规格 显示方式与显示范围 电子放大与倍率 注释功能 测量功能 记录方式 使用环境条件 外形尺寸与重量等等 4.3 X 线机 X 线机是最早用于临床的医疗仪器之一, 也是最常用的医疗仪器 目前, 临床上常用的 X 线机种类很多, 最简单的分类方法是通过 X 线管电流的大小来划分 管电流在 1000 毫安以上为大型 X 线机 ; 毫安为中型 X 线机 ;100 毫安以下为小型 X 线机 如以安装形式划分, 则可分为活动式和固定式两大类 X 线机 也可以按用途来分, 有透视用 X 线机, 普通摄影用 X 线机 消化道摄影装置 胸部摄影用 X 线机 体层摄影用 X 线机 心血管造影用 X 线机 及其它诊断用 X 线机设备如牙科用 X 线设备 腺摄影 X 线设备 床边 X 线设备 手术用 X 线设备等 还有很多数字化技术, 如数字减影技术 数字 CR 系统等 X 线机是一个非常庞大的家族 具有遥控摇篮床的消化道 X 线机 落地式可移动 C 型臂 X 光机 心血管造影用 X 线设备及高压注射器 图 4-11 几种常见的 X 光机 乳腺摄影用 X 线机

14 医学影像设备 X 线成像原理 X 线特性和成像 X 线是一种不可见光, 具有光的一切通性 由于 X 线的波长短, 光子能量大, 还具有其他电磁波不具有的一系列特殊性质, 医学上正是利用 X 线这些特性来为人类健康服务 X 线与物质的相互作用表现为 : (1) 穿透作用 :X 线的光子能量大, 波长短, 穿透能力强, 能穿透一般光线所不能透过的物质 (2) 荧光作用 :X 线照射在氯化锌 硫化镉 钨酸钙等晶体上, 即激发产生可见的荧光 (3) 感光作用 :X 线照射在胶片上能使溴化银药膜起感光化作用, 使胶片感光, 以便摄影 (4) 电离作用 :X 线可使气体分子游离而产生电离电流 (5) 生物作用 :X 线能对组织产生破坏作用 可以利用 X 线对肿瘤病人进行治疗 同样也会使正常组织产生红斑甚至坏死 根据 X 线的上述特性, 当 X 线穿过人体时, 由于它与物质的相互作用, 产生吸收和散射而造成衰减, 由于人体组织的密度不同而造成不同程度的衰减, 最后就能在感光胶片图 4-11 X 线成像原理示意图上形成不同深浅的组织密度的像 X 线的质量 X 线的质量可通过两个方面来衡量 其一是 X 线束内所具有的光子数多少 ; 其二是 X 线束中的光子所具有能量大小来衡量 X 线的强度 : 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即光子的数量 X 线的硬度 : 指 X 线穿透物质本领的大小, 表示 X 线的质 X 线硬度决定于每个光子具有能量的大小, 与光子的数目无关 不同的强度和硬度对成像有影响 X 线衰减的基本关系式当 X 线穿过受体时, 由于它与物质间的相互作用, 产生吸收和散射, 使输出的光子数少于输入的光子数 设 N 为作用于受检体的总光子数, N 为 X 线通过厚度为 x 的受检体时所损失的光子数, 则有 N= µν x (4-1) 式中比例常数 µ 称为线衰减系数 ( 或线吸收系数 ) 由于 X 线束损失了部分光子, 因而 N 为负值 在受检体内某一区域, 产生相互作用的光子数取决于入射的光子数 作用距离和受检物质 若入射的光子数为 Nο, 行进 X 距离和余下的光子数为 N, 对于均匀物质, 借助 (4-1) 式的微分形式, 则 dn N 求解 (4-2) 式, 可得指数型衰减关系式 = µ dx (4-2)

15 68 现代医学仪器原理 µ x N = N 0 e (4-3) 同理,X 线的输出强度 I(x,y) 与入射强度 I(x,y) 之间的关系, 也可用 (4-3) 式的类似形式来表示 这里所谓强度, 是指每单位面积的能量, 也可表示为单位面积的光子数乘以每个光子的能量 如果考虑到入射 X 线束包含着一个能量谱, 那么, 线性衰减系数将是空间坐标与能量的函数, 在 (4-3) 式的基础上, 可得检测器上的输出强度为 I ( x, y) = I 0 ( ε ) exp[ µ ( x, y, z, ε ) dz] dε (4-4) 式中 I ( ) 是 X 线束的入射强度, 表示为每一光子能量的函数,µ (x,y,z, ε) 为受检体每一区域内 0 ε 的线衰减系数 刮号项是在每一 xy 平面和每一光子能量下的强度传输 X 线管 X 射管是产生 X 射线的线源设备, 简单说由真空玻璃内的阳极和阴极组成 阴极端钨制灯丝通以低电压, 灯丝被加热发射自由电子, 当 X 线管两端通以高压后, 自由电子群在电场的作用下高速定向阳极端钨靶面运动, 并撞击靶面 当电子受阻突然停止运动时, 便将绝大部分的能量转变为热能, 而小部分能量转变成 X 射线发射 X 线管的分类 (1) 按用途分 : 诊断用 X 线管和治疗用 X 线管两种 (2) 按焦点结构分 : 单焦点 X 线管和双焦点 X 线管两种 (3) 按阳极性质分 : 固定阳极 X 线管和旋转阳极 X 线管两种 固定阳极 X 线管的结构固定阳极 X 线管由固定阳极 阴极 铜柱 玻璃罩组成 (1) 固定阳极 : 阳极由钨靶组成 阳极承受电子撞击的面称之为靶面, 通常称之为钨靶 (2) 阴极 : 阴极由灯丝组成 当阴极灯丝电流流过时, 灯丝周围就会产生电子, 电流越大, 电子越多, 当 X 线管二端加上高电压后, 由于电场的作用, 电子迅速向阳极飞去, 电压越高, 电子速度就越快 图 4- 固定阳极 X 线管的结构 (3) 铜柱 : 由于高速电子聚焦后去撞击阳极 1. 阴极 2. 阳极 3. 铜柱 4. 玻璃罩靶面时, 由动能转变为热能, 因此阳极产生很大的热能, 必须通过铜柱进行散热 (4) 玻璃罩 :X 线管的玻璃罩是一种特殊玻璃, 必须与金属膨胀系数相同, 不可漏气, 保持 X 线管内的高度真空 固定阳极 X 线管因阳极面受温度的影响, 限制其功率, 要提高功率, 焦点面就必须增大, 但是焦点面增大, 又会影响清晰度, 二者不能兼顾

16 医学影像设备 旋转阳极 X 线管由旋转阳极和阴极组成 旋转阳极 : 旋转阳极由靶面 转子 轴承, 阳极转轴组成 旋转阳极 X 线管的转速为 2800 转 / 分, 其优点是功率大, 焦点小, 散热快 高速旋转阳极 X 线管的转速为 9000 转 / 分 阴极 : 阴极由聚焦螺旋管状灯丝 阴极盘 阴极罩等组成 其作用与固定阳极 X 线管相同, 就是以发射电子并使其聚焦去轰击阳极靶面, 一般灯丝具有大小二个 诊断用 X 线机的组成与主要部件基本 X 线机分为 X 线机控制系统 ( 电器部分 ) 和 X 线机的执行系统 ( 机械部分 ) X 线机的控制系统包括 : 1X 线管 2 高压发生器图 4-12 旋转阳极 X 球管 3 控制台 4 其它电器附件设备 X 线机的执行系统包括 : 控制高压 X 线管电源 X 线 1 诊视床装置发生装置装置 2 伸缩吊架装置机械装置与 3 滤线器摄影装置辅助装置 4 快速换片装置 5 断层摄影装置图 4-13 X 线设备的构成框图 6 其它机械附属装置控制和执行两大系统是相辅相成不可分割的两大部件, 只有同时工作时才能发挥 X 线机全部作用 显像装置在临床放射学诊断中, 为直接观察和记录 X 线影像, 通常采用检测器来实现, 如荧光屏, 荧光胶片系统或 X 线影像增强器电视系统 1 荧光屏荧光屏是常见的简单 X 线检测器, 它吸收的 X 光子能量转换为可见光 平面有一层粉末状结晶的荧光材料构成, 常用的荧光材料有硫化锌镉等, 将它涂敷在衬底上, 用一种白色的饭馆层作中间层 X 线能量被晶体吸收, 晶体原子受激, 使其电子跃迁至较高能级, 而当电子返回到原来能级时, 就放射出可见光, 可供屏前观察 2 增感屏 ( 胶片检测器 ) X 线影像是目前记录影像的常用方法, 摄影胶片是主要的记录器 它是有一层醋酸纤维衬底 两边涂敷敏感的乳胶所构成胶片单独使用时, 效果较差, 但它与增感屏相结合, 有利于提高分辨率 3 影像增强器为了增强 X 线影像的辉度, 便于观察和记录, 现代荧光成像系统常采用影像增强器并接电视系统 X 线通过受检体射到影像增强器的输入屏上, 激发出可见光再作用于光电阴极, 使之产生

17 70 现代医学仪器原理电子, 经电子透镜系统聚焦和加速后到达输出荧光屏, 从而获得增强的荧光图象 高压发生装置高压发生装置有高压变压器 X 线管灯丝变压器 高压整流器和高压交换闸等高压元件, 按要求组装后置于方形或圆形的钢板制箱体内构成 箱内冲以变压器油, 加强元件之间的绝缘, A) 高压变压器高压变压器是产生高电压的器械, 为 X 线管提供高压电能 其工作原理与一般变压器相同, 但由于运行状态较为特殊, 因此有以下特点 : a) 变压比大, 次级输出电压很高 b) 瞬时功率负荷大, 管电流可达 2000MA, 但工作时间短 c) 由于使用了绝缘油, 提高了各部件间的绝缘性能, 并可缩小体积和重量, 又因为负荷时间很短, 一般不考虑散热问题, 变压器效率要求也不十分严格 B) 灯丝变压器 X 线机中的灯丝变压器, 分为 X 线管灯丝变压器和高压真空整流管灯丝变压器两种 其工作原理与结构相同, 只是容量和体积有所区别 ; 它们都是降压变压器, 一般功率在 100W 左右 由于灯丝变压器的次级在电路中与高压变压器次级的一端相连, 电位很高, 故初 次级绕组间应具有很高的绝缘强度, 这是灯丝变压器的一个主要特点 C) 高压整流器高压整流器是一种将高压变压器次级输出的交流电压变为脉动直流电压的电子元件 现代中型以上的 X 线机, 都设有高压整流电路, 利用高压整流元件, 将高压变压器输出的交流变成脉动整流电压, 供给 X 线管两极, 使 X 线管始终保持阳极为正 阴极为负 D) 高压交换闸在较大功率的诊断 X 线机中, 多备有两个或两个以上的 X 线机, 以适应一机多用的需要 但由于几个 X 线管又不能同时工作, 所以高压变压器产生的高压必需经过交换装置分别送到不同用途的 X 线管上, 这种转换装置称为高压交换闸 主机控制电路一个 X 线机系统因容量大小和使用目的的不同, 结构繁简千差万别, 一般由主机系统和辅助系统设备两部分构成 主机系统是指围绕产生 X 线的主机及其部件所组成的系统, 辅助设备是指主机以外的各种辅助和直接为临床诊断服务的设备 如前所述, 主机系统主要包括 X 线管组件 高压发生器以及控制台 辅助设备主要包括各种机械设备 ( 诊视床 摄影床 天地轨 悬吊等 ) 影像处理系统( 影像增强系统 电视系统 数字减影系统 电影摄影机 录像等 ) 其他辅助用具 ( 滤线器 增感屏 胶片 快速换片机 高压注射器等 ) X 线机系统就其电路组成一般包括 : 电源电路 高压初级和 KV 补偿电路 高压整流电路 管电路测量电路 X 线管等丝加热和电流控制电路 曝光限时电路 瞬时负载限制和保护电路 旋转阳极电路 全机控制电路和附属设备电路共十部分 X 线控制系统, 最初以实现 X 线管在透视和摄影过程中的千伏 毫安和时间三个基本参量的控制为主要任务, 一般称之为三钮制控制阶段, 曝光精度为 0.02s~0.04s 在 1950~1960 年间出现了优质的光学图象转换元件, 运动范围很广的诊断窗床, 以及旋转阳极球管, 为快速动态摄影创造了条件 随之,X 线控制系统有了一些改进, 出现了二钮制调节控制系统, 即在 X 线摄影前只预选千伏与毫安二个参量, 时间控制精度达到 0.003s~0.001s

18 医学影像设备 年以后, 电视系统及电子图象转换技术的发展, 使 X 线的光电效应得到很大增益, 除了某些特殊要求外,X 线机的临床诊断能力在一定条件下不再单纯依靠 X 线管的瞬时容量, 而是取决于所应用的 X 线影像增强器, 大面积电离室, 直流高压开关管 调整管等等, 随之控制系统在稳定 快速 准确和操作快捷方面出现了电视监视调制为基本手段的遥控和自动 X 线控制系统, 和三钮制相比, 有所谓一钮 (KV) 和零钮 ( 只需选择摄影器官或部位 ) 技术 特别是计算机技术广泛应用在 X 线控制系统中, 使 X 线机控制系统的设计水平和现代科学水平逐步相近, X 线的影像质量,X 线诊断技术和水平都有极大的提高 中频 X 射线机从 1895 年伦琴发现 X 线到 20 世纪 70 年代, 这期间出现的 X 线机均属于传统 X 线机, 其工作频率均采用工频 (50Hz 或 60Hz) 80 年代以后出现了中频 X 线机 即其高压电源和灯丝加热电源的工作频率处在无线电频域的中频段 在无线电频域中, 一般称几百周以下为低频段, 几百至几十千周为中频段, 兆周以上为高频段 中频 X 线机的频率一般为 400HZ~20KHZ, 目前, 甚至高达上百千周 中频 X 线机与传统 X 线机的主要区别在于, 传统 X 线机的高压变压器初级是通过自耦变压器直接使用工频电源, 而中频 X 线机是先把工频电源整流 滤波变为平滑直流, 再由逆变器把直流变成频率为几千 Hz 至几万 Hz 的交流电, 然后供给升压变压器初级, 从而获得 X 光管工作所需要的高压 在逆变过程中, 经过的由工频到直流 又由直流到中频交流这两个阶段, 所以中频逆变器是由直流电源 直流逆变和逆变控制三部分组成的 采用逆变技术的中频 X 线机除具有短时曝光不受电源同步影响外, 还有以下主要特点 : 1) 显著缩小高压变压器的体积和重量 这是因为感应电动势 E 与工作频率 f 线圈匝数 n 和铁心及面积 A 之间的关系为 : E = 常数 f n A 由此可见, 因为频率 f 增高,n 和 A 的乘积可以减小, 也即可以大大减小变压器的体积 2) 显著减小管电流惰性的影响, 从而显著提高了管电流精度 3) 工作频率提高后, 使用小容量的高压电容器就可有效抑制高压波形中的脉动量 4) 在中频 X 线机中, 使用压频技术可满足 KV 在宽广范围的调节, 从而省去笨重的自耦变压器 5) 采用中频逆变技术后, 使传统的相位投闸 降落负载 自动曝光 自动 KV 预置和初级能量存储等技术措施的优越性得到更充分的利用 6) 在中频 X 线机中, 管电流和管电压采用两套独立的逆变器, 由于可采用闭环随机控制, 既提高了管电流和管电压的精度, 又省去了空间电荷补偿电路 7) 有利于计算机技术在 X 线机控制系统中的应用 在医用 X 射线设备中, 中频技术发展非常迅速, 现已广泛应用到 CT 扫描机中 普通 X 线机也有被中频机取而代之的趋势 数字 X 线摄影系统数字 X 线摄影, 即 CR 法, 是用影像板 (IP) 替代传统的胶片 / 增感屏来照像 ( 直接成像 ), 再把储存于 IP 上的 X 线信号用激光扫描转换成电信号并进行数字图像处理, 然后记录于胶片

19 72 现代医学仪器原理 图 4-14 CR 系统原理示意图的一种方法 CR 法是 1981 年 6 月在布鲁塞尔国际放射学讨论会上, 由富士胶片公司发表的 最早在日本以富士 CR 系统来出售 (1) 系统概况 CR 系统的摄影需用影像板 (IP) 对摄影后的 IP 表面, 以图像读取机的激光进行扫描, 使 IP 内的潜像发出光信号, 图像读取机再将光信号转换成电信号, 送入图像处理机 图像处理根据诊断的需要, 将送来的数字化信号进行种种图像处理, 得出符合诊断要求的各种图像, 送入图像记录机 图像记录机便根据数字化图像信号改变激光束的强弱, 对胶片进行激光扫描, 将图像记录在图像记录胶片上, 再用自动洗片机处理, 就能获得 CR 胶片 这就是 CR 系统的概况 (2) 影像板 (IP) IP 由支撑体 荧光物质 保护层构成 荧光物质层是使含有微量铕离子的钡和卤素化合物微粒散布在高分子化合物粘合剂中, 然后高密度地涂布在支撑体上而成 IP 根据穿过被照体之 X 线信号摄影, 同时将 X 线潜像存储于二维平面上 摄影后的 IP, 用图像读取机以点状激光束全面扫描, 使存储于各点上的 X 线信号发光, 再以读取机之光导管将其收集并转换为电信号 另一方面, 一激光扫描读取信号之后的 IP, 用同样的光照射来消除 IP 上的残余信号, 使 IP 可以反复使用 (3) 读取图像图像读取一方面利用利用具有高度精确传诵的电动机, 使 IP 向着箭头方向匀速移动, 另一方面利用与 IP 成垂直方向的聚焦成微小点的激光束, 对 IP 依次进行全面扫描, 由于激光扫描而使各点光致发光的光线有光电管汇集起来, 导入光电倍增管转换为电信号 考虑到光致发光效率, 以及使光致发光只波长与激励光分离的必要性, 故采用红色氦 氖激光做激光光源, 激光扫描有光扫描器的反光镜精确地变动角度来完成 光导管将光致发光的光线导入光电倍增管, 光电倍增管根据入射光之强弱发出相应的电子, 从而转变为电信号 经增幅器放大后再数字化, 然后送入图像处理机 (4) 图像处理机图像处理机可进行自动感光度调节 图像的层次处理 频率处理 减影处理 (5) 图像记录机图像记录机一方面利用精密电动机以一定速度运送激光用记录胶片, 另一方面利用与胶片呈垂直方向的激光细束来扫描, 将图像信号记录在胶片上 处理后的数字化图像信号, 再进行数模转换, 由光调制器将模拟信号变成激光强度信号, 记录于胶片上, 胶片送入自动洗片机中冲洗, 即可以获得 CR 相片

20 医学影像设备 X 射线的防护 放射防护标准和法规放射防护标准和法规是对放射工作进行标准化 法制化管理的基本手段, 是进行预防性和经常性卫生防护监督以及卫生学评价的法律依据 因此, 放射工作人员及放射卫生防护监督管理人员都必须熟悉并运用放射防护标准与法规, 指导各自的工作实践, 作为守法 自主管理和执法 监督检测的依据, 以保障放射工作的安全 放射防护的基本原则 (1). 实践的正当化产生电离辐射的任何实践要经过论证, 或确定该项实践是值得进行的, 其所致的电离辐射危害同社会和个人从中获得的利益相比是可以接受的 如果拟议中的时间不能带来超过代价的净利益, 就不应当采用该项实践 (2). 放射防护最优化应当避免一切不必要的照射 ; 以放射防护最优化为原则, 用最小的代价, 获得最大的净利益, 从而使一切必要的照射保持在可以合理达到的最低水平 在进行防护设计时, 应当谋求防护的最优化, 而不是盲目追求无限地降低剂量, 否则, 所增加的防护费用将是得不偿失, 不能认为是合理的 (3). 个人剂量的限制在实施正当化与最优化两项原则时, 要同时保证个人所受照射的剂量当量不超过规定的相应限值 这样就可以保证放射工作人员中的个人不致接受过高的危险度 医疗照射的防护医疗照射是指在医学检查和治疗过程中受检者或病人受到电离辐射的内外照射 施行诊断或治疗的医生应加强对受检者或病人的放射防护 医疗照射从其所获得的利益来衡量必须具有正当理由, 既达到诊断或治疗的目的, 又要把照射限制到可以合理达到最低水平, 避免一切不必要的照射 X 射线对人体的伤害全身均匀照射的剂量限值新旧标准均为每年 50mSV(5rem), 但其概念是不同的 既往把旧标准中的最大容许剂量限值, 视为安全水平的上限, 是防护评价的唯一标准 只要不超过最大容许剂量就认为是安全的, 可以接受的 新标准中的剂量限值不再是安全与危险的分界线, 它不允许接受的剂量范围的上限, 而要通过防护最优化原则求得最优方案的防护条件 ( 王成 钱明理 ) 4.4 X 线电子计算机断层扫描机 X 线电子计算机断层扫描机 (Compnted Tomography), 简称 CT, 是 20 世纪的重大科学成果, 是自 1895 年德国物理学家伦琴发现 X 线以来, 在医学影像领域里的最有进步意义的发展 X 线在医学领域里已经应用了 90 年, 但不管是摄片或是透视, 都存在着一些根本的缺陷, 首先, 它们使三维结构的人体, 经过投影, 成像在二维平面上, 从而使大量的沿 X 线束方向上的信息相互重叠, 分辨比较困难, 尽管以后发明了焦点平面断层术, 使在焦点平面上的物体成像较 图 4-15 从控制室看 CT

21 74 现代医学仪器原理清晰, 而在焦点平面以外的成像模糊 但这本质上仍然是透视学原理, 另外, 因为有重叠 散射效应以及 X 线胶片本身等因素的影响, 使它们对组织结构的密度分辨率不高, 一般只能区别百分之五到百分之七的密度差异 1967 年, 英国 EMI 公司的工程师豪斯菲尔德 (Godfred Newbold Housfield) 在信息处理领域的研究中, 利用当时已经成熟了的图象重建的数学理论和电子计算机技术, 用放射性同位素作为放射源, 在一台车床上, 完成了断层图像建立过程中的一系列实验 1971 年 9 月, 第一台头颅 X 线 CT 扫描机在英国问世, 由于此项杰出的发明, 豪斯菲尔德与另一位 CT 算发的发明者, 美国的物理学家 A.M.Cormack 一起, 获得了 1979 年诺贝尔医学和生理学奖 自从第一架 CT 机问世以来, 在短短的十余年内,CT 机不断地更新改进, 至今已发展了五代产品,CT 的图像质量越来越好, 成像速度越来越快, 其使用也日益普及 它能分辨出千分之五的密度差别, 对人体的肿瘤 血块 坏死和囊性改变的诊断有着显著的优势 也能对心脏等运动脏器成像, 或连续成像和三维重建 1 头颅图象 2 腹部图象 3 三维血管图象 图 4-16 CT 图象 CT 机的基本原理 CT 机的目的是从多角度的方向上检测 X 线经过人体后的 X 线衰减量, 并靠计算机的帮助, 用数学的方法重建出身体某一希望层面的轴向 X 成图像 CT 机的数学原理是根据奥地利数学家拉登 (J Radon) 早在 1917 年所证明的图像重建理论, 即 : 任何物体可以从它的投影的无限集合来重建其图像 CT 的物理学原理是吸收定律 ( 郎伯比尔定律 ) 即 : 当单色射线经过某一物体时, 其能量由于与原子相互作用而受到衰减, 衰减的程度与物体的厚度和衰减系数有关 豪斯菲尔德用上述理论设计的 CT 机的基本形式是 : 用一束经过准直的 X 线, 围绕人体的长轴进行扫描, 扫描过程中, 处于人体相对侧的 X 线检测器对穿出人体的 X 线进行检测, 将所得到的信号波形形成一系列的投影图, 用计算机对这些投影数据按特定的数学模型作图像重建, 最后取得这一部位的片状横向断层图像 现在,CT 机的机型有各种各样, 但可以认为, 其基本构思还是如此 线性衰减系数物体对 X 线的吸收能力取决于物体的密度 原子量 X 线经过物体的距离, 以及 X 线本身的能谱, 如果一束单色 X 线经过距离为 d 的一个均质小体, 其入射的 X 线强度和出射的 X 线强度的关系式如下 : I µ d d = I 0 e

22 医学影像设备 75 式中,Id 为出射 X 线强度,I0 为入射的 X 线强度,μ 是该物体的 X 线吸收系数或称线性衰减系数 ; 从公式中, 可以看到, 只要知道了 I0,Id 和 d, 就能计算出 μ 值, 这是有关该物质密度的重要参数 我们知道人体不是均质物体, 它含有密度较高的骨组织, 图 4-17 X 线的线性吸收也有密度较低的脂肪 体液和空腔, 在沿所测的 X 线束的路径上, 由于存在着这些不同密度的组织结构, 便会有不同的 μ 值存在, 它们都对这一次测量起作用, 最后, 由各个 μ 值的总和决定最后所测得的 X 线强度, 即 d i = 1 I = I e 由于 μ 可以连续变化, 这个总和一般表示为一个积分值, 即 : s 0 0 I = I e 0 n µ D µ xdx 假设有许多各种不同的均质小体 ( 体积元 ) 组成的某一物体, 当一束 X 线从物体的一侧进入, 再从另一侧穿出, 根据上述公式有 : (μ00+μ01 μ0n)=-ln(i01/io )/d = C00 如果这束 X 成围绕此物体进行扫描, 则进一步会得出如下方程, 即 : μ10+μ11 μ1n = C10 μ20+μ21 μ2n = C20 μm1+μm2 μmn = Cmn 显然, 这一庞大的方程组中的方程个数应多于未知数 μx 的个数, 在对这些方程求解之后, 物体内图 4-18 CT 断层面和体积元各个均质小体的 μ 值即可求出, 各小体的密度就知道了 CT 图象就是体元密度的图象 这需要大量的计算,CT 机的图像处理计算机就是专门执行此任务的 CT 值如同体温表, 把人体的温度同数字联系在一起,CT 机是用数字把不同的组织相连在一起的, 这些数字代表着不同组织的密度, 可是, 直接用线性衰减系数代表各种组织器官是十分不便的, 因为 μ 值很少为整数的 豪斯菲尔德在第一台 CT 机 MARK I 用 120KV,4.5mm Al 滤片,27cm 厚的水, 测出相当于在单色 X 线 73KeV 时, 水的 μ 值等于 0.19cm -1, 用水的 μ 值作为基准, 推导出与水相对应的 μ 值, 称为相对衰减系数, 关系式如下 : 相对衰减系数 Δμ=(μ 组织 -μ 水 )/μ 水目前, 生产厂家一般都是将 Δμ 扩大 1000 倍, 并将此值称为 CT 值, 即 : CT 值 =[(μ 组织 -μ 水 )/μ 水 ] 1000 由于水的 μ 水值等于 0.19, 故上式又可写成 i

23 76 现代医学仪器原理 CT 值 =[(μ 组织 -0.19)/0.19)] 1000 =5263μ 组织 为纪念 CT 的发明者,CT 值又称为豪斯菲尔值或 H 值 可见, 水的 CT 值正好为 0, 空气为 -1000, 由于骨质的平均 μ 值约为水的 2 倍, 因此骨为 +1000, 有了这 CT 值, 就可以把每个代表特定组织的 CT 值用灰度等级形成各自的象素, 并在重建的 CT 矩阵图里表示出来 CT 机的工作过程 CT 机的工作过程可以分为四个步骤, 即 :1 产生 X 线 ;2 获取穿出物体后的 X 线衰减信号 ; 3 将得到的数据信号进行处理, 并加工成图像信号 ;4 将图像信号显示和记录下来, 其中的每一过程都是在计算机的协助下完成的 CT 机的扫描方式和分代自从第一台 CT 机发展到今天,CT 机的性能发生了巨大的变化, 应用上由原来只能做头颅扫描扩大到对全身各脏器的扫描, 一般习惯上把具有代表性意义的扫描方式的改进用 代 来归纳, 这样, 我们把 CT 机归纳成如下的五代 : 第一代 CT 机这是一种最原始的 CT 机 此机在病人的两侧分别装有一个 X 线管和一个晶体检测器, 在对 X 线管所产生的光束进行准直后, 使光束与检测器成为一条连线, 当作扫描运动时 X 线管和检测器作平移运动扫描, 然后,X 线管和检测器绕病人旋转 1, 再作一次平移扫描, 如此重复, 总共旋转 180, 这样, 就能从不同的方向上采集某一扫描部位的投影信号, 并由图像处理机加工处理, 这种扫描过程很费时间, 要 3.5~6 分钟才完成一次扫描, 这不适合运动性大的器官, 可对容易静止的部位, 如头颅, 还是很有用的, 尽管其图像质量不太理想, 但这是一个新的医疗技术的开端 第二代 CT 机第二代 CT 机同第一代 CT 机差别不大, 它以若干个 ( 约 3~60 只 ) 晶体检测器代替第一代的只用一只检测器, 使在一次平移扫描时记录下来的投影数目增加了若干倍数, 同时,X 线光束的形状是小角度的扇形, 覆盖了全部检测器, 这样使一次扫描的效率成倍提高 扫描时间缩短, 只需用 30 秒左右完成一次扫描, 第二代机基本上也是用于头颅检查, 但它有快速和慢速扫描二种机型, 其中的快速机型检测器多,X 成扇形张角大, 可以用于全身扫描检查 第三代 CT 机与第一代和第二代机相比, 第三代机是一个全新的机型, 它消除了横向平移扫描,X 线扇形光束的张角扩大到覆盖了整个人体的截面, 约 30~45 左右, 约有 300 个左右的检测器包括在扇形角之内, 在扫描时,X 线管和检测器同步地围绕人体的轴心进行连续旋转 它的最主要的优点是, 仅仅用 5~10 秒钟就能完成一次扫描, 由于宽的扇形张角,X 线的利用率提高, 数据采集量也就增加, 所以图像质量就比前二代机型好 是目前最多使用的一种机型 图 4-19 第三代机示意图第二代机是在平移时做扫描的, 所以同一角度的物体投影数据, 检测是由同一个检测器来完成的, 但在第三代机里, 由于是在旋转中进行扫描, 同一角度的物体投影数据检测要由不同的检测器来完成, 这就要求每个检测器的性能要十分一致,

24 医学影像设备 77 稍有误差, 就会导致图像中出现同心圆影的环形伪形, 这就是第三代机的最主要的缺点 : 对相邻检测器的差异十分敏感 为了保持检测器的稳定, 大多数的第三代机使用的是高压氙气检测器, 数百只电离室内, 气体相通, 压力一致, 其光电作用一致, 减少伪影产生的机会 第四代 CT 机第四代机克服了第三代机环形伪影的缺点, 将晶体检测器 360 均匀分布在环形扫描机架上, 约有 420~1500 只左右, 扫描时检测器是静止不动的, 而 X 线管在检测器降到圈内旋转, 在扫描产生出的图像上, 每一点都是由所有的检测器进行数据检测后重建出来的, 这代机型又称反扇形光束机型, 因为扇形的原点是在检测器上, 而不是在 X 线管的焦点上, 每一检测器都受到许多的 X 线光束组成的扇形光束的照射 实际上第四代机的扫描时间并不比第三代机快 除了能克服环形伪影, 图像分辨率略有提高外, 它还有很多不理想的方面 例如, 第四代机不能做出扫描平片, 而这扫描平片图像对病人的定位及检查是很重要的, 另外由于每个检测器的微小偏差, 使重建后的图像噪声总量会增加千分之几 所以第四代机不一定是更好的机型 表 4-4 各代 CT 扫描的主要特性 序号 第一代 第二代 第三代 第四代 第五代 扫描方式 单束扫描 窄角扇束扫描 广角扇束扫描 反扇束扫描 电子束扫描 测量原理 平移 旋转 旋转 静止 测量时间 5min 20~60s 5~10s 5~1s <1s 检测器数量 1 3~30 256~ ~ 检测器排列 移动式单个检测器 移动式多个检测器 旋转阵列 静止圆周式阵列 静止半圆周阵列 检测器类型 闪烁晶体 +PM 氙电离室 闪烁晶体 +PM 影像增强器 X 线源 连续发射 脉冲发射 投影形式 平行投影 中心投影 张角 5 ~10 30 ~45 50 ~90 30 ~45 每次扫描断层数 多层 主要应用范围 脑 头部 全体 心肺动态器官 第五代 CT 机第五代 CT 机完全排除了前几代 CT 机的机械运动装置, 这是一种电子束动态空间扫描机, 扫描时间更短, 约 <1 秒, 它即能对静止的组织进行扫描, 又能对心脏等器官作动态研究 螺旋 CT 另外, 在第三代 CT 机的基础上发展起来的高速螺旋 CT 近年来得到了快速发展 螺旋 CT 是这 图 4-20 电子束 CT

25 78 现代医学仪器原理样一种 CT: 它在扫描时机架 ( 光管和检测器阵列 ) 作环形旋转运动而在此同时诊断床作相对的线性运动 ( 匀速前进或后退 ), 合成的扫描线成螺旋形, 经过换算可以得到多层面的图像信息 由于一次扫描可以的得到一段体积上的多层图像, 因此, 这种 CT 的体积扫描速度较快, 加上各种新型软件的配套, 方便实用, 还非常有利于三维成像 在临床上得到越来越广泛的使用 CT 图像的重建方法 CT 图像的重建过程就是图像处理机解方程的过程, 理论上的图 4-21 螺旋扫描示意方法很多, 但实际使用的最多只有几种 迭代法这是一种代数重建技术, 用一系列的近似计算以逐渐逼近的方式来获得图像, 在图像重建开始以前, 假定图像是均匀密度的, 重建图像的每一步都是将上一步重建图像的计算投影与实际测量所得的投影进行比较, 用实际投影与计算投影之差来修正图像 每一步都使图像更接近原来物体, 经若干次修正后可以获得满意的图像 其缺点在运算工作量极大 直接反投影法 : 也称累加法, 是最简单, 最老式的方法 如在一个低密度的区域中, 有一个高密度的物体, 如钉子, 此物体被 X 线经各个方向扫描后产生许多 X 线衰减的投影波形, 将这些投影波形反投影到各个 X 线方向上的矩阵中, 产生出反投影图, 将这些反投影图相互叠加, 便出现一个带有云晕状伪影的重建图像, 云晕状伪影的出现是因为把有拖影的衰减波形直接反投影的结果, 由于有这种失真存在被扫描的物体边缘不清晰 滤波反投影法 : 图 4-22 直接反投影法示意直接反投影所产生的图像边缘的云晕状伪影在数学上称为对原图像的一次褶积, 要去除伪影就需要再做褶积解除, 这一数学修正, 它也叫滤波, 就是在每一个投影波形上加上一个修正用的函数波形, 这有二种方法, 一种是褶积处理在空城中滤波, 另一种是富里叶转换在频域中滤波, 经滤波处理后, 每个投影波形不仅包含了代表 X 线强度的正向脉冲, 同时其相邻二边又加上了反向的修正脉冲 将这些滤波函数与投影波形相加, 云晕状阴影就被抵消掉了 抵消得越彻底, 反投影后的重建图像就越接近原来物体 CT 机的基本结构 CT 机的基本结构由四个主要方面构成, 即 1.X 线产生系统 ;2. 数据采集系统 ;3. 数据处理系统 ;4. 图像显示系统 为便于叙述, 这里用美国 GE 公司生产的 9800CT 机为例对 CT 机的基本结构作一概述 9800CT 机是第三代 CT 机, 它的特点是采用高速旋转石墨阳极 X 线管, 扇形 X 线束张角 46, 用 742 只高压氙气检测器 数据采集率为 984Hz, 用一台 16 位内存 128K 扩充到 256K 的小型计算机作为各部件工作的总调度, 一台 32 位浮点矩阵处理机作图像重建处理, 有一台

26 医学影像设备 千兆位的硬盘机, 另外还有磁带 机, 多幅相机等 扫描时间 1.2~8 秒, 显示器显示器图像重建时间 <20 秒 终端终端 X 线产生系统操作工作台 X 线产生系统主要包括 X 线管 高压发生器 X 线控制器等, 其作用档案资料 显示存储器 窗宽 窗位控制 就是提供一个稳定的, 可以控制的 X 储存系统 线光束 显示磁带机多幅监视器 X 线管是 CT 机的 X 线光源, 提供照相机 CT 机所需用的 X 线能,X 线管一般有 显示控制台 二种, 即, 固定阳极 X 线管和旋转阳极 X 线管, 前一种 X 线管的热容量低, 灯丝的焦点也大, 产生的光束半影大 9800 机使用的是后一种, 同时为了增加管子的热容量, 在旋转阳极的金属表面, 用化学蒸发工艺涂上一薄层的石墨层, 再加快阳极的旋转速度, 使 计算 处理器 X- 线控制器高压发生器 栅极偏置控制器 X- 线管 X 线管的热容量达到 3000K 热量单位, 硬盘床位及瞬时的输出功率在 24KW, 这 X 线管的存储器扫描电路 焦点是 mm, 当然, 焦点越小, 数据处理系统 光束越细, 图像的质量也越好 CT 使用的 X 线高压发生器要求必须保持输出功率的恒定, 因为输出功率的变化即为有效 X 线能量的变化, 扫描机架及床 数据采集系统 从而引起线性衰减系数的变化,9800 图 4-23 CT 扫描机系统框图 机有三相脉冲直流 125KW 的输出功 率 X 线控制器与计算机联机, 并受控于计算机, 对曝光停启,kv ma 值的预置设定都是由控 制器按计算机指令随时确定, 加上严格的连锁保护系统, 确保机器的运行安全及故障的及时发 现 X 线管产生的光束是圆锥形的,CT 机要求的是线形的或者是扇形的, 这就需要用束光器来 完成这一目标 CT 机的束光器是一种机械结构复杂的部件, 按所在部位不同又可以分成 X 线 束光器和检测器束光器, 二者必须配合精密, 才不会影响扫描数据的采集,9800 机的 X 线束光 器将 X 线光束以 46 的扇形射出, 并设有四个不同的光圈值, 即 和 10mm 的孔径, 通过选用不同的光圈值, 可以决定扫描图像的层厚 检测器的束光器是位于检测器的前方, 起 着消除散射线对检测器干扰的作用, 这种束光器有固定的光圈值,9800 机是 1mm 尽管高压发生器已提供了稳定的输出功率, 但 X 线管产生的 X 线实际上是一组宽谱的 X 线, 当这种 X 线穿过人体后, 随受检部位的厚度和组织性质的不同, 辐射能谱会发生变化, 当对于 某一均质物体来说,X 线穿越的距离越长软射线吸收得越多, 而硬射线则吸收较少, 而造成一 种假象, 好象物体的衰减系数会随着射线穿越的距离的增加而减小, 其组成不再成均匀的了,

27 80 现代医学仪器原理从而造成图像上的密度失真 这种现象称为硬化效应, 它对测量的精度影响很大, 克服这一效应的方法有,X 线管窗口处用铝或钢制的滤片来限制 X 线光谱的范围, 使 X 线变硬, 但即使是高度过滤的 X 线仍然不是单色射线, 仍免不了有硬化效应的存在, 因此在重建图像以前, 还必须进行数学修正 另外, 滤片也能吸收伤害人体的软射线, 减少病人的受照剂量,9800 机滤片选择由软件系统自动调节的 数据采集系统 表 4-5 几种 CT 检测器的优缺点 检测器 优点 缺点 碘化钠晶体 NaI 和光电倍增管 高检测效率 余辉 氟化钙 无余辉 检测效率低于 NaI BGO 无余辉 高检测效率 光输出量低 氙气 比 NaI 更简单 紧凑, 无余辉 X 光吸收效率低 稳定性响应时间差 此系统包括检测器和与之相辅的扫描机架及扫描床 位于 X 线管相对面的是由几百个排列成向心弧状的单排检测器单元阵列, 是采集 X 线衰减信号的重要部件 CT 机主要使用的有二种形式的检测器, 即晶体闪烁检测器和气体电离检测器 所用晶体材料有碘化钠 (NaI), 碘化铯 (CsI), 氟化钙 (CaF 2 ) 和锗酸铋 BGO 等 这些晶体在 X 线光子的照射下, 会产生与 X 线量成比例的可见光线, 当晶体与光电倍增管相偶合后, 可见的闪烁光线打在光电管的光电阴极上, 释放出电子, 这些电子经光电倍增管电极的依次加压, 产生出更多的电子, 约经 10 6 左右的放大后, 输出检测信号 一般用惰性气体氙 (Xe) 气作为电离材料, 这是由于 X 线能电离氙原子, 在氙检测器上, 施加一合适的高电场和合适的气体压力, 使其工作在电离饱和阶段, 这时氙气检测器内所有的自由电子都能采集, 图中带正电的是钨板, 当一束 X 线束进入高压氙气腔后, 氙气发生电离, 正离子移向负极, 而负离子靠拢正板, 产生信号电流, 这信号直接反映出检测器对 X 线的吸收量 9800 机选用的是氙气体检测器, 另外检测器按所起的作用又分为参考检测器和工作检测器, 工作检测器位于病人的下方, 检测受到衰减的 X 线量, 参考检测器直接置于 X 线中, 用于监视未受衰减的 X 线量,746 只检测器中 12 只是参考检测器, 平均分布在检测单元阵列的两边,46 扇形光束中, 每一度包含了 6 个工作检测器, 各检测器间的中心 中心距为 1.2mm 扫描机架内, 主要装有扫描传动机构 旋转框架 X 线管 束光器 检测器以及控制和指示电路等 它们全部在计算机的协调下进行工作, 受控于计算机指令的扫描床在扫描过程中自动定位,9800 机在计算机软件的控制下分别可做 和 226 的旋转扫描, 并重建出不同要求的图像 数据处理系统数据处理系统包括主计算机和外围设备, 它包括操作台 硬盘机 磁带机 软盘机多幅相机和图像处理机 CT 顾名思意是应用电子计算机这个多功能的快速计算工具建立人体断层图像的, 因此, 计算机在 CT 机中占有相当重要的地位, 只有在计算机充分发展的基础上,CT 机才能显示其优越 电子计算机在 CT 机中的主要功能有三 :1 根据扫描系统所获得的原始数据, 按照重建图像的数学方程编制的软件程序, 计算出图像矩阵中的每一参数 ;2 将存储器中的图像矩阵编入电视扫

28 医学影像设备 81 描程序中, 然后显示 CT 图像在电视屏幕上 ;3 控制扫描系统的工作以及控制机器中的其他动作 CT 机的主计算机通常是管理用的小型机或微型机, 但它必须有足够的内存容量以便于大量数据的吞吐 其主要任务是对整个 CT 机各部分功能件的动作作总调度和对数据流作缓冲,9800 机的主机是一台 16 位的小型机, 通过用操作台上的键盘, 可进行人机对话, 输入操作指令, 经过启动各种程序软件, 完成 CT 扫描的各项动作显示图像以及整机管理等等 CT 的图像原始数据 操作和管理软件都是以数字的形式储存在计算机的外围设备里, 通常硬盘中存放的是 CT 的操作软件, 常用的管理软件, 以及待图 4-24 CT 系统布置 :A 控制室,B 检使用的图像数据, 尽管它的存取速度快, 但由于硬查室,C 机房 盘的储存容量有限, 大量的信息还是记录在磁带上或者放在软盘中保留的 CT 都有图像处理专用机, 其任务是将所获得的扫描数据经数学修正后重建成 CT 图像 做成专用机的原因是为了加快重建速度 多幅相机是将 CT 图像记录在胶片上永久保存的机器 主计算机对 CT 各子系统的控制, 管理和通讯通常是通过各级微处理机和专用机完成的 这是一个分级的多处理机系统 CT 的计算机软件是 CT 图像的处理 显示 辅助医疗诊断 辅助故障诊断 机器各系统之间的管理等功能的核心所在, 没有它 CT 不能工作 软件的类型有很多, 如 CT 的系统程序, 是 CT 成像的管理程序, 完成图像处理系统的管理调度, 并控制 CT 的成像过程 系统诊断程序检查整个计算机图像处理系统的正确性, 并检查系统的故障以保证系统的可靠和维修方便 各主要的功能部件还有自己的专用程序, 如图像处理机执行的图像重建程序等等 9800 机有二个层次的软件系统称为 R 级和 M 级, R 级执行的是整个 CT 机的管理控制程序, 包括启动程序, 通过启动储存器内的各种软件, 完成各自特定功能, 关闭程序的作用是终止计算机对各种程序的执行, 并启动机内的自动检测程序, 监视程序也就是 M 级, 它是执行病人的扫描, 重建图像的显示以及与扫描 显示 记录图像和一些相关的管理服务程序 图像显示系统 1 象素 矩阵 体积元: 图像中象素是最小的基本单位, 象素越多, 图像便越清晰, 矩阵是由象素以横向和纵向的排列所构成的点阵 矩阵大, 图像也大, 体积元是指有体积的象素, 体积元与图像的清晰度也成正比 CT 图像的最小基本单位是体积元, 体积元的高度也就是图像的厚度,CT 图像的体积元代表了特定的 CT 值 2 窗口技术: CT 的图像是由 CT 值重建组成的图像, 在图像矩阵中, 每一个象素代表着一个灰度值, 如果将所有的包含全部 CT 值范围的一幅重建图像单纯地转换成灰度信号显示在屏幕上, 那它的密度分辨率是很差的, 因为人眼在荧屏上的灰度分辨率一般只有 10~30 个灰度级, 而 CT 图像其中包含有 2000 个左右的灰度值, 为了充分利用这些信息, 分辨各微小的灰度差,CT 机使用了窗口技术, 通过窗口技术, 把微小的 CT 值差别用明显的灰度差予以显示, 也就是把对比度放大了, 使感兴趣部分的 CT 值得到增强, 不感兴趣的 CT 值得到压缩 这种兴趣区 CT 值调节的范围, 就是窗宽, 一般窗宽可以分级或连续地调节到满刻度, 而兴趣区范围

29 82 现代医学仪器原理的平均中心就是窗位即 : 窗位值 =±1/2 窗宽值,9800 机窗宽范围从 2~4000, 窗位范围是 到 CT 图像的加工 : CT 机有图像显示加工的专用软件, 通过用这些软件能帮助医生对病情的诊断 9800 机有许多这方面的功能 如图像的放大, 使某一兴趣区放大若干倍供观察, 图像的镜相反转, 使观察起来更为方便, 窗位检测, 选出一段特定的很小的 CT 值范围, 在图像中勾划出来以区别周围的不同组织 图像比较, 同时在荧光屏上显示多幅图像, 距离测量, 计算图像中某一部分的大小,CT 值测量, 计算某一兴趣区的 CT 值, 图像的文字注释等等 CT 机性能的主要参数及影响因素 扫描时间 : 扫描时间指的是 X 线管围绕病人旋转一周, 收集扫描数据所需占用的时间, 单位是秒, 影响扫描时间的因素有 : 扫描机架的旋转速度,X 线管和高压发生器的输出功率, 机架在作顺时针和逆时针旋转运动中所占用的中间延时时间, 检测器和数据处理系统获取的采样量 9800 机 360 的扫描可在 2~8 秒内完成, 发生器有 125KV 的输出功率中间扫描延时时间是 2.25 秒, 数据采样每秒 700, 空间分辨率 : 指在高对比度的背景下, 区分相互靠近的细小物体的能力, 也就是指可以识别相邻物体的最小极限, 单位是毫米或者为线对数 / 厘米, 影响空间分辨率的因素有很多, 主要有 : 显示图像的矩阵大小, 显示图像的范围大小和象素大小, 它与矩阵的大小成正比, 与显示范围和象素大小成反比 另外还同扫描层厚 焦点尺寸等有关 9800 机在 48cm 的图像显示野,0.9mm 的象素的空间分辨率有 0.5mm 低对比分辨率和噪声, 低对比度指的是在极低的反差背景下, 可见到的最小的物体尺寸, 而噪声指的是在对标准的模型 ( 常为水模 ) 作扫描时,CT 值的标准偏差, 它们以百分比为单位, 影响这两参数的因素是进入检测器的光子通量, 即,KNP 值, 滤片值 ( 有效能量 ),mas 和物体的尺寸,CT 机本身的电子和机械系统产生的噪声 光子利用效率等等 9800 机用 120kvp,200mA,2 秒扫描时间, 对 12.5cm 的模型作扫描, 其噪声是 1.4% 伪影 : 指显示的图像中所有的不同于原来物体的图像影子, 它受到采样数量, 采样频率, 射线束的硬度和局部的容积效应的影响 图像重建速度 : 指自扫描结束到荧光屏上显示出图像所需要的时间, 此参数主要同图像处理机的数据处理速度有关,9800 机需用 16 秒左右的时间 X 线管热容量 : 这参数越大表示可以进行连续扫描的层次也越多, 管子的寿命越长 主计算机的功能 : 此计算机存储容量大, 运算速度快可以提高整个扫描过程的速度和操作系统的灵活性, 加快病人的流量

30 医学影像设备 磁共振成像装置 磁共振成像是一种较新的医学成像技术, 国际上从一九八二年才正式用于临床 它采用静磁场和射频磁场使人体组织成像, 在成像过程中, 既不用电子离辐射 也不用造影剂就可获得高对比度的清晰图像 它能够从人体分子内部反映出人体器官失常和早期病变 它在很多地方优于 X 线 CT 虽然 X-CT 解决了人体影响重叠问题, 但由于提供的图像仍是组织对 X 射线吸收的空间分布图像, 不能够提供人体器官的生理状态信息 当病变组织与周围正常组织的吸收系数相同时, 就无法提供有价值的信息 只有当病变发展到改变了器官形态 位置和自身增大到给人以异常感觉时才能被发现 磁共振成像装置除了具备 X 线 CT 的解剖类型特点即获得无重叠的质子密度体层图像之外, 还可借助核磁共振原理精确地测出原子核弛豫时间 T 1 和 T 2, 能将人体组织中有关化学结构的信息反映出来 这些信息通过计算机重建的图像是成分图像 ( 化学结构像 ), 它有能力将同样密度的不同组织和同一组织的不同化学结构通过影像显示表征出来 这就便于区分脑中的灰质与白质, 对组织坏死 恶性疾患和退化性疾病的早期诊断效果有极大的优越性, 其软组织的对比度也更为精确 早在 1946 年, 美国哈佛大学的 Edward Purcell 和斯坦福大学的 Felix Block 领导的两个研究小组发现了物质的核磁共振现象 他们二人于 1952 年被授予诺贝尔物理奖 核磁共振现象发现以后, 很快就形成一门新的边缘学科, 核磁共振波谱学 它可以使人们在不破坏样品的情况下, 通过核磁共振谱线的区别来确定各种分子结构 这就为临床医学提供了有利条件 1967 年,Jasper Jackson 第一次从活的动物身上测得信号, 使 NMR 方法有可能用于人体测量 1971 年, 美国纽约州立大学的 R.Damadian 教授利用核磁共振谱仪对鼠的正常组织与癌变组织样品的核磁共振特性进行的研究发现, 正常组织与癌变组织中水质子的 T 1 值有明显的不同 在 X-CT 发明的同年,1972 年, 美国纽约州立大学石溪分校的 Paul C. Lauterbur 第一了作了以水为样本的二维图像, 显示了核磁共振 CT 的可能性, 即自旋密度成像法 这些实验都使用限定的非均匀磁场, 典型办法是使磁场强度沿空间坐标轴作线性变化, 以识别从不同空间位置发出的核磁共振信号 1978 年, 核磁共振的图像质量已达到 X 线 CT 的初期水平, 并在医院中进行人体试验 并最后定名为磁共振成像 (MRI) 脑部 T1 T2 图象躯干主动脉及肾脏脊椎管 图 4-25 磁共振图像

31 84 现代医学仪器原理 磁共振成像原理原子核自旋, 有角动量 由于核带电荷, 它们的自旋就产生磁矩 当原子核置于静磁场中, 本来是随机取向的双极磁体受磁场力的作用, 与磁场作同一取向 以质子即氢的主要同位素为例, 它只能有两种基本状态 : 取向 平行 和 反向平行, 他们分别对应于低能和高能状态 精确分析证明, 自旋并不完全与磁场趋向一致, 而是倾斜一个角度 θ 这样, 双极磁体开始环绕磁场进动 进动的频率取决于磁场强度 也与原子核类型有关 它们之间的关系满足拉莫尔关系 :ω 0 =γb 0, 即进动角频率 ω 0 是磁场强度 B 0 与磁旋比 γ 的积 γ 是每种核素的一个基本物理常数 氢的主要同位素, 质子, 在人体中丰度大, 而且它图 4-26 以随机相位作进动的自旋集合的磁矩便于检测, 因此最适宇从它得到核磁共振图像 从宏观上看, 作进动的磁矩集合中, 相位是随机的 它们的合成取向就形成宏观磁化, 以磁矩 M 表示 就是这个宏观磁矩在接收线圈中产生核磁共振信号 在大量氢核中, 约有一半略多一点处于低等状态 可以证明, 处于两种基本能量状态核子之间存在动态平衡, 平衡状态由磁场和温度决定 当从较低能量状态向较高能量状态跃迁的核子数等于从较高能量状态到较低能量状态的核子数时, 就达到 热平衡 如果向磁矩施加符合拉莫尔频率的射频能量, 而这个能量等于较高和较低两种基本能量状态间磁场能量的差值, 就能使磁矩从能量较低的 平行 状态跳到能量图 4-27 多个磁距的排较高 反向平行 状态, 就发生共振 列形成宏观磁化矢量由于向磁矩施加拉莫频率的能量能使磁矩发生共振, 那么使用一个振幅为 B 1, 而且与作进动的自旋同步 ( 共振 ) 的射频场, 当射频磁场 B 1 的作用方向与主磁场图 4-28 用与进动的自旋作同步旋 B 0 垂直, 可使磁化向转的 RF 场 B 1 诱发的横向磁化图 4-29 B 1 持续足够时间使磁量 M 偏离静止位置作螺旋运动, 或称章动, 即经射频场的化矢量章动 90 o, 整个磁化矢量力迫使宏观磁化向量最终落在横向平面内环绕它作进动 如果各持续时间能使宏观磁化向量旋转 90º 角, 他就落在与静磁场垂直的平面内 可产生横向磁化向量 M xy 如果在这横向平面内放置一个接收线圈, 该线圈就能切割磁力线产生感生图 4-30 RF 脉冲撤除后, 横向磁电压 当射频磁场 B 1 撤除后, 宏观磁化向量经受静磁场作用, 化矢量 M xy 环绕外磁场的轴进动就环绕它进动, 称为 自由进动 因进动的频率是拉莫尔频

32 医学影像设备 85 率, 所感生的电压也具有相同频率 由于横向磁化向量是不恒定, 它以特征时间常数衰减至零为此, 它感生的电压幅度也随时间衰减, 表现为阻尼振荡, 这种信号就称为自由感应衰减信号 (FID, Free Induction Decay) 信号的初始幅度与横向磁化成正比, 而横向磁化与特定体元的组织中受激励的核子数目成正比, 于是, 在磁共振图像中可辨别氢原子密度的差异 因为拉莫尔频率与磁场强度成比例, 如果磁场沿 X 轴成梯度改变, 得到的共振频率也显然与体元在 X 轴的位置有关 而要得到同时投影在二个坐标轴 X-Y 上的信号, 可以先加上梯度磁场 G X, 收集和变换得到的信号, 再用磁场 G Y 代替 G X, 重复这一过程 在实图 4-31 自由感应衰减 (FID) 信号际情况下, 信号是从大量空间位置点收集的, 信号由许多频率复合组成 利用数学分析方法, 如富里叶变换, 就不但能求出各个共振频率, 即相应的空间位置, 还能求出相应的信号振幅, 而信号振幅与特定空间位置的自旋密度成比例 所有核磁共振成像方法都以这原理为基础 弛豫过程用梯度磁场对共振信号作空间编码 ( 定位 ) 的办法得到的图像, 实质上是人体组织内质子的密度图 磁共振象素值反映的横向磁化不但与质子数量有关, 而且与它们的运动特性, 即所谓 弛豫时间 有关 在自由进动阶段, 磁化向量经过一个称为 弛豫 的过程, 回到它的原始静止位置 弛豫过程的特性由时间常数 T 1 和 T 2 描述 为了作简单的热力学模拟, 提出 自旋温度 的概念 认为经射频磁场激励后的自旋是 热 的, 核子的环境便称 晶格, 可把它的理解成一个热容量很大的容器, 通过 热 接触吸收核子多佘的能量 自旋与晶格的绝 热 十分有效, 热 传递慢, 弛豫时间就长 纯水中, 室温下, 质子的自学晶格驰豫时间约 3 秒, 在生物组织中, 它在几百毫秒自约 2 秒之间 自旋晶格弛豫时间 T 1 是纵向磁化向量 M Z 复位的过程, 因此丁也叫纵向弛豫时间 复位过程遵守指数规律,90º 度脉冲之后, 经过 T 1 秒, 复位到它静止值的 63% 经过射频磁场激励之后, 除纵向磁化分量要恢复, 横向磁化分量 M XY 也要衰减, 使信号逐渐消失 如果磁场是理想均匀的, 即全部核子完全经受同一磁场强度, 这横向磁化分量以常数 T 2 衰减, 它叫横向或自旋 - 自旋弛豫时间 由于实际上的磁场的不均匀,FID 衰减过程的有效时间常数 T 2 * 要比 T 2 短 由于 FID 信号不表示纵向磁化向量, 也不能正确表示横向磁化分量衰减的实际时间常数, 所以, 实际测量是都是利用给予一定的脉冲序列 (180 度和 90 度射频激励脉冲组成一定的脉冲序列 ) 来进行间接测量, 以获得 T 1 加权的和 T 2 加权的图像 选择不同的脉冲序列和不同的成像时间, 磁共振设备可形成质子密度图像 加权的图像和加权的图像 找出正常组织与有病组织间弛豫时间差异的特点是很重要 磁共振 CT 的结构磁共振 CT 主要由三大基本构件组成, 即磁体部分 磁共振波谱仪部分 数据处理和图像重建部分

33 86 现代医学仪器原理 磁体部分磁体主要有主磁体 ( 产生强大的静磁场 ) 补偿线圈( 校正线圈 ) 射频线圈和梯度线圈组成 主磁体用以提供强大的静磁场, 而且要求较大的空间范围 ( 能容纳病人 ), 保持高度均匀的磁场强度 衡量磁体的性能有四条标准 : 磁场强度 时间稳定性 均匀性 孔道尺寸 增加静磁场强度可使检测灵敏度提高, 即扫描时间缩短和空间分辨率提高 但也会使射频场的穿透深度减少 磁场强度为 0.35T 时, 可以得到很好的空间分辨率, 目前临床上所用的较高的磁场强度为 1.5T 主磁体分三类 : 普通电磁体 永磁体和超导磁体 普通电磁体是利用较强的直流电流通过线圈产生磁场 维持一个主磁体磁场的耗电约为 100kW 一般需要通电数小时后, 磁场才能达到稳定状态 线圈中流过大电流将产生大量热, 要通过热交换器以冷却水散热 永磁材料经外部激励电源一次充磁后, 去掉激励电源仍长期保持及磁性, 磁场强度很易保持稳定 因此, 磁体维护简便, 维持费用最低 其缺点是重量较大, 因而很难达到 1T 场强 目前场强限制在 0.5T 以下 超导磁体目前是用得比较多的 在超导状态下, 电流流过导体时没有电阻损耗, 从而不会使导体升温 同样直径的导线在超导状态下可以通过更大电流而不损坏 用超导材料制成的线圈通以强大电流可产生强大磁场, 而且在外加电流切断后, 超导线圈中的电流仍保持不变, 因而超导磁场极为稳定 为了维持超导状态, 必须将超导线圈放在杜瓦罐中浸入液氦, 液氦的温度为 4.7K 为减少液氦的蒸发消耗, 在其外面的圆筒中还要设液氮 (77.4K) 缓冲层 在使用过程中要适时补充液氦及液氮 近年来由于真空保温技术的进步, 可省掉液氮的二级冷却, 单纯使用液氦保持超导条件 永磁体小型磁共振系统大口径超导磁共振系统图 4-32 磁共振成像设备中的磁体和诊断床 补偿线圈的作用是补偿主磁场线圈, 使其产生的静磁场逼近理想均匀磁场 由于精度要求高而且校准工作极其繁琐, 一般是以计算机辅助进行, 需要多次测量 多次计算和修正才能达到要求 一般是采取各种形状的线圈并根据具体情况, 通以不同电流, 以弥补基础场的不均匀处 射频线圈是用于向人体辐射出指定频率和一定功率的射频电磁波, 用以激励器原子核的共振的 这种线圈应和主磁场相互垂直, 并且尽可能在人体形成较均匀地射频场, 并使它尽量接近人体以使发射和接收过程具有较高的效率 有的射频线圈包括发射线圈和接受线圈二部分, 也有的收 发兼用 此外, 还有头部接收线圈 肢体线圈, 颈线圈 脊椎线圈 眼窝线圈 胸线圈等多种专用的表面线圈, 以提高转换效率和图像质量

34 医学影像设备 87 梯度线圈需要特定的梯度电源 它与专用的梯度线圈严格匹配, 电源稳定度要求万分之一 梯度电源和补偿电源一般都采用水冷却 另外, 主磁场的逸散磁场对周围影响很大, 主要影响对象是各种磁盘 图像显示器 影像增强器和戴起搏器的病人等 外界磁性物体对主磁体均匀度也有影响 图 -33 磁共振成像的专用表面线圈 磁共振波谱仪主要包括射频发射部分和一套磁共振信号的接收系统 发射部分相当于一部无线电发射机, 它是波形和频谱精密可调的单边带发射装置, 其峰值发射功率有数百瓦至十五千瓦可调 接收系统用来接收人体反映出来的自由感应衰减信号 由于这种信号极微弱, 故要求接收系统的总增益很高, 噪声必须很低 一般波谱仪都采用超外差式接收系统, 其主要增益可取之中频放大器 由于中频放大器工作在与发射系统不同的频段上, 可避免发射直接干扰 在预放大器与中放器之间设有一个接收门, 实际上也就是一个射频开关, 它主要是在发射系统工作瞬间关闭, 防止强大的射频发射信号进入接收系统 经中频放大后的 FID 信号一般幅值都超过 0.5 伏, 可进行检波 检波后, 信号还要进行放大和滤波 数据处理和图像重建部分磁共振信号首先通过变换器变为数字量, 并存入暂存器 图像处理机按所需方法处理原始数据, 获得磁共振的不同参数图像, 并存入图像存储器 这种图像可根据需要进行一系列的后置处理 后置处理内容分为两大类 : 其一是通用的图像处理, 其二是磁共振专用的图像处理, 如计算 T 1 值 T 2 值 质子密度的 至少应采用三十二位阵列处理机 经重建后的图像依次送入高分辨率的显示装置, 也可存入磁盘和通过多幅照相机制成硬拷贝 控制台一般是由主诊断控制台和辅助诊断控制台, 两个台可提高病人流通量 显示器也有两个, 一个是字符显示器, 菜单式操作软件也在此显示 另一个是高分辨率大屏幕图像显示器 整个系统由主计算机控制 系统工作时, 主计算机同时控制个单片机系统工作 4.6 核医学成像装置 以放射性核素示踪法为基础的核医学成象技术, 其基本特点是利用放射性核素制作标记化合物注入人体, 在体内感兴趣部位中形成按某种规律分布的放射源 根据放射源放出的射线特性, 使用探测器在体外跟踪检查, 通过光点记录 闪烁照相和体层扫描等方法, 即可获得反映放射线核素在脏器和组织中浓度分布及其随时间变化的图像 核医学成像法不仅用于人体组织和脏器的显影与定位, 还可根据放射性示踪剂在体内和细胞内转移速度与数量的变化, 提供可以判断脏器功能和血流量的动态测定指标 此外, 研究代谢物质在体内和细胞内的吸收 分布 排泄 转移和转变并为临床诊断提供可靠依据, 也是这种成像方法在医学上应用的一个重要方面 核医学成像早期所用的显影仪器是闪烁光点扫描器, 它只能对放射源逐点扫描, 速度很慢

35 88 现代医学仪器原理一九五八年问世的闪烁照相机 (γ 照相机 ) 以一次成像法代替逐点扫描, 现已具有短时间内摄取整个脏器的影像 并可对器官作连续动态观察 近年来, 常规的 γ 照相机已改进为配有旋转式环形多种探测器阵列及电子计算机图像数据处理系统的集成扫描成像装置 随着 X 线 CT 技术的发展和图像重建技术的推广, 利用病人体内放射性示踪物产生核素分布图的发射型 CT( 简称为 ECT, 即 Emission Computed Tomography) 也应运而生 近年来己有两种放射体层扫描技术问世, 即单光子发射型体层扫描技术 ( 简称 SPECT, 即 Single Photon Emission Computed Tomography) 和正电子发射型体层扫描技术 ( 简称 PECT 或 PET, 即 Positron Emission Computed Tomography) 这两种扫描装置所用的扫描时间均以分计, 空间分辨率为厘米级 γ 照相机 γ 照相机可以立即在一定的视野内成像, 而不需要机械扫描 这种仪器既可用作静态观察, 亦可用作动态观察 其早期产品称 Anger 照相机, 是以发明者 O.H.Anger 命名的, 于 1958 年公布 我国在 1976 年自己研制成功可供临床使用的 γ 照相机 γ 照相机有一园盘状的探测器, 置于被测部图 4-34 γ 照相机外形位体外 当受检者服用放射性同位素标记药物, 吸收放射性药物的器官辐射出粒子, 被置于体外的探测器中的闪烁晶体检测器接收, 产生出可见光光子, 光子经光导耦合射到由光电倍增管构成的六角晶体状排列的阵列, 各个光电倍增管输出的电脉冲信号经电子线路的处理和位置计算, 形成 X-Y 位置上的光点信号, 在荧光屏的相应位置上产生闪烁光点 径过一定时间积累, 便可获得一幅二维的闪烁图像 γ 照相机主要由探测器 电子线路和监视装置三个基本组成部分组成 探测器是由准直器 闪烁晶体 光导 光电倍增管 前置放大器和定位网络电路 ( 或称模拟计算电路 ) 等组成 准直器是该设备的一种重要部件 由于脏器中每一小部分的放射性都是各向同性的发射射线, 探测中整个闪烁晶体都受其照射, 而今体内的每一小点也都接收整个脏器各部分发射来的射线, 所以, 这样形成的闪烁图像将呈现一片 X 信号处理混乱的闪烁点, 而不是脏器内相应的放显示器位置检测 Y 射性分布图像 准直器的目的就是让能通过准直孔的射线射到闪烁晶体上, 而将其它射线阻挡使之射不到闪烁晶体脉冲幅度光电倍增管的排列上 准直器有针孔型 多边平行孔型 分析器扩散孔型和聚焦型四种 闪烁晶体多采用厚 1.27cm 直径为 29.2cm 或 40.6cm 电阻矩阵电路光电倍增管的 NaI(TI) 晶体, 密封在具有玻璃窗口和光导氧化镁反射层的金属壳内以防潮解 由闪烁晶体准直器于温度剧变可致晶体破裂, 因此要求使用环境温度保持在 10~35 之间, 温度图 4-35 γ 照相机的基本组成和光电倍增管的排列变化不应超过 3 /h 在晶体上方装有

36 医学影像设备 89 按六角形排列的光电倍增管 19 个或 37 个 光电倍增管的数目可多达 91 个 闪烁晶体与光电倍增管之间用有机玻璃板作为光导, 光导与闪烁晶体及光电倍增管之间涂有硅油作为光耦合, 以减少光透过两种光介质面时的损失 每个光电倍增管的输出各经一个前置放大器加到和光电倍增管的排列位置相对应的定位网络电路上 定位网络电路现多采用电阻矩阵电路 发射型计算机体层显像 γ 照相机显像, 是将脏器组织的三维信息变成二维平面影像 示踪核素在体内的浓度分布是不均匀的, 由于先后组织放射性的重叠, 平面影像不能将脏器组织中的病灶以三维形式真实的显示出来 ECT 的原理与透射的 XCT 相似, 其不同点是在于是首先让生物体接受示踪核素, 本身成为一个发射体, 再由探测器将示踪核素在体内的吸收代谢 在器官和组织内的分布测出, 经计算机处理并重建图像 因此, 所得的图像不仅是解剖形态, 而且是生理 生化病理过程的图像 ECT 通常由探测器 机架 控制台 计算机 ( 包括接口 ) 和外围设备组成 探测器沿患者某一截面在不同方向上作直线扫描, 将每一条线上的体内示踪核素放出的射线总和记录下来, 形成一个投影 每做完一次直线扫描, 探测器旋转一定角度, 再扫描一次, 取得另一个投影截面 如此反复, 直到整个扫描结束 Transaxial PET 图象图 4-36 PET 图象和相应的 CT 图象, 示肺部和脾脏肿瘤 CT 图象 正电子发射型 CT 这是一种通过探测注入人体内的放射性同位素在衰变过程中产生的湮灭辐射而形成体层图像的方法 人们对这种成像方法有极大的兴趣是因为 : 其所用的 11 C 13 N 15 O 18 F 等正电子发射型同位素可被利用对一些具有生物学意义的化合物作标记, 例如被标记的葡萄糖及其同类药物, 常用以研究人体脏器的代谢功能 而且, 正电子发射型用符合技术法探测湮灭光子, 可以省去机械准直器, 因而使对成像有用的光子数目显著增加 正电子发射型 CT(PET) 主要由探测器 机架 控制台 计算机及其外围设备组成 其基本原理是, 引入体内的示踪元素放射出正电子, 这一正电子迅速在衰变地点和电子复合产生两个方向相反的 511keV 的 γ 射线对, 这一对 γ 粒子和被一对探测器捕获, 并由符合电路判定其直线

37 90 现代医学仪器原理位置 因为探测器的空间位置固定, 经计算便可直接按其空间位置将这一对 γ 粒子的信息以直线形式反投影入假想空间 逐条反投影线累积叠加, 便可产生出体层图像 应该注意, 正电子同位素的寿命很短, 故在数据采集过程中应加以衰变修正 综上所述,γ 照相机产生的是二维叠加的图像, 其它两种仪器产生的是体层截面图像 单光子发射型 CT 的分辨率高, 能进行容积探测, 而且功能多, 价格便宜, 但不能用于探测正电子同位素 正电子发射型 CT 测定的是正电子同位素, 正电子湮灭产生的 γ 粒子能量高, 不易被吸收, 便于定量分析 正电子准直技术灵敏度高, 而且具有分辨率不随距离改变的优点, 对深部组织的显示十分有利 ; 缺点是体层面有限, 造价高, 应用不便, 而且正电子同图 4-37 PET 系统外形位素大都由加速器产生, 半衰期短, 制作和标记条件要求高 4.7 其它成像设备 显微镜作为医学影像设备的先端, 首先应该提及的是生物光学显微镜, 他的发展已经历了三百多年的漫长时间, 各种显微镜现在仍是必不可少的设备, 包括进行显微手术用的各种手术显微镜 现在还有把显微镜和电脑结合起来的图像处理系统 内窥镜在显微镜发展的同时, 为了增加直观人体内脏器官形态的研究, 早在 1881 年制成了硬直管式胃镜 1903 年, 德国人在图 4-38 手术显微镜局欧洲最早制成装有电光源的直肠镜 这种由透镜组成的内窥镜是硬部, 示目镜和物镜性的 可以认为是第一代 导光纤维的出现使内窥镜可以做成软性的 导光纤维是由玻璃纤维或塑料等合成纤维做成的, 利用光的多次全反射原理传导光的一种纤维材料 在七十年代初期研制出了性能比较完善 使用方便地各种显微内窥镜, 包括胃 食管 十二指肠 支气管 鼻咽喉 直肠 结肠 小肠 胆道 关节 膀胱等镜型 通过显微内窥镜的光学纤维可以传导图像和传导照明用光源 通常光源是采用冷光源, 不会烫伤和损伤内脏器官 由于它柔软可绕, 大大减轻了病人的痛苦 由于它的直观性, 能早期发现微小病变, 如癌 瘤 炎症 溃疡 息肉 异物等 它可以直接刷取图 4-39 电子内窥镜脱落细胞, 钳取活体组织, 作涂片或病理检查 另外, 借助纤维内窥镜

38 医学影像设备 91 可进行一些治疗, 如吸痰, 高频手术 止血 钳取胃虫 引流结石 取异物 以及腔内激光治疗 冷疗等 随着电子技术的发展, 在固体摄像元件及大规模集成电路的出现和广泛应用, 出现了第三代内窥镜, 即电子内窥镜 它不用光导纤维传导图像, 而是在内窥镜的头部装入 CCD 固体摄像头, 使光学图像变成电视图像, 由电线导出电视信号在电视屏上显示出来 由于不用导光纤维, 电子内窥镜的总体直径和硬度大为减小 由于采用 CCD 摄像技术,CCD 的像素可达 4 到 10 万个, 加上信号处理系统可观察胃小弯及十二指肠绒毛, 分辨率大大提高 电子内窥镜没有目镜, 图像直接送显示器, 或将图像用视频打印机打印出 也可以进行录像 由于不用直接观察, 因而操作便利, 在作激光治疗时也不用带保护镜 热成像装置现在可以用于临床的热成像装置是利用红外辐射原理做成的 由于红外辐射能量与温度有关, 因此, 人体皮肤表面红外辐射能量密度图像反映的就是温度信息图像, 这种成像方法称为热成像 根据扫描方式的不同, 热成像装置可分为光机扫描 电子束扫描和固体阵列扫描三种类型 热图像在临床医学上有重要价值, 可用于肿瘤诊断, 血管疾病的诊断, 皮肤烧伤后的伤痛评价, 男性物理抗生育研究, 气功研究等 无损伤测量人体深部组织的温度并期望获得温度体层图像, 是当代生物医学工程面临的一个重大课题, 它对癌症的早期诊断和治疗有临床意义 图 4-40 热成像装置及热像图 眼科检查仪器很多眼科检查仪器都是光学成像仪器, 如裂隙灯 眼底镜 ( 直接 间接 ), 眼底照相机等 ; 也有很多利用其它成像原理的仪器, 这些仪器包括 : 电脑视野计, 角膜地形图仪, 眼科 A/B 超, 共焦激光眼底扫描系统等 ; 另外还有些仪器中使用光学摄像系统, 但只是用作定位, 如自动验光仪, 非接触眼压计 (NCT) 等, 其测量的只是有关数值 角膜地形图仪在使用时也利用光学摄像系统定位 角膜地形图仪 电脑视野计 裂隙灯 眼底照相机 图 4-41 眼科检查仪器

39 92 现代医学仪器原理 复习思考题 1. 现代医学成像系统主要有哪几种类型? 2. X 线成像和超声波成像各有什么优缺点? 3. 比较其它成像方法, 核医学成像有些什么优缺点? 4. 医用 X 线机最早出现于哪一年? 5. X 线 CT 是在什么时候问世的? 哪二位科学家为此荣获 1979 年度了诺贝尔奖? 6. 磁共振成像质量在哪一年已达到早期 X-CT 的水平 7. 超声波在人体软组织中的传播速度大约为多少? 8. 医学诊断中采用的超声波频率范围是什么? 9. 为什么说声阻抗在超声成像技术中是一个重要物理量? 10. 超声波束的近场区和远场区各有什么特点? 有哪些影响因素? 11. 超声波在介质中传播过程中的衰减与哪些因素有关? 12. 什么是回波测距法? 超声诊断仪是如何应用这一原理的? 回波信号是在哪里发生的? 13. 超声回波信号的基本显示模式有哪三种? 14. 医学超声诊断仪中的超声换能器起什么作用? 换能材料是什么? 15. 医学超声换能器常有哪些频率的? 各有什么用途? 16. 常用的超声探头按结构可分为哪几种? 17. 电子扫描探头的结构是怎样的? 18. 对超声进行聚焦起什么作用? 有哪两种聚焦方式? 19. 大 中型 X 光机是如何划分的? 20. 超声诊断仪的高速电子扫描有哪两种不同的类型? 各成什么图像? 21. 超声高速电子扫描为什么要采用多振元组合发射? 22. 超声高速电子扫描为什么要采用多振元组合收发, 间隔飞越扫描的方法? 23. 什么是可变孔径? 24. 什么是超声的电子动态聚焦, 有哪些动态聚焦技术? 25. 什么是相控阵扫描? 26. 什么是多普勒效应? 在超声成像中有什么用途? 27. 多普勒频谱信号是怎样表示的? 28. 彩色多普勒的色彩表示的是什么? 29. 超声诊断仪中对接受到超声信号要作哪些处理? 30. B 超的性能指标主要有哪些? 31. 按用途分,X 线机有哪些类型? 32. 大 中 小型 X 线机是如何划分的? 33. X 线是怎样产生的? 产生 X 射线的器件是什么? 34. X 线是怎样成像的? 35. 什么是 X 线的强度和硬度? 36. X 线管可分为哪几类? 37. X 线为什么要采用旋转阻抗?

40 医学影像设备 X 线机的主要部件包括哪些? 39. X 线机的高压发生装置中有些什么部件? 40. 什么是 X 线机的二钮技术和一钮技术? 41. 中频 X 射线机是指什么? 此种技术有什么优点? 42. 什么是数字 X 线摄影? 数字摄影是存储在哪里的? 储存的图像是怎样读出的? 43. X 线医疗照射的防护原则是什么? 44. X-CT 成像中的体元是指什么?CT 图象中阴暗表示的是什么? 45. 什么是 CT 值, 其单位是什么? 水 空气 密度 骨骼的 CT 值各为多少? 46. X-CT 机的工作过程是怎样的? 47. X-CT 可分为几代? 各自的扫描方式是怎样的, 有什么特点? 48. X-CT 图像的重建方法实用的是哪几种? 为什么滤波反投影法用得最多? 49. X-CT 机主要由哪些主要部分构成? 50. X-CT 使用的 X 线球管是哪种类型的? 51. X-CT 中的束光器的作用是什么? 52. 什么是 X 线的硬化效应, 对 CT 成像有什么影响? 如何校正? 53. X-CT 的检测器作用是什么? 有哪些类型 54. X-CT 的 X 线管 检测器 束光器等在机器的什么部位? 55. 电子计算机在 CT 中的作用是什么? 图像重速运算是在哪部分中进行的? 56. X-CT 图像的像素, 体积元, 图像矩阵是指什么? 57. X-CT 的窗口技术是指什么? 58. X-CT 机的性能有关的主要参数有哪些? 59. 影响 X-CT 的空间分辨率的主要因素有哪些? 60. 磁共振成像技术是在哪年开始正式用于临床的? 61. 磁共振所成的是什么像? 62. 拉莫尔关系式表示的是什么? 如何向宏观磁矩施加符合拉莫尔频率的能量将会出现什么现象? 63. 自由衰减信号是怎样产生的? 信号的初始幅度与什么成正比? 64. 主磁场 B0 的作用是什么? 射频磁场的作用是什么? 为什么要有梯度磁场? 65. 什么是驰豫时间? 其时间常数用什么表示? 66. 用什么方法可以获得驰豫时间常数加权的图像? 67. 磁共振 CT 主要由哪些基本构件组成? 68. 主磁体有哪几类? 各有什么特点? 69. 磁共振 CT 的线圈有哪几种, 各有什么用途和特点? 70. 磁共振信号接受系统有什么特点? 71. 获得的磁共振信号的后处理内容有哪些? 72. γ 照相机是怎样成像的? 所成的是什么像? 73. γ 照相机由哪些基本组成部分组成? 其中探测器又是由哪些部分构成的? 为什么? 74. ECT 和 XCT 成像有什么相同点和不同点? 75. PET 是怎样成像的? 为什么它不需要准直器? 76. 三种核医学成像装置各有什么优缺点? 77. 把显微镜和电脑结合起来能做什么?

41 94 现代医学仪器原理 78. 内窥镜有哪几种类型? 79. 热成像装置是利用什么原理做成的? 80. 眼科检查仪器有哪些?