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医学成像原理 版权信息
- ISBN：9787030328045
- 条形码：9787030328045 ; 978-7-03-032804-5
- 装帧：一般胶版纸
- 册数：暂无
- 重量：暂无
- 所属分类：>
医学成像原理 内容简介
本书在引言中对现用的和研究中的各种医学成像方法简单评述以拓展学生视野，接着介绍线性理论作为以后各章成像理论分析的基础，然后对臨床上使用的各种医學成像系統，包括X线投影成像、X线减影、X-CT系統、核医学成像系統、超声成像以及磁共振成像系統进行讲解，*后并简单介绍了与之密切相关的医学影像存储与传输系统。本书力求成像理论与实际成像系统相结合，实用化并反映近期新的成像技术进展。本书可作为生物医学工程、医学影像学、医学物理等有关专业本科生教材,也可供上述专业的研究生、科技工作者和医生从事科研和医疗工作的参考。
医学成像原理 目录
目录
前言
**章 引论 1
**节 医学成像技术的发展 1
第二节 医学成像的种种形式 2
一、利用电磁能成像 2
二、利用声能成像 5
三、不同成像方法的互补性 6
习题 7
参考文献 7
第二章 线性系统 9
**节 线性系统的定义 10
第二节 冲击响应与空间移不变系统 10
一、二维δ函数 10
二、空间冲击响应及输出函数 11
三、线性空间移不变系统(linearshift invariant ystem，LSI） 11
第三节 二维Fourier变换 12
一、空间频率的物理意义 13
二、调制传递函数 14
第四节 二维采样 14
习题 16
参考文献 16
第三章 X射线投影成像 17
**节 X射线成像的物理基础 17
一、X射线的性质和计量 17
二、X射线的产生 19
三、X射线束与物质的相互作用 22
第二节 X射线投影成像中影像的形成和检测 26
一、影像的形成 26
二、X射线影像转换器 27
第三节 成像质量评估 37
一、图像对比度 37
二、噪声 38
三、空间分辨率(有时也称为模糊度或细节可见度） 38
四、时间分辨率 38
五、伪迹 38
六、畸变 38
第四节 X射线成像中影响图像分辨率的因素 39
一、源对成像质量的影响 39
二、物体运动对分辨率的影响 45
三、检测系统的分辨率分析 46
四、考虑源和检测器两者影响时成像系统的分辨率 51
第五节 X射线投影像中的对比度 53
一、原发对比度 53
二、散射对原发对比度的影响 55
三、图像对比度 59
第六节 X射线投影成像中的噪声、伪迹、畸变 61
一、噪声 61
二、伪迹和畸变 63
第七节 不同检测系统临床使用比较 64
第八节 特殊摄影 64
第九节 临床应用 64
一、静态摄影 64
二、动态系列图像观察 65
第十节 生物效应和安全性 66
习题 67
参考文献 67
第四章 数字减影成像 69
**节 不同能量的减影 69
一、原理 69
二、应用 70
第二节 不同时间的减影——DSA(digital substraction angiography）数字血管减影 73
一、DSA的减影方式 74
二、图像数据的处理 77
三、DSA设备 79
四、DSA图像质量 81
五、先进DSA的一些功能 84
习题 84
参考文献 84
第五章 X射线计算机断层成像——X-CT 86
**节 概述 86
一、X射线投影成像的不足之处 86
二、X-CT成像如何解决了上述问题 86
三、X-CT的发展简史 87
第二节 X-CT的扫描方式 88
第三节 图像重建方法 90
一、Radon变换和求逆 90
二、Radon变换与Fourier变换——直接Fourier变换重建 91
三、Radon变换与反投影——滤波反投影重建 94
四、扇形束重建 97
五、直接离散法矩阵求逆——迭代法图像重建 98
六、三维重建(直接体积重建）103
第四节 X-CT机的系统构成及功能 105
一、系统的构成，主要部件性能 105
二、螺旋CT的结构和特殊参数 110
三、扫描方式 114
四、图像的显示和处理 115
第五节 CT图像质量 118
一、空间分辨率 119
二、噪声、低对比度(密度）分辨率 122
三、时间分辨率 124
四、伪像 124
第六节 剂量的测量和评估 126
一、剂量的测量 127
二、剂量的估计 127
三、降低剂量优化CT系统 128
第七节 CT的新进展 128
一、64排螺旋CT的优异性能 128
二、几个发展倾向 129
三、一些研究动向 130
习题 131
参考文献 131
第六章 核医学成像 134
**节 引言 134
第二节 核放射源 136
一、放射性衰变 136
二、放射性核素的活度与剂量 137
三、核医学成像中的放射性核素 139
第三节 核辐射探测器 140
一、闪烁探测器的组成 140
二、对闪烁探测器的要求 141
三、闪烁体 142
四、光电倍增管 144
五、探测器的基本电路 145
第四节 成像方法 145
一、Γ闪烁照相机和SPECT 145
二、正电子发射CT 160
第五节 图像重建 163
一、二维重建 163
二、三维重建 167
第六节 图像质量 168
一、空间分辨率 168
二、噪声 169
三、对比度、*大计数率 170
四、伪像 170
第七节 核医学的临床应用进展 171
一、核心脏病学 171
二、神经精神核医学 172
三、核肿瘤学 173
第八节 核医学成像新系统 173
一、PET/CT图像融合系统 173
二、具有正电子成像功能的SPECT(SPECT/PET） 174
三、SPECT/PET+CT系统 175
四、小动物和分子成像专用系统 175
五、用半导体检测器的PET、SPECT系统 175
六、处于研究阶段的PET/MR系统 175
习题 176
参考文献 176
第七章 超声成像 179
**节 引言 179
第二节 超声波物理学 180
一、声波的连续性方程 180
二、声波的运动方程 181
三、声波的物态方程 181
四、波动方程 182
五、波动方程的解 183
第三节 人体组织的超声特性 183
一、声波波动参量及相互关系 183
二、超声在人体中的反射、折射、衍射 185
三、超声衰减 186
第四节 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
第五节 考虑衍射的超声回波成像 199
一、超声波衍射成像 199
二、超声波衍射成像的稳态近似分析 201
三、噪声分析 207
第六节 使用换能器阵列的超声成像系统的分析 209
一、成像换能器阵列 209
二、相控阵列系统的分析 211
第七节 超声图像质量的评价 216
一、图像质量评价 216
二、图像质量测试模型 217
三、现代B超改进图像质量的一些措施 221
第八节 超声成像新技术 222
一、谐波成像技术 223
二、与组织定征有关的超声成像新技术 225
三、超声波三维成像技术 226
习题 229
参考文献 229
第八章 磁共振成像 231
**节 引言 231
第二节 磁共振的基本原理 235
一、粒子的自旋 235
二、进动(precession） 237
三、磁矩的能量 238
四、磁化矢量(magnetization） 239
五、旋转坐标系 240
六、射频场激励 241
七、磁矢的弛豫 243
八、Bloch方程 245
九、MRI信号 247
第三节 磁共振成像原理 256
第四节 MRI信号获取 260
第五节 K空间 262
一、K空间和图像空间的关系 262
二、影响图像分辨率的内在因素 263
三、K空间的性质 264
四、K空间数据记录的轨迹 266
第六节 MRI系统 271
第七节 安全性 274
第八节 结语 276
习题 278
参考文献 279
参考网址 279
第九章 医学影像存储与传输系统简介 281
**节 概述 281
一、医学影像存储与传输系统的兴起 281
二、PACS的主要功能 282
第二节 医学影像的DICOM标准 283
一、概述 283
二、DICOM标准各部分内容 284
三、DICOM信息对象 284
四、DICOM服务 288
五、DICOM医学影像信息的传输 290
第三节 PACS系统的基本模块 292
一、成像设备和图像采集网关 292
二、图像工作站 293
三、DICOM/HL7网关 294
四、网络传输 294
五、PACS控制器 296
六、图像存储子系统 297
第四节 PACS系统的建设 299
一、PACS系统总体考虑 299
二、PACS系统的不同架构 299
三、医院PACS系统举例 302
习题 303
参考文献 303
附录2.1 δ函数的一些性质 306
一、δ函数的多种形式 306
二、δ函数的性质 306
附录2.2 二维Fourier变换 308
一、二维Fourier变换的一些性质 308
二、Hankel变换 308
三、成像技术中常用的二维Fourier变换表 309
附录3.1 有限尺寸源成像中源对成像质量影响的进一步推导 310
一、一般情况下成像的表达式 310
二、薄片目标的卷积关系 312
三、线性化近似 312
四、微扰法近似 313
五、一般情况 314
小结 314
附录5.1 CT重建算法的具体实现 315
一、正弦图 315
二、反投影算法 315
三、卷积核的选取 316
四、常用卷积滤波函数 319
五、卷积滤波反投影的实现过程 321
附录5.2 扇束重建的具体实现 324
一、重排法的具体化 324
二、扇束直接重建的推导 325
附录6.1 平行孔准直器平均点扩散函数的推导 328
附录6.2 发射CT中MLEM统计迭代算法 331
前言
**章 引论 1
**节 医学成像技术的发展 1
第二节 医学成像的种种形式 2
一、利用电磁能成像 2
二、利用声能成像 5
三、不同成像方法的互补性 6
习题 7
参考文献 7
第二章 线性系统 9
**节 线性系统的定义 10
第二节 冲击响应与空间移不变系统 10
一、二维δ函数 10
二、空间冲击响应及输出函数 11
三、线性空间移不变系统(linearshift invariant ystem，LSI） 11
第三节 二维Fourier变换 12
一、空间频率的物理意义 13
二、调制传递函数 14
第四节 二维采样 14
习题 16
参考文献 16
第三章 X射线投影成像 17
**节 X射线成像的物理基础 17
一、X射线的性质和计量 17
二、X射线的产生 19
三、X射线束与物质的相互作用 22
第二节 X射线投影成像中影像的形成和检测 26
一、影像的形成 26
二、X射线影像转换器 27
第三节 成像质量评估 37
一、图像对比度 37
二、噪声 38
三、空间分辨率(有时也称为模糊度或细节可见度） 38
四、时间分辨率 38
五、伪迹 38
六、畸变 38
第四节 X射线成像中影响图像分辨率的因素 39
一、源对成像质量的影响 39
二、物体运动对分辨率的影响 45
三、检测系统的分辨率分析 46
四、考虑源和检测器两者影响时成像系统的分辨率 51
第五节 X射线投影像中的对比度 53
一、原发对比度 53
二、散射对原发对比度的影响 55
三、图像对比度 59
第六节 X射线投影成像中的噪声、伪迹、畸变 61
一、噪声 61
二、伪迹和畸变 63
第七节 不同检测系统临床使用比较 64
第八节 特殊摄影 64
第九节 临床应用 64
一、静态摄影 64
二、动态系列图像观察 65
第十节 生物效应和安全性 66
习题 67
参考文献 67
第四章 数字减影成像 69
**节 不同能量的减影 69
一、原理 69
二、应用 70
第二节 不同时间的减影——DSA(digital substraction angiography）数字血管减影 73
一、DSA的减影方式 74
二、图像数据的处理 77
三、DSA设备 79
四、DSA图像质量 81
五、先进DSA的一些功能 84
习题 84
参考文献 84
第五章 X射线计算机断层成像——X-CT 86
**节 概述 86
一、X射线投影成像的不足之处 86
二、X-CT成像如何解决了上述问题 86
三、X-CT的发展简史 87
第二节 X-CT的扫描方式 88
第三节 图像重建方法 90
一、Radon变换和求逆 90
二、Radon变换与Fourier变换——直接Fourier变换重建 91
三、Radon变换与反投影——滤波反投影重建 94
四、扇形束重建 97
五、直接离散法矩阵求逆——迭代法图像重建 98
六、三维重建(直接体积重建）103
第四节 X-CT机的系统构成及功能 105
一、系统的构成，主要部件性能 105
二、螺旋CT的结构和特殊参数 110
三、扫描方式 114
四、图像的显示和处理 115
第五节 CT图像质量 118
一、空间分辨率 119
二、噪声、低对比度(密度）分辨率 122
三、时间分辨率 124
四、伪像 124
第六节 剂量的测量和评估 126
一、剂量的测量 127
二、剂量的估计 127
三、降低剂量优化CT系统 128
第七节 CT的新进展 128
一、64排螺旋CT的优异性能 128
二、几个发展倾向 129
三、一些研究动向 130
习题 131
参考文献 131
第六章 核医学成像 134
**节 引言 134
第二节 核放射源 136
一、放射性衰变 136
二、放射性核素的活度与剂量 137
三、核医学成像中的放射性核素 139
第三节 核辐射探测器 140
一、闪烁探测器的组成 140
二、对闪烁探测器的要求 141
三、闪烁体 142
四、光电倍增管 144
五、探测器的基本电路 145
第四节 成像方法 145
一、Γ闪烁照相机和SPECT 145
二、正电子发射CT 160
第五节 图像重建 163
一、二维重建 163
二、三维重建 167
第六节 图像质量 168
一、空间分辨率 168
二、噪声 169
三、对比度、*大计数率 170
四、伪像 170
第七节 核医学的临床应用进展 171
一、核心脏病学 171
二、神经精神核医学 172
三、核肿瘤学 173
第八节 核医学成像新系统 173
一、PET/CT图像融合系统 173
二、具有正电子成像功能的SPECT(SPECT/PET） 174
三、SPECT/PET+CT系统 175
四、小动物和分子成像专用系统 175
五、用半导体检测器的PET、SPECT系统 175
六、处于研究阶段的PET/MR系统 175
习题 176
参考文献 176
第七章 超声成像 179
**节 引言 179
第二节 超声波物理学 180
一、声波的连续性方程 180
二、声波的运动方程 181
三、声波的物态方程 181
四、波动方程 182
五、波动方程的解 183
第三节 人体组织的超声特性 183
一、声波波动参量及相互关系 183
二、超声在人体中的反射、折射、衍射 185
三、超声衰减 186
第四节 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
第五节 考虑衍射的超声回波成像 199
一、超声波衍射成像 199
二、超声波衍射成像的稳态近似分析 201
三、噪声分析 207
第六节 使用换能器阵列的超声成像系统的分析 209
一、成像换能器阵列 209
二、相控阵列系统的分析 211
第七节 超声图像质量的评价 216
一、图像质量评价 216
二、图像质量测试模型 217
三、现代B超改进图像质量的一些措施 221
第八节 超声成像新技术 222
一、谐波成像技术 223
二、与组织定征有关的超声成像新技术 225
三、超声波三维成像技术 226
习题 229
参考文献 229
第八章 磁共振成像 231
**节 引言 231
第二节 磁共振的基本原理 235
一、粒子的自旋 235
二、进动(precession） 237
三、磁矩的能量 238
四、磁化矢量(magnetization） 239
五、旋转坐标系 240
六、射频场激励 241
七、磁矢的弛豫 243
八、Bloch方程 245
九、MRI信号 247
第三节 磁共振成像原理 256
第四节 MRI信号获取 260
第五节 K空间 262
一、K空间和图像空间的关系 262
二、影响图像分辨率的内在因素 263
三、K空间的性质 264
四、K空间数据记录的轨迹 266
第六节 MRI系统 271
第七节 安全性 274
第八节 结语 276
习题 278
参考文献 279
参考网址 279
第九章 医学影像存储与传输系统简介 281
**节 概述 281
一、医学影像存储与传输系统的兴起 281
二、PACS的主要功能 282
第二节 医学影像的DICOM标准 283
一、概述 283
二、DICOM标准各部分内容 284
三、DICOM信息对象 284
四、DICOM服务 288
五、DICOM医学影像信息的传输 290
第三节 PACS系统的基本模块 292
一、成像设备和图像采集网关 292
二、图像工作站 293
三、DICOM/HL7网关 294
四、网络传输 294
五、PACS控制器 296
六、图像存储子系统 297
第四节 PACS系统的建设 299
一、PACS系统总体考虑 299
二、PACS系统的不同架构 299
三、医院PACS系统举例 302
习题 303
参考文献 303
附录2.1 δ函数的一些性质 306
一、δ函数的多种形式 306
二、δ函数的性质 306
附录2.2 二维Fourier变换 308
一、二维Fourier变换的一些性质 308
二、Hankel变换 308
三、成像技术中常用的二维Fourier变换表 309
附录3.1 有限尺寸源成像中源对成像质量影响的进一步推导 310
一、一般情况下成像的表达式 310
二、薄片目标的卷积关系 312
三、线性化近似 312
四、微扰法近似 313
五、一般情况 314
小结 314
附录5.1 CT重建算法的具体实现 315
一、正弦图 315
二、反投影算法 315
三、卷积核的选取 316
四、常用卷积滤波函数 319
五、卷积滤波反投影的实现过程 321
附录5.2 扇束重建的具体实现 324
一、重排法的具体化 324
二、扇束直接重建的推导 325
附录6.1 平行孔准直器平均点扩散函数的推导 328
附录6.2 发射CT中MLEM统计迭代算法 331
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医学成像原理 节选
**章 引论 **节 医学成像技术的发展 随着近代科学技术的发展，医学图像已成为现代化医院中极其重要的工具。医学图像不仅用于临床诊断，而且在治疗方面的应用也日益广泛。人体内部的结构和功能一般是不可见的，但人们可以借助于各种科学技术将人体内部结构和功能形成图像，从而检视人体，进行诊断和治疗，这就是医学成像的目的。 1895年W.K.Roentgen发现X射线后不久，医生就将此技术用于医学。X射线使医生有可能观察人体内部结构，从而为疾病诊断提供了重要信息。从20世纪50年代开始，医学影像诊断技术进入了一个革命性的发展时期，新的成像系统相继出现，它们不仅可以用于无创伤地观察解剖学图像，而且可以用于检查器官的功能。 X射线计算机断层成像技术从根本上克服了传统X射线投影成像中影像的重叠问题，获得了清晰的剖面图像，而且大大提高了密度分辨率，可以区分密度差异很小的软组织。 X射线成像主要用于观察人体形态学上的特征。采用放射性核素的核素成像可以了解脏器的生理功能。单光子发射CT和正电子发射CT利用示踪动力学模型，显示了活体对注入药物的体内代谢过程，使许多疾病的研究和诊断大为深入。 磁共振成像从另一角度揭示了人体内部的状况，它的图像与体内生化过程有关；它既是功能性的，又比核素成像有更清晰的图像，而且对人体损伤很小。 与上述成像方法相比，超声医学成像的优点是价格低廉，使用方便，对人体基本无损，因此得到广泛的应用，成为常规的首选成像手段之一。 20世纪八九十年代数字图像、计算机和通信技术的飞速发展，使医学成像技术的开拓应用如虎添翼，数字图像处理、三维立体显示、图像融合技术、医学图像标准接口、图像存储与传输系统以及远程通信技术等的应用大大增强了医学成像的应用效果[1，2]。 不同的成像技术从不同方面互补地反映了患者的信息，图像融合技术将它们结合起来。例如，在CT精确的解剖学图像上叠加正电子发射CT的功能图像，大大提高了病情诊断的准确性。三维重建技术使医生对病灶的大小、形状以及在体内的相对空间位置有了立体、直观的了解，成功地发展了用射束聚焦杀灭肿瘤的Γ刀、X刀，外科医生了解了病灶的立体形象和入路附近的敏感部位，如神经、血管，使手术更有把握。在图像引导下的介入治疗已普遍使用，而先进的术间成像技术可看到手术过程中病灶和组织的局部形变，从而实现“手术导航”。网络和远程通信使边远地区患者的医学图像可以方便地传到中心城市，从而使远程诊断和治疗成为可能[3，4]。 第二节 医学成像的种种形式 在一切成像方法中，图像都是由能量和人体组织相互作用而形成的。不同形式的能量用于医学成像形成了种种成像方法。要对体内结构成像，就要求能量从一种能量源传递到人体，再从人体传递出（带有体内信息的）能量到适当的接收器，如图1.1a所示，而有时能量源就在人体内部，见图1.1b。 图1.1 医学成像中能量的作用 a.用外部能源成像；b.用体内能源成像 用于成像的任一种能量的基本要求是：①它必须与体内结构发生相互作用，在一定程度上会产生图像信息；②它必须能穿过组织。可见光是日常生活中用于传递图像的能量的主要形式，但它通常不能穿过人体，因此，对体内成像不可能直接应用。 一、利用电磁能成像 1.透射成像 首先考虑利用外部电磁波源透射穿过人体，携带出路径上体内各部位经不同衰减后的能量，然后利用此能量成像。电磁波有一个很宽的频率范围，利用什么频段进行透射成像主要从以下两方面考虑。 （1）电磁波经过人体应有适度的衰减。例如，衰减过大则透射出的能量很小，甚至被噪声淹没，因此*大允许衰减应以保证一定的信噪比为限；反之，当衰减过小时，如果我们仍利用电磁能在人体中衰减后不同强度的射线来成像，就会因人体各部分对信号的影响太小而得不到精确的图像。在极端情况下，如电磁波毫无衰减地穿过人体，则信号就不携带人体内部信息，也就不可能成像。 （2）良好的空间分辨率。空间分辨率指的是在成像中可区分两个物体的*小距离。透射和反射成像的理论分析表明空间分辨率与波长有关，通常空间分辨率的极限为，而即认为是超分辨率，因此如果我们希望至少能区分开相距0.5cm的物体，则选用的波长至少应小于1cm。 图1.2示出了电磁波穿过25cm厚的软组织时能量的衰减。在图的左边部分可看到波长小于1cm时信号已衰减得非常小，而大于1m的波段又因为分辨率太差而无法用于人体透射成像，在此频段电磁波穿过软组织的衰减可近似表示成exp，为路径长度。图的中间部分对应于毫米波、红外、紫外，一直延伸到软X射线，该频段过大的衰减是由弛豫、光电吸收和散射引起的，它使我们无法利用该频段进行透射成像。 图1.2 电磁波透过25cm软组织时透射量与波长的关系 在波长为0.5～0.01时（相当于光子能量25keV～1.24meV），透射衰减量适中而波长又远比我们希望的分辨率更小，这一点保证了不会由于电磁衍射而导致成像中产生的畸变，这个合适的频段就是现在广泛使用的X射线诊断用波段。 在更短的波段，每个光子的能量hv变得更高，射线穿过人体时的衰减量变得更小，直到人体变为几乎对射线透明，因而所接收的射线几乎不携带人体内部的信息；同时波长越短，则在一定的总能量下就只有越少的光子数，导致在射线检测时统计效果变差，量子噪声增大。 以上这些就是为什么我们经常利用X射线进行透射成像的原因。 2.磁共振成像 电磁波激发体内原子核，原子核产生再次辐射成像。这实际上即为目前广为应用的磁共振成像。它利用与原子核共振波长相同的电磁波激发人体内部的原子核，使之处于受激的状态。当原子核从受激状态恢复到平衡态时，辐射出电磁波而被线圈所接收，所接收的电磁波当然携带有相应原子核密度以及与核周围生化环境有关的信息，因此它不仅显示解剖学形态的图像，而且可以指示病理特征。 图1.2示出了磁共振成像的波段，可见衰减不大，信号容易传出。虽然波长较长，但磁共振成像的分辨率是靠局部磁场的变化来保证的，故可满足需要。 3.放射性核素成像 将放射性核素标记在药物上，引入体内达到所感兴趣的脏器，然后在体外测量该核素放射出的Г射线能量，形成闪烁图像来显示放射性药物在体内的分布情况。此种成像方式实际上是把图1.1a的能量源以口服或注射的方式移到了人体内部。能量源产生的Г射线也是一种电磁波，只是它的波长通常比X射线更短，粒子能量更大。 放射性核素成像中由于各脏器对同位素标记物的选择性吸收、正常组织与病变组织的吸收差异、代谢差异以及病变对标记物在体内循环产生影响等因素，使不同生理、病理的闪烁图像形成差异，故可以据此诊断疾病。 4.光学成像 在光波范围内红外光可在一定深度内透出人体，因而可实现医学成像。 1)人体电磁波辐射成像 人体具有一定的温度，不断地向外类似黑体一般辐射能量，其辐射能谱的峰值大致落在波长为8～14μm的远红外波段，低频端延伸到微波波段，高频端延伸到红外区。人体的辐射携带着体内温度分布的信息，而病变可导致体内温度分布异常。因此这种被动式的人体电磁辐射测量和成像也已成为医学诊断成像的一种形式，即医用红外热像仪[5]。 2）局部组织光学成像局部组织光学成像从理论上又可分为扩散光学成像和相干光学成像两种：前者检测在入射光源照射下不同的光学特性参数的组织散射信息的不同，按照组织中的输运方程，散射信息传递到表面，经红外检测装置成像；后者在相干红外光源照射下用干涉测量法可得到不同深度内部微结构的反射、散射信息，可得到反映组织内部细微结构的图像。光学CT（OCT）即属于此类[6]。 5.电阻抗成像 在更低的频率，如几个kHz，将许多一对一对的“电极对”直接接触人体，测量其电流，通过计算可确定人体内部阻抗分布，这是目前仍在研究的阻抗CT成像。这种图像分辨率不高，但由于造价低和无损伤性，故至今仍是研究中的课题[7]。 6.X射线相衬成像[8] （1）通常的X射线透射成像利用的是X射线的衰减特性，但如果利用相位特性，依据组织结构的衍射情况成像，则有望在很低的剂量下获得良好的对比度。因为对生物软组织而言，其折射率n近于1，即n=1-δ+iβ，其中β与δ分别代表X射线的吸收率与折射率的负增量。在15～150keV范围内，δ约比β大三个数量级且δ随能量的变化比β随能量的变化要平缓得多，故在灵敏度上利用相位成像大大优于利用衰减成像。考虑相位问题必涉及X射线的相干散射和干涉作用以及形成的X射线衍射图像。以往X射线衍射成像主要用于研究晶体特性，虽然生物组织不同于晶体，相干散射较弱，但研究表明在入射方向前方小角度范围内主要为相干散射。不同的物质成分和不同的射线能量会产生不同的干涉图案，实验表明：对相干散射特征图案的分析使得其在乳腺癌早期诊断、肝癌肝硬化诊断、骨成分分析等方面比普通X射线成像优越得多。后来科学家又研究了相干散射CT成像，也获得了可喜的结果。例如，软骨病中骨组织的矿化情况发生了变化，这是目前方法无法检测的，但相干散射CT就有这方面的检测能力。 （2）衍射增强X射线成像（DEI）。X射线透射成像中虽然使用滤线栅滤去散射射线，但无法滤去相对于入射方向的前向小角度范围内的散射线，而这些散射线会使图像模糊。分析表明在前向小角度内主要存在的是相干散射射线。在DEI中通常用纯晶体切片作为反射分析器，在布拉格衍射角附近可以将偏离入射方向几个毫弧度范围外的相干散射线都抑制掉，产生完全由透射吸收信号形成的提高了对比度的图像。 X射线相衬成像目前尚处于实验阶段，离真正的临床应用尚有较大的距离，主要问题是射线源，目前使用的均为非相干源，而要获得方便使用的足够强度的相干射线源比较麻烦。 7.THz电磁波生物分子成像[9] THz波是指频率在（0.1～10）×1012Hz（波长在30μm～3mm）的电磁波，其波段在微波和红外之间，属远红外波段。THz成像技术的发展对生物分子的研究起到了推动作用。生物分子对THz辐射的响应主要来自于由大分子的构型和构象决定的集体振动模，这种集体振动模主要反映分子的整体结构信息，而不是普通光学方法可以测到的相对定域的电子结构，或与单个化学键相关的振动模。THz波段的生物样品分析和成像已成为THz辐射领域的重要研究方向，目前THz技术已用于蛋白质大分子指纹谱的获取、分子反应的无标记测量、生物芯片的无标记读出技术、完全确立的功能性成像方法、生物分子在实现其生理功能时可能发生的构型和构象变化的探测、细胞分辨水平的THz成像以及DNA的研究等。由于设备较复杂且昂贵，技术还不够成熟，总的来说THz成像还处于研究阶段，但其应用前景是广阔的。 二、利用声能成像 1.超声回波成像 超声在人体软组织中的传播速度约为1500m/s，而电磁波（包括X射线）的波速为c/n，其中n为折射率且是频率的函数，即在折射率为1的媒质中传播速度为光速，在微波波段n较高。例如，微波在水中传播，n约为9，而在低频段n减小，在更高频段（如X射线波段）n又减小而趋于1，因此在人体软组织中电磁波的速度比声速大得多。超声与电磁波的速度差异表明用脉冲回波方式对超声成像是适宜的。例如，声波在水中传播1cm的时间为6.7μs，现代电子技术容易把两个时间差为6.7μs的回波信号区分开来；而若用微波成像，则要区分人体中不同深度处的脉冲回波信号几乎是不可能的。电磁波传播1cm的时间为（3.3）×10-2ns，而目前电子技术无法区分如此相近的两个回波脉冲。 人体软组织对超声的衰减系数在1MHz时约为1.5db/cm，随着频率的升高而增大，其斜率约为1.5db/cm/MHz，因此在高频情况下，过大的衰减将使人体较深的部位所
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