核醫學/超聲成像與核醫學基礎物理學
這是名為核醫學基礎物理學的華夏公益教科書中正在開發的一個章節。
超聲成像是在醫學影像中應用聲納原理，可以描繪出內部器官的表面及其內部結構（參見下圖）。這種成像方式的優勢在於不使用電離輻射，並且經常用於為核醫學影像提供相關的解剖資訊。本章提供了超聲成像基本特徵的概述。
在描述各種成像方法之前，我們將首先考慮聲波的相關特性。
穿過空氣的聲波由空氣壓力的週期性波動組成，稱為壓縮和稀疏，如下圖所示
這些縱波在標準溫度和壓力下的空氣中以約330 m/s的速度傳播，在密度更大的介質（如水和軟組織）中傳播速度更快。事實上，波的傳播需要介質——請記住，“在太空中沒有人能聽到你的尖叫”這句話背後的物理原理，這句話曾被用來宣傳電影異形，是完全正確的！
一系列壓縮和稀疏被稱為一個週期，如圖所示。波長λ定義為一個週期的長度，頻率f定義為每秒透過固定點的一個週期的數量。這些量透過著名的方程相關聯
人耳對高達約20 kHz的聲頻敏感，頻率更高的波被稱為超聲波。診斷超聲成像使用更高的頻率，範圍在1-15 MHz。此範圍內的低頻可用於對大型深層結構成像，而高頻可用於小型淺表物體。
| 介質 | 速度 (m/s) |
|---|---|
| 空氣 | 331 |
| 腦 | 1,541 |
| 腎 | 1,561 |
| 肝 | 1,549 |
| 肌肉 | 1,585 |
| 脂肪 | 1,450 |
| 軟組織（平均） | 1,540 |
超聲波的速度與相同介質中聲波的速度相同，下表列出了各種內部器官的超聲波速度。請注意，超聲成像中軟組織通常假設速度為1,540 m/s，這代表了多種組織、肌肉和器官的平均速度。
超聲波通常以脈衝的形式產生用於超聲成像，脈衝之間的時間間隔用於檢測體內產生的超聲回波。此技術利用了所謂的脈衝回波原理，如下圖所示。圖的上半部分描繪了超聲換能器向一個假設的物體發出一個超聲脈衝，該物體假定僅由兩種組織組成。圖的下半部分描繪了超聲脈衝遇到兩種組織之間的介面後的情況。顯示了一個反射脈衝向換能器傳播，即回波，並且可以看到一個透射脈衝繼續進入第二種組織。
脈衝（一旦由換能器產生）傳播到介面以及回波脈衝返回所需的時間稱為脈衝回波時間t，其測量值允許使用以下方程確定介面的深度d
請注意，在此方程中
- 使用了組織中超聲的平均速度，以及
- 因子2出現是因為脈衝及其回波必須傳播相同的距離，一個是從換能器到介面，另一個是從介面返回到換能器
超聲換能器利用壓電效應使晶體以超聲頻率振動。產生的振動產生壓縮和稀疏脈衝，這些脈衝透過組織傳播。然後，由組織介面產生的回波由相同的晶體檢測——再次利用壓電效應。
超聲脈衝在穿過組織時會衰減，當它遇到組織介面時會產生四種現象，如下圖所示
| 介面 | 反射係數 (%) |
|---|---|
| 軟組織 – 空氣 | 99.9 |
| 脂肪 – 肌肉 | 1.08 |
| 脂肪 – 腎臟 | 0.64 |
| 肌肉 – 肝臟 | 1.5 |
脈衝中的一些能量透過稱為非鏡面反射的過程散射，一些能量透過鏡面反射過程產生回波，一些能量透射過介面在其他介面產生進一步的回波，並且少量能量被吸收。介面的反射率取決於所涉及的兩種組織的聲阻抗，表中顯示了代表性值。
請注意，表中顯示了軟組織-空氣介面可能發生巨大的反射。正是由於這個原因，在換能器和患者皮膚之間使用了耦合介質。表中可以看出，內部反射約為1%，為成像目的提供了有用的透明度。
下圖顯示了超聲系統的一個簡化框圖。所示型別的掃描器使用線性陣列換能器工作，我們很快就會更多地瞭解它。我們可以看到圖中右上方的主定時器。該電路設定了換能器每秒產生的超聲脈衝數量——一個稱為脈衝重複頻率（PRF）的因素。還可以看到，由換能器拾取的回波脈衝被接收放大器放大，其輸出在饋送到掃描轉換器之前被解調，以便可以顯示檢測到的回波的位置和幅度。
時間增益補償（TGC）電路提供對回波訊號的選擇性放大，以便補償遠處超聲回波的衰減並抑制更近處的回波。開關陣列用於激勵換能器中的多個晶體，如下圖所示
在最簡單的配置中，每個晶體依次產生一個超聲脈衝，以便可以快速連續地對組織的連續線進行超聲波照射。
超聲影像稱為B模式掃描，包括組織橫截面中回波模式的二維表示，換能器位置位於影像頂部。產生回波的組織介面的位置通常由深色背景上的明亮畫素表示，每個回波訊號的幅度由畫素值表示——請參見右側的影像。
所示影像實際上是使用一種稱為相控陣的更復雜的換能器獲取的，該換能器產生扇形掃描。這種型別的換能器也使用線性陣列的小晶體，但它們以複雜的定時序列被激勵，由延遲電路控制——如下圖所示。超聲波束可以透過這種方式轉向以掃描區域，同時同時聚焦在不同的深度。
還有許多其他換能器設計，每種設計在不同的臨床應用中都具有特定的優勢。下面顯示了兩種機械換能器設計作為示例。左圖顯示了一個在掃描過程中前後搖擺的單個晶體的換能器，而右圖顯示了一個單個晶體的旋轉排列。
掃描轉換電路的元件如下圖所示
該圖說明了使用模數轉換器（ADC）對模擬回波訊號進行數字化以及在儲存到隨機存取儲存器之前使用輸入查詢表（ILUT）對數字資料進行預處理的過程。此記憶體按用於掃描患者的順序填充，並以適合顯示裝置（通常是液晶顯示器）的方式讀出。在顯示之前，可以使用輸出查詢表（OLUT）對影像資料進行後處理，以便可以應用對比度增強和其他處理功能。請注意，我們在本書的另一章中以更通用的形式遇到了這種型別的數字影像處理。標有μP的框代表一個微處理器，用於控制此掃描轉換電路以及掃描器的許多其他功能，例如用於相控陣發射和接收的定時。
超聲成像中廣泛使用的數字影像解析度為 512 x 512 x 8 位 - 下面提供了之前顯示的肝臟掃描中心區域的放大檢視，以說明資料的數字特性。
本節以超聲系統和典型探頭的照片結束。
多普勒效應廣泛應用於移動物體的遠端測量，並且可以用於醫學超聲生成流動血液的影像（和聲音！）。這種效應由所有波狀現象（無論是縱波還是橫波）都表現出來，例如，已經使用光來揭示我們生活在一個不斷膨脹的宇宙中！它也被用於高速公路測速儀中的無線電波，並且當救護車鳴笛經過時，可以透過聲波體驗到。
讓我們以火車引擎鳴笛為例，如下面的圖表所示。
當火車靜止不動，並且沒有風吹過時，聲音將從汽笛向各個方向均勻發出，如左側所示。然而，當火車移動時，聲音訊率在向前方向會增加，在相反方向會減少，如右側所示，其程度取決於火車的速度。靜止的聽眾所體驗到的這種聲波頻率的表觀變化稱為多普勒頻移。
利用多普勒效應檢測血流的情況在下圖中說明。
該圖顯示了一個放置在皮膚上並以 θ 角指向血管的多普勒探頭，該血管包含以 u m/s 的速度流動的血液，在任何時刻。換能器發出頻率為 fo 的超聲波，並且由血液中移動的反射體（例如紅細胞）產生的回波具有頻率 fr。這兩個頻率之間的差異 Δf 與流動反射體的速度透過以下公式相關聯。
其中 v 是聲音在介質中的速度。
因此，例如，當在醫學中應用頻率在 2-10 MHz 範圍內的超聲波來檢測動脈中流動的血液（典型速度為 0-5 m/s）時，上述方程表明頻率差異將在聲音訊率的可聽範圍內，即 0-15 kHz。因此，它們的訊號可以透過揚聲器饋送，以便可以聽到這種聲音。
還可以檢查多普勒頻移的頻率內容，透過計算其傅立葉變換來檢查心臟週期中血流速度分佈的細微細節。然而，更常見的是使用彩色血流或彩色能量成像等技術生成血管內頻率偏移分佈的影像。這些技術用於自動將多普勒訊號與 B 型超聲影像融合，如下所示。
彩色血流處理對血流方向敏感，即它可以檢測正負多普勒頻移，並使用顏色查詢表（CLUT），以便一個方向的頻移以紅色陰影顯示，另一個方向的頻移以藍色陰影顯示 - 如上圖左側所示的患者的頸靜脈和頸動脈所示。用於此類成像的超聲系統簡化方框圖如下所示。
該系統使用波束形成電路以快速交替的方式激發相控陣換能器的晶體，用於 B 型成像和多普勒頻移檢測，回波訊號被饋送到 B 型掃描電路，多普勒訊號被饋送到自相關檢測器進行分析。然後，這些電路的輸出資料在掃描轉換和格式化電路內混合，然後顯示融合影像。
最後一點，請注意，上面顯示的彩色能量影像不包含任何血流方向資訊，因為此技術計算的是反射的多普勒頻移脈衝的功率，而不是其頻率內容。