第一章
X 射线的产生条件：
（1）电子源（阴极）发射电子
（2）加速电子增加动能的电位差（高管电压）
（3）一个高度真空（P
保护灯丝不被氧化。 （4）一个受电子轰击而辐射X 射线的物体（阳极靶）。
X 射线管的结构:
1.X 射线管的阴极（cathode ）
• 发射电子的电子源，使电子聚焦后去撞击阳极； • 组成:发射电子的灯丝和聚焦电子的凹面阴极体。 • 圆焦点型：阴极灯丝绕成螺旋型，放在
碗状阴极槽中，散热差：
• 类型: 线焦点型：阴极灯丝绕成长螺线管型，
• 放在阴极体头部的长形凹槽中。
• 双焦点型：有大小不同的两组灯丝，可产生大 • 小双焦点，若选用大焦点，只给长灯丝通电。 2.X 射线管的阳极（anode ） 产生X 射线。
类型：
固定式：钨、钼制成，嵌在铜制阳极体上—衬底
特点：产热高，用于管电流小，曝光时间长的牙科和骨科X 光机
（按结构分） 旋转式：将阳极和阳极体作成圆盘状，用小电机带动旋转； 特点：产热均匀分布，避免局部过热，功率。
3. .有效焦点的面积为实际焦点面积的sinθ倍。(θ为靶与竖直方向的夹角)
X 射线管阴、阳极体的作用:
阴极体作用：① 使电子初聚焦 ② 防止二次电子危害 阴极体作用：①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为靶提供机械支撑；（3）良好的热辐射体。
X 射线管的电特性
X 射线管工作过程
阴极通电后温度升高，会产生热电子发射，阴极和阳极之间外接很高的直流电压，阴极发出的热电子被直流高压加速，以很高的速度轰击金属阳极，产生X 线。
X 射线管的焦点及焦点的性能参量
1、实际焦点：灯丝发射的电子，经聚焦加速后，撞击在阳极靶上的面积。
2、有效焦点：实际焦点在垂直于X 射线管轴线方向上投影的面积，即X 射线照射在胶片上的有效面积
实际焦点和有效焦点大小的影响
实际焦点面积增大，散热好，但有效焦点面积也增大，胶片影像模糊
实际焦点面积减小，阳极靶单位面积上的电子密度增大，实际焦点温度增大，阳极损坏；
图象有效焦点越小，影像越清晰；有效焦点为点光源时：胶片图象边界清晰；有效焦点为面光源时：胶片边界模糊有半影；
高斯分布>矩形分布>双峰分布
管电流增大，焦点增大，影像质量下降； 管电压增大，焦点增大，影像质量下降；
辐射形式：韧致辐射，标识辐射。
韧致辐射定义：（连续X 射线产生）高能入射电子通过阳极原子核附近，受到原子核引力场的作用会
降低速度并改变方向，入射电子损失的能量以电磁辐射的形式释放。这种形式产生的辐射称为“轫致辐射”或“制动辐射”
连续X 射线产生原因：
• 每个高速电子与靶原子作用时的相对位置不同
• 每个电子与靶原子作用前的能量也不同
• 故各次相互作用对应的辐射损失也不同，因而发出的X 光子频率也互不相同，大量的X 光子 组成了具有频率连续的X 光谱。 连续X 射线产生特点：
• 每条曲线都有一个峰值；
• 曲线在波长增加的方向上都无限延展，但强度越来越弱；
• 在波长减小的方向上，曲线都存在一个称为短波极限波长λmin 的极限值； • 随着管压的升高，辐射强度均相应地增强；
• 各曲线所对应的强度峰值和短波极限的位置均向短波方向移动。
标识辐射定义：（离散X 射线）是高能电子与阳极物质内层电子作用的结果。高速电子把原子核外内
层电子击出的过程中伴随的标识X 射线的电磁辐射，称标识辐射，也称特征辐射。
产生条件：入射电子的动能大于阳极原子中壳层电子的结合能，而辐射光子的能量则仅仅取决于
阳极原子的电子能级之差。标识X 射线波长仅取决于阳极靶物质。
X 射线的基本特性
1. X射线在均匀的、各向同性的介质中，是直线传播：
2. X射线不带电，不受外界磁场和电场影响； 3. X射线具有贯穿本领；（不同组织穿透性不同：骨骼--软组织--脂肪--肺、肠道） 4. X射线的荧光作用；(X射线照射荧光物质可发出荧光) 透视、增感屏 5. X射线的电离作用；（ X光子撞击电子一次电离，撞击其它原子二次电离） 6。 X射线的热作用；
7. X射线的化学和生物效应： （与物质进行光化学反应；生物体内电离和激发作用）
X 射线的强度：单位时间内通过单位横截面积的辐射能量（光子数和每个光子能量决定）。
常用X 射线的量和质表示强度；
量：X 光子数目N ，mA.s
质：X 光子的能量hv （平均），可表示X 射线的硬 度：穿透物质的能力
X射线按硬度大小分类：极软、软、硬、极硬四类；用途各异。
影响强度因素：
光电作用
光电作用过程是光致电离的过程，一个辐射光子使原子的一个壳层电子脱离原子，变成光电子。光子的能量用来克服电子的结合能使原子电离，剩余部分能量变为光电子的动能。
康普敦散射
定义：能量较高的辐射光子（远高于电子的结合能）在与物质相互作用时，入射光子与原子内一个轨
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，电子获得能力而脱离原子。
X 线摄影与X 线荧光透视
应用荧光屏显像的检查方法称为X 射线透视；
应用X 射线胶片显像的检查方法称为X 射线摄影； X 线荧光透视
投照部位厚度一定，则荧光屏上暗的地方对应人体组织密度高的部位，X 线吸收多；荧光屏上亮的 地方对应人体组织密度低的部位，X 线吸收少； 缺点:
• 有辐射且量大 • •
不能留下客观记录
透视影象是先将X 射线影象转为荧光屏的光影象，然后再转为上影象，两次影象转换，丢失信息，同时荧光屏亮度有限，人眼视觉灵敏度低，荧光物质颗粒大，则较细微结构的影像看不清楚，对早期病变和复杂结构组织器官看不情。 X 射线摄影 •
投照部位厚度一定，则胶片上暗的地方对应人体组织密度低的部位，X 线吸收多；荧光屏上亮的地方对应人体组织密度高的部位，X 线吸收少；
第二章
数字减影血管造影（DSA ）的原理
将造影前、后获得的数字图像进行数字减影，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。
数字减影的3种基本方法：时间减影，能量减影(能把不同吸收系数的组织影像分开) ，混合减影。
影响DSA 影象质量的因素：(1) 噪声 (2)运动伪影 (3)造影剂浓度 DSA 的优缺点： （与胶片减影相比） 优点：
1. 对比度大 2. 实时处理 3.直接显示和校正 缺点：
1. 运动会产生伪影
2. 不进行选者性注射时，会血管重叠
CR 成像
过程：1. 影像信息的采集 2. 影像信息的读取 3.
影像信息的处理
4.
影像信息的再现
影响CR 影像质量的因素
•
空间分辨力：PSL 物质结晶体的颗粒度、影像读出系统的电光学特性、激光束光点的大小、散射程度
CR影像中的噪声： • • • • • •
X 射线量子噪声：IP 吸收过程中产生 光量子噪声：光电倍增管转换时产生
固有噪声：IP 结构噪声、激光噪声、模拟电路噪声、A/D转换中量子噪声等
优点：
1. 数字影像 2.X 射线照射量的动态范围大 3.照射剂量低 4.应用范围广 5.IP可重复使用 缺点：
时分力差、空分力稍差、设备昂贵。
CR 影像的优缺点
CT 原理
CT 是综合运用层面X 线扫描原理，利用高灵敏光子探测技术，先进的数据处理方法和显示技术，根据人体不同组织和病变对X 线衰减系数不同，采用一定的数学方法，把探测的结果经计算机处理，获得人体衰减系数在人体某剖面上的二维分布矩阵，再用电子技术转化为一系列准确而详细的组织层面灰度图像，实现断层图像的现代医学成像技术。
CT 重建
过程
1. 划分体素和像素;
2. 扫描并采集足够的投影数据;
3. 采用一定的算法处理投影数据, 求解出各体素的成像参数值(即衰减系数) 获取μ分布, 并转为对应的CT 值分布;
4. 把CT 值转为与体素对应的像素的灰度, 即把CT 值分布转为图像画面上的灰度分布, 此灰度分布就是CT 像。
1. 反投影法（利用投影数值近似的复制出 μ的二维分布矩阵. ）
原理:沿扫描路径的反方向，把所得投影的数值反投回各体素中去，并用计算机进行运算，求出各体素u
值而实现图像的重建。 缺点：边缘失锐
解决的办法：采用滤波反投影法
X-CT 成像与普通X 线成像最大不同之处
普通X 射线摄影像是重叠的模拟像, 而X-CT 图像是数字化的断层图像
CT 影像设备的组成
① 扫描系统（X 线管、探测器和扫描架）;
② 计算机系统（数据储存、运算等）和图像重建系统; ③ 图像显示和存储、照相系统。
算法举例
2. 滤波反投影图像重建
定义:
用一滤波函数与前投影值卷积作为新的投影函数，再反投影。 优点：去伪影，且速度快。
3.CT 值：
CT影像中每个像素所对应的物质X 射线线性平均衰减量的大小。则衰减系数为 的某种物质的CT 单位为亨
-1 为能量是73Kev 的X 射线在水中的线性衰减系数 K 为分度系数，一般K=1000 μω=19m
窗口技术：（CT 机放大某段范围内灰度的技术。）
将放大灰度范围的上限增强为全白，下限压缩为全黑。增强了局部灰度范围内不同灰度之间黑白对比的程度。
窗口：被放大的灰度范围。
窗宽：被放大的灰度范围上下限之差。窗宽=CT max-CT min 窗位：被放大的灰度范围的灰度中心值。 窗位=(CT max+CT min)/2
规律:
窄窗宽——CT 值范围小——每级灰阶代表的CT 值跨度小——黑白对比度大。适合观察密度差别小的组织。 宽窗宽，适合观察密度差别大（肺、骨质）的组织。
第三章
磁共振现象：
定义：处在某一静磁场中的物质的原子核受到相应频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁现象。
优点：（1）有多个成像参数，能提供丰富的诊断信息；
（2）无电离辐射，安全可靠；
（3）有极好的组织分辨能力；
（4）不需造影剂，即可观察心脏和血管系统；
（5）扫描方向灵活，可做横断面、冠状面、矢状面及任意切面断层扫描。 缺点：但扫描时间相对较长。空分力较低。设备昂贵，禁忌症多。
产生磁共振现象的基本条件：
1. 能够产生共振跃迁的原子核； 2. 恒定的静磁场 3. 产生一定频率电磁波的交变磁场。
旋进（进动）：具有角动量的体系在外力矩的作用下，角动量方向发生连续改变的现象。
纯旋进：在外力矩与体系的角动量始终垂直时，角动量大小不变，方向发生连续改变的现象。 自旋：
电子的自旋运动
电子的自旋磁矩等于电子的自旋磁旋比乘以电子的自旋角动量。
即 μl =g l ⋅
2m e
g l 为带电粒子轨道g 因子，对于电子，其轨道运动gl =-1；自旋运动gl =-2。
μs =γs L s
e
L l
磁共振信号的采集
当在静磁场中物质的原子核受到—定频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁，这就是磁共振现象。物质吸收电磁波能量而跃迁之后，又会释放电磁能量恢复到初始状态，如果用特殊装置接受这部分能量信号，就采集到了磁共振信号。
SE 序列的加权图像
射频磁场
由于纵向磁化矢量Mz 方向与外磁场方向平行，它是叠加在外磁场上，故无法测量出来。为此在XY 面上任一方向加入射频磁场Br （绕B0的旋转磁场），使磁化矢量M 偏离B0 ,在XY 面上产生不为零的横向磁化矢量投影分量
M x y=M sinθ。
射频脉冲的频率必须与原子核的进动频率相同。 M 与B0间夹角θ=γB r t t为Br 作用时间。
射频脉冲的作用： （原子核同时绕B0和Br 旋进）
1. 是低能级的原子核吸收了RF 脉冲的能量后跃迁到了高能级，原子核在外磁场中排列方向由同方向
平行变为反方向平行，进而又抵消了相同数目低能级原子核的磁力，纵向磁化矢量变小。 2. 是受射频咏冲磁场的磁化作用，进动的原子核趋向于射频磁场方向而变为同步、同速运动，即处
于“同相”。这样，在x-Y 平面上叠加起来，形成了一个新的宏观磁化量，即横向磁化矢量Mxy, 不为零，继续绕z 轴进动。
磁共振图像重建
第四章
名词解释：
同位素：原子核内质子数相同、而中子数不同的核素。
核素：原子核内具有相同质子数、中子数并处于相同能量状态的原子称为一种核素。 同量异位素：质量数相同的不同元素互称为同量异位素
同质异能素：核中质子/中子数相同，但处于不同能态的核素互称为同质异能素 ； 如99/43Tcm为Tc 的同质异能素。
结合能：自由核子结合成为原子核过程中释放出的能量。 比结合能：原子核的结合能/原子核的核子数A 。
放射性核素的来源
• •
（1）反应堆 （2）回旋加速器 （3）放射性核素发生器
反应堆：以U235和PU239为核燃料进行（n,f ）中子核裂变反应，然后用在裂变过程中产生的中子n 轰击靶物引起核反应，再将经中子辐照后的靶物进行化学处理，即可生产出医用放射性核素。如Mo99 , I131 • •
回旋加速器:用来加速带电粒子轰击靶物质引起核反应的装置。 主要生产短寿命和超短寿命的贫中子放射性核素，适用于核医学成像设备。如C11,N13,O15,F18.
放射性核素发生器:一种从较长半衰期的母体核素中分离出由它衰变而来的短半衰期子体核素的装置。如Mo99------Tc-99m 发生器。
放射性衰变方式
1. 同量异位衰变
•
一种核素转变为质量数相同的另一种核素，即它的同量异位素。
• N/P比过高，辐射β-粒子，原子序数加一; （N--P ） • N/P比过低，辐射β+粒子，原子序数加一; （P —N ） • N/P比过低，俘获壳层电子，原子序数减一（P —N ）
•
• •
Mo-99 Tc-99(m) + β- + ν
2. 同质异能衰变
一种核素变为它的同质异能素；从激发态向基态恢复，多余能量以γ射线射出。 Tc-99m Tc-99 + γ
RNI 成像原理(核素示踪技术)
将放射性制剂（事先被标记）引入生物体，它们将随同被研究物质一起参与机体内的输运、集聚和代谢；通过对放射性射线的检测就可间接了解被研究物质在生物体内的动态变化，获取定性、定位和定量的结果。
γ照相机
可提供静态图像、也可进行动态观测、也可提供局部、 全身图像、功能信息丰富、可把形态学和功能性信息显 示结合起来。显像时间短，20桢/秒。
γ衰变：
β衰变： ɑ衰变：
SPECT
γ机型的改变：双探头
探测光子，滤波反投影重建图象 可做 横断层 和 纵断层成像
PET
PET 为一种三维医学成像技术，结合计算机化横断面影像重建技术（如同CT 扫描所用的）和放射性药物来产生影像。PET 符合成像的独特性是使用了正电子发射示踪剂，发生β+衰变 ，产生的正电子会与电子发生湮没辐射，产生一对飞行方向相反、能量为0.511 MeV的双光子，然后探测双光子。
第五章
超声波的产生
产生条件：高频声源和传播超声的弹性介质。
产生方法：压电换能法
发射：压电换能器将高频电磁振动能量转换为机械振动能量（超声波）； 接收：压电换能器将超声波振动能量转换为电磁能量；
超声波分类：
（1）按超声振动形式分：
• 纵波：振动分量与传播方向平行在（ 气，液，固中都能传播 ）； • 横波：振动分量与传播方向垂直，只能在（固体）中传播； （2）按发射方式分：
• 连续波：正弦等幅波，频率和振幅都不变。 •
脉冲波：阻尼衰减振荡波。
(3) 按频率分：
低频：1_-2.75MHz 中频：3_-10MHz 高频：12_-20MHz 超高频：20MHz
声速：单位时间内传播的距离，声速大小与介质的密度、弹性、波动类型有关；在20oc 空气中343ms-1,
在水中为1450ms-1，在人体软组织中一般取为1540ms-1
声阻抗Z ：声压与振动速度之比；z 的单位为（瑞利/10(-1)kg.m(-2).s(-1)），当声压与振动速度同位相
时，Z=ρc, ρ组织密度，c 声速。
影响因素：温度，密度，声速。
人体组织按声阻抗不同，分为：
低声阻：气体或充气组织，肺部组织 中声阻：液体和软组织，肌肉(超声检查) 高声阻：矿物组织，骨骼
超声波在介质中的传播特性
（1）扩散衰减
（2）散射衰减
（3）吸收衰减: I =I o e -αx
声波通过介质薄层
（1）当Z2比Z1和Z3小很多时，如Z2为软组织之间空气薄层，则声束几乎不能透射；
（2）当薄层厚度d 为整数或半整数倍的λ2时，相当于垂直通过，介质薄层消失； （3）当
且d 为λ2/4的奇数倍时，相当于两截面不存在。
耦合剂：石蜡或油类物质，满足（3）
不污染，不腐蚀，不刺激，胶冻状态，可高温消毒
脉冲回波幅度法
定义：凡利用脉冲超声回波的幅度变化来传递人体组织的解剖结构情况的技术。
分类：
幅度调制型：在显示器上以波形的大小表示人体组织回波幅度的变化的显示模式，如A 型超声；
亮度调制型：用亮度表示人体组织回波幅度的变化的显示模式，如B 型、C 型、F 型、M 型超声等。
脉冲式回声诊断仪基本结构
1. 主控电路 它周期性地产生同步触发脉冲信号，分别去触发控制发射电路、扫描发生器。
2. 发射电路 发射电路是在受到同步信号触发时，产生高压电脉冲去激励探头发射超声波。 3. 接收电路 它包括射频放大电路、解调和抑制、视
频放大电路三个基本部分。
超声症断成像的基本原理
1. 声束在介质中以直线传播，以此可估计成像方位。
2. 在各种介质中声速均匀一致，以此可估计成像层面。
3. 在各种介质中介质的吸收系数均匀一致，以此确定增益补偿等技术参数。
脉冲回波成像原理
由于人体组织和脏器具有不同的声速和声阻抗，在界面上会 反射声波，大部分超声能量穿过界面继续向前传播待遇到第二界 面时，又产生回波，并仍有很大部分超声能量穿过第二界面继续 回波成像系统的三部分 (1)换能器：
（2）信号处理部分：
（3）显示器和记录部分
超声回波测距
脉冲回波成像时，产生回波的位置可以根据脉冲发出并达到界面以及返回所经历的往返路程与声速的关系确定。
声源至界面的距离为：L=ct/2 ( t为回波时间 )
时间增益补偿STC
定义：也就是深度增益补偿，使浅部组织回波信号小放大甚至衰减，而深部组织回波信号得到较大的
放大，使不同深部的组织回声信号都得到充分的显示。
A 型、B 型和M 型超声
A 型超声
幅度显示型：荧光屏上出现脉冲波形，脉冲的幅度由反射回波的强度大小决定，脉冲间距离与反射
界面间距离成正比。（一维图像显示）
示波器上（横坐标表示波传播时间即探测深度 纵坐标表示脉冲的回波幅度信号）
B 型超声
超声波束按一个方向扫查（直线或弧线扫查），并与超声波的传播方向组成一个与超声波传播方向一致的二维切面，切面上光点的亮度反映组织回波大小。
辉度调制显示方式：亮度调辉型，将回波幅度信号加到显像管Z 轴亮度调辉极上，提供二维断层图
像，也可实时动态观测。 图像亮度为回波幅度。
示波器上（横坐标：时间扫描信号，但时间扫描电压变化速率一定要与声线的实际位置严格对应，即与
探头移动同步变化。
纵坐标：传播时间即探测深度。）
B 型扫描方式
• 1 电子线性扫描：
以线阵式探头维基础，以电子开关或全数字化系统控制振元组顺序发射来实现。
(1) 常规扫描：
若线阵由m 个振元组成，参与合成一条扫描声束的振元数为n ，则一帧线性扫描图像由m-n+1
条扫描线组成。
(2) 隔行扫描：
为防止前一次回波对后一次扫描的干扰，常将前后两次扫描声束位置错开，即先扫描奇数线，
再扫描偶数线，每帧线性扫描图像由m-n+1条扫描线组成。
(3) 飞越扫描：
进一步降低前后扫描声束间的干扰。
(4) 半间距扫描：
前三种扫描扫描间距等于振元中心间距d, 为了增加一帧图像的扫描线数采用半间距扫描。
• 2 相控阵扇形扫描：
它利用线阵式换能器振元激励发射时有一
定的位相延迟，使合成声束的轴线与线阵
平面中心线有一夹角，随夹角的变化可实
现扇形扫描。
M 型超声（超声心动仪）
M 型超声波声束同样不扫查，只进行一个方向的传播，但利用显示屏上随时间展开的深度变化曲线的亮度来反映组织界面反射回波大小的一种超声诊断仪，它属于辉度调制型.
运动显示方式：亮度调辉运动展开型，将回波幅度信号加到显像管Z 轴亮度调辉极上，提供轴向一维
诊断信息，主要用于心脏等运动器官检测。 图像亮度为回波幅度。
示波器上(横坐标：慢速时间扫描信号，用于展开人体活动器官的运动轨迹（心脏的活动时相）, 显示
心脏各层结构相对体表的相对距离随时间的变化曲线，反映心脏一维空间组织结
构的运动情况，所以称为M 型。在产科中用来测量胎心。
纵坐标：传播时间即探测深度。）
数字扫描变换器DSC 原理
将图像极坐标转换为直角坐标，并用计算机技术和数字图像处理技术完成图像修补，使图像质量更高。 DSC 功能：通过图像后处理将B 超图像数字化。
步骤 ：
→ A/D → 图像预处理 → 图像存储
↓
显示 ← D/A ← 图像后处理
图像后处理
• 像素亮度后处理
•
•
• 空间后处理：读出电子放大、图像反转 时间后处理：频域滤波 图像冻结
公式：
探测深度大，超声频率低
式中：f —超声工作频率（MHz ） S—探测深度（cm ）
第一章
X 射线的产生条件：
（1）电子源（阴极）发射电子
（2）加速电子增加动能的电位差（高管电压）
（3）一个高度真空（P
保护灯丝不被氧化。 （4）一个受电子轰击而辐射X 射线的物体（阳极靶）。
X 射线管的结构:
1.X 射线管的阴极（cathode ）
• 发射电子的电子源，使电子聚焦后去撞击阳极； • 组成:发射电子的灯丝和聚焦电子的凹面阴极体。 • 圆焦点型：阴极灯丝绕成螺旋型，放在
碗状阴极槽中，散热差：
• 类型: 线焦点型：阴极灯丝绕成长螺线管型，
• 放在阴极体头部的长形凹槽中。
• 双焦点型：有大小不同的两组灯丝，可产生大 • 小双焦点，若选用大焦点，只给长灯丝通电。 2.X 射线管的阳极（anode ） 产生X 射线。
类型：
固定式：钨、钼制成，嵌在铜制阳极体上—衬底
特点：产热高，用于管电流小，曝光时间长的牙科和骨科X 光机
（按结构分） 旋转式：将阳极和阳极体作成圆盘状，用小电机带动旋转； 特点：产热均匀分布，避免局部过热，功率。
3. .有效焦点的面积为实际焦点面积的sinθ倍。(θ为靶与竖直方向的夹角)
X 射线管阴、阳极体的作用:
阴极体作用：① 使电子初聚焦 ② 防止二次电子危害 阴极体作用：①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为靶提供机械支撑；（3）良好的热辐射体。
X 射线管的电特性
X 射线管工作过程
阴极通电后温度升高，会产生热电子发射，阴极和阳极之间外接很高的直流电压，阴极发出的热电子被直流高压加速，以很高的速度轰击金属阳极，产生X 线。
X 射线管的焦点及焦点的性能参量
1、实际焦点：灯丝发射的电子，经聚焦加速后，撞击在阳极靶上的面积。
2、有效焦点：实际焦点在垂直于X 射线管轴线方向上投影的面积，即X 射线照射在胶片上的有效面积
实际焦点和有效焦点大小的影响
实际焦点面积增大，散热好，但有效焦点面积也增大，胶片影像模糊
实际焦点面积减小，阳极靶单位面积上的电子密度增大，实际焦点温度增大，阳极损坏；
图象有效焦点越小，影像越清晰；有效焦点为点光源时：胶片图象边界清晰；有效焦点为面光源时：胶片边界模糊有半影；
高斯分布>矩形分布>双峰分布
管电流增大，焦点增大，影像质量下降； 管电压增大，焦点增大，影像质量下降；
辐射形式：韧致辐射，标识辐射。
韧致辐射定义：（连续X 射线产生）高能入射电子通过阳极原子核附近，受到原子核引力场的作用会
降低速度并改变方向，入射电子损失的能量以电磁辐射的形式释放。这种形式产生的辐射称为“轫致辐射”或“制动辐射”
连续X 射线产生原因：
• 每个高速电子与靶原子作用时的相对位置不同
• 每个电子与靶原子作用前的能量也不同
• 故各次相互作用对应的辐射损失也不同，因而发出的X 光子频率也互不相同，大量的X 光子 组成了具有频率连续的X 光谱。 连续X 射线产生特点：
• 每条曲线都有一个峰值；
• 曲线在波长增加的方向上都无限延展，但强度越来越弱；
• 在波长减小的方向上，曲线都存在一个称为短波极限波长λmin 的极限值； • 随着管压的升高，辐射强度均相应地增强；
• 各曲线所对应的强度峰值和短波极限的位置均向短波方向移动。
标识辐射定义：（离散X 射线）是高能电子与阳极物质内层电子作用的结果。高速电子把原子核外内
层电子击出的过程中伴随的标识X 射线的电磁辐射，称标识辐射，也称特征辐射。
产生条件：入射电子的动能大于阳极原子中壳层电子的结合能，而辐射光子的能量则仅仅取决于
阳极原子的电子能级之差。标识X 射线波长仅取决于阳极靶物质。
X 射线的基本特性
1. X射线在均匀的、各向同性的介质中，是直线传播：
2. X射线不带电，不受外界磁场和电场影响； 3. X射线具有贯穿本领；（不同组织穿透性不同：骨骼--软组织--脂肪--肺、肠道） 4. X射线的荧光作用；(X射线照射荧光物质可发出荧光) 透视、增感屏 5. X射线的电离作用；（ X光子撞击电子一次电离，撞击其它原子二次电离） 6。 X射线的热作用；
7. X射线的化学和生物效应： （与物质进行光化学反应；生物体内电离和激发作用）
X 射线的强度：单位时间内通过单位横截面积的辐射能量（光子数和每个光子能量决定）。
常用X 射线的量和质表示强度；
量：X 光子数目N ，mA.s
质：X 光子的能量hv （平均），可表示X 射线的硬 度：穿透物质的能力
X射线按硬度大小分类：极软、软、硬、极硬四类；用途各异。
影响强度因素：
光电作用
光电作用过程是光致电离的过程，一个辐射光子使原子的一个壳层电子脱离原子，变成光电子。光子的能量用来克服电子的结合能使原子电离，剩余部分能量变为光电子的动能。
康普敦散射
定义：能量较高的辐射光子（远高于电子的结合能）在与物质相互作用时，入射光子与原子内一个轨
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，电子获得能力而脱离原子。
X 线摄影与X 线荧光透视
应用荧光屏显像的检查方法称为X 射线透视；
应用X 射线胶片显像的检查方法称为X 射线摄影； X 线荧光透视
投照部位厚度一定，则荧光屏上暗的地方对应人体组织密度高的部位，X 线吸收多；荧光屏上亮的 地方对应人体组织密度低的部位，X 线吸收少； 缺点:
• 有辐射且量大 • •
不能留下客观记录
透视影象是先将X 射线影象转为荧光屏的光影象，然后再转为上影象，两次影象转换，丢失信息，同时荧光屏亮度有限，人眼视觉灵敏度低，荧光物质颗粒大，则较细微结构的影像看不清楚，对早期病变和复杂结构组织器官看不情。 X 射线摄影 •
投照部位厚度一定，则胶片上暗的地方对应人体组织密度低的部位，X 线吸收多；荧光屏上亮的地方对应人体组织密度高的部位，X 线吸收少；
第二章
数字减影血管造影（DSA ）的原理
将造影前、后获得的数字图像进行数字减影，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。
数字减影的3种基本方法：时间减影，能量减影(能把不同吸收系数的组织影像分开) ，混合减影。
影响DSA 影象质量的因素：(1) 噪声 (2)运动伪影 (3)造影剂浓度 DSA 的优缺点： （与胶片减影相比） 优点：
1. 对比度大 2. 实时处理 3.直接显示和校正 缺点：
1. 运动会产生伪影
2. 不进行选者性注射时，会血管重叠
CR 成像
过程：1. 影像信息的采集 2. 影像信息的读取 3.
影像信息的处理
4.
影像信息的再现
影响CR 影像质量的因素
•
空间分辨力：PSL 物质结晶体的颗粒度、影像读出系统的电光学特性、激光束光点的大小、散射程度
CR影像中的噪声： • • • • • •
X 射线量子噪声：IP 吸收过程中产生 光量子噪声：光电倍增管转换时产生
固有噪声：IP 结构噪声、激光噪声、模拟电路噪声、A/D转换中量子噪声等
优点：
1. 数字影像 2.X 射线照射量的动态范围大 3.照射剂量低 4.应用范围广 5.IP可重复使用 缺点：
时分力差、空分力稍差、设备昂贵。
CR 影像的优缺点
CT 原理
CT 是综合运用层面X 线扫描原理，利用高灵敏光子探测技术，先进的数据处理方法和显示技术，根据人体不同组织和病变对X 线衰减系数不同，采用一定的数学方法，把探测的结果经计算机处理，获得人体衰减系数在人体某剖面上的二维分布矩阵，再用电子技术转化为一系列准确而详细的组织层面灰度图像，实现断层图像的现代医学成像技术。
CT 重建
过程
1. 划分体素和像素;
2. 扫描并采集足够的投影数据;
3. 采用一定的算法处理投影数据, 求解出各体素的成像参数值(即衰减系数) 获取μ分布, 并转为对应的CT 值分布;
4. 把CT 值转为与体素对应的像素的灰度, 即把CT 值分布转为图像画面上的灰度分布, 此灰度分布就是CT 像。
1. 反投影法（利用投影数值近似的复制出 μ的二维分布矩阵. ）
原理:沿扫描路径的反方向，把所得投影的数值反投回各体素中去，并用计算机进行运算，求出各体素u
值而实现图像的重建。 缺点：边缘失锐
解决的办法：采用滤波反投影法
X-CT 成像与普通X 线成像最大不同之处
普通X 射线摄影像是重叠的模拟像, 而X-CT 图像是数字化的断层图像
CT 影像设备的组成
① 扫描系统（X 线管、探测器和扫描架）;
② 计算机系统（数据储存、运算等）和图像重建系统; ③ 图像显示和存储、照相系统。
算法举例
2. 滤波反投影图像重建
定义:
用一滤波函数与前投影值卷积作为新的投影函数，再反投影。 优点：去伪影，且速度快。
3.CT 值：
CT影像中每个像素所对应的物质X 射线线性平均衰减量的大小。则衰减系数为 的某种物质的CT 单位为亨
-1 为能量是73Kev 的X 射线在水中的线性衰减系数 K 为分度系数，一般K=1000 μω=19m
窗口技术：（CT 机放大某段范围内灰度的技术。）
将放大灰度范围的上限增强为全白，下限压缩为全黑。增强了局部灰度范围内不同灰度之间黑白对比的程度。
窗口：被放大的灰度范围。
窗宽：被放大的灰度范围上下限之差。窗宽=CT max-CT min 窗位：被放大的灰度范围的灰度中心值。 窗位=(CT max+CT min)/2
规律:
窄窗宽——CT 值范围小——每级灰阶代表的CT 值跨度小——黑白对比度大。适合观察密度差别小的组织。 宽窗宽，适合观察密度差别大（肺、骨质）的组织。
第三章
磁共振现象：
定义：处在某一静磁场中的物质的原子核受到相应频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁现象。
优点：（1）有多个成像参数，能提供丰富的诊断信息；
（2）无电离辐射，安全可靠；
（3）有极好的组织分辨能力；
（4）不需造影剂，即可观察心脏和血管系统；
（5）扫描方向灵活，可做横断面、冠状面、矢状面及任意切面断层扫描。 缺点：但扫描时间相对较长。空分力较低。设备昂贵，禁忌症多。
产生磁共振现象的基本条件：
1. 能够产生共振跃迁的原子核； 2. 恒定的静磁场 3. 产生一定频率电磁波的交变磁场。
旋进（进动）：具有角动量的体系在外力矩的作用下，角动量方向发生连续改变的现象。
纯旋进：在外力矩与体系的角动量始终垂直时，角动量大小不变，方向发生连续改变的现象。 自旋：
电子的自旋运动
电子的自旋磁矩等于电子的自旋磁旋比乘以电子的自旋角动量。
即 μl =g l ⋅
2m e
g l 为带电粒子轨道g 因子，对于电子，其轨道运动gl =-1；自旋运动gl =-2。
μs =γs L s
e
L l
磁共振信号的采集
当在静磁场中物质的原子核受到—定频率的电磁波作用时，在它们的能级之间发生共振跃迁，这就是磁共振现象。物质吸收电磁波能量而跃迁之后，又会释放电磁能量恢复到初始状态，如果用特殊装置接受这部分能量信号，就采集到了磁共振信号。
SE 序列的加权图像
射频磁场
由于纵向磁化矢量Mz 方向与外磁场方向平行，它是叠加在外磁场上，故无法测量出来。为此在XY 面上任一方向加入射频磁场Br （绕B0的旋转磁场），使磁化矢量M 偏离B0 ,在XY 面上产生不为零的横向磁化矢量投影分量
M x y=M sinθ。
射频脉冲的频率必须与原子核的进动频率相同。 M 与B0间夹角θ=γB r t t为Br 作用时间。
射频脉冲的作用： （原子核同时绕B0和Br 旋进）
1. 是低能级的原子核吸收了RF 脉冲的能量后跃迁到了高能级，原子核在外磁场中排列方向由同方向
平行变为反方向平行，进而又抵消了相同数目低能级原子核的磁力，纵向磁化矢量变小。 2. 是受射频咏冲磁场的磁化作用，进动的原子核趋向于射频磁场方向而变为同步、同速运动，即处
于“同相”。这样，在x-Y 平面上叠加起来，形成了一个新的宏观磁化量，即横向磁化矢量Mxy, 不为零，继续绕z 轴进动。
磁共振图像重建
第四章
名词解释：
同位素：原子核内质子数相同、而中子数不同的核素。
核素：原子核内具有相同质子数、中子数并处于相同能量状态的原子称为一种核素。 同量异位素：质量数相同的不同元素互称为同量异位素
同质异能素：核中质子/中子数相同，但处于不同能态的核素互称为同质异能素 ； 如99/43Tcm为Tc 的同质异能素。
结合能：自由核子结合成为原子核过程中释放出的能量。 比结合能：原子核的结合能/原子核的核子数A 。
放射性核素的来源
• •
（1）反应堆 （2）回旋加速器 （3）放射性核素发生器
反应堆：以U235和PU239为核燃料进行（n,f ）中子核裂变反应，然后用在裂变过程中产生的中子n 轰击靶物引起核反应，再将经中子辐照后的靶物进行化学处理，即可生产出医用放射性核素。如Mo99 , I131 • •
回旋加速器:用来加速带电粒子轰击靶物质引起核反应的装置。 主要生产短寿命和超短寿命的贫中子放射性核素，适用于核医学成像设备。如C11,N13,O15,F18.
放射性核素发生器:一种从较长半衰期的母体核素中分离出由它衰变而来的短半衰期子体核素的装置。如Mo99------Tc-99m 发生器。
放射性衰变方式
1. 同量异位衰变
•
一种核素转变为质量数相同的另一种核素，即它的同量异位素。
• N/P比过高，辐射β-粒子，原子序数加一; （N--P ） • N/P比过低，辐射β+粒子，原子序数加一; （P —N ） • N/P比过低，俘获壳层电子，原子序数减一（P —N ）
•
• •
Mo-99 Tc-99(m) + β- + ν
2. 同质异能衰变
一种核素变为它的同质异能素；从激发态向基态恢复，多余能量以γ射线射出。 Tc-99m Tc-99 + γ
RNI 成像原理(核素示踪技术)
将放射性制剂（事先被标记）引入生物体，它们将随同被研究物质一起参与机体内的输运、集聚和代谢；通过对放射性射线的检测就可间接了解被研究物质在生物体内的动态变化，获取定性、定位和定量的结果。
γ照相机
可提供静态图像、也可进行动态观测、也可提供局部、 全身图像、功能信息丰富、可把形态学和功能性信息显 示结合起来。显像时间短，20桢/秒。
γ衰变：
β衰变： ɑ衰变：
SPECT
γ机型的改变：双探头
探测光子，滤波反投影重建图象 可做 横断层 和 纵断层成像
PET
PET 为一种三维医学成像技术，结合计算机化横断面影像重建技术（如同CT 扫描所用的）和放射性药物来产生影像。PET 符合成像的独特性是使用了正电子发射示踪剂，发生β+衰变 ，产生的正电子会与电子发生湮没辐射，产生一对飞行方向相反、能量为0.511 MeV的双光子，然后探测双光子。
第五章
超声波的产生
产生条件：高频声源和传播超声的弹性介质。
产生方法：压电换能法
发射：压电换能器将高频电磁振动能量转换为机械振动能量（超声波）； 接收：压电换能器将超声波振动能量转换为电磁能量；
超声波分类：
（1）按超声振动形式分：
• 纵波：振动分量与传播方向平行在（ 气，液，固中都能传播 ）； • 横波：振动分量与传播方向垂直，只能在（固体）中传播； （2）按发射方式分：
• 连续波：正弦等幅波，频率和振幅都不变。 •
脉冲波：阻尼衰减振荡波。
(3) 按频率分：
低频：1_-2.75MHz 中频：3_-10MHz 高频：12_-20MHz 超高频：20MHz
声速：单位时间内传播的距离，声速大小与介质的密度、弹性、波动类型有关；在20oc 空气中343ms-1,
在水中为1450ms-1，在人体软组织中一般取为1540ms-1
声阻抗Z ：声压与振动速度之比；z 的单位为（瑞利/10(-1)kg.m(-2).s(-1)），当声压与振动速度同位相
时，Z=ρc, ρ组织密度，c 声速。
影响因素：温度，密度，声速。
人体组织按声阻抗不同，分为：
低声阻：气体或充气组织，肺部组织 中声阻：液体和软组织，肌肉(超声检查) 高声阻：矿物组织，骨骼
超声波在介质中的传播特性
（1）扩散衰减
（2）散射衰减
（3）吸收衰减: I =I o e -αx
声波通过介质薄层
（1）当Z2比Z1和Z3小很多时，如Z2为软组织之间空气薄层，则声束几乎不能透射；
（2）当薄层厚度d 为整数或半整数倍的λ2时，相当于垂直通过，介质薄层消失； （3）当
且d 为λ2/4的奇数倍时，相当于两截面不存在。
耦合剂：石蜡或油类物质，满足（3）
不污染，不腐蚀，不刺激，胶冻状态，可高温消毒
脉冲回波幅度法
定义：凡利用脉冲超声回波的幅度变化来传递人体组织的解剖结构情况的技术。
分类：
幅度调制型：在显示器上以波形的大小表示人体组织回波幅度的变化的显示模式，如A 型超声；
亮度调制型：用亮度表示人体组织回波幅度的变化的显示模式，如B 型、C 型、F 型、M 型超声等。
脉冲式回声诊断仪基本结构
1. 主控电路 它周期性地产生同步触发脉冲信号，分别去触发控制发射电路、扫描发生器。
2. 发射电路 发射电路是在受到同步信号触发时，产生高压电脉冲去激励探头发射超声波。 3. 接收电路 它包括射频放大电路、解调和抑制、视
频放大电路三个基本部分。
超声症断成像的基本原理
1. 声束在介质中以直线传播，以此可估计成像方位。
2. 在各种介质中声速均匀一致，以此可估计成像层面。
3. 在各种介质中介质的吸收系数均匀一致，以此确定增益补偿等技术参数。
脉冲回波成像原理
由于人体组织和脏器具有不同的声速和声阻抗，在界面上会 反射声波，大部分超声能量穿过界面继续向前传播待遇到第二界 面时，又产生回波，并仍有很大部分超声能量穿过第二界面继续 回波成像系统的三部分 (1)换能器：
（2）信号处理部分：
（3）显示器和记录部分
超声回波测距
脉冲回波成像时，产生回波的位置可以根据脉冲发出并达到界面以及返回所经历的往返路程与声速的关系确定。
声源至界面的距离为：L=ct/2 ( t为回波时间 )
时间增益补偿STC
定义：也就是深度增益补偿，使浅部组织回波信号小放大甚至衰减，而深部组织回波信号得到较大的
放大，使不同深部的组织回声信号都得到充分的显示。
A 型、B 型和M 型超声
A 型超声
幅度显示型：荧光屏上出现脉冲波形，脉冲的幅度由反射回波的强度大小决定，脉冲间距离与反射
界面间距离成正比。（一维图像显示）
示波器上（横坐标表示波传播时间即探测深度 纵坐标表示脉冲的回波幅度信号）
B 型超声
超声波束按一个方向扫查（直线或弧线扫查），并与超声波的传播方向组成一个与超声波传播方向一致的二维切面，切面上光点的亮度反映组织回波大小。
辉度调制显示方式：亮度调辉型，将回波幅度信号加到显像管Z 轴亮度调辉极上，提供二维断层图
像，也可实时动态观测。 图像亮度为回波幅度。
示波器上（横坐标：时间扫描信号，但时间扫描电压变化速率一定要与声线的实际位置严格对应，即与
探头移动同步变化。
纵坐标：传播时间即探测深度。）
B 型扫描方式
• 1 电子线性扫描：
以线阵式探头维基础，以电子开关或全数字化系统控制振元组顺序发射来实现。
(1) 常规扫描：
若线阵由m 个振元组成，参与合成一条扫描声束的振元数为n ，则一帧线性扫描图像由m-n+1
条扫描线组成。
(2) 隔行扫描：
为防止前一次回波对后一次扫描的干扰，常将前后两次扫描声束位置错开，即先扫描奇数线，
再扫描偶数线，每帧线性扫描图像由m-n+1条扫描线组成。
(3) 飞越扫描：
进一步降低前后扫描声束间的干扰。
(4) 半间距扫描：
前三种扫描扫描间距等于振元中心间距d, 为了增加一帧图像的扫描线数采用半间距扫描。
• 2 相控阵扇形扫描：
它利用线阵式换能器振元激励发射时有一
定的位相延迟，使合成声束的轴线与线阵
平面中心线有一夹角，随夹角的变化可实
现扇形扫描。
M 型超声（超声心动仪）
M 型超声波声束同样不扫查，只进行一个方向的传播，但利用显示屏上随时间展开的深度变化曲线的亮度来反映组织界面反射回波大小的一种超声诊断仪，它属于辉度调制型.
运动显示方式：亮度调辉运动展开型，将回波幅度信号加到显像管Z 轴亮度调辉极上，提供轴向一维
诊断信息，主要用于心脏等运动器官检测。 图像亮度为回波幅度。
示波器上(横坐标：慢速时间扫描信号，用于展开人体活动器官的运动轨迹（心脏的活动时相）, 显示
心脏各层结构相对体表的相对距离随时间的变化曲线，反映心脏一维空间组织结
构的运动情况，所以称为M 型。在产科中用来测量胎心。
纵坐标：传播时间即探测深度。）
数字扫描变换器DSC 原理
将图像极坐标转换为直角坐标，并用计算机技术和数字图像处理技术完成图像修补，使图像质量更高。 DSC 功能：通过图像后处理将B 超图像数字化。
步骤 ：
→ A/D → 图像预处理 → 图像存储
↓
显示 ← D/A ← 图像后处理
图像后处理
• 像素亮度后处理
•
•
• 空间后处理：读出电子放大、图像反转 时间后处理：频域滤波 图像冻结
公式：
探测深度大，超声频率低
式中：f —超声工作频率（MHz ） S—探测深度（cm ）