醫(yī)學(xué)成像技術(shù)復(fù)習(xí)提綱課件

南京郵電大學(xué)醫(yī)學(xué)成像技術(shù)復(fù)習(xí)提綱南京郵電大學(xué)醫(yī)學(xué)成像技術(shù)復(fù)習(xí)提綱第二章X射線的物理基礎(chǔ)X射線攝影技術(shù)成像原理和設(shè)備X射線攝影技術(shù)的發(fā)展數(shù)字減影血管造影X射線攝影圖像質(zhì)量評(píng)價(jià)第二章X射線的物理基礎(chǔ)第二章X射線的物理基礎(chǔ)X射線的產(chǎn)生X射線的五個(gè)性質(zhì)與物質(zhì)的相互作用—三個(gè)效應(yīng)第二章X射線的物理基礎(chǔ)X射線的產(chǎn)生X射線的五個(gè)性質(zhì)與物質(zhì)的相X射線的產(chǎn)生A:金屬陽(yáng)極C:陰極燈絲Uh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子Ua:幾萬(wàn)伏至幾十萬(wàn)伏高電壓，使電子加速撞向陽(yáng)極X射線的產(chǎn)生A:金屬陽(yáng)極Uh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子X(jué)射線的五個(gè)性質(zhì)穿透作用熒光作用電離作用熱作用化學(xué)和生物效應(yīng)X射線的五個(gè)性質(zhì)穿透作用熒光作用電離作用熱作用化學(xué)和生物效應(yīng)與物質(zhì)的相互作用—三個(gè)效應(yīng)光電效應(yīng)康普頓效應(yīng)電子對(duì)效應(yīng)與物質(zhì)的相互作用—三個(gè)效應(yīng)光電效應(yīng)康普頓效應(yīng)電子對(duì)效應(yīng)X射線在介質(zhì)中的傳輸X射線的能量衰減公式X射線在介質(zhì)中的傳輸X射線的能量衰減公式水作探頭與皮膚間夾層，臨界角7630'計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiography,CR)縱軸表示臟器深度，橫軸表示時(shí)間，構(gòu)成活動(dòng)曲線圖函數(shù)f(x,y)的線積分Uh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子過(guò)程可分為以下四個(gè)階段超聲波的基本性質(zhì)—產(chǎn)生某些各向異性的材料，在外部拉力或壓力的作用S平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiography,CR)廣義上說(shuō)，影像上任何妨礙觀察者解釋的像點(diǎn)均可作為噪聲曾用名稱拉德，符號(hào)為rad正電子發(fā)生湮滅放射出一對(duì)能量為511keV、方向相反且沿直線飛出的γ光子對(duì)位移，在相應(yīng)表面上產(chǎn)生符號(hào)相反的表面電荷，放射性(Radioactivity)mw是能量為73keV的X射線在水中的衰減系數(shù)質(zhì)量數(shù)相同而質(zhì)子數(shù)不同的核素會(huì)給醫(yī)生的臨床診斷帶來(lái)困難，甚至?xí)贯t(yī)生做出錯(cuò)誤的判斷S平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度以光點(diǎn)形式在顯示器垂直掃描線上顯示X射線在人體內(nèi)的衰減X射線的衰減程度與經(jīng)過(guò)物質(zhì)的厚度l和衰減系數(shù)m有關(guān)人體組織的密度人體組織的厚度人體組織衰減系數(shù)人體各種組織、器官衰減程度存在差異水作探頭與皮膚間夾層，臨界角7630'X射線在人體內(nèi)的衰計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiography,CR)數(shù)字X射線攝影技術(shù)(DigitalRadiography,DR)成像板的特性,如何使用以及保存,如何擦除計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiograph數(shù)字減影血管造影(DigitalSubtractionAngiography,DSA

)時(shí)間減影能量減影混合減影數(shù)字減影血管造影(DigitalSubtractionA對(duì)比度就是有差異的程度客體對(duì)比度主體對(duì)比度圖像對(duì)比度物體本身的物理對(duì)比度透射出人體的X

射線的強(qiáng)度發(fā)生變化，形成了X

射線對(duì)比度圖像各部分反差的大小，有差異的程度對(duì)比度就是有差異的程度客體對(duì)比度主體對(duì)比度圖像對(duì)比度物體本身對(duì)比度客體對(duì)比度主體對(duì)比度圖像對(duì)比度成像基礎(chǔ)成像的充分條件成像的必要條件不可見(jiàn)可見(jiàn)對(duì)比度客體對(duì)比度主體對(duì)比度圖像對(duì)比度成像基礎(chǔ)成像的充分條件成不銳度用于衡量圖像模糊程度的一項(xiàng)指標(biāo)圖像模糊降低了小物體和細(xì)節(jié)的對(duì)比度和可見(jiàn)度幾何模糊運(yùn)動(dòng)模糊屏模糊由于X射線源尺寸大小引起的由于物體運(yùn)動(dòng)引起的由于檢測(cè)器厚度引起的不銳度用于衡量圖像模糊程度的一項(xiàng)指標(biāo)幾何模糊運(yùn)動(dòng)模糊屏模糊由噪聲噪聲：圖像上觀察到的亮度水平中隨機(jī)出現(xiàn)的波動(dòng)廣義上說(shuō)，影像上任何妨礙觀察者解釋的像點(diǎn)均可作為噪聲通俗：圖像中的“斑點(diǎn)”、“雪花”常見(jiàn)噪聲高斯噪聲泊松噪聲椒鹽噪聲噪聲噪聲：圖像上觀察到的亮度水平中隨機(jī)出現(xiàn)的波動(dòng)高斯噪聲泊松噪聲采用信噪比(SignaltoNoiseRation,SNR)來(lái)描述成像系統(tǒng)的噪聲水平S為有用圖像信號(hào)幅度，N是噪聲幅度信噪比越高，圖像質(zhì)量越好噪聲采用信噪比(SignaltoNoiseRation偽影偽影：實(shí)際物體被掃描時(shí)，重建后的醫(yī)學(xué)圖像中出現(xiàn)的實(shí)物中不存在的成分大大降低醫(yī)學(xué)圖像的可信度和準(zhǔn)確性，降低醫(yī)學(xué)圖像的分辨率會(huì)給醫(yī)生的臨床診斷帶來(lái)困難，甚至?xí)贯t(yī)生做出錯(cuò)誤的判斷主要是由設(shè)備和病患引起

偽影偽影：實(shí)際物體被掃描時(shí)，重建后的醫(yī)學(xué)圖像中出現(xiàn)的實(shí)物中不偽影設(shè)備偽影運(yùn)動(dòng)偽影金屬偽影偽影設(shè)備偽影第三章X-CT的簡(jiǎn)單介紹X-CT的工作原理X-CT的發(fā)展X-CT的成像原理X-CT圖像的后處理X-CT圖像的質(zhì)量控制第三章X-CT的簡(jiǎn)單介紹由電場(chǎng)作用引起材料內(nèi)部正負(fù)電荷重心發(fā)生相對(duì)位移，使材料內(nèi)部產(chǎn)生應(yīng)力導(dǎo)致宏觀幾何形變，這種電能轉(zhuǎn)變?yōu)闄C(jī)械能的效應(yīng)稱為電致伸縮效應(yīng)物理原理:利用了人體各組織對(duì)X射線的衰減程度不同放射性核素在進(jìn)入人體之后，參與人體內(nèi)的新陳代謝活動(dòng)，發(fā)生b+衰變產(chǎn)生正電子界面或障礙物線度與超聲波波長(zhǎng)相近時(shí)，超聲繞過(guò)障礙物傳播的現(xiàn)象卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)過(guò)程可分為以下四個(gè)階段國(guó)際制單位：希伏(Sv)圖像存在重疊，不能獲得斷層圖像已知投影數(shù)據(jù)角度θ，在該角度下共有185個(gè)投影數(shù)據(jù)X-rayComputedTomography,X-CT實(shí)際應(yīng)用中探頭探測(cè)角度不超24o避免產(chǎn)生透射偽像及全反射現(xiàn)象質(zhì)量數(shù)相同而質(zhì)子數(shù)不同的核素經(jīng)過(guò)點(diǎn)(x0,y0)的投影線為將坐標(biāo)原點(diǎn)O在探測(cè)器平面上的垂足設(shè)為探測(cè)器的坐標(biāo)原點(diǎn)S平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度乘上了適當(dāng)?shù)男拚禂?shù)后的吸收劑量電離輻射防護(hù)的基本方法界面或障礙物線度與超聲波波長(zhǎng)相近時(shí)，超聲繞過(guò)障礙物傳播的現(xiàn)象電離輻射防護(hù)的基本原則e是正電子，即b+粒子X(jué)-CT的簡(jiǎn)單介紹X射線計(jì)算機(jī)斷層成像X-rayComputedTomography,X-CT

計(jì)算機(jī)斷層成像由電場(chǎng)作用引起材料內(nèi)部正負(fù)電荷重心發(fā)生相對(duì)位移，使材料內(nèi)部產(chǎn)X-CT的工作原理工作流程X射線管產(chǎn)生X射線探測(cè)器捕獲透射過(guò)人體的射線X射線管和對(duì)應(yīng)的檢測(cè)器圍繞著人體某一平面產(chǎn)生攜帶人體信息的投影數(shù)據(jù)傳送到計(jì)算機(jī)里獲得圖像X-CT的工作原理工作流程X射線管產(chǎn)生X射線探測(cè)器捕獲透射過(guò)X-CT的工作原理物理原理:利用了人體各組織對(duì)X射線的衰減程度不同在實(shí)際工作中用CT值來(lái)說(shuō)明人體各組織密度

mt表示傳播介質(zhì)的衰減系數(shù)，mwater表示水的衰減系數(shù)CT值的單位是Hounsfield，簡(jiǎn)稱為Hu

X-CT的工作原理物理原理:利用了人體各組織對(duì)X射線的衰減程投影數(shù)據(jù)g如何獲得投影數(shù)據(jù)沿著某一條投影線L計(jì)算L經(jīng)過(guò)的所有點(diǎn)(x,y)的密度函數(shù)f(x,y)的線積分投影數(shù)據(jù)g如何獲得投影數(shù)據(jù)沿著某一條投影線L計(jì)算L如何獲得投影數(shù)據(jù)--平行束平行束投影線L公式是如何獲得的？？證明：投影線L的方程可以寫成其中斜率a，截距b為

如何獲得投影數(shù)據(jù)--平行束平行束投影線L公式是如何獲得的？？醫(yī)學(xué)成像技術(shù)復(fù)習(xí)提綱課件中心切片定理中心切片定理內(nèi)容：

密度函數(shù)f(x,y)在某一方向上的投影函數(shù)gq(s)的一維傅立葉變換函數(shù)Gq(r)是原密度函數(shù)f(x,y)的二維傅立葉變換函數(shù)F(r,q)在(r,q)平面上沿同一角度q且經(jīng)過(guò)原點(diǎn)的直線上的值。

中心切片定理中心切片定理內(nèi)容：中心切片定理—證明極坐標(biāo)轉(zhuǎn)化f(x,y)的二維傅立葉變換可表示為

極坐標(biāo)轉(zhuǎn)化令u=rcosq

，v=rsinq

中心切片定理—證明極坐標(biāo)轉(zhuǎn)化f(x,y)的二維傅立葉變換可卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)待重建圖像的步長(zhǎng)為

△=△x=△y圖像大小為N×N圖像左下角像素標(biāo)號(hào)設(shè)為(1,1)，右上角像素標(biāo)號(hào)設(shè)為(N,N)，則坐標(biāo)原點(diǎn)

O標(biāo)號(hào)為((N+1)/2,(N+1)/2)投影數(shù)據(jù)的格式為

180×185X射線方程為xcosq

+ysinq

=sS平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度將坐標(biāo)原點(diǎn)O在探測(cè)器平面上的垂足設(shè)為探測(cè)器的坐標(biāo)原點(diǎn)

卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)待重建圖像的步長(zhǎng)為X射線方程為xc卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)圖像尺寸N，待求灰度值的點(diǎn)坐標(biāo)為(X,Y)；已知投影數(shù)據(jù)角度θ，在該角度下共有185個(gè)投影數(shù)據(jù)1.計(jì)算坐標(biāo)步長(zhǎng)2.把像素標(biāo)號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)橹苯亲鴺?biāo)系下的坐標(biāo)卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)圖像尺寸N，待求灰度值的點(diǎn)坐標(biāo)為(mt表示傳播介質(zhì)的衰減系數(shù)，mwater表示水的衰減系數(shù)圖像存在重疊，不能獲得斷層圖像實(shí)際應(yīng)用中探頭探測(cè)角度不超24o來(lái)源：反應(yīng)堆、回旋加速器和放射性核素發(fā)生器S平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度縱軸表示臟器深度，橫軸表示時(shí)間，構(gòu)成活動(dòng)曲線圖成像板的特性,如何使用以及保存,如何擦除卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)正電子發(fā)生湮滅放射出一對(duì)能量為511keV、方向相反且沿直線飛出的γ光子乘上了適當(dāng)?shù)男拚禂?shù)后的吸收劑量輝度調(diào)制式斷面圖像的形成實(shí)際應(yīng)用中探頭探測(cè)角度不超24o物理原理:利用了人體各組織對(duì)X射線的衰減程度不同已知投影數(shù)據(jù)角度θ，在該角度下共有185個(gè)投影數(shù)據(jù)縱向弛豫：縱向磁化向量M逐漸達(dá)到M0的過(guò)程已知投影數(shù)據(jù)角度θ，在該角度下共有185個(gè)投影數(shù)據(jù)設(shè)為(N,N)，則坐標(biāo)原點(diǎn)信噪比越高，圖像質(zhì)量越好界面或障礙物線度與超聲波波長(zhǎng)相近時(shí)，超聲繞過(guò)障礙物傳播的現(xiàn)象不適用于靜態(tài)臟器診查電離輻射防護(hù)的基本原則過(guò)程可分為以下四個(gè)階段X射線方程為xcosq+ysinq=sUh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子由探頭定點(diǎn)發(fā)射獲得回波所在位置可測(cè)得人體臟器的厚度、病灶在人體組織中的深度以及大小計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiography,CR)將電子從基態(tài)激發(fā)到脫離原子縱軸表示臟器深度，橫軸表示時(shí)間，構(gòu)成活動(dòng)曲線圖實(shí)際應(yīng)用中探頭探測(cè)角度不超24o密度函數(shù)f(x,y)在某一方向上的投影函數(shù)gq(s)的一維傅立葉變換函數(shù)Gq(r)是原密度函數(shù)f(x,y)的二維傅立葉變換函數(shù)F(r,q)在(r,q)平面上沿同一角度q且經(jīng)過(guò)原點(diǎn)的直線上的值。電離輻射防護(hù)的基本原則將電子從基態(tài)激發(fā)到脫離原子卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)可進(jìn)行多種心功能參數(shù)的測(cè)量可以對(duì)人體某個(gè)部位成像，也可對(duì)全身成像X射線方程為xcosq+ysinq=s電子加速撞向陽(yáng)極采用輝度調(diào)制式顯示,光點(diǎn)強(qiáng)弱代表回波信號(hào)幅度大小,快速移動(dòng)探頭發(fā)射聲束逐次獲得不同位置界面反射回波Ua:幾萬(wàn)伏至幾十萬(wàn)伏高電壓，使證明：投影線L的方程可以寫成經(jīng)過(guò)的所有點(diǎn)(x,y)的密度沿著某一條投影線L計(jì)算L卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)3.經(jīng)過(guò)點(diǎn)(x0,y0)的投影線為4.轉(zhuǎn)換Sx的定義域5.插值計(jì)算mt表示傳播介質(zhì)的衰減系數(shù)，mwater表示水的衰減系數(shù)過(guò)程窗寬窗位調(diào)節(jié)CT值國(guó)際標(biāo)準(zhǔn)的定義：CT影像中每個(gè)像素所對(duì)應(yīng)的物質(zhì)對(duì)X射線線性平均衰減量大小的表示相對(duì)于水的衰減系數(shù)計(jì)算出來(lái)的相對(duì)值單位是HUmw是能量為73keV的X射線在水中的衰減系數(shù)P57窗寬窗位調(diào)節(jié)CT值P57第四章簡(jiǎn)要介紹核物理基礎(chǔ)放射性核素?cái)鄬映上裨淼谒恼潞?jiǎn)要介紹簡(jiǎn)要介紹放射性(Radioactivity)天然放射性人工放射性天然存在的放射性核素所具有的放射性用核反應(yīng)的辦法所獲得的放射性簡(jiǎn)要介紹放射性(Radioactivity)天然放射性人工放四個(gè)原子模型湯姆遜模型盧瑟福模型玻爾模型薛定諤模型四個(gè)原子模型湯姆遜模型盧瑟福模型玻爾模型薛定諤模型核素同位素(Isotope)具有相同質(zhì)子數(shù)而質(zhì)量數(shù)不同的核素各種元素都有各自的同位素化學(xué)性質(zhì)基本相同，物理性質(zhì)可能有很大不同同量異位素(Isobar)質(zhì)量數(shù)相同而質(zhì)子數(shù)不同的核素同質(zhì)異能素(Isomer)質(zhì)量數(shù)和質(zhì)子數(shù)相同而處于不同能量狀態(tài)的核素核素同位素(Isotope)核衰變主要分為a衰變、b衰變和g衰變核衰變主要分為a衰變、b衰變和g衰變核衰變b+衰變反應(yīng)式為e是正電子，即b+粒子實(shí)際上是一個(gè)質(zhì)子轉(zhuǎn)化為一個(gè)中子和一個(gè)正電子的過(guò)程核衰變b+衰變核衰變b+衰變正電子極易與周圍的電子進(jìn)行合并，發(fā)生湮滅放射出一對(duì)511keV光子，方向相反且沿直線飛出核衰變b+衰變一般原理放射性同位素示蹤計(jì)作用追蹤各種元素的新陳代謝途徑來(lái)源：反應(yīng)堆、回旋加速器和放射性核素發(fā)生器一般原理放射性同位素g相機(jī)成像優(yōu)點(diǎn)不僅能提供靜態(tài)圖像，還能提供動(dòng)態(tài)圖像具有豐富的功能信息可以對(duì)人體某個(gè)部位成像，也可對(duì)全身成像缺點(diǎn)圖像存在重疊，不能獲得斷層圖像g相機(jī)成像優(yōu)點(diǎn)第四章SPECT,PET中文名,英文全稱第四章SPECT,PET中文名,英文全稱PET成像原理成像原理放射性核素在進(jìn)入人體之后，參與人體內(nèi)的新陳代謝活動(dòng)，發(fā)生b+衰變產(chǎn)生正電子正電子發(fā)生湮滅放射出一對(duì)能量為511keV、方向相反且沿直線飛出的γ光子

PET成像原理成像原理第五章簡(jiǎn)單介紹核磁共振現(xiàn)象磁共振成像原理和成像設(shè)備磁共振圖像后處理技術(shù)第五章簡(jiǎn)單介紹MRI的中文和英文全稱MRI的中文和英文全稱縱向弛豫：縱向磁化向量M逐漸達(dá)到M0的過(guò)程超聲波長(zhǎng)與物體尺寸可以比擬甚至更大時(shí)，會(huì)發(fā)生衍射和散射現(xiàn)象由探頭定點(diǎn)發(fā)射獲得回波所在位置可測(cè)得人體臟器的厚度、病灶在人體組織中的深度以及大小同位素(Isotope)一切能引起物質(zhì)電離的輻射總稱南京郵電大學(xué)醫(yī)學(xué)成像技術(shù)復(fù)習(xí)提綱Uh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子O標(biāo)號(hào)為((N+1)/2,(N+1)/2)CT值的單位是Hounsfield，簡(jiǎn)稱為Hu乘上了適當(dāng)?shù)男拚禂?shù)后的吸收劑量計(jì)算機(jī)X射線攝影技術(shù)(ComputedRadiography,CR)質(zhì)量數(shù)相同而質(zhì)子數(shù)不同的核素超聲(Ultrasound,US)廣義上說(shuō)，影像上任何妨礙觀察者解釋的像點(diǎn)均可作為噪聲電離輻射防護(hù)的基本原則即在機(jī)械力作用下產(chǎn)生了電場(chǎng)，這種機(jī)械能轉(zhuǎn)換可分為縱向弛豫和橫向弛豫過(guò)程可分為以下四個(gè)階段成像板的特性,如何使用以及保存,如何擦除為電能的現(xiàn)象稱為壓電效應(yīng)mw是能量為73keV的X射線在水中的衰減系數(shù)國(guó)際制單位：希伏(Sv)原子核的磁性原子核的磁性原子核可看成是具有一定質(zhì)量與體積的均勻帶電球體原子核的自旋產(chǎn)生角動(dòng)量，形成了繞核心旋轉(zhuǎn)的環(huán)形電流根據(jù)法拉第的電磁理論，環(huán)形電流在其周圍產(chǎn)生磁場(chǎng)，因此原子核具有一定磁性縱向弛豫：縱向磁化向量M逐漸達(dá)到M0的過(guò)程原子核的磁性原子核物質(zhì)的磁性物質(zhì)原子磁性磁性順磁性逆磁性鐵磁性物質(zhì)的磁性物質(zhì)原子磁性磁性順磁性逆磁性鐵磁性核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象核磁共振現(xiàn)象弛豫過(guò)程弛豫過(guò)程可分為縱向弛豫和橫向弛豫縱向弛豫：縱向磁化向量M逐漸達(dá)到M0的過(guò)程橫向弛豫：橫向磁化向量Mxy逐漸衰減為0的過(guò)程弛豫過(guò)程弛豫過(guò)程磁共振圖像重建過(guò)程可分為以下四個(gè)階段激勵(lì)階段空間定位編碼階段數(shù)據(jù)讀出階段重建圖像階段磁共振圖像重建過(guò)程可分為以下四個(gè)階段第六章簡(jiǎn)單介紹超聲波的基本性質(zhì)超聲波傳播特性多普勒效應(yīng)超聲成像技術(shù)原理超聲圖像的后處理和質(zhì)量評(píng)價(jià)

第六章簡(jiǎn)單介紹超聲波的基本性質(zhì)超聲(Ultrasound,US)一種高頻機(jī)械波，振動(dòng)頻率超過(guò)20000Hz，最高可達(dá)1015Hz人耳的聽(tīng)覺(jué)范圍在20~20000Hz之間，因此聽(tīng)不到超聲波診斷用超聲頻率在1MHz~100MHz之間超聲波的基本性質(zhì)超聲(Ultrasound,US)超聲波的基本性質(zhì)—產(chǎn)生

由電場(chǎng)作用引起材料內(nèi)部正負(fù)電荷重心發(fā)生相對(duì)位移，使材料內(nèi)部產(chǎn)生應(yīng)力導(dǎo)致宏觀幾何形變，這種電能轉(zhuǎn)變?yōu)闄C(jī)械能的效應(yīng)稱為電致伸縮效應(yīng)電致伸縮效應(yīng)超聲波的基本性質(zhì)—產(chǎn)生由電場(chǎng)作用引起材料內(nèi)部正負(fù)電荷重心超聲波的基本性質(zhì)—產(chǎn)生壓電效應(yīng)

某些各向異性的材料，在外部拉力或壓力的作用下引起材料內(nèi)部原來(lái)重合的正負(fù)電荷重心發(fā)生相對(duì)位移，在相應(yīng)表面上產(chǎn)生符號(hào)相反的表面電荷，即在機(jī)械力作用下產(chǎn)生了電場(chǎng)，這種機(jī)械能轉(zhuǎn)換為電能的現(xiàn)象稱為壓電效應(yīng)超聲波的基本性質(zhì)—產(chǎn)生壓電效應(yīng)某些各向異性的材料，在外反射與透射全反射水作探頭與皮膚間夾層，臨界角7630'石蠟油作夾層，臨界角67o10'實(shí)際應(yīng)用中探頭探測(cè)角度不超24o全反射現(xiàn)象對(duì)超聲診斷無(wú)意義，應(yīng)盡量避免。減少信號(hào)強(qiáng)度損失避免產(chǎn)生透射偽像及全反射現(xiàn)象反射與透射全反射水作探頭與皮膚間夾層，臨界角7630'石衍射與散射超聲波長(zhǎng)與物體尺寸可以比擬甚至更大時(shí)，會(huì)發(fā)生衍射和散射現(xiàn)象衍射界面或障礙物線度與超聲波波長(zhǎng)相近時(shí)，超聲繞過(guò)障礙物傳播的現(xiàn)象衍射與散射超聲波長(zhǎng)與物體尺寸可以比擬甚至更大時(shí)，會(huì)發(fā)生衍射聲波的多普勒效應(yīng)多普勒效應(yīng)(Dopplereffect)聲源或接收體或兩者同時(shí)相對(duì)介質(zhì)運(yùn)動(dòng)，接收頻率發(fā)生變化的現(xiàn)象聲波的多普勒效應(yīng)多普勒效應(yīng)(Dopplereffect)聲多普勒頻移的數(shù)學(xué)表示多普勒頻移公式由多普勒效應(yīng)引起的接收頻率的變化稱為多普勒頻移第一次多普勒頻移被血液顆粒散射超聲波返回接收體血液顆粒作為波源相對(duì)接收體運(yùn)動(dòng)超聲波射入血液顆粒血液顆粒作為接收體相對(duì)波源運(yùn)動(dòng)第二次多普勒頻移多普勒頻移的數(shù)學(xué)表示多普勒頻移公式第一次多普勒頻移被血液顆粒A型超聲成像對(duì)回波顯示采用幅度調(diào)制由探頭定點(diǎn)發(fā)射獲得回波所在位置可測(cè)得人體臟器的厚度、病灶在人體組織中的深度以及大小一維的回波圖像，只能反映局部組織的回波信息，不能獲得二維圖像檢查運(yùn)動(dòng)臟器時(shí)不穩(wěn)定臨床已較少使用A型超聲成像對(duì)回波顯示采用幅度調(diào)制M型超聲成像M型超聲縱軸表示臟器深度，橫軸表示時(shí)間，構(gòu)成活動(dòng)曲線圖用輝度調(diào)制(brightnessmodulation)方式顯示超聲回波光點(diǎn)強(qiáng)弱代表幅度大小以光點(diǎn)形式在顯示器垂直掃描線上顯示M型超聲成像M型超聲縱軸表示臟器深度，橫軸表示時(shí)間，構(gòu)成活動(dòng)M型超聲成像M型超聲成像對(duì)人體中的運(yùn)動(dòng)臟器功能的檢查具有優(yōu)勢(shì)

可進(jìn)行多種心功能參數(shù)的測(cè)量

M型超聲成像仍不能獲得真正的二維解剖圖像不適用于靜態(tài)臟器診查

M型超聲成像M型超聲成像對(duì)人體中的運(yùn)動(dòng)臟器功能的檢查具有優(yōu)勢(shì)輝度調(diào)制式斷面圖像的形成

采用輝度調(diào)制式顯示,光點(diǎn)強(qiáng)弱代表回波信號(hào)幅度大小,快速移動(dòng)探頭發(fā)射聲束逐次獲得不同位置界面反射回波

B型超聲成像(二維超聲成像)

B型超聲成像原理圖輝度調(diào)制式斷面圖像的形成采用輝度調(diào)制式顯示,光點(diǎn)強(qiáng)弱輝度調(diào)制式斷面圖像的形成B型和M型主要差別M型幀掃描是與時(shí)間成線性關(guān)系慢變化顯示動(dòng)態(tài)狀況B型幀掃描與聲線實(shí)際位置嚴(yán)格對(duì)應(yīng)顯示斷面圖像輝度調(diào)制探頭固定輝度調(diào)制聲束運(yùn)動(dòng)輝度調(diào)制式斷面圖像的形成B型和M型主要差別M型幀第七章電離輻射的生物效應(yīng)醫(yī)學(xué)照射的基本概念及防護(hù)要求影像檢查的防護(hù)非電離性的電磁波和超聲的防護(hù)

第七章電離輻射的生物效應(yīng)放射性(Radioactivity)采用輝度調(diào)制式顯示,光點(diǎn)強(qiáng)弱代表回波信號(hào)幅度大小,快速移動(dòng)探頭發(fā)射聲束逐次獲得不同位置界面反射回波X射線攝影圖像質(zhì)量評(píng)價(jià)Uh:低電壓，加熱燈絲，產(chǎn)生電子S平面是探測(cè)器平面，它與X軸成q角度經(jīng)過(guò)的所有點(diǎn)(x,y)的密度主要分為a衰變、b衰變和g衰變卷積反投影重建算法--實(shí)現(xiàn)B型幀掃描與聲線實(shí)際位置嚴(yán)格對(duì)應(yīng)SI單位專名是戈，符號(hào)Gy設(shè)為(N,N)，則坐標(biāo)原點(diǎn)