为线性衰减系数课件

中華民國生物醫學工程學會 第12章輻射醫學影像1第12章輻射醫學影像112.1前言目前，在醫院的放射線部或是影像醫學部，都有著先進的儀器，可以在很短時間內，進行一般X光攝(radiography)、乳房攝影(mammography)、透視攝影(fluoroscopy)、血管攝影(angiography)，以及斷層掃描(computed tomography)等212.1前言目前，在醫院的放射線部或是影像醫學部，都有著先12.2.1 原子結構原子的質子數又稱為原子序(atomic number)，以 Z 表示原子核中質子數和中子數的和，稱為質數量(mass number)，以 A 表示。中子數以 N 表示，所以A=Z+N。有些原子具有相同的質子數，但中子數不同，則稱為同位素(isotope)，有些原子具有相同的中子數、不同的質子數，則稱為同中素(isotone)，有些原子具有相同的質量數，則稱為同重數(isobar)312.2.1 原子結構原子的質子數又稱為原子序(at12.2.1 原子結構內層軌道電子若欲移至外層軌道，需要接收兩個軌道能階差的能量，反之，若外層軌道的電子移至內層軌道，會放出兩個軌道能階差的能量。例如鎢之K、L、M層的能階分別為-70 keV、-11 keV和-2.5 keV，若電子由K層移到L層，需接收59 keV的能量，反之，若電子由L層移到K層，會放出59 keV的能量，此放出的能量，稱為特性X射線(characteristic X-ray)。412.2.1 原子結構內層軌道電子若欲移至外層軌道，需12.2.1 原子結構原子核從高能階狀態變回低能階狀態時，會放出能量，放出的能量，恰好等於兩者的能階差，而此放出來的能量稱為 射線。X射線和 射線均屬於電磁輻射，其差別主要是起源不同。特性X射線源自於原子核外電子能階的躍遷，射線源自於原子核內的能階躍遷。若原子核外的電子獲得足夠的能量，能夠脫離原子核的束縛，成為自由電子，此現象稱為游離(ionization)。使原子產生游離的輻射，稱為游離輻射。原子被游離後，會產生一帶負電的自由電子和一帶正電的離子，稱為離子對(ion pair)。512.2.1 原子結構原子核從高能階狀態變回低能階狀態12.2.2 電磁輻射電磁輻射包括範圍很廣，例如應用在廣播系統的無限電波、紅外光、可見光、紫外光、X射線、射線等，均屬於電磁輻射。光子(photon)。光子的能量(E)可以 求得，其中 (普朗克常數)。612.2.2 電磁輻射電磁輻射包括範圍很廣，例如應用在12.2.2 電磁輻射另一個能量的單位為電子伏特(eV)，1 eV 表示一個電子經由1 V 電位降所得到的能量，根據電學定理，E(能量)=q(電量)(電位降)，當 q 的單位為庫侖(C)，的單位為伏特時，E 的單位為焦耳(J)。而電子的帶電量為 ，所以 。另外1焦耳 耳格(ergs)。愛因斯坦曾提出一個很重要的質能互換概念：。其中 m 為質量，單位為kg，c 為光速，單位為m/s，E為能量，單位為 J。例如1 kg的物質，如果轉換成能量，所產生的能量為 。712.2.2 電磁輻射另一個能量的單位為電子伏特(e12.3.1 X光管的結構X光管是X光機的心臟部分，內含有陰極及陽極。單位時間內，從陰極到陽極的電荷量，稱為管電流，常以毫安培(mA)為單位。為了增加散熱的面積，陽極的靶是旋轉的。陽極的材料，大部分是鎢。812.3.1 X光管的結構X光管是X光機的心臟部分，內99101012.3.2 X光的產生X光包括兩部分：一為制動輻射(bremsstrahlung)；一為特性X射線(characteristic radiation)。特性X射線的產生是源自於原子核外電子能階的躍遷。此特性X射線的能量是不連續的，只限於某些軌道之間的能階差。兩個軌道之間的能階差，也可能不是以X射線的方式釋放出來，而是把更外層的電子打出去，被打出去的電子稱為鄂惹電子(Auger electron)。電子軌道的能階差會以特性X射線或是鄂惹電子的方式釋放出來，其中產生特性X射線的機率，稱為螢光產率(fluorescent yield,)。1112.3.2 X光的產生X光包括兩部分：一為制動輻射 鄂惹電子（b）KLM特性X光（a）12鄂惹電子（b）KLM特性X光（a）12131312.3.3 X光與物質的作用X光與物質的作用主要有三種，分別為光電效應、康普吞效應及成對效應。1412.3.3 X光與物質的作用X光與物質的作用主要有三1515161612.3.3 X光與物質的作用光子數為 的X光穿過厚度x的物質後，穿過之光子數 N 可以下列式子表達：，其中 為線性衰減係數，若將 除以物質密度，則稱為質量衰減係數 (如圖12.9)。值會隨著X光的能量及物質的原子序而變。可以使穿透的光子數為入射光子數一半的物質厚度稱為半值層 (HVL)，半值層 和線性衰減係數的關係式如下式所示：，或 。1712.3.3 X光與物質的作用光子數為 的X光穿過12.3.4 X光成像系統增強因數(intensification factor,IF)的定義為達到相同的軟片感光程度時，沒用增感屏所需的劑量和有用增感屏所需的劑量比值，如下式所示：IF=劑量(無增感屏)/劑量(有增感屏)軟片上黑白的程度稱為光密度(optical density,O.D.)，可用光密度儀測量，光密度的定義如下：1812.3.4 X光成像系統增強因數(intensif 是光密度儀入射光的強度，為穿透軟片的光強度(如圖12.10)。軟片越黑處，O.D.值越大，軟片越白處，O.D.值越小。19 是光密度儀入射光的強度，為穿透軟片的光強度(如2020卡 匣前板基底磷質磷質基底後板乳膠基底乳膠X光21卡 匣前板基底磷質磷質基底後板乳膠基底乳膠X光21散射(scatter)主要是來自於康普吞效應，再回到接收器的散射會造成影像對比下降，因此成像時，要儘量減少散射的產生(如圖12.13)。散射會隨高壓kVp、照野(field of view,FOV)、病人厚度的增加而增加。攝影時置於卡匣上。正確的擺法需注意四個重點：(1)鉛柵中心點對準X光照野的中心；(2)鉛柵保持水平；(3)鉛柵正反面不要顛倒；(4)鉛柵的焦距需等於X光源到底片的距離。22散射(scatter)主要是來自於康普吞效應，再回到接收23232424數位化的電腦放射攝影(computed radiography,CR)所使用的接收器是一方形板，稱為影像板(imaging plate,IP)(如圖12.16(a)。(a)(b)25數位化的電腦放射攝影(computed radiograp262627272828柵極線圈電子槍靶板訊號板可見光面板電子束29柵極線圈電子槍靶板訊號板可面板電子束29S 影像增強管電視偵測器電視攝像管分光鏡病人照射檯片匣X 光軟片攝影機30S 影像增強管電視偵測器電視攝像管分光鏡病人照射檯片匣X 光光控制柵極聚焦線圈電子束陽極偏轉線圈 (a)(b)31光控制聚焦電子束陽極偏轉 (a)12.4電腦斷層掃描1982年的諾貝爾醫學獎是頒給Godfrey Hounsfield和Alan Cormack，因其在電腦斷層掃描(computed tomography,CT)的貢獻。Cormack早先曾發展出重建CT影像的數學，Hounsfield則是建造了CT掃描儀。CT所得到的影像為橫切面(axial plane)，可藉由電腦影像重組，得到冠狀(coronal)或矢狀(sagittal)切面。電子射束CT(electron beam CT,EBCT)可用來擷取心臟影像。EBCT有一波導(waveguide)，將聚焦的電子加速，再經由磁鐵偏轉，使其撞擊到位於半圓形的鎢靶環上，產生X光。3212.4電腦斷層掃描1982年的諾貝爾醫學獎是頒給Godf3333蝴蝶結濾器(a)(b)34蝴蝶結濾器(a)(b)34353536363737383812.4.2 CT值CT所得的影像為一矩陣(matrix)，像素(pixel)是基本單位。像素中的數值稱為CT值(CT number)，其決定了影像的黑白程度，CT值越大，影像越白，CT值越小，影像越黑。CT值的定義如下：其中 為像素中待分析組織的衰減係數；為水對於X光的衰減係數。CT值的分布約從-1000+1000，空氣的CT值為-1000，緻密骨的CT值為+1000，水的CT值為0，其他組織的CT值如表 12.1所示。3912.4.2 CT值CT所得的影像為一矩陣(matr40402010060100010020-1000幅值窗值412010060100010020-1000幅值窗值4112.4.3 影像重建從影像邊緣所測得的邊緣反應函數(edge-response function,ERF)可經轉換，形成調變轉換函數(modulation transfer function,MTF)，MTF常用來描述CT影像的空間解析度。CT成像實際可解析的物體尺寸大小和空間頻率的關係，可用下列式子表達：4212.4.3 影像重建從影像邊緣所測得的邊緣反應函數 影像中的雜訊，可以下列式子表示：其中 是每一個像素的CT值，是超過100個像素的平均值，n是像素的數目。CT成像系統必須常常校正，使水的CT值維持在0，其他組織也有適當的CT值。校正方式可以使用美國醫學物理學會(the American Association of Physicists in Medicine,AAPM)所提出的五樣本(five-pin)功能測試。43影像中的雜訊，可以下列式子表示：4312.4.4 螺旋CT螺旋CT的使用，使得病人的檢查技術更上一層樓。螺旋(spiral或是helical)的意義和X光管在掃描時的運動有關。若機體的旋轉時間為360/s，則成像體積可由以下式子求得：如果機體的旋轉時間不是360/s，則成像組織的計算將根據下式：4412.4.4 螺旋CT螺旋CT的使用，使得病人的檢查技4545傳統CT掃描儀的切面靈敏度輪廓中，對於5 mm的切面厚度，可以得到半高寬為5 mm。當使用的螺旋程度比為1:1時，切面靈敏度輪廓的寬度約比傳統CT寬10%，但當螺旋程度比為2:1時，切面靈敏度輪廓的寬度將比傳統CT寬40%。當寬度變寬時，Z軸的解析度會變小(如圖12.31)。46傳統CT掃描儀的切面靈敏度輪廓中，對於5 mm的切面厚度，可相 對 訊 號 強 度螺旋強度比2.0螺旋強度比1.0 -4 -2 0 2 4 病 床 位 置47相 對 訊 號 強 度螺旋強度比2.0螺旋強度比1.0 射束螺旋比(beam pitch)的定義如下：切面螺旋比的定義如下：48射束螺旋比(beam pitch)的定義如下：48494912.5.1 輻射生物效應輻射所造成的生物效應，可分為兩類：一為機率效應(stochastic effect)，一為非機率效應(non-stochastic effect)或稱為確定效應(deterministic effect)。非機率效應有一低限劑量(threshold dose)存在，當輻射劑量超過此低限劑量時，就一定會產生生物效應，且生物效應的嚴重性會隨著劑量增加而增加至於機率效應則沒有低限劑量的存在，無論劑量多寡，均有可能產生機率效應，癌症和遺傳效應屬於此種效應。效應發生的機率隨輻射劑量的增加而增加，但效應的嚴重性並不一定隨輻射劑量的增加而增加。5012.5.1 輻射生物效應輻射所造成的生物效應，可分為使用輻射時必須注意下面三點：正當化：使用輻射時，必須有一正面的淨利益。最適化：兼顧經濟和社會的因素時，所有暴露應維持合理抑低(as low as reasonably achievable,ALARA)。限制化：每年個人所接受的劑量，不要超過法規所訂的標準。51使用輻射時必須注意下面三點：5112.5.2 輻射劑量常見的輻射劑量有暴露量、吸收劑量、等價劑量及有效劑量暴露量(X)光子(X射線或 射線)會使空氣產生游離，使空氣產生一離子所需要的能量為33.85 eV。測量單位質量空氣因受到光子游離所產生的電荷量，即是暴露量，符號為X。暴露量的傳統單位為侖琴(R)，國際單位則為庫侖/仟克(C/kg)，彼此間的轉換關係為 。暴露量只適用於光子和空氣，對於其他輻射種類和物質則不適用。5212.5.2 輻射劑量常見的輻射劑量有暴露量、吸收劑量吸收劑量(D)吸收劑量的定義為每單位質量的物質從游離輻射所吸收的平均能量，符號為D。吸收劑量的傳統單位為雷得(rad)，國際單位則為焦耳/仟克(J/kg)，又稱為戈雷(Gy)。彼此間的轉換關係為1 Gy=100 rad。吸收劑量的使用不限於光子和空氣，適用於所有種類的輻射和物質。53吸收劑量(D)53等價劑量(HT)即 。不同種類的輻射有不同的輻射加權因數，等價劑量的國際單位為焦耳/仟克(J/kg)，但在此稱為西弗(Sv)。診斷影像來說，輻射源均為X光，即等價劑量=吸收劑量。有效劑量(E)即 。不同組織、器官的加權因數如表12.3所示。有效劑量的單位也是西弗，主要是用來評估人體全身輻射風險的劑量54等價劑量(HT)545555565612.5.3 體外輻射防護對於體外暴露，可以TSD原則來減少暴露的風險：時間(time)：暴露時間越短，所受劑量越小。距離(distance)：離輻射源越遠，所受劑量越小。屏蔽(shielding)：與輻射源之間，若有物質阻擋，可以減少所受的劑量。5712.5.3 體外輻射防護對於體外暴露，可以TSD原則12.6結語輻射的來源分為天然輻射和人造輻射。天然輻射如陽光、空氣、水一般，時時與我們相伴；人造輻射則是因著科技的進步、各樣設備儀器的產生輻射醫學影像發展的目標是希望對於疾病能夠有早期正確的診斷，而能早期治療，提高治癒率。若要達到早期正確的診斷，則有賴醫師、醫事放射師、醫學物理師及醫學工程師的通力合作。5812.6結語輻射的來源分為天然輻射和人造輻射。天然輻射如陽