CT技師上崗考試原理部分指南

CT技師上崗考試原理部分指南第1頁/共67頁2.1.1CT與普通X線攝影比較

●普通X線攝影也是利用X線的穿透作用，通過病人后的X射線由于X線透過物體后的衰減差，形成一幅射線衰減強度不同的圖像，該衰減圖像被感光材料或其它感光記錄裝置接收，能被人眼識別，用于醫(yī)學影像診斷。

●與CT比較，普通X線攝影有一些缺點。首先是影像重疊，因為普通X線攝影是利用近似為點狀的X射線源發(fā)出X射線，通過物體的衰減吸收后，在接收介質(zhì)上得到的是一幅二維的、各組織結(jié)構(gòu)互相重疊的圖像，其密度的大小受X線穿過一個三維物體衰減投影值大小的影響，并且沿射線方向的投影沒有空間上深度的分辨能力。第2頁/共67頁其次是密度分辨力低，普通X線攝影或透視只能區(qū)分密度差別大的臟器如肺、骨骼等，對密度差別不大的臟器如肝、胰等大部分組織臟器則無法顯示，或須借助對比劑才能顯示。第三是常規(guī)X線攝影基本根據(jù)被照射物體質(zhì)量的變化，而無法區(qū)分總體質(zhì)量相同數(shù)量有所不同的變化，如一個物體體積相同，但物質(zhì)的密度和原子序數(shù)不同；另一個物體密度和原子序數(shù)相同，但物體體積不相同，結(jié)果經(jīng)X線照射后可產(chǎn)生相同的灰階密度。

第3頁/共67頁●普通體層攝影是X線球管和膠片同時相向運動，而中間作為支撐的某一點則固定不動，結(jié)果使得支撐點（欲觀察平面）層面圖像清晰，相應的上下層面模糊，獲得體層攝影的效果。除去X線攝影上述的三個缺點，普通體層攝影還有一些不足之處，即觀察層面外的結(jié)構(gòu)只是模糊并未去除，它還是存在于最終的照片上；其次由于照射野較大，大量的散射線影響照片的質(zhì)量。普通X線攝影和普通體層攝影的共同缺點是密度分辨力較差，它們無法分辨射線衰減差較小或組織密度較接近的組織和器官，如脂肪、水、胰臟、肝臟和腦的灰質(zhì)、白質(zhì)等。第4頁/共67頁●作為X線攝影和體層攝影共同使用的成像介質(zhì)膠片，它只能區(qū)分5-10%的X線強度差，其敏感性不足以區(qū)分密度差如此小的組織和器官，而且，一經(jīng)照片記錄成像，對比度和灰度則無法調(diào)節(jié)。

●普通X線攝影的成像方式是，在X線行進方向上射線衰減強度的疊加投影，其最終在接受介質(zhì)顯示的是一個總和密度或衰減值；而CT或?qū)用娉上駝t是直接計算層面中的每一個體素值，各個體素之間的密度差或?qū)Ρ戎抵挥稍擉w素所包含的組織成分決定，基本不受鄰近組織或重疊結(jié)構(gòu)的影響。第5頁/共67頁●由于普通X線攝影成像方式的限制，上述普通X線攝影的三大缺點，采用任何改進措施如增加輻射劑量、改變接收器類型或采用數(shù)字圖像處理，都無法根本改變這種情況。

●

CT的成像或數(shù)據(jù)采集主要包括兩個方面的內(nèi)容：從不同方向檢測射線通過被成像物體后的空間分布量，以及從所采集的數(shù)據(jù)中計算無重疊的圖像。

●普通X線攝影中，通過物體后的射線衰減強度被記錄，并以灰階形式顯示用于診斷；在CT掃描中，不僅通過物體后的射線衰減強度被記錄，而且從X射線源至探測器之間未通過物體的原發(fā)射線也被記錄，并用于計算每一條射線的衰減值。第6頁/共67頁2.1.2

X射線的衰減和衰減系數(shù)

●

CT的成像是利用了X射線的衰減特性，這一過程與X線的基本特性有關。

●

X射線通過病人后產(chǎn)生衰減，根據(jù)LambertBeer定律衰減，其通過人體組織后的光子與源射線是一個指數(shù)關系，在CT成像中是利用了衰減的射線并重建成一個指定層面的圖像。衰減是射線通過一個物體后強度的減弱，其間一些光子被吸收，而另一些光子被散射，衰減的強度大小通常與物質(zhì)的原子序數(shù)、密度、每克電子數(shù)和源射線的能量大小有關。第7頁/共67頁●

在一勻質(zhì)的物體中，X線的衰減與該物質(zhì)的行進距離成正比。這是X線通過均勻物質(zhì)時的強度衰減規(guī)律，是經(jīng)典的勻質(zhì)物體線性衰減系數(shù)公式。

●單一能譜和多能譜射線的衰減不一樣，單一能譜又稱單色射線，其光子都具有相同的能；多能譜射線或多色射線中的光子具有的能量則各不相同。實際應用中的情況則以多能譜射線為主。

●多能射線譜通過物體后的衰減并非是指數(shù)衰減，而是既有質(zhì)的改變也有量的改變。即經(jīng)衰減后光子數(shù)減少，射線的能量增加，并使通過物體后的射線硬化。在實際應用中，我們不能簡單地將等式I=I0e

-μd直接應用于CT多能射線譜的射線衰減，而只能用一大致相等的方法來滿足這一等式。

第8頁/共67頁●

根據(jù)X線的基本特性，我們已知道X線的吸收和散射有光電作用和康普頓效應，那么多能射線通過一個非勻質(zhì)物體后的衰減大致可以用下述等式表示：

I=I0e－(μp+μc）d

式中μp是光電吸收的線形衰減系數(shù)，μc是康普頓吸收的線形衰減系數(shù)。光電作用主要發(fā)生在高原子序數(shù)組織中，在某些軟組織和低原子序數(shù)的物質(zhì)中則作用較小；康普頓效應是發(fā)生在軟組織中，在密度有差別的組織中康普頓效應的作用則有所不同。另外，光電作用與射線能量大小有關，而康普頓效應并非像光電作用那樣隨能量的增加而增加。第9頁/共67頁2.1.3

CT數(shù)據(jù)采集基本原理

2.1.3.1

CT數(shù)據(jù)采集基本原理

●

CT的掃描和數(shù)據(jù)的采集是指由CT成像系統(tǒng)發(fā)出的、一束具有一定形狀的射線束透過人體后，產(chǎn)生足以形成圖像的信號被探測器接收，同時，所產(chǎn)生的掃描數(shù)據(jù)與最終形成圖像的空間分辨力、偽影密切相關。

●在成像系統(tǒng)中，基本組成或必備的條件是具有一定穿透力的射線束和產(chǎn)生、接收衰減射線的硬件設備，其中，對射線束的要求包括它的形狀、大小、運動的路徑和方向。第10頁/共67頁●CT的成像是透射射線按照特定的方式通過被成像的人體橫斷面，探測器接收穿過人體的射線，將射線衰減信號送給計算機處理，經(jīng)計算機重建處理后形成一幅人體內(nèi)部臟器的橫斷面圖像。

●現(xiàn)在使用的CT機，一般有兩種不同的數(shù)據(jù)采集方法，一種是一層一層即逐層采集法（序列掃描），另一種是容積數(shù)據(jù)采集法（螺旋掃描）。

●逐層采集是X射線管圍繞病人旋轉(zhuǎn)，探測器同時接收采樣數(shù)據(jù)，然后掃描機架停止旋轉(zhuǎn)，病人床移到下一個掃描層面，重復進行下一次掃描，一直到全部預定的部位掃描完成。其間每一次只掃描一個層面。第11頁/共67頁容積數(shù)據(jù)采集法是螺旋CT掃描時采用的方法，即病人屏住呼吸的同時，掃描機架單向連續(xù)旋轉(zhuǎn)X線球管曝光，病人床同時不停頓單向移動并采集數(shù)據(jù)，其采集的是一個掃描區(qū)段的容積數(shù)據(jù)。

●在傳統(tǒng)CT掃描方法數(shù)據(jù)采集的第一步，

X線球管和探測器圍繞病人旋轉(zhuǎn)，根據(jù)不同的空間位置，探測器依據(jù)穿過病人的衰減射線采集數(shù)據(jù)，這一相對衰減值可由下式計算：

源射線強度（I0）

相對衰減值

=ln

衰減后射線強度（I）

第12頁/共67頁●

一般來說，一幅CT圖像需要幾百個采樣數(shù)據(jù)，而每一個采樣數(shù)據(jù)由相當量衰減射線構(gòu)成。所以，一次掃描全部衰減射線可有下述關系式：

衰減射線總量

=

采樣數(shù)×每次采樣射線量第13頁/共67頁2.1.3.2

對CT數(shù)據(jù)采樣過程中的注意點

在理解采樣過程中，我們還必須注意下述的情況：

●

X線球管與探測器是一個精確的準直系統(tǒng)；

●球管和探測器圍繞病人旋轉(zhuǎn)是為了采樣；

●

X線球管產(chǎn)生的射線是經(jīng)過有效濾過的；

●射線束的寬度是根據(jù)層厚大小設置嚴格準直的；

●探測器接收的是透過人體后的衰減射線；

●探測器將接收到的衰減射線轉(zhuǎn)換為電信號（模擬信號）；第14頁/共67頁CT掃描成像的基本過程是由X射線管發(fā)出的X射線經(jīng)準直器準直后，以窄束的形式透過人體被探測器接收，并由探測器進行光電轉(zhuǎn)換后送給數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進行邏輯放大，而后通過模數(shù)轉(zhuǎn)換器作模擬信號和數(shù)字信號的轉(zhuǎn)換，由信號傳送器送給計算機作圖像重建，重建后的圖像再由數(shù)模轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成模擬信號，最后以不同的灰階形式在監(jiān)視器上顯示，或以數(shù)字形式存入計算機硬盤，或送到激光相機拍攝成照片供診斷使用。第15頁/共67頁2.1.3.3

CT圖像形成的步驟

●病人被送入機架后，X線球管和探測器圍繞病人旋轉(zhuǎn)掃描采集數(shù)據(jù)，其發(fā)出的X射線經(jīng)由球管端的準直器高度準直。

●射線通過病人后，源射線被衰減，衰減的射線由探測器接收。探測器陣列有兩部分組成，前組探測器主要是測量源射線的強度，后組探測器記錄通過病人后的衰減射線。

●參考射線和衰減射線都轉(zhuǎn)換為電信號，由放大電路進行放大；再由邏輯放大電路根據(jù)衰減系數(shù)和體厚指數(shù)進行計算、放大。

●經(jīng)計算后的數(shù)據(jù)送給計算機前，還需由模數(shù)轉(zhuǎn)換器將模擬信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號，然后再由數(shù)據(jù)傳送器將數(shù)據(jù)傳送給計算機。第16頁/共67頁

●計算機開始處理數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)處理過程包括校正和檢驗，校正是去除探測器接收到的位于預定標準偏差以外的數(shù)據(jù)；檢驗是將探測器接受到的空氣參考信號和射線衰減信號進行比較。校正和檢驗是利用計算機軟件重新組合原始數(shù)據(jù)。

●通過陣列處理器的各種校正后，計算機作成像的卷積處理。

●根據(jù)掃描獲得的解剖結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)，計算機采用濾過反投影重建算法重建圖像。

●重建處理完的圖像再由數(shù)模轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換成模擬圖像，送到顯示器顯示，或送到硬盤暫時儲存，或交激光相機攝制成照片。第17頁/共67頁2.1.4

CT值的計算和人體組織CT值

2.1.4.1

CT值

CT中，X射線的衰減系數(shù)以值表示。衰減系數(shù)值在CT中很難定量，它完全取決于所使用的光譜能量。CT值，是由CT發(fā)明人亨斯菲爾德創(chuàng)建設定的、專用于CT的計量單位，是重建圖像中一個像素的數(shù)值。在實際應用中該值是一個相對值，并以水的衰減系數(shù)作為參考。CT值的計算公式如下：

μ組織

－μ水

CT值

=

k

μ水

式中μ組織是組織的吸收系數(shù)，μ水是水的吸收系數(shù)，k是常數(shù)。第18頁/共67頁2.1.4.2人體組織CT值

CT值的大小與組織的線性衰減系數(shù)有關，每一個對應的數(shù)值都可用相應的灰階表示。一般地說，軟組織的μ值接近水的μ值，肌肉的μ值約比水μ值高5%，而脂肪的μ值約比水μ值低10%，腦灰白質(zhì)間的μ值差約0.5%，比水μ值高約3.5%，骨的μ值約為水的兩倍。

在CT的實際應用中，我們將各種組織包括空氣的吸收衰減值都與水相比較，并將致密骨定為上限+1000，將空氣定為下限-1000，其它數(shù)值均表示為中間灰度，從而產(chǎn)生了一個相對吸收系數(shù)標尺。后來CT在臨床上的作用被確認后，人們?yōu)榱思o念亨斯菲爾德的不朽功績，將這一尺度單位命名為HU，現(xiàn)在臨床應用中，均采用HU作為CT值的測量單位。第19頁/共67頁2.1.4.3

CT值的實際計算

線性衰減系數(shù)μ值的衰減受射線能量大小和其它一些因素的影響，射線能量改變后可產(chǎn)生穿透后光子衰減系數(shù)的變化，如射線能在60、84和122keV時，水的線性衰減系數(shù)可分別為0.206,0.180和0.166，同時光子能量大小也會影響CT值。

通常，CT值的計算是根據(jù)73keV時的電子能計算的，即CT掃描時有效射線能為230kVp，通過27cm厚的水模后得到的電子能。第20頁/共67頁CT掃描一般都使用較高的千伏值（120～140），這主要是因為：

●減少光子能的吸收衰減系數(shù)；

●降低骨骼和軟組織的對比度；

●增加穿透率，使探測器能夠接收到較高的光子流。

使用較高的千伏值可增加探測器的響應系數(shù)，例如頭顱掃描中，顱骨和軟組織之間的吸收差，可顯示在顱骨邊緣軟組織內(nèi)的小病灶和減少射線束硬化偽影。由于CT值受射線能量大小的影響，在CT機中采取了一些措施，如CT值校正程序，從而保證了CT值的準確性。第21頁/共67頁2.1.5.1CT窗口技術的概念

CT的圖像是由許多像素組成的數(shù)字圖像。掃描后得到的原始數(shù)據(jù)在計算機內(nèi)重建后的圖像是由橫行、縱列組成的數(shù)字陣列，也被稱為矩陣。如CT圖像的矩陣橫行和縱列大小為80×80，則產(chǎn)生6400個像素。

由于任意掃描厚度的層厚都具有一定的深度，對于一個二維的矩陣而言，層厚是一個第三度的概念，即深度。像素加上第三度深度后，被稱作為體素。

在臨床應用中我們可以根據(jù)掃描的需要改變掃描野(FOV)，從而可改變像素的大小。掃描野是指X線照射穿透病人后到達探測器，能被用于圖像重建的有效照射范圍。第22頁/共67頁根據(jù)已知的掃描野和矩陣大小，我們還可以利用下式計算出像素的大?。?/p>

掃描野

像素尺寸(d)=

矩陣尺寸

一般，CT機的像素大小范圍可在0.1-1.0mm之間，那么體素的大小不僅僅根據(jù)掃描的層厚（深度），也和矩陣尺寸、掃描野有關。

CT掃描圖像的形成是X射線透過人體后的衰減，其數(shù)字矩陣中的每一個像素都可由相應的CT值表示，而像素由成像介質(zhì)顯示后又以灰階形式表示，故一幅CT掃描圖像同時包含了這兩個要素。第23頁/共67頁因而，CT圖像的每一個像素在掃描中可被看作為由不同衰減的CT值組成，而在圖像的顯示時則顯示為由一組灰階組成。目前，CT數(shù)字圖像的灰階大都為12個比特（212＝4096），即CT值范圍從-1024HU至3071HU。由于無論是視頻監(jiān)視器甚至膠片都無法在一幅圖像上同時記錄全部的灰階，因此在限定范圍內(nèi)顯示診斷所需感興趣區(qū)信息的方法，被稱之為數(shù)字圖像中的窗口技術或窗寬、窗位調(diào)節(jié)。一般而言，人眼識別灰階的能力大約在60級左右。在上述全灰度標尺范圍內(nèi)，只有當兩個像素的灰度相差60HU時，人眼才能分辨出它們之間的黑白差，這相當于在全灰度范圍內(nèi)把從全黑到全白的灰階只分成68個級差。第24頁/共67頁目前，CT顯示系統(tǒng)灰階顯示的設定一般都不超過256個灰階。

窗寬和窗位的調(diào)節(jié)在CT機中通常受操作臺控制，調(diào)節(jié)窗寬窗位旋鈕能改變圖像的灰度和對比度，窗寬增加灰階數(shù)增加，灰階變長，顯示圖像中所包含的CT值也增加，同樣小窗寬的顯示圖像則包含較少的CT值。

窗寬窗位的調(diào)節(jié)屬于數(shù)字圖像處理技術，它能抑制或去除噪聲和無用的信息，增強顯示有用的信息，但無論如何調(diào)節(jié)，窗寬窗位的改變不能增加圖像的信息，而只是等于或少于原來圖像中已存在的信息。第25頁/共67頁在CT圖像中，一般CT值較低的部分（像素）被轉(zhuǎn)換為黑色，而CT值較高的部分則被轉(zhuǎn)換為白色。

由于人眼和顯示器件無法顯示如此多的灰階，在實際應用中，我們常把顯示灰階（窗寬）設定在某個范圍內(nèi)。在顯示窗中，已設定高于窗寬上限的像素全部被顯示為白色，而低于窗寬下限的像素全部被顯示為黑色。一般情況下，窗寬增大圖像對比度降低，而窗寬減小圖像對比度增高。窗位需根據(jù)不同的組織器官相應調(diào)節(jié)，通常按照所需顯示組織或器官的平均CT值設置，即大致等于被顯示解剖結(jié)構(gòu)的平均CT值。另外，窗位的設定除了確定圖像灰階顯示的位置外，還將影響圖像的亮度。

第26頁/共67頁2.1.5.2窗寬、窗位及其使用原則

根據(jù)窗寬和窗位的設計概念，我們可以計算出一幅顯示圖像大致的CT值范圍。方法是將窗位減去窗寬除2和窗位加上窗寬除2，即為該窗設置的CT值范圍，用數(shù)學式表示如下：

C-W/2～C+W/2

式中C是窗位，W是窗寬。如某一腦部圖像的窗寬和窗位分別是80和40，那么它所顯示的CT值范圍為0～80。

●目前常用的窗都屬于線性窗，即當窗寬和窗位中某一設定不變而變化另一設置時，它的變化是線性的；而雙窗、Sigma窗則屬于非線性窗，它們的窗寬、窗位調(diào)節(jié)不能使窗的顯示呈線性變化，如窗位調(diào)高圖像變黑，或反之。第27頁/共67頁●雙窗是一種最普通的非線性窗。它的優(yōu)點是能把兩種不同類型的軟組織同時在一張照片上顯示，可以節(jié)省膠片，一般常用于肺部圖像的顯示。雙窗的缺點是：在兩種窗設置的移行區(qū)會形成一個邊緣效應，對某些疾病的診斷可能造成一些影響。

窗寬、窗位使用通常遵循的原則是：

●寬窗寬(400～2000HU)通常是用于組織密度差別較大的部位，如肺、骨骼；

●窄窗寬(50～350HU)往往是用來區(qū)分組織密度較為接近的圖像，如顱腦、肝臟第28頁/共67頁2.2CT的基本概念和術語

2.2.1體素與像素（VoxelandPixel）

體素是體積單位。在CT掃描中，根據(jù)斷層設置的厚度、矩陣的大小，能被CT掃描的最小體積單位。體素作為體積單位，它有三要素，即長、寬、高。通常CT中體素的長和寬都為1mm，高度或深度則根據(jù)層厚可分別為10、5、3、2、1mm等。

像素又稱像元，是構(gòu)成CT圖像最小的單位。它與體素相對應，體素的大小在CT圖像上的表現(xiàn)，即為像素。第29頁/共67頁2.2.2采集矩陣與顯示矩陣

矩陣是像素以二維方式排列的陣列，它與重建后圖像的質(zhì)量有關。在相同大小的采樣野中，矩陣越大像素也就越多，重建后圖像質(zhì)量越高。目前常用的采集矩陣大小基本為：512×512，另外還有256×256和1024×1024。

CT圖像重建后用于顯示的矩陣稱為顯示矩陣，通常為保證圖像顯示的質(zhì)量，顯示矩陣往往是等于或大于采集矩陣。通常采集矩陣為512×512的CT，顯示矩陣常為1024×1024。第30頁/共67頁2.2.3原始數(shù)據(jù)（RawData）

原始數(shù)據(jù)是CT掃描后由探測器接收到的信號，經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換后傳送給計算機，其間已轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號經(jīng)預處理后，尚未重建成橫斷面圖像的這部分數(shù)據(jù)被稱為原始數(shù)據(jù)。

2.2.4重建與重組

原始掃描數(shù)據(jù)經(jīng)計算機采用特定的算法處理，最后得到能用于診斷的一幅橫斷面圖像，該處理方法或過程被稱為重建或圖像的重建。

第31頁/共67頁重組是不涉及原始數(shù)據(jù)處理的一種圖像處理方法。如多平面圖像重組、三維圖像處理等。在以往英文文獻中，有關圖像的重建的概念也有些混淆，三維圖像處理有時也采用重建(reconstruction)一詞，實際上，目前CT的三維圖像處理基本都是在橫斷面圖像的基礎上，重新組合或構(gòu)筑形成三維影像。

由于重組是使用已形成的橫斷面圖像，因此重組圖像的質(zhì)量與已形成的橫斷面圖像有密切的關系，尤其是層厚的大小和數(shù)目。一般，掃描的層厚越薄、圖像的數(shù)目越多，重組的效果就越好。第32頁/共67頁2.2.5算法、重建函數(shù)核與濾波函數(shù)

算法是針對特定輸入和輸出的一組規(guī)則。算法的主要特征是不能有任何模糊的含義，所以算法規(guī)則描述的步驟必須是簡單、易操作并且概念明確，而且能夠由機器實施。另外，算法只能執(zhí)行限定數(shù)量的步驟。

重建函數(shù)核或稱重建濾波器、濾波函數(shù)。CT的掃描通常需包含一些必要的參數(shù)，有的參數(shù)可由操作人員選擇，有的則不能。重建函數(shù)核是一項重要的內(nèi)容，它是一種算法函數(shù)，并決定和影響了圖像的分辨力、噪聲等等。第33頁/共67頁●在CT臨床檢查中，可供CT圖像處理選擇的濾波函數(shù)一般可有高分辨力、標準和軟組織三種模式，有的CT機除這三種模式外，還外加超高分辨力和精細模式等。

●高分辨力模式實際上是一種強化邊緣、輪廓的函數(shù)，它能提高分辨力，但同時圖像的噪聲也相應增加。軟組織模式是一種平滑、柔和的函數(shù)，采用軟組織模式處理后，圖像的對比度下降，噪聲減少，密度分辨力提高。而標準模式則是沒有任何強化和柔和作用的一種運算處理方法。第34頁/共67頁2.2.6卷積(Convolution)

卷積是圖像重建運算處理的重要步驟。卷積處理通常需使用濾波函數(shù)來修正圖像，卷積結(jié)束后，形成一個新的用于圖像重建的投影數(shù)據(jù)。請參見“重建函數(shù)核”條。

2.2.7內(nèi)插(Interpolation)

內(nèi)插是采用數(shù)學方法在一已知某函數(shù)的兩端數(shù)值，估計該函數(shù)在兩端之間任一值的方法。CT掃描采集的數(shù)據(jù)是離散的、不連續(xù)的，需要從兩個相鄰的離散值求得其間的函數(shù)值。目前，很多螺旋CT都采用該方法作圖像的重建處理。內(nèi)插的方法有很多種，如線性內(nèi)插(單層螺旋掃描CT常用)、濾過內(nèi)插和優(yōu)化采樣掃描(多層螺旋掃描CT采用)第35頁/共67頁2.2.8準直寬度、層厚與有效層厚

準直寬度是指CT機球管側(cè)和病人側(cè)所采用準直器的寬度，在非螺旋和單層螺旋掃描方式時，所采用的準直器寬度決定了層厚的寬度，即層厚等于準直器寬度。但是，在多層螺旋掃描方式時，決定層厚的是所采用探測器排的寬度。

有效層厚指掃描時實際所得的層厚，由于設備制造的精確性原因，標稱1mm甚至0.5mm的層厚設備制造廠家無法做到如此精確，一般都有一定的誤差，其誤差范圍大約在10％～50％之間，層厚越小，誤差越大。一般，層厚的誤差與掃描所采用的方式和設備的類型無關。第36頁/共67頁2.2.9螺距(Pitch)

單層螺旋螺距的定義是：掃描機架旋轉(zhuǎn)一周檢查床運行的距離與射線束寬度的比值（參見螺旋掃描一節(jié)）。該比值(pitch)是掃描旋轉(zhuǎn)架旋轉(zhuǎn)一周床運動的這段時間內(nèi)，運動和層面曝光的百分比。在單層螺旋CT掃描中，床運行方向(Z軸)掃描的覆蓋率或圖像的縱向分辨力與螺距有關。

多層螺旋螺距的定義基本與單層螺旋相同：即掃描旋轉(zhuǎn)架旋轉(zhuǎn)一周檢查床運行的距離與全部射線束寬度的比值。第37頁/共67頁2.2.10掃描時間和周期時間

掃描時間是指X線球管和探測器陣列圍繞人體旋轉(zhuǎn)掃描一個層面所需的時間，常見的有全掃描（360°掃描），其它還有部分掃描（小于360°掃描）和過度掃描（大于360°掃描）。

從開始掃描、圖像的重建一直到圖像的顯示，這一過程稱為周期時間。

一般周期時間與上述因素有關，多數(shù)情況下是上述兩個因素的總和，但目前的CT機的計算機功能強大，并且都有并行處理和多任務處理的能力，所以，在一些特殊掃描方式情況下，掃描后的重建未結(jié)束，就可以開始下一次的掃描。所以，周期時間并非始終是掃描時間和重建時間之和。第38頁/共67頁2.2.11重建增量

重建增量或重建間距是螺旋掃描方式的專用術語，它的定義是：被重建圖像長軸方向的距離。通過采用不同的重建增量，可確定螺旋掃描被重建圖像層面的重疊程度，如重建增量小于層厚即為重疊重建。

重建增量大小與被重建圖像的質(zhì)量有關，即重建增量減小圖像的質(zhì)量改善，重疊重建可減少部分容積效應和改善3D后處理的圖像質(zhì)量。

第39頁/共67頁2.2.12重建時間

重建時間是指計算機的陣列處理器，將掃描原始數(shù)據(jù)重建成圖像所需的時間。

縮短重建時間也可減少病人的檢查時間，提高檢查效率，但與減少運動偽影無關。

重建時間與被重建圖像的矩陣大小有關，矩陣大，所需重建時間長；

另外，重建時間的長短也與陣列處理器的運算速度和計算機內(nèi)存容量的大小有關，陣列處理器的速度快、內(nèi)存的容量大，圖像重建的時間短。第40頁/共67頁2.2.13掃描視野和重建視野(FOV)

掃描野或稱有效視野，是掃描前設定的可掃描范圍。

根據(jù)各廠家的設置，掃描野可有一個或數(shù)個，大小范圍為16～50cm，一般單個掃描野的CT機，掃描野的大小在40～50cm之間。單掃描野的CT機，在定位相掃描后、正式掃描前，掃描野還可再次設置，以獲得診斷需要的CT掃描圖像，掃描完成后原始數(shù)據(jù)可再重建圖像。

該有效視野的大小仍可改變此時的有效視野大小稱為重建視野，理論上重建視野只能小于掃描野。第41頁/共67頁2.2.14時間分辨力

時間分辨力的主要含義是指掃描機架旋轉(zhuǎn)一周的時間，但在多層螺旋CT中，它還與掃描覆蓋范圍和重建方式有關，它也是影像設備的性能參數(shù)之一，并且與每幀圖像的采集時間、重建時間以及連續(xù)成像的能力有關。在CT中表示了設備的動態(tài)掃描功能，如在多層螺旋CT心臟成像時，時間分辨力的高低則決定了CT機在這方面臨床應用的適應性和范圍。第42頁/共67頁2.2.15層厚敏感曲線（SSP）

層厚敏感曲線的定義是CT掃描機沿長軸方向通過機架中心測量的點分布函數(shù)（PSF）的長軸中心曲線。和非螺旋CT相比，螺旋CT的層厚敏感曲線增寬，其半值寬度(FWHM)也相應增加，即螺旋掃描的實際層厚增加。

通常，在其它條件不變的情況下，層厚增加X線光子量也增加，并使噪聲降低和對比度增加，但也使Z軸方向的空間分辨力下降和部分容積效應增大。理想的SSP應為矩形，非螺旋CT的SSP接近矩形而螺旋CT的SSP呈鈴形分布曲線。第43頁/共67頁在螺旋掃描中，曲線的形狀隨螺距的增加而改變，此外曲線的形狀也隨采用內(nèi)插算法的不同而改善，如采用180°線性內(nèi)插可明顯改善曲線的形狀。SSP對圖像中的高對比度和低對比度的長軸分辨力都很重要，它可影響小病灶的顯示。具體地說，當病灶直徑小于層厚寬度時，小病灶的CT值與背景的比值會降低。當SSP偏離理想的矩形，并且螺旋掃描采用較高的床速和360°線性內(nèi)插算法，這種負作用更明顯。但不管螺距的大小，這種負作用可由采用180°線性內(nèi)插算法而大為減少。第44頁/共67頁2.2.16球管熱容量和散熱率

X線球管的熱容量大，表示可承受的工作電流大，連續(xù)工作的時間可以延長。所以，CT機所用的球管熱容量越大越好。

與球管性能指標有關的還有散熱率，同樣散熱率越高，該球管的性能越好?，F(xiàn)代的螺旋CT掃描機，對球管的要求更高，因為以前的掃描是逐層進行，層與層掃描之間還可用于散熱，現(xiàn)今的螺旋掃描一般都要連續(xù)掃描幾十秒，甚至一百秒以上，所以必須要求球管有一個良好的熱容量和散熱率性能。

熱容量和散熱率的單位分別是MHU和kHU。第45頁/共67頁2.2.17部分容積效應

在CT中，部分容積效應主要有兩種現(xiàn)象：部分容積均化和部分容積偽影。

CT成像時CT值的形成和計算，是根據(jù)被成像組織體素的線性衰減系數(shù)計算的，如果某一體素內(nèi)只包含一種物質(zhì)，CT值只對該單一物質(zhì)進行計算。但是，如果一個體素內(nèi)包含有三個相近組織，如血液(CT值為40)、灰質(zhì)(CT值為43)、和白質(zhì)(CT值為46)，那么該體素CT值的計算是將這三種組織的CT值平均，最后上述測量的CT值被計算為43。CT中的這種現(xiàn)象被稱為“部分容積均化”。

第46頁/共67頁部分容積現(xiàn)象由于被成像部位組織構(gòu)成的不同可產(chǎn)生部分容積偽影，如射線束只通過一種組織，得到的CT值就是該物質(zhì)真實的CT值；射線束如同時通過衰減差較大的骨骼和軟組織，CT值就要根據(jù)這兩種物質(zhì)平均計算，由于該兩種組織的衰減差別過大，導致CT圖像重建時計算產(chǎn)生誤差，部分投影于掃描平面并產(chǎn)生偽影被稱為部分容積偽影。

部分容積偽影的形狀可因物體的不同而有所不同，一般在重建后橫斷面圖像上可見條形、環(huán)形或大片干擾的偽像，部分容積偽影最常見和典型的現(xiàn)象是在頭顱橫斷面掃描時顳部出現(xiàn)的條紋狀偽影，又被稱為‘Houndsfield’氏偽影，這種現(xiàn)象也與射線硬化作用有關。第47頁/共67頁2.2.18周圍間隙現(xiàn)象

相鄰兩個不同密度組織的交界部分如處于同一層面內(nèi)，即同一層厚內(nèi)垂直方向同時包含這兩種組織，CT圖像上顯示的這兩種組織的交界處CT值會失真，同時交界處這兩種組織變得模糊不清，這種由于射線衰減吸收差引起的圖像失真和CT值改變，稱為周圍間隙現(xiàn)象。

在兩種組織差別較大時，密度高的組織邊緣CT值偏低，而密度低的組織邊緣CT值偏高；當密度差別較小的組織相鄰時，因其交界處影像不清，使圖像上的微小密度差別難以辨別。周圍間隙實質(zhì)上也是一種部分容積效應。第48頁/共67頁2.2.19常規(guī)/普通與螺旋CT掃描方式

在螺旋掃描方式出現(xiàn)之前，只有一種掃描方式，故不存在CT掃描方式的區(qū)別問題。自螺旋CT掃描方式出現(xiàn)以后，為了與非螺旋CT掃描方式的區(qū)別，人們有時把非螺旋掃描方式稱為普通或常規(guī)CT掃描，但目前較規(guī)范的、對螺旋CT機出現(xiàn)以前的逐層掃描方式通稱為非螺旋CT掃描方式。第49頁/共67頁2.2.20逐層掃描與容積掃描

逐層掃描（又稱序列掃描）和容積掃描分別表示兩種不同的掃描方式。逐層掃描是非螺旋CT掃描的基本方式。在該掃描方式中，掃描一層圖像機架一般需旋轉(zhuǎn)360°，稱為全掃描。部分掃描機架一般旋轉(zhuǎn)240°采集一層圖像。

逐層掃描方式的特點是：掃描層厚和層距設定后，每掃描一層，檢查床移動一定的距離，然后作下一次掃描，如此往復循環(huán)直至完成預定的掃描范圍。早期電纜式CT和現(xiàn)在滑環(huán)式CT都可采用逐層掃描方式，尤其是滑環(huán)式CT，它既可作逐層掃描也可作容積掃描。第50頁/共67頁螺旋CT尤其是多層螺旋CT出現(xiàn)后，逐層掃描方式逐漸被螺旋掃描方式替代。目前，僅顱腦、CT介入穿刺等一些檢查中，仍使用逐層掃描方式。

螺旋CT掃描通常都采用容積掃描方式，它通常以人體部位的一個器官或一個區(qū)段為單位作連續(xù)的容積采集。這兩種掃描無論是掃描方式上，還是成像的質(zhì)量方面都有較大的區(qū)別。第51頁/共67頁2.2.21縱向分辨力

過去與CT有關的質(zhì)量參數(shù)主要由空間分辨力和密度分辨力表示?？臻g分辨力主要表示CT掃描成像平面上的分辨能力（或稱為平面內(nèi)分辨力，也有稱為橫向分辨力，即X、Y方向）。在螺旋CT掃描方式出現(xiàn)后，由于多平面和三維的成像質(zhì)量提高，出現(xiàn)了應用上的一個新概念即縱向分辨力。

縱向分辨力的含義是掃描床移動方向或人體長軸方向的圖像分辨力，它表示了CT機多平面和三維成像的能力?？v向分辨力的優(yōu)與劣，其結(jié)果主要涉及與人體長軸方向有關的圖像質(zhì)量，例如矢狀或冠狀位的多平面圖像重組。第52頁/共67頁2.2.22物體對比度和圖像對比度

物體對比度是相鄰兩個物體之間在圖像中的顯示能力，在CT成像中，其與物體的大小、物體的原子序數(shù)、物體的密度、重建的算法和窗的設置有關。CT值大于100HU時的對比度差，稱為高對比度；CT值小于10HU時的對比度差，稱為低對比度。

圖像對比度是重建后的圖像與CT值有關的亮度差（DH）。它與射線衰減后CT值的高低以及接受器亮度的調(diào)節(jié)有關。第53頁/共67頁2.2.23接受器分辨力

接受器分辨力包括圖像監(jiān)視器和膠片，它們很容易與空間分辨力與密度分辨力相混淆。

CT中的空間分辨力概念只指CT機本身由于系統(tǒng)接收和傳遞過程中所產(chǎn)生的分辨力，它與接收器的分辨力無關；但是接收器分辨力的優(yōu)劣也影響CT機的空間分辨力，如果監(jiān)視器或膠片的分辨力低于CT機的分辨力，那么再高的系統(tǒng)分辨力也無法在圖像上得到體現(xiàn)。第54頁/共67頁2.2.24動態(tài)范圍

動態(tài)范圍是指最大的響應值與最小可探測值之間的比值，其響應與轉(zhuǎn)換的效率通常與接受器所采用的物質(zhì)有關。CT探測器中鎢酸鈣的吸收轉(zhuǎn)換效率是99％，動態(tài)范圍是1000000:1。

2.2.25零點漂移

CT成像的整個過程中，是一個系列的、多部件參與的過程。成像中的主要部件如探測器之間由于存在掃描參數(shù)和余輝時間的差異，以及X線輸出量的變化，CT機執(zhí)行下一次掃描時各通道的X線量輸出也不相同，有的通道是零，而另一些可能會是正數(shù)或負數(shù)，導致探測器接收到的空氣CT值不是－1000，這種現(xiàn)象被稱為探測器的零點漂移。第55頁/共67頁2.2.26頭先進和足先進

頭先進和足先進是CT檢查體位擺放的專用術語。頭先進含義是檢查床運行時，頭朝向掃描機架方向，掃描從頭方向往下（朝向足）；而足先進則表示檢查床運行時，足朝向掃描機架方向，掃描則從足方向往上（朝向頭）。

2.2.27掃描覆蓋率

掃描覆蓋率與多層螺旋掃描方式有關，含義是指機架旋轉(zhuǎn)一周掃描覆蓋的范圍，在相同的掃描時間內(nèi)，掃描的覆蓋范圍又稱掃描覆蓋率。掃描覆蓋率的大小主要取決于以下兩個因素：一是掃描所使用探測器陣列的寬度，二是掃描機架旋轉(zhuǎn)一周的速度。因掃描機架的旋轉(zhuǎn)時間不相同，乘以一次掃描所用的總時間，即為掃描覆蓋率。第56頁/共67頁3.1.4單層螺旋CT的圖像重建

由于非螺旋掃描，X射線是以不同的方向通過病人獲取投影數(shù)據(jù)，并利用平面投影數(shù)據(jù)由計算機重建成像，因此非螺旋掃描每一層的投影數(shù)據(jù)是一個完整的圓形閉合環(huán)，而螺旋掃描每一層的圓形閉合環(huán)則有偏差。

螺旋掃描是在檢查床移動中進行，覆蓋360度角的數(shù)據(jù)用常規(guī)方式重建會出現(xiàn)運動偽影。為了消除運動偽影，必須采用數(shù)據(jù)預處理后的圖像重建方法，從螺旋掃描數(shù)據(jù)中合成平面數(shù)據(jù)，這種數(shù)據(jù)預處理方法被稱為線性內(nèi)插法。線性內(nèi)插的含義是：螺旋掃描數(shù)據(jù)段的任意一點，可以采用相鄰兩點掃描數(shù)據(jù)通過插值，然后再采用非螺旋CT掃描的圖像重建方法，重建一幅螺旋掃描的平面圖像。第57頁/共67頁目前最常用的數(shù)據(jù)內(nèi)插方式線性內(nèi)插方法有兩種。它們是360°線性內(nèi)插和180°線性內(nèi)插。360°線性內(nèi)插算法在螺旋掃描方法出現(xiàn)的早期被使用，它是采用360°掃描數(shù)據(jù)向外的兩點通過內(nèi)插形成一個平面數(shù)據(jù)。這種內(nèi)插方法的主要缺點是由于層厚敏感曲線（SSP）增寬，使圖像的質(zhì)量有所下降。

180°線性內(nèi)插是采用靠近重建平面的兩點掃描數(shù)據(jù)，通過內(nèi)插形成新的平面數(shù)據(jù)。180°線性內(nèi)插和360°線性內(nèi)插這兩種方法最大的區(qū)別是，180°線性內(nèi)插采用了第二個螺旋掃描的數(shù)據(jù)，并使第二個螺旋掃描數(shù)據(jù)偏移了180°的角，從而能夠靠近被重建的數(shù)據(jù)平面。這種方法能夠改善SSP，提高成像的分辨力，進而改善了重建圖像的質(zhì)量。第58頁/共67頁3.2.3多層螺旋CT的圖像重建

3.2.3.1概念

多層螺旋掃描的圖像重建預處理，基本是一種線性內(nèi)插方法的擴展應用。

但是，由于多層螺旋掃描探測器排數(shù)增加，X球管發(fā)出的是孔束射線而不是以前的扇形束，它的射線路徑加長，射線束的傾斜度也加大，在橫斷面圖像的重建平面沒有可利用的垂直射線。另外，由于采用多排探測器和掃描時檢查床的快速移動，如果掃描螺距比值選擇不當，會使一部分直接成像數(shù)據(jù)與補充成像數(shù)據(jù)交迭，使可利用的成像數(shù)據(jù)減少，圖像質(zhì)量衰退。第59頁/共67頁為了避免上述可能出現(xiàn)的情況，多層螺旋的掃描和圖像重建，一般要注意螺距的選擇并在重建時作一些必要的修正。

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