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醫學成像原理 版權信息
- ISBN：9787030328045
- 條形碼：9787030328045 ; 978-7-03-032804-5
- 裝幀：一般膠版紙
- 冊數：暫無
- 重量：暫無
- 所屬分類：>
醫學成像原理 內容簡介
本書在引言中對現用的和研究中的各種醫學成像方法簡單評述以拓展學生視野，接著介紹線性理論作為以后各章成像理論分析的基礎，然后對臨床上使用的各種醫學成像系統，包括X線投影成像、X線減影、X-CT系統、核醫學成像系統、超聲成像以及磁共振成像系統進行講解，*后并簡單介紹了與之密切相關的醫學影像存儲與傳輸系統。本書力求成像理論與實際成像系統相結合，實用化并反映近期新的成像技術進展。本書可作為生物醫學工程、醫學影像學、醫學物理等有關專業本科生教材,也可供上述專業的研究生、科技工作者和醫生從事科研和醫療工作的參考。
醫學成像原理 目錄
目錄
前言
**章 引論 1
**節 醫學成像技術的發展 1
第二節 醫學成像的種種形式 2
一、利用電磁能成像 2
二、利用聲能成像 5
三、不同成像方法的互補性 6
習題 7
參考文獻 7
第二章 線性系統 9
**節 線性系統的定義 10
第二節 沖擊響應與空間移不變系統 10
一、二維δ函數 10
二、空間沖擊響應及輸出函數 11
三、線性空間移不變系統(linearshift invariant ystem，LSI） 11
第三節 二維Fourier變換 12
一、空間頻率的物理意義 13
二、調制傳遞函數 14
第四節 二維采樣 14
習題 16
參考文獻 16
第三章 X射線投影成像 17
**節 X射線成像的物理基礎 17
一、X射線的性質和計量 17
二、X射線的產生 19
三、X射線束與物質的相互作用 22
第二節 X射線投影成像中影像的形成和檢測 26
一、影像的形成 26
二、X射線影像轉換器 27
第三節 成像質量評估 37
一、圖像對比度 37
二、噪聲 38
三、空間分辨率(有時也稱為模糊度或細節可見度） 38
四、時間分辨率 38
五、偽跡 38
六、畸變 38
第四節 X射線成像中影響圖像分辨率的因素 39
一、源對成像質量的影響 39
二、物體運動對分辨率的影響 45
三、檢測系統的分辨率分析 46
四、考慮源和檢測器兩者影響時成像系統的分辨率 51
第五節 X射線投影像中的對比度 53
一、原發對比度 53
二、散射對原發對比度的影響 55
三、圖像對比度 59
第六節 X射線投影成像中的噪聲、偽跡、畸變 61
一、噪聲 61
二、偽跡和畸變 63
第七節 不同檢測系統臨床使用比較 64
第八節 特殊攝影 64
第九節 臨床應用 64
一、靜態攝影 64
二、動態系列圖像觀察 65
第十節 生物效應和安全性 66
習題 67
參考文獻 67
第四章 數字減影成像 69
**節 不同能量的減影 69
一、原理 69
二、應用 70
第二節 不同時間的減影——DSA(digital substraction angiography）數字血管減影 73
一、DSA的減影方式 74
二、圖像數據的處理 77
三、DSA設備 79
四、DSA圖像質量 81
五、先進DSA的一些功能 84
習題 84
參考文獻 84
第五章 X射線計算機斷層成像——X-CT 86
**節 概述 86
一、X射線投影成像的不足之處 86
二、X-CT成像如何解決了上述問題 86
三、X-CT的發展簡史 87
第二節 X-CT的掃描方式 88
第三節 圖像重建方法 90
一、Radon變換和求逆 90
二、Radon變換與Fourier變換——直接Fourier變換重建 91
三、Radon變換與反投影——濾波反投影重建 94
四、扇形束重建 97
五、直接離散法矩陣求逆——迭代法圖像重建 98
六、三維重建(直接體積重建）103
第四節 X-CT機的系統構成及功能 105
一、系統的構成，主要部件性能 105
二、螺旋CT的結構和特殊參數 110
三、掃描方式 114
四、圖像的顯示和處理 115
第五節 CT圖像質量 118
一、空間分辨率 119
二、噪聲、低對比度(密度）分辨率 122
三、時間分辨率 124
四、偽像 124
第六節 劑量的測量和評估 126
一、劑量的測量 127
二、劑量的估計 127
三、降低劑量優化CT系統 128
第七節 CT的新進展 128
一、64排螺旋CT的優異性能 128
二、幾個發展傾向 129
三、一些研究動向 130
習題 131
參考文獻 131
第六章 核醫學成像 134
**節 引言 134
第二節 核放射源 136
一、放射性衰變 136
二、放射性核素的活度與劑量 137
三、核醫學成像中的放射性核素 139
第三節 核輻射探測器 140
一、閃爍探測器的組成 140
二、對閃爍探測器的要求 141
三、閃爍體 142
四、光電倍增管 144
五、探測器的基本電路 145
第四節 成像方法 145
一、Γ閃爍照相機和SPECT 145
二、正電子發射CT 160
第五節 圖像重建 163
一、二維重建 163
二、三維重建 167
第六節 圖像質量 168
一、空間分辨率 168
二、噪聲 169
三、對比度、*大計數率 170
四、偽像 170
第七節 核醫學的臨床應用進展 171
一、核心臟病學 171
二、神經精神核醫學 172
三、核腫瘤學 173
第八節 核醫學成像新系統 173
一、PET/CT圖像融合系統 173
二、具有正電子成像功能的SPECT(SPECT/PET） 174
三、SPECT/PET+CT系統 175
四、小動物和分子成像專用系統 175
五、用半導體檢測器的PET、SPECT系統 175
六、處于研究階段的PET/MR系統 175
習題 176
參考文獻 176
第七章 超聲成像 179
**節 引言 179
第二節 超聲波物理學 180
一、聲波的連續性方程 180
二、聲波的運動方程 181
三、聲波的物態方程 181
四、波動方程 182
五、波動方程的解 183
第三節 人體組織的超聲特性 183
一、聲波波動參量及相互關系 183
二、超聲在人體中的反射、折射、衍射 185
三、超聲衰減 186
第四節 基本反射成像分析 188
一、A型成像原理 189
二、M型成像原理 190
三、B型成像原理 191
四、多普勒成像原理 195
第五節 考慮衍射的超聲回波成像 199
一、超聲波衍射成像 199
二、超聲波衍射成像的穩態近似分析 201
三、噪聲分析 207
第六節 使用換能器陣列的超聲成像系統的分析 209
一、成像換能器陣列 209
二、相控陣列系統的分析 211
第七節 超聲圖像質量的評價 216
一、圖像質量評價 216
二、圖像質量測試模型 217
三、現代B超改進圖像質量的一些措施 221
第八節 超聲成像新技術 222
一、諧波成像技術 223
二、與組織定征有關的超聲成像新技術 225
三、超聲波三維成像技術 226
習題 229
參考文獻 229
第八章 磁共振成像 231
**節 引言 231
第二節 磁共振的基本原理 235
一、粒子的自旋 235
二、進動(precession） 237
三、磁矩的能量 238
四、磁化矢量(magnetization） 239
五、旋轉坐標系 240
六、射頻場激勵 241
七、磁矢的弛豫 243
八、Bloch方程 245
九、MRI信號 247
第三節 磁共振成像原理 256
第四節 MRI信號獲取 260
第五節 K空間 262
一、K空間和圖像空間的關系 262
二、影響圖像分辨率的內在因素 263
三、K空間的性質 264
四、K空間數據記錄的軌跡 266
第六節 MRI系統 271
第七節 安全性 274
第八節 結語 276
習題 278
參考文獻 279
參考網址 279
第九章 醫學影像存儲與傳輸系統簡介 281
**節 概述 281
一、醫學影像存儲與傳輸系統的興起 281
二、PACS的主要功能 282
第二節 醫學影像的DICOM標準 283
一、概述 283
二、DICOM標準各部分內容 284
三、DICOM信息對象 284
四、DICOM服務 288
五、DICOM醫學影像信息的傳輸 290
第三節 PACS系統的基本模塊 292
一、成像設備和圖像采集網關 292
二、圖像工作站 293
三、DICOM/HL7網關 294
四、網絡傳輸 294
五、PACS控制器 296
六、圖像存儲子系統 297
第四節 PACS系統的建設 299
一、PACS系統總體考慮 299
二、PACS系統的不同架構 299
三、醫院PACS系統舉例 302
習題 303
參考文獻 303
附錄2.1 δ函數的一些性質 306
一、δ函數的多種形式 306
二、δ函數的性質 306
附錄2.2 二維Fourier變換 308
一、二維Fourier變換的一些性質 308
二、Hankel變換 308
三、成像技術中常用的二維Fourier變換表 309
附錄3.1 有限尺寸源成像中源對成像質量影響的進一步推導 310
一、一般情況下成像的表達式 310
二、薄片目標的卷積關系 312
三、線性化近似 312
四、微擾法近似 313
五、一般情況 314
小結 314
附錄5.1 CT重建算法的具體實現 315
一、正弦圖 315
二、反投影算法 315
三、卷積核的選取 316
四、常用卷積濾波函數 319
五、卷積濾波反投影的實現過程 321
附錄5.2 扇束重建的具體實現 324
一、重排法的具體化 324
二、扇束直接重建的推導 325
附錄6.1 平行孔準直器平均點擴散函數的推導 328
附錄6.2 發射CT中MLEM統計迭代算法 331
前言
**章 引論 1
**節 醫學成像技術的發展 1
第二節 醫學成像的種種形式 2
一、利用電磁能成像 2
二、利用聲能成像 5
三、不同成像方法的互補性 6
習題 7
參考文獻 7
第二章 線性系統 9
**節 線性系統的定義 10
第二節 沖擊響應與空間移不變系統 10
一、二維δ函數 10
二、空間沖擊響應及輸出函數 11
三、線性空間移不變系統(linearshift invariant ystem，LSI） 11
第三節 二維Fourier變換 12
一、空間頻率的物理意義 13
二、調制傳遞函數 14
第四節 二維采樣 14
習題 16
參考文獻 16
第三章 X射線投影成像 17
**節 X射線成像的物理基礎 17
一、X射線的性質和計量 17
二、X射線的產生 19
三、X射線束與物質的相互作用 22
第二節 X射線投影成像中影像的形成和檢測 26
一、影像的形成 26
二、X射線影像轉換器 27
第三節 成像質量評估 37
一、圖像對比度 37
二、噪聲 38
三、空間分辨率(有時也稱為模糊度或細節可見度） 38
四、時間分辨率 38
五、偽跡 38
六、畸變 38
第四節 X射線成像中影響圖像分辨率的因素 39
一、源對成像質量的影響 39
二、物體運動對分辨率的影響 45
三、檢測系統的分辨率分析 46
四、考慮源和檢測器兩者影響時成像系統的分辨率 51
第五節 X射線投影像中的對比度 53
一、原發對比度 53
二、散射對原發對比度的影響 55
三、圖像對比度 59
第六節 X射線投影成像中的噪聲、偽跡、畸變 61
一、噪聲 61
二、偽跡和畸變 63
第七節 不同檢測系統臨床使用比較 64
第八節 特殊攝影 64
第九節 臨床應用 64
一、靜態攝影 64
二、動態系列圖像觀察 65
第十節 生物效應和安全性 66
習題 67
參考文獻 67
第四章 數字減影成像 69
**節 不同能量的減影 69
一、原理 69
二、應用 70
第二節 不同時間的減影——DSA(digital substraction angiography）數字血管減影 73
一、DSA的減影方式 74
二、圖像數據的處理 77
三、DSA設備 79
四、DSA圖像質量 81
五、先進DSA的一些功能 84
習題 84
參考文獻 84
第五章 X射線計算機斷層成像——X-CT 86
**節 概述 86
一、X射線投影成像的不足之處 86
二、X-CT成像如何解決了上述問題 86
三、X-CT的發展簡史 87
第二節 X-CT的掃描方式 88
第三節 圖像重建方法 90
一、Radon變換和求逆 90
二、Radon變換與Fourier變換——直接Fourier變換重建 91
三、Radon變換與反投影——濾波反投影重建 94
四、扇形束重建 97
五、直接離散法矩陣求逆——迭代法圖像重建 98
六、三維重建(直接體積重建）103
第四節 X-CT機的系統構成及功能 105
一、系統的構成，主要部件性能 105
二、螺旋CT的結構和特殊參數 110
三、掃描方式 114
四、圖像的顯示和處理 115
第五節 CT圖像質量 118
一、空間分辨率 119
二、噪聲、低對比度(密度）分辨率 122
三、時間分辨率 124
四、偽像 124
第六節 劑量的測量和評估 126
一、劑量的測量 127
二、劑量的估計 127
三、降低劑量優化CT系統 128
第七節 CT的新進展 128
一、64排螺旋CT的優異性能 128
二、幾個發展傾向 129
三、一些研究動向 130
習題 131
參考文獻 131
第六章 核醫學成像 134
**節 引言 134
第二節 核放射源 136
一、放射性衰變 136
二、放射性核素的活度與劑量 137
三、核醫學成像中的放射性核素 139
第三節 核輻射探測器 140
一、閃爍探測器的組成 140
二、對閃爍探測器的要求 141
三、閃爍體 142
四、光電倍增管 144
五、探測器的基本電路 145
第四節 成像方法 145
一、Γ閃爍照相機和SPECT 145
二、正電子發射CT 160
第五節 圖像重建 163
一、二維重建 163
二、三維重建 167
第六節 圖像質量 168
一、空間分辨率 168
二、噪聲 169
三、對比度、*大計數率 170
四、偽像 170
第七節 核醫學的臨床應用進展 171
一、核心臟病學 171
二、神經精神核醫學 172
三、核腫瘤學 173
第八節 核醫學成像新系統 173
一、PET/CT圖像融合系統 173
二、具有正電子成像功能的SPECT(SPECT/PET） 174
三、SPECT/PET+CT系統 175
四、小動物和分子成像專用系統 175
五、用半導體檢測器的PET、SPECT系統 175
六、處于研究階段的PET/MR系統 175
習題 176
參考文獻 176
第七章 超聲成像 179
**節 引言 179
第二節 超聲波物理學 180
一、聲波的連續性方程 180
二、聲波的運動方程 181
三、聲波的物態方程 181
四、波動方程 182
五、波動方程的解 183
第三節 人體組織的超聲特性 183
一、聲波波動參量及相互關系 183
二、超聲在人體中的反射、折射、衍射 185
三、超聲衰減 186
第四節 基本反射成像分析 188
一、A型成像原理 189
二、M型成像原理 190
三、B型成像原理 191
四、多普勒成像原理 195
第五節 考慮衍射的超聲回波成像 199
一、超聲波衍射成像 199
二、超聲波衍射成像的穩態近似分析 201
三、噪聲分析 207
第六節 使用換能器陣列的超聲成像系統的分析 209
一、成像換能器陣列 209
二、相控陣列系統的分析 211
第七節 超聲圖像質量的評價 216
一、圖像質量評價 216
二、圖像質量測試模型 217
三、現代B超改進圖像質量的一些措施 221
第八節 超聲成像新技術 222
一、諧波成像技術 223
二、與組織定征有關的超聲成像新技術 225
三、超聲波三維成像技術 226
習題 229
參考文獻 229
第八章 磁共振成像 231
**節 引言 231
第二節 磁共振的基本原理 235
一、粒子的自旋 235
二、進動(precession） 237
三、磁矩的能量 238
四、磁化矢量(magnetization） 239
五、旋轉坐標系 240
六、射頻場激勵 241
七、磁矢的弛豫 243
八、Bloch方程 245
九、MRI信號 247
第三節 磁共振成像原理 256
第四節 MRI信號獲取 260
第五節 K空間 262
一、K空間和圖像空間的關系 262
二、影響圖像分辨率的內在因素 263
三、K空間的性質 264
四、K空間數據記錄的軌跡 266
第六節 MRI系統 271
第七節 安全性 274
第八節 結語 276
習題 278
參考文獻 279
參考網址 279
第九章 醫學影像存儲與傳輸系統簡介 281
**節 概述 281
一、醫學影像存儲與傳輸系統的興起 281
二、PACS的主要功能 282
第二節 醫學影像的DICOM標準 283
一、概述 283
二、DICOM標準各部分內容 284
三、DICOM信息對象 284
四、DICOM服務 288
五、DICOM醫學影像信息的傳輸 290
第三節 PACS系統的基本模塊 292
一、成像設備和圖像采集網關 292
二、圖像工作站 293
三、DICOM/HL7網關 294
四、網絡傳輸 294
五、PACS控制器 296
六、圖像存儲子系統 297
第四節 PACS系統的建設 299
一、PACS系統總體考慮 299
二、PACS系統的不同架構 299
三、醫院PACS系統舉例 302
習題 303
參考文獻 303
附錄2.1 δ函數的一些性質 306
一、δ函數的多種形式 306
二、δ函數的性質 306
附錄2.2 二維Fourier變換 308
一、二維Fourier變換的一些性質 308
二、Hankel變換 308
三、成像技術中常用的二維Fourier變換表 309
附錄3.1 有限尺寸源成像中源對成像質量影響的進一步推導 310
一、一般情況下成像的表達式 310
二、薄片目標的卷積關系 312
三、線性化近似 312
四、微擾法近似 313
五、一般情況 314
小結 314
附錄5.1 CT重建算法的具體實現 315
一、正弦圖 315
二、反投影算法 315
三、卷積核的選取 316
四、常用卷積濾波函數 319
五、卷積濾波反投影的實現過程 321
附錄5.2 扇束重建的具體實現 324
一、重排法的具體化 324
二、扇束直接重建的推導 325
附錄6.1 平行孔準直器平均點擴散函數的推導 328
附錄6.2 發射CT中MLEM統計迭代算法 331
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醫學成像原理 節選
**章 引論 **節 醫學成像技術的發展 隨著近代科學技術的發展，醫學圖像已成為現代化醫院中極其重要的工具。醫學圖像不僅用于臨床診斷，而且在治療方面的應用也日益廣泛。人體內部的結構和功能一般是不可見的，但人們可以借助于各種科學技術將人體內部結構和功能形成圖像，從而檢視人體，進行診斷和治療，這就是醫學成像的目的。 1895年W.K.Roentgen發現X射線后不久，醫生就將此技術用于醫學。X射線使醫生有可能觀察人體內部結構，從而為疾病診斷提供了重要信息。從20世紀50年代開始，醫學影像診斷技術進入了一個革命性的發展時期，新的成像系統相繼出現，它們不僅可以用于無創傷地觀察解剖學圖像，而且可以用于檢查器官的功能。 X射線計算機斷層成像技術從根本上克服了傳統X射線投影成像中影像的重疊問題，獲得了清晰的剖面圖像，而且大大提高了密度分辨率，可以區分密度差異很小的軟組織。 X射線成像主要用于觀察人體形態學上的特征。采用放射性核素的核素成像可以了解臟器的生理功能。單光子發射CT和正電子發射CT利用示蹤動力學模型，顯示了活體對注入藥物的體內代謝過程，使許多疾病的研究和診斷大為深入。 磁共振成像從另一角度揭示了人體內部的狀況，它的圖像與體內生化過程有關；它既是功能性的，又比核素成像有更清晰的圖像，而且對人體損傷很小。 與上述成像方法相比，超聲醫學成像的優點是價格低廉，使用方便，對人體基本無損，因此得到廣泛的應用，成為常規的首選成像手段之一。 20世紀八九十年代數字圖像、計算機和通信技術的飛速發展，使醫學成像技術的開拓應用如虎添翼，數字圖像處理、三維立體顯示、圖像融合技術、醫學圖像標準接口、圖像存儲與傳輸系統以及遠程通信技術等的應用大大增強了醫學成像的應用效果[1，2]。 不同的成像技術從不同方面互補地反映了患者的信息，圖像融合技術將它們結合起來。例如，在CT精確的解剖學圖像上疊加正電子發射CT的功能圖像，大大提高了病情診斷的準確性。三維重建技術使醫生對病灶的大小、形狀以及在體內的相對空間位置有了立體、直觀的了解，成功地發展了用射束聚焦殺滅腫瘤的Γ刀、X刀，外科醫生了解了病灶的立體形象和入路附近的敏感部位，如神經、血管，使手術更有把握。在圖像引導下的介入治療已普遍使用，而先進的術間成像技術可看到手術過程中病灶和組織的局部形變，從而實現“手術導航”。網絡和遠程通信使邊遠地區患者的醫學圖像可以方便地傳到中心城市，從而使遠程診斷和治療成為可能[3，4]。 第二節 醫學成像的種種形式 在一切成像方法中，圖像都是由能量和人體組織相互作用而形成的。不同形式的能量用于醫學成像形成了種種成像方法。要對體內結構成像，就要求能量從一種能量源傳遞到人體，再從人體傳遞出（帶有體內信息的）能量到適當的接收器，如圖1.1a所示，而有時能量源就在人體內部，見圖1.1b。 圖1.1 醫學成像中能量的作用 a.用外部能源成像；b.用體內能源成像 用于成像的任一種能量的基本要求是：①它必須與體內結構發生相互作用，在一定程度上會產生圖像信息；②它必須能穿過組織。可見光是日常生活中用于傳遞圖像的能量的主要形式，但它通常不能穿過人體，因此，對體內成像不可能直接應用。 一、利用電磁能成像 1.透射成像 首先考慮利用外部電磁波源透射穿過人體，攜帶出路徑上體內各部位經不同衰減后的能量，然后利用此能量成像。電磁波有一個很寬的頻率范圍，利用什么頻段進行透射成像主要從以下兩方面考慮。 （1）電磁波經過人體應有適度的衰減。例如，衰減過大則透射出的能量很小，甚至被噪聲淹沒，因此*大允許衰減應以保證一定的信噪比為限；反之，當衰減過小時，如果我們仍利用電磁能在人體中衰減后不同強度的射線來成像，就會因人體各部分對信號的影響太小而得不到精確的圖像。在極端情況下，如電磁波毫無衰減地穿過人體，則信號就不攜帶人體內部信息，也就不可能成像。 （2）良好的空間分辨率？臻g分辨率指的是在成像中可區分兩個物體的*小距離。透射和反射成像的理論分析表明空間分辨率與波長有關，通？臻g分辨率的極限為，而即認為是超分辨率，因此如果我們希望至少能區分開相距0.5cm的物體，則選用的波長至少應小于1cm。 圖1.2示出了電磁波穿過25cm厚的軟組織時能量的衰減。在圖的左邊部分可看到波長小于1cm時信號已衰減得非常小，而大于1m的波段又因為分辨率太差而無法用于人體透射成像，在此頻段電磁波穿過軟組織的衰減可近似表示成exp，為路徑長度。圖的中間部分對應于毫米波、紅外、紫外，一直延伸到軟X射線，該頻段過大的衰減是由弛豫、光電吸收和散射引起的，它使我們無法利用該頻段進行透射成像。 圖1.2 電磁波透過25cm軟組織時透射量與波長的關系 在波長為0.5～0.01時（相當于光子能量25keV～1.24meV），透射衰減量適中而波長又遠比我們希望的分辨率更小，這一點保證了不會由于電磁衍射而導致成像中產生的畸變，這個合適的頻段就是現在廣泛使用的X射線診斷用波段。 在更短的波段，每個光子的能量hv變得更高，射線穿過人體時的衰減量變得更小，直到人體變為幾乎對射線透明，因而所接收的射線幾乎不攜帶人體內部的信息；同時波長越短，則在一定的總能量下就只有越少的光子數，導致在射線檢測時統計效果變差，量子噪聲增大。 以上這些就是為什么我們經常利用X射線進行透射成像的原因。 2.磁共振成像 電磁波激發體內原子核，原子核產生再次輻射成像。這實際上即為目前廣為應用的磁共振成像。它利用與原子核共振波長相同的電磁波激發人體內部的原子核，使之處于受激的狀態。當原子核從受激狀態恢復到平衡態時，輻射出電磁波而被線圈所接收，所接收的電磁波當然攜帶有相應原子核密度以及與核周圍生化環境有關的信息，因此它不僅顯示解剖學形態的圖像，而且可以指示病理特征。 圖1.2示出了磁共振成像的波段，可見衰減不大，信號容易傳出。雖然波長較長，但磁共振成像的分辨率是靠局部磁場的變化來保證的，故可滿足需要。 3.放射性核素成像 將放射性核素標記在藥物上，引入體內達到所感興趣的臟器，然后在體外測量該核素放射出的Г射線能量，形成閃爍圖像來顯示放射性藥物在體內的分布情況。此種成像方式實際上是把圖1.1a的能量源以口服或注射的方式移到了人體內部。能量源產生的Г射線也是一種電磁波，只是它的波長通常比X射線更短，粒子能量更大。 放射性核素成像中由于各臟器對同位素標記物的選擇性吸收、正常組織與病變組織的吸收差異、代謝差異以及病變對標記物在體內循環產生影響等因素，使不同生理、病理的閃爍圖像形成差異，故可以據此診斷疾病。 4.光學成像 在光波范圍內紅外光可在一定深度內透出人體，因而可實現醫學成像。 1)人體電磁波輻射成像 人體具有一定的溫度，不斷地向外類似黑體一般輻射能量，其輻射能譜的峰值大致落在波長為8～14μm的遠紅外波段，低頻端延伸到微波波段，高頻端延伸到紅外區。人體的輻射攜帶著體內溫度分布的信息，而病變可導致體內溫度分布異常。因此這種被動式的人體電磁輻射測量和成像也已成為醫學診斷成像的一種形式，即醫用紅外熱像儀[5]。 2）局部組織光學成像局部組織光學成像從理論上又可分為擴散光學成像和相干光學成像兩種：前者檢測在入射光源照射下不同的光學特性參數的組織散射信息的不同，按照組織中的輸運方程，散射信息傳遞到表面，經紅外檢測裝置成像；后者在相干紅外光源照射下用干涉測量法可得到不同深度內部微結構的反射、散射信息，可得到反映組織內部細微結構的圖像。光學CT（OCT）即屬于此類[6]。 5.電阻抗成像 在更低的頻率，如幾個kHz，將許多一對一對的“電極對”直接接觸人體，測量其電流，通過計算可確定人體內部阻抗分布，這是目前仍在研究的阻抗CT成像。這種圖像分辨率不高，但由于造價低和無損傷性，故至今仍是研究中的課題[7]。 6.X射線相襯成像[8] （1）通常的X射線透射成像利用的是X射線的衰減特性，但如果利用相位特性，依據組織結構的衍射情況成像，則有望在很低的劑量下獲得良好的對比度。因為對生物軟組織而言，其折射率n近于1，即n=1-δ+iβ，其中β與δ分別代表X射線的吸收率與折射率的負增量。在15～150keV范圍內，δ約比β大三個數量級且δ隨能量的變化比β隨能量的變化要平緩得多，故在靈敏度上利用相位成像大大優于利用衰減成像。考慮相位問題必涉及X射線的相干散射和干涉作用以及形成的X射線衍射圖像。以往X射線衍射成像主要用于研究晶體特性，雖然生物組織不同于晶體，相干散射較弱，但研究表明在入射方向前方小角度范圍內主要為相干散射。不同的物質成分和不同的射線能量會產生不同的干涉圖案，實驗表明：對相干散射特征圖案的分析使得其在乳腺癌早期診斷、肝癌肝硬化診斷、骨成分分析等方面比普通X射線成像優越得多。后來科學家又研究了相干散射CT成像，也獲得了可喜的結果。例如，軟骨病中骨組織的礦化情況發生了變化，這是目前方法無法檢測的，但相干散射CT就有這方面的檢測能力。 （2）衍射增強X射線成像（DEI）。X射線透射成像中雖然使用濾線柵濾去散射射線，但無法濾去相對于入射方向的前向小角度范圍內的散射線，而這些散射線會使圖像模糊。分析表明在前向小角度內主要存在的是相干散射射線。在DEI中通常用純晶體切片作為反射分析器，在布拉格衍射角附近可以將偏離入射方向幾個毫弧度范圍外的相干散射線都抑制掉，產生完全由透射吸收信號形成的提高了對比度的圖像。 X射線相襯成像目前尚處于實驗階段，離真正的臨床應用尚有較大的距離，主要問題是射線源，目前使用的均為非相干源，而要獲得方便使用的足夠強度的相干射線源比較麻煩。 7.THz電磁波生物分子成像[9] THz波是指頻率在（0.1～10）×1012Hz（波長在30μm～3mm）的電磁波，其波段在微波和紅外之間，屬遠紅外波段。THz成像技術的發展對生物分子的研究起到了推動作用。生物分子對THz輻射的響應主要來自于由大分子的構型和構象決定的集體振動模，這種集體振動模主要反映分子的整體結構信息，而不是普通光學方法可以測到的相對定域的電子結構，或與單個化學鍵相關的振動模。THz波段的生物樣品分析和成像已成為THz輻射領域的重要研究方向，目前THz技術已用于蛋白質大分子指紋譜的獲取、分子反應的無標記測量、生物芯片的無標記讀出技術、完全確立的功能性成像方法、生物分子在實現其生理功能時可能發生的構型和構象變化的探測、細胞分辨水平的THz成像以及DNA的研究等。由于設備較復雜且昂貴，技術還不夠成熟，總的來說THz成像還處于研究階段，但其應用前景是廣闊的。 二、利用聲能成像 1.超聲回波成像 超聲在人體軟組織中的傳播速度約為1500m/s，而電磁波（包括X射線）的波速為c/n，其中n為折射率且是頻率的函數，即在折射率為1的媒質中傳播速度為光速，在微波波段n較高。例如，微波在水中傳播，n約為9，而在低頻段n減小，在更高頻段（如X射線波段）n又減小而趨于1，因此在人體軟組織中電磁波的速度比聲速大得多。超聲與電磁波的速度差異表明用脈沖回波方式對超聲成像是適宜的。例如，聲波在水中傳播1cm的時間為6.7μs，現代電子技術容易把兩個時間差為6.7μs的回波信號區分開來；而若用微波成像，則要區分人體中不同深度處的脈沖回波信號幾乎是不可能的。電磁波傳播1cm的時間為（3.3）×10-2ns，而目前電子技術無法區分如此相近的兩個回波脈沖。 人體軟組織對超聲的衰減系數在1MHz時約為1.5db/cm，隨著頻率的升高而增大，其斜率約為1.5db/cm/MHz，因此在高頻情況下，過大的衰減將使人體較深的部位所
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