6现代医学影像技术.ppt
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第六章现代医学影像技术Modernmedicalimagingtechnigue,生物医学工程教研室,第一节概述第二节投影X射线成像第三节X射线断层摄影第四节超声成像系统第五节放射性核素成像系统第六节磁共振成像系统第七节医学图象的未来发展,现代医学影像技术,第一节概述,图像科学是现代科学技术领域中的一个重要分支,它包含图像的形成、获取、传输、存储、处理、分析与识别等。
在医学图像研究领域中包含以下两个相对独立的研究方向:
医学成像系统(medicalimagingsystem)医学图像处理(medicalimageprocessing),医学成像系统:
是指图像形成的过程,包括对成像机理、成像设备、成像系统分析等问题的研究。
医学图像处理:
是指对已经获得的图像作进一步的处理,其目的或者是使原来不够清晰的图像复原;或者是为了突出图像中的某些特征信息;或者是对图像作模式分类等等。
医学图像是20世纪生物医学工程领域中发展最为迅速的学科之一。
从生物医学工程学科发展的角度看,由于医学图像能提供器官、组织、细胞甚至分子水平的图像,它是生物医学工程各分支学科研究中不可或缺的重要手段。
从临床诊断的角度看,由于医学图像以非常直观的形式向人们展示人体内部的结构形态与脏器功能,已成为临床诊断中最重要的手段之一。
图像设备的装备情况实际上已成为现代化医院的一个重要标志。
从科技产业发展的角度看,由于强劲需求的推动,医学图像产业规模也在整个生物医学工程产业中占有很大的比重,并已经达到了十分可观的水平。
医学图像的发展历史一般可追溯到1895年伦琴发现X射线。
人们很快地将X射线应用于医学成像并获得成功。
在这之后的几十年中,X射线摄影技术有了不小的发展,包括使用影像增强管、旋转阳极X射线管及采用运动断层摄影等。
但是,由于这种常规的X射线成像技术是将人体三维结构投影到一个二维平面上来显示,因此产生了图像重叠,读片困难等问题。
此外,投影X射线成像对软组织的分辨能力较差,使得它在临床中的应用也受到一定的限制。
为了获得脏器的清晰图像,人们又设计了一些特殊的X射线成像装置。
其中的X射线数字减影装置(digitalsubtractionangiography,DSA)就是一个例子。
DSA在临床中已成功地用于血管网络的功能检查。
如何从根本上克服在投影X射线成像中出现的影像重叠间题,一直是医学界迫切希望解决的问题。
这个问题的数学描述应该是:
如何根据接收到的投影数据计算出人体内的断层图像(而不是结构重叠的图像)。
X射线计算机断层摄影(X-raycomputedtomography,X-CT)成功地解决了这一问题。
实现X-CT的理论基础是从投影重建图像的数学原理。
虽然奥地利的数学家Radon早在1917年就证明了从投影重建图像的原理,但他的论文一直未被世人所重视。
当代图像重建理论最杰出的贡献者之一是美国的物理学家Cormacko他不仅证明了在医学领域中从X射线投影数据重建图像的可能性,而且提出了相应的实现方法并完成了仿真与实验研究。
真正设计出一个装置来实现人体断面成像的是在1978年。
在那一年的英国放射学年会上,一位名叫Hounsfield的工程师公布了计算机断层摄影的结果。
这项研究成果可以说是在X射线发现后的七八十年中放射医学领域里最重要的突破性进展,它也是20世纪科学技术的重大成就之一。
由于Hounsfield与Cormack在放射医学中的划时代贡献,1979年的诺贝尔生理与医学奖破例地授给了这两位没有专门医学资历的科学家,1917年Radon提出了图像重建的数学方法。
1971年英国工程师Hounsfield设计成功第一台颅脑CT机1972年应用于临床1974年,美国工程师Ledley设计出全身CT机.Hounsfield和美国物理学家Cormark获得了1979年度诺贝尔医学生理学奖。
Hounsfield于2004年8月12日在英国逝世,享年84岁,超声成像设备的发展得益于在第二次世界大战中雷达与声纳技术的发展。
50年代,简单的A型超声诊断仪开始用于临床。
70年代,能提供断面动态图像的B型仪器问世,这是超声诊断设备发展史上的一大进步。
80年代初问世的超声彩色血流图(colorflowmapping,CFM)是目前临床上使用的高档超声诊断仪。
超声彩色血流图(CFM)的特点是把血流信息叠加到二维B型图像上。
由于在一张图像上既能看到脏器的解剖形态,又能看到动态血流,它在心血管疾病的诊断中发挥了很大的作用。
超声成像的突出优点是对人体无损、无创、无电离辐射,同时它又能提供人体断面实时的动态图像。
从体外经皮检查到腔内探查,乃至血管内的成像,超声检查几乎可涉及全身每一个部位。
放射性核素成像是把某种放射性同位素标记在药物上,然后引入病人体内,当它被人体组织吸收后,人体自身便成了辐射源。
放射性同位素在衰变的过程中,将向体外放射射线。
人们可以用核子探测器在体外定量地观察这些放射性同位素在体内的分布情况。
从所得的放射性同位素图像中,不仅可以看到器官的形态,更主要的是可以从中了解到人体脏器新陈代谢的情况。
这是其他成像系统所不容易做到的。
目前临床上用得比较多的是照相机,它可用来快速地拍摄体内脏器的图片,并从一系列连续的图像中了解器官新陈代谢的功能。
发射型CT(emissioncomputedtomography,ECT)是放射性同位素成像系统的进一步发展。
ECT分为:
单光子发射型CT(singlephotonECT,SPECT)正电子CT(positronemissiontomography,PET)两类。
SPECT在临床上已得到较广泛的应用。
它是将了照相机的探测器围绕探查部位旋转,并采集相应的投影数据,然后采用与X-CT类似的重建算法计算出放射性同位素分布的断层图像。
PET系统的数据采集原理与SPECT完全不同。
它是根据有一类放射性同位素在衰变过程中释放正电子的物理现象来设计的。
由于PET系统价格昂贵,目前还只有少数医院开始装备。
1945年美国学者首先发现了磁共振现象,从此产生了核磁共振谱学这门科学。
它在广泛的学科领中迅速发展成为对物质的最有效的非破坏性分析方法之一。
之后,人们将磁共振技术用于成像。
70年代后期,对人体的磁共振成像获得成功。
磁共振成像(magneticresonanceimaging,MRI)的过程是将人体置入强磁场中。
这时,如果同时对人体施加一个一定频率的交变射频场,那么被探查的质子就会产生共振,并向外辐射共振信号。
于是,在接受线圈中就会有感应电势产生。
所接收到的信号经过计算机处理后,就可以得到清晰的人体断面图像。
与X-CT不同的是,在MRI图像中,每个像素的灰度值代表的是从该位置上来的磁共振信号的强度,这个强度与共振核子的密度及两个化学参数弛豫时间T1与T2有关。
磁共振成像的突出优点是对人体无创、无电离辐射,图像分辨率比较高,并且可以对人体组织作出形态与功能两方面的诊断。
近年来,功能磁共振成像(functionalMRI,fMRI)技术还被广泛地应用于脑功能成像。
第二节投影X射线成像,一、X射线成像的物理基础,X射线的产生及其性质:
X射线管是产生X射线的主要设备,图是一个旋转阳极X射线管的示意图。
它由阴极、阳极和真空玻璃管等部分组成。
阳极由一个带倾斜角的圆盘构成,四周嵌有环状钨面,圆盘后壁与转子轴相连,可以旋转。
给阴极的灯丝加一个低电压,灯丝加热后就能发射电子。
再给X射线管的阳极与阴极间加上高压,自由电子群就会在电场的作用下高速向阳极端靶面撞击。
当高速运动的电子突然受阻时,其中的一部分能量转换成了X射线。
X射线是肉眼看不见的一种电磁波。
它的波长较短,一般在(0.01100)范围内。
X射线管产生的射线为一束波长不同的射线。
其中:
波长小(光子能量大)的叫硬射线,它的穿透力强;波长大(光子能量小)的叫软射线,易被其他物质吸收。
X射线具有下列性质:
穿透作用:
X射线波长短、能量大、能穿透一般光线不能穿透的物质;荧光作用:
当X射线照射某些物质(如磷、钨酸钙等)时能产生荧光;电离作用:
具有足够能量的X射线光子能击脱物质原子轨道上的电子而使之产生电离;生物效应:
生物细胞在受到X射线的电离辐射后有可能会造成损伤甚至坏死。
这一点在X射线检查中要特别注意。
不过,在另一方面,利用X射线的这个效应,可用放射治疗的方法来破坏肿瘤组织。
二、X射线与人体组织的相互作用,X射线穿过人体时,将出现衰减。
假设强度为I0的射线穿过厚度为z的探查物后其输出强度为I,则探查物对射线造成的衰减可表示为,式中,被称为线性衰减系数。
在诊断X射线的范围内(能量低于800keV),射线的衰减主要是由瑞利散射、光电吸收和康普顿散射引起的。
正是由于人体组织对X射线不同的衰减系数,使得当X射线穿过人体到达检测器时能使图像上显示出相应的差别。
三、投影X射线成像设备,传统的投影X射线成像方法有两种:
透视与摄影。
(一)透视成像系统,目前大量使用的投影X射线成像系统,常用来做透视检查。
在透视X射线成像系统中,X射线先通过影像增强管得以增强,其输出的图像由摄像管采集后送入对数放大器。
经过模拟数字转换器,将模拟信号转换为数字信号,并送入图像存储器。
所采集的数字图像经过各种处理后可以再经过数字模拟转换器送到监视器上显示,也可以用各种存储媒体将它们保存起来。
整个系统在计算机的控制下协调工作的。
(二)胶片摄影系统,如果用X射线直接对胶片曝光,其效率是比较低的。
在临床中使用屏胶片系统作为投影X射线成像系统的接收器。
这种接收器是由涂上感光乳胶的胶片和与胶片紧密接触的一个或两个荧光增强屏组成的。
荧光增强屏是涂有荧光材料的薄层(厚度约为100-500m)。
X射线的能量由增强屏吸收,并将其能量的一部分(5%80)转变为光线。
此光线将使胶片曝光。
由于增强屏对光线较敏感,使胶片曝光所需的实际X射线辐射剂量大幅度地降低。
(三)数字X射线摄影,胶片的使用已经有很长的历史,但大量胶片的保持、数据查询等问题一直困扰着人们。
随着技术的进步,数字图像的存储和显示技术已日趋完善。
以此为基础,开发各种数字化成像系统已成为当今技术发展的主流。
数字图像不仅可以实现快速的检索和异地传输,而且还可以对存储的图像做各种各样的后处理,包括计算机辅助诊断等以满足临床应用的要求。
在X射线成像方面,有两种数字化成像系统在临床获得应用,它们是计算放射摄影和数字放射摄影。
1.计算放射摄影,计算放射摄影实际上是用一块加入了钡卤化物晶体的荧光屏(通常称为成像板)来取代传统的屏胶片系统。
成像板在X射线的照射下,荧光物质吸收了入射的X射线并将其能量存储起来,形成“潜影”。
之后可用激光束扫描荧光屏,屏上存储的信息由此转换成光信号放射出来。
光信号经光电倍增管放大后由A/D转换器转换成数字信号存入计算机。
计算机可对存入的图像做进一步的处理,并显示。
存储屏上的信号可用强光照射加以擦除,以便下一次使用。
这样的系统也被称为计算放射摄影系统。
2.数字放射摄影,数字放射摄影是指一种基于大面积的平板检测器(FPD)的直接数字化X射线成像系统。
FPD是由在玻璃基底上生成的薄膜硅晶体管(TFT)阵列组成。
每一个检测器像素由一个光电二极管和相连的TFT组成。
在阵列的上面由掺铊的碘化铯(CsI)闪烁物、反射层和石墨保护层构成。
当入射的X射线照射到CSI时,CSI闪烁体产生可见光通过内部光纤传到TFT阵列,并转换成电信号。
电信号经过放大后由A/D转换器转换成数字信号。
每一个像素的尺寸的典型值是800m800m。
现有的商品化的平板检测器的尺寸是41cm41cm,其中的TFT阵列包含80488048个像素。
数字X射线摄影系统的主要优点是:
改善了图像显示的质量。
这是因为用户在获得了数字化图像后,很容易对它作各种灰度处理,使它来适应显示器的动态范围。
减少对病人的照射剂量。
在数字化成像系统中,在低剂量照射中损失的一部分对比度可以在显示过程中将灰度调整过来。
图像后处理功能。
现代数字图像处理技术可以对所获得的数字图像进行各种有效的处理。
例如,用低通滤波的方法去除噪声;用高通滤波的方法增强图像的边缘等。
图像的存储与检索。
在计算机中建立的图像数据库对图像管理与检索提供了极其便利的条件。
图像的通信。
存储在计算机中的数字化图像可以方便地在医院的各个科室之间或者在医院之间互相传送,以便医生在诊断中使用。
四、图像质量的评价,在评价一个成像系统及其所生成的图像时,往往需要借助一些相对客观的指标。
1.信噪比,在投影X射线成像系统中,如果从X射线管发射的X射线不经过人体组织的衰减直接照射的检测器上,那么检测器上的光密度似乎应该是均匀分布的。
但事实并非如此,输出的胶片图像上的光密度分布并不均匀。
造成这一现象有两个原因。
一是X射线源分布的统计方差;二是胶片响应的空间不均匀性。
由于X射线能量的量子化特性,由X源分布的统计方差造成的噪声被称为量子噪声.,在投影X射线成像系统中,影响系统信噪比的主要因素有:
曝光时间和X射线管的电流:
信噪比与曝光时间和X射线管电流的乘积的平方根成正比。
X射线管的峰值电压:
峰值电压越高,则产生的高能量射线越多,这样就会有更多的射线穿过人体到达检测器,于是也就相应地提高了图像的信噪比。
X射线过滤的程度:
射线过滤得越狠,则到达检测器的射线就越少,这样的话,在给定管电压和管电流的前提下,信噪比也就越差。
检测器中闪烁屏的厚度:
闪烁屏越厚,则其截获射线的比例越高,所形成图像的信噪比也就越高。
屏胶片系统空间响应的不均匀性:
均匀性越差,则信/噪比越低。
2.对比度,为了检测出正常组织中的病灶,不仅要求病灶组织结构在X射线照片中有较高的亮度,更重要的是要求它与周围组织间存在较大的反差,这就是对比度的概念。
假设图像背景的亮度和观察目标的亮度分别为I1和I2,对比度C可以定义为,3.空间分辨率,空间分辨率是指成像系统区分(即分辨)互相靠近的物体的能力,它实际上是指系统所能分辨的两个相邻物体间的最小距离。
当成像系统所生成的图像发生模糊时,系统的分辨力就下降了。
在投影X射线成像系统中,影响空间分辨率的主要因素是:
荧光闪烁屏的厚度:
闪烁屏越厚,发生闪烁时光线传播的范围越宽,图像也就越模糊。
胶片的曝光速度:
快速胶片上覆盖有较大颗粒的银卤化物,因此其形成的图像的空间分辨率较差。
几何不锐度:
由于放射源不是理想的点源(X射线源焦斑区有一定的尺寸),在成像的过程中会造成图像边缘的模糊。
模糊边缘的范围称为该系统的几何不锐度。
移动不锐度:
由于被探查物体的运动所造成的图像模糊被称为移动不锐度。
X线检查方法-遥控透视,第三节X射线计算机断层摄影,X射线计算机断层摄影(X-raycomputedtomography,X-CT)是80多年来X射线诊断学上的一次重大突破。
继1972年首台X-CT问世后,1974年诞生了第一台全身CT扫描仪;1989年出现了首台螺旋CT;1998年又开发成功了多层螺旋CT;标志着CT技术日趋成熟。
一、基本工作原理,如图给出了X-CT工作原理的示意图。
X射线源和检测器同步围绕受试者旋转,在此过程中采集不同旋转角度下的投影数据。
对采集到的投影数据进行处理后可以重建出被扫查断面的图像。
X-CT图像重建问题实际上就是如何从投影数据中解算出成像平面上各像素点的衰减系数。
图像重建的数学方法有许多种,如反投影重建算法、傅里叶变换重建算法、迭代重建算法等。
在介绍这些算法之前,有必要先介绍从投影重建图像的重要依据,即所谓的“中心切片定理”。
图中,左边(x,y)坐标系中给出了一个密度函数f(x,y);右边相应地给出了该密度函数对应的频谱函数F(u,v)。
在密度函数的空间域中,沿着某一个投影方向,对某一条投影线计算密度函数f(x,y)的线积分,就得到了该射线上的投影值。
计算出该投影方向上所有的投影值,就得到了该投影方向上的投影函数g(R)。
其中的角是投影函数的坐标轴R与x轴的夹角,它反映了投影的方向;R是投影函数的一维变量,该变量的坐标原点是(x,y)坐标系原点在该方向上投影的垂足。
如果将投影函数g(R)做一维傅里叶变换,就可以得到其在频域中对应的一维变换函数G()。
上图中的频谱函数F(u,v)可用极坐标的形式表示为F(,)。
中心切片定理则是将F(,)与g(R)联系在一起。
它指出:
密度函数f(x,y)在某一方向上的投影函数g(R)的一维傅里叶变换函数g(R)是原密度函数f(x,y)的二维傅里叶变换函数F(,)在(,)平面上沿同一方向且过原点的直线上的值。
从图中可以看到,在二维频域中过原点的、与u轴夹角为的直线上的值F(,)就是投影函数g(R)的一维傅里叶变换的函数值。
可以设想,如果我们在不同的角度下取得足够多的投影函数数据,并作它们的傅里叶变换,那么,根据中心切片定理,变换后的数据就将充满整个(u,v)平面。
一旦频域函数F(u,v)或F(,)的全部值都得到后,将其作一次傅里叶反变换,就能得到原始的密度函数f(x,y),也就是我们所要重建的图像。
中心切片定理从理论上证明了从投影重建图像的可行性。
直接反投影的基本做法是:
把每次测得的投影数据“原路”反投影到投影线的各个像素上。
也就是说,指定投影线上所有各点的值等于所测得的投影值。
在图所示的例子中,被探查物体只是在原点位置上的一个致密点。
每当我们在一个角度上测量到其投影值时,我们就把这个值赋给投影线上的所有的点。
二、从投影重建图像的算法,图是描述直接反投影重建方法原理的示意图。
于是,从不同角度进行反投影后的重建图像是由以原点为中心的一系列辐射线。
很显然,在原点位置上的分布密度最高;愈往四周,密度愈低。
这当然也可以说是粗略地把图像恢复出来了。
但问题是除了密度最大的中心点外,四周出现了逐渐变浅的云晕状阴影。
为了消除云晕状阴影,目前的X-CT设备中常用的是卷积反投影法。
三、X射线衰减系数的重建,在前面的分析中,我们将重建的图像假设为一般的密度函数f(x,y)。
实际上,在X-CT中,我们要重建的图像是衰减系数的分布函数(x,y),而所测得的投影值(X射线透射强度)并没有与(x,y)的线积分成正比。
我们所测得的透射强度是衰减系数线积分的指数函数,即,上式中I为入射X射线的强度,为了方便起见只考虑了单一能量的射线。
从式中可以看到测量值I与衰减系数的线积分之间并不是直接的线性关系。
为此,我们对上式取对数得,式中对数项等于线积分。
这样,就可以把作为投影量。
在收集了各个方向上的投影数据后,根据前面介绍的重建方法就可以重构出一幅代表所探查横截面上各点衰减系数分布的图像。
经过CT重建的图像是衰减系数产的分布,但在实际应用中通常将这个的绝对值转换成一个相对值CT数。
它的定义是,式中,是计算出的人体组织的衰减系数;水是指水的衰减系数;在物理学中指X射线能量为73keV时水的衰减系数,它的值为0.19cm-1。
四、X-CT扫描仪,随着科学技术的进步,近年来,X-CT扫描仪装置也有了很大的改进。
传统的X-CT扫描仪每次扫描只采集一个层面的数据。
如果要获得三维体积数据(这在临床应用中是十分必要的),就只能一步一步地将病人台架推进入CT扫描装置。
每向前推进一步,就采集一个层面的数据。
这样做虽然也能最终得到三维体数据,但存在以下弊病。
其一是逐步推进的扫描方式很费时;其二是在由于在推进的过程中病人难免会有一些运动,这将造成二维图像在对准时发生困难。
为了解决上述问题,在20世纪90年代初期,一种被称为螺旋CT的新的扫描方式被提出来了。
螺旋CT和后来进一步发展起来的多层螺旋CT已经成为CT发展史上一个重要的里程碑。
图(b)示意给出了较早开发的单次螺旋CT数据采集的过程。
X射线源与检测器在围绕病人旋转的同时,病人躺着的台架同时作平移运动,于是X射线源看似在绕病人做螺旋线运动。
这大概就是螺旋CT得名的原因。
为了进一步提高数据采集的效率,现代的螺旋CT扫描仪都采用了多排检测器阵列的方案图(c)。
与单层螺旋CT系统相比,由于在多层螺旋CT中X射线源与检测器每旋转一圈系统能获得更多的人体信息,因此多层螺旋CT在同样时间里可以获得更大范围内的图像,或者说,得到同样体积的图像时采用多层螺旋CT更节省时间。
自从20世纪90年代螺旋CT问世以来,CT成像系统实际上是从传统的二维平面成像进入了三维体积成像的一个新的历史时期。
为了进一步提高成像的速度和空间分辨率,一种更高速度的采用平板检测器和锥形束重建方法的系统也正在研究之中图(d)。
五、X-CT机的发展概况,发展目标:
提高扫描速度、提高图像质量、提高检查效率及完善特殊扫描功能等。
五代X-CT机的主要特点:
第一代CT机(旋转/平移方式扫描)速度慢采集的数据少很快被淘汰,第二代CT机将单一笔形X线束改为扇形X线束多个扇形排列的探测器代替单一的探测器,第三代CT机扇形排列的探测器更多包括整个视野,X线管与探测器组合作同步旋转运动扫描速度在5秒以内,第四代CT机探测器更多,以环行排列且固定不动X线旋转同时扫描扫描时间更短,第五代CT机超快速CT(ultrafastCT,UFCT)电子速CT(electronbeamCT,EBCT)主要组成部分:
电子枪、聚焦线圈、多排探测器群、高速移动的检查床、控制系统特点:
没有球管和探测器的移动,最快扫描速为0.05秒,可以做CT血管造影和心脏造影。
X-CT,螺旋CT双髋关节冠状面重建,头颅CT三维重建,踝关节CT三维重建,肺CT三维重建,第四节超声成像系统,目前商品化的超声诊断仪都采用脉冲回波成像方法。
图是一个最基本的脉冲回波成像系统。
图中,当开关倒向发射位置T时,脉冲波将激励换能器。
换能器将电信号转换成超声波向人体内发射,传播方向如图中实线所示。
发射结束后,转换开关立即倒向接收器R端。
当超声波遇到人体组织中的声阻抗不连续点时,就会形成反射波。
这一回波信号经过同一个换能器转换成电信号后进入信号接收与处理电路。
回波信号经过放大、增益补偿、包络检测等一系列处理过程后送往监视器显示。
对接收到的回波信号做进一步的处理,就可以得到有关人体的断面图像或血流信息。
一、B型结构成像,B型成像是临床上使用最多的一种工作模式。
下图是B型成像系统的方框图。
发射电路在系统的控制下依次发射若干超声扫描线。
回波信号在接收通道中需经过波束形成电路、数字扫描变换器及图像后处理环节,才能最终在监视器上显示出人体内的断面图像。
在采用阵列换能器的B型成像系统中,通常要控制多个独立阵元先后发射脉冲超声波以达到聚焦的目的,从而改善图像的空间分辨率。
在接收系统中,也同样要采用聚焦的方法,来进一步改善扫描线上声束的形态,这就是所谓的波束形成电路。
在先进的超声诊断仪中通常采用数字波束形成器。
数字扫描变换器(digitalscanconverter,DSC)是超声成像系统中的一个重要部件。
数字扫描变换器的“变换”二字主要包括两个含义:
一是扫描格式的变换,二是扫描速度的变换。
DSC部件主要由图像存储器及相应的坐标变换电路组成。
超声回波信号以某种格式写入图像存储器,然后按标准的电视图像制式读出送TV监视器显示。
期间要经过复杂的图像处理环节。
KX2000D+高级推车式超声诊断仪,技术参数:
a扫描方式:
凸阵/线阵/微凸;b分辨力:
侧向2轴向1;c盲区:
5mm;d深度范围:
0240mm;e扫描线:
512;f帧频:
30帧/秒;g数字扫描转换器:
5125128bits;h标准PAL_D视频输出;i整机功耗:
180VA;,二、谱图多普勒血流测量,血流测量是超声诊断仪中的一项重要功能。
血流测量一般是指测定血管或心脏中某个位置上的血流速度,包括大小与方向。
再通过一定的计算可以得出血流的平均流速、脉动指数、阻力指数等指标供临床诊断参考。
超声多普勒方法测量血流的基本原理是:
由探头对着血管发射频率为f0的超声波,血管内运动的红细胞产生的反射信号就会出现多普勒频偏,如下图所示。
根据多普勒原
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