CT技師上崗考試原理部分指南

CT技師上崗考試指南

原理部分2.1CT成像的基本原理

CT是醫(yī)學(xué)影像領(lǐng)域最早使用數(shù)字化成像的設(shè)備。

CT圖像的基本特征可用兩個(gè)詞概括：即“數(shù)字化”和“體積信息”。數(shù)字化圖像的最小單位為像素；而無(wú)論層厚大小，橫斷面的掃描層面始終是一個(gè)三維的體積概念。

根據(jù)雷登（J.H.Radon）的數(shù)字成像基本原理，一幅人體層面的圖像可從任意方向產(chǎn)生，但目前CT成像所采用的方式是橫斷面成像。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(guò)病人后的X射線由于X線透過(guò)物體后的衰減差，形成一幅射線衰減強(qiáng)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(shí)別，用于醫(yī)學(xué)影像診斷。

●與CT比較，普通X線攝影有一些缺點(diǎn)。首先是影像重疊，因?yàn)槠胀╔線攝影是利用近似為點(diǎn)狀的X射線源發(fā)出X射線，通過(guò)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(guò)一個(gè)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。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(duì)密度差別不大的臟器如肝、胰等大部分組織臟器則無(wú)法顯示，或須借助對(duì)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(wú)法區(qū)分總體質(zhì)量相同數(shù)量有所不同的變化，如一個(gè)物體體積相同，但物質(zhì)的密度和原子序數(shù)不同；另一個(gè)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。

●普通體層攝影是X線球管和膠片同時(shí)相向運(yùn)動(dòng)，而中間作為支撐的某一點(diǎn)則固定不動(dòng)，結(jié)果使得支撐點(diǎn)（欲觀察平面）層面圖像清晰，相應(yīng)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(gè)缺點(diǎn)，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(diǎn)是密度分辨力較差，它們無(wú)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?！褡鳛閄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(qiáng)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(duì)比度和灰度則無(wú)法調(diào)節(jié)。

●普通X線攝影的成像方式是，在X線行進(jìn)方向上射線衰減強(qiáng)度的疊加投影，其最終在接受介質(zhì)顯示的是一個(gè)總和密度或衰減值；而CT或?qū)用娉上駝t是直接計(jì)算層面中的每一個(gè)體素值，各個(gè)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?！裼捎谄胀╔線攝影成像方式的限制，上述普通X線攝影的三大缺點(diǎn)，采用任何改進(jìn)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(wú)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(gè)方面的內(nèi)容：從不同方向檢測(cè)射線通過(guò)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(jì)算無(wú)重疊的圖像。

●普通X線攝影中，通過(guò)物體后的射線衰減強(qiáng)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(guò)物體后的射線衰減強(qiáng)度被記錄，而且從X射線源至探測(cè)器之間未通過(guò)物體的原發(fā)射線也被記錄，并用于計(jì)算每一條射線的衰減值。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(guò)程與X線的基本特性有關(guān)。

●X射線通過(guò)病人后產(chǎn)生衰減，根據(jù)LambertBeer定律衰減，其通過(guò)人體組織后的光子與源射線是一個(gè)指數(shù)關(guān)系，在CT成像中是利用了衰減的射線并重建成一個(gè)指定層面的圖像。衰減是射線通過(guò)一個(gè)物體后強(qiáng)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(qiáng)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(guān)?！裨谝粍蛸|(zhì)的物體中，X線的衰減與該物質(zhì)的行進(jìn)距離成正比。這是X線通過(guò)均勻物質(zhì)時(shí)的強(qiáng)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(shí)際應(yīng)用中的情況則以多能譜射線為主。

●多能射線譜通過(guò)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(guò)物體后的射線硬化。在實(shí)際應(yīng)用中，我們不能簡(jiǎn)單地將等式I=I0e

-μd直接應(yīng)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(lái)滿足這一等式。

●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(yīng)，那么多能射線通過(guò)一個(gè)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??；康普頓效應(yīng)是發(fā)生在軟組織中，在密度有差別的組織中康普頓效應(yīng)的作用則有所不同。另外，光電作用與射線能量大小有關(guān)，而康普頓效應(yīng)并非像光電作用那樣隨能量的增加而增加。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(guò)人體后，產(chǎn)生足以形成圖像的信號(hào)被探測(cè)器接收，同時(shí)，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(guān)。

●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(shè)備，其中，對(duì)射線束的要求包括它的形狀、大小、運(yùn)動(dòng)的路徑和方向?！馛T的成像是透射射線按照特定的方式通過(guò)被成像的人體橫斷面，探測(cè)器接收穿過(guò)人體的射線，將射線衰減信號(hào)送給計(jì)算機(jī)處理，經(jīng)計(jì)算機(jī)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(jī)，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(cè)器同時(shí)接收采樣數(shù)據(jù)，然后掃描機(jī)架停止旋轉(zhuǎn)，病人床移到下一個(gè)掃描層面，重復(fù)進(jìn)行下一次掃描，一直到全部預(yù)定的部位掃描完成。其間每一次只掃描一個(gè)層面。容積數(shù)據(jù)采集法是螺旋CT掃描時(shí)采用的方法，即病人屏住呼吸的同時(shí)，掃描機(jī)架單向連續(xù)旋轉(zhuǎn)X線球管曝光，病人床同時(shí)不停頓單向移動(dòng)并采集數(shù)據(jù)，其采集的是一個(gè)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(cè)器圍繞病人旋轉(zhuǎn)，根據(jù)不同的空間位置，探測(cè)器依據(jù)穿過(guò)病人的衰減射線采集數(shù)據(jù)，這一相對(duì)衰減值可由下式計(jì)算：

源射線強(qiáng)度（I0）

相對(duì)衰減值

=ln

衰減后射線強(qiáng)度（I）

●一般來(lái)說(shuō)，一幅CT圖像需要幾百個(gè)采樣數(shù)據(jù)，而每一個(gè)采樣數(shù)據(jù)由相當(dāng)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(guān)系式：

衰減射線總量

=

采樣數(shù)×每次采樣射線量2.1.3.2

對(duì)CT數(shù)據(jù)采樣過(guò)程中的注意點(diǎn)

在理解采樣過(guò)程中，我們還必須注意下述的情況：

●X線球管與探測(cè)器是一個(gè)精確的準(zhǔn)直系統(tǒng)；

●球管和探測(cè)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(guò)有效濾過(guò)的；

●射線束的寬度是根據(jù)層厚大小設(shè)置嚴(yán)格準(zhǔn)直的；

●探測(cè)器接收的是透過(guò)人體后的衰減射線；

●探測(cè)器將接收到的衰減射線轉(zhuǎn)換為電信號(hào)（模擬信號(hào)）；CT掃描成像的基本過(guò)程是由X射線管發(fā)出的X射線經(jīng)準(zhǔn)直器準(zhǔn)直后，以窄束的形式透過(guò)人體被探測(cè)器接收，并由探測(cè)器進(jìn)行光電轉(zhuǎn)換后送給數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)進(jìn)行邏輯放大，而后通過(guò)模數(shù)轉(zhuǎn)換器作模擬信號(hào)和數(shù)字信號(hào)的轉(zhuǎn)換，由信號(hào)傳送器送給計(jì)算機(jī)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(hào)，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(jì)算機(jī)硬盤，或送到激光相機(jī)拍攝成照片供診斷使用。2.1.3.3

CT圖像形成的步驟

●病人被送入機(jī)架后，X線球管和探測(cè)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(zhǔn)直器高度準(zhǔn)直。

●射線通過(guò)病人后，源射線被衰減，衰減的射線由探測(cè)器接收。探測(cè)器陣列有兩部分組成，前組探測(cè)器主要是測(cè)量源射線的強(qiáng)度，后組探測(cè)器記錄通過(guò)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(hào)，由放大電路進(jìn)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(jìn)行計(jì)算、放大。

●經(jīng)計(jì)算后的數(shù)據(jù)送給計(jì)算機(jī)前，還需由模數(shù)轉(zhuǎn)換器將模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，然后再由數(shù)據(jù)傳送器將數(shù)據(jù)傳送給計(jì)算機(jī)。

●計(jì)算機(jī)開始處理數(shù)據(jù)。數(shù)據(jù)處理過(guò)程包括校正和檢驗(yàn)，校正是去除探測(cè)器接收到的位于預(yù)定標(biāo)準(zhǔn)偏差以外的數(shù)據(jù)；檢驗(yàn)是將探測(cè)器接受到的空氣參考信號(hào)和射線衰減信號(hào)進(jìn)行比較。校正和檢驗(yàn)是利用計(jì)算機(jī)軟件重新組合原始數(shù)據(jù)。

●通過(guò)陣列處理器的各種校正后，計(jì)算機(jī)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(jì)算機(jī)采用濾過(guò)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(shí)儲(chǔ)存，或交激光相機(jī)攝制成照片。2.1.4

CT值的計(jì)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(shè)定的、專用于CT的計(jì)量單位，是重建圖像中一個(gè)像素的數(shù)值。在實(shí)際應(yīng)用中該值是一個(gè)相對(duì)值，并以水的衰減系數(shù)作為參考。CT值的計(jì)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)。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(guān)，每一個(gè)對(duì)應(yīng)的數(shù)值都可用相應(yīng)的灰階表示。一般地說(shuō)，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(shí)際應(yīng)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(gè)相對(duì)吸收系數(shù)標(biāo)尺。后來(lái)CT在臨床上的作用被確認(rèn)后，人們?yōu)榱思o(jì)念亨斯菲爾德的不朽功績(jī)，將這一尺度單位命名為HU，現(xiàn)在臨床應(yīng)用中，均采用HU作為CT值的測(cè)量單位。2.1.4.3

CT值的實(shí)際計(jì)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(shí)，水的線性衰減系數(shù)可分別為0.206,0.180和0.166，同時(shí)光子能量大小也會(huì)影響CT值。

通常，CT值的計(jì)算是根據(jù)73keV時(shí)的電子能計(jì)算的，即CT掃描時(shí)有效射線能為230kVp，通過(guò)27cm厚的水模后得到的電子能。CT掃描一般都使用較高的千伏值（120～140），這主要是因?yàn)椋?/p>

●減少光子能的吸收衰減系數(shù)；

●降低骨骼和軟組織的對(duì)比度；

●增加穿透率，使探測(cè)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(cè)器的響應(yīng)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(jī)中采取了一些措施，如CT值校正程序，從而保證了CT值的準(zhǔn)確性。2.1.5.1CT窗口技術(shù)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(jì)算機(jī)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(gè)像素。

由于任意掃描厚度的層厚都具有一定的深度，對(duì)于一個(gè)二維的矩陣而言，層厚是一個(gè)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(yīng)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(dá)探測(cè)器，能被用于圖像重建的有效照射范圍。根據(jù)已知的掃描野和矩陣大小，我們還可以利用下式計(jì)算出像素的大?。?/p>

掃描野

像素尺寸(d)=

矩陣尺寸

一般，CT機(jī)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(guān)。

CT掃描圖像的形成是X射線透過(guò)人體后的衰減，其數(shù)字矩陣中的每一個(gè)像素都可由相應(yīng)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(shí)包含了這兩個(gè)要素。因而，CT圖像的每一個(gè)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(shí)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(gè)比特（212＝4096），即CT值范圍從-1024HU至3071HU。由于無(wú)論是視頻監(jiān)視器甚至膠片都無(wú)法在一幅圖像上同時(shí)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(shù)或窗寬、窗位調(diào)節(jié)。一般而言，人眼識(shí)別灰階的能力大約在60級(jí)左右。在上述全灰度標(biāo)尺范圍內(nèi)，只有當(dāng)兩個(gè)像素的灰度相差60HU時(shí)，人眼才能分辨出它們之間的黑白差，這相當(dāng)于在全灰度范圍內(nèi)把從全黑到全白的灰階只分成68個(gè)級(jí)差。目前，CT顯示系統(tǒng)灰階顯示的設(shè)定一般都不超過(guò)256個(gè)灰階。

窗寬和窗位的調(diào)節(jié)在CT機(jī)中通常受操作臺(tái)控制，調(diào)節(jié)窗寬窗位旋鈕能改變圖像的灰度和對(duì)比度，窗寬增加灰階數(shù)增加，灰階變長(zhǎng)，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(shù)，它能抑制或去除噪聲和無(wú)用的信息，增強(qiáng)顯示有用的信息，但無(wú)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(lái)圖像中已存在的信息。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(wú)法顯示如此多的灰階，在實(shí)際應(yīng)用中，我們常把顯示灰階（窗寬）設(shè)定在某個(gè)范圍內(nèi)。在顯示窗中，已設(shè)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(duì)比度降低，而窗寬減小圖像對(duì)比度增高。窗位需根據(jù)不同的組織器官相應(yīng)調(diào)節(jié)，通常按照所需顯示組織或器官的平均CT值設(shè)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(shè)定除了確定圖像灰階顯示的位置外，還將影響圖像的亮度。

2.1.5.2窗寬、窗位及其使用原則

根據(jù)窗寬和窗位的設(shè)計(jì)概念，我們可以計(jì)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(shè)置的CT值范圍，用數(shù)學(xué)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(dāng)窗寬和窗位中某一設(shè)定不變而變化另一設(shè)置時(shí)，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。●雙窗是一種最普通的非線性窗。它的優(yōu)點(diǎn)是能把兩種不同類型的軟組織同時(shí)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(diǎn)是：在兩種窗設(shè)置的移行區(qū)會(huì)形成一個(gè)邊緣效應(yīng)，對(duì)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(lái)區(qū)分組織密度較為接近的圖像，如顱腦、肝臟2.2CT的基本概念和術(shù)語(yǔ)

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(shè)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(zhǎng)、寬、高。通常CT中體素的長(zhǎng)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(duì)應(yīng)，體素的大小在CT圖像上的表現(xiàn)，即為像素。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(guān)。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。2.2.3原始數(shù)據(jù)（RawData）

原始數(shù)據(jù)是CT掃描后由探測(cè)器接收到的信號(hào)，經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換后傳送給計(jì)算機(jī)，其間已轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)經(jīng)預(yù)處理后，尚未重建成橫斷面圖像的這部分?jǐn)?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(jì)算機(jī)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(guò)程被稱為重建或圖像的重建。

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(xiàn)中，有關(guān)圖像的重建的概念也有些混淆，三維圖像處理有時(shí)也采用重建(reconstruction)一詞，實(shí)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(chǔ)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(guān)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。2.2.5算法、重建函數(shù)核與濾波函數(shù)

算法是針對(duì)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(jiǎn)單、易操作并且概念明確，而且能夠由機(jī)器實(shí)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(xiàng)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。●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(biāo)準(zhǔn)和軟組織三種模式，有的CT機(jī)除這三種模式外，還外加超高分辨力和精細(xì)模式等。

●高分辨力模式實(shí)際上是一種強(qiáng)化邊緣、輪廓的函數(shù)，它能提高分辨力，但同時(shí)圖像的噪聲也相應(yīng)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(duì)比度下降，噪聲減少，密度分辨力提高。而標(biāo)準(zhǔn)模式則是沒有任何強(qiáng)化和柔和作用的一種運(yùn)算處理方法。2.2.6卷積(Convolution)

卷積是圖像重建運(yùn)算處理的重要步驟。卷積處理通常需使用濾波函數(shù)來(lái)修正圖像，卷積結(jié)束后，形成一個(gè)新的用于圖像重建的投影數(shù)據(jù)。請(qǐng)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(xué)方法在一已知某函數(shù)的兩端數(shù)值，估計(jì)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(gè)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(guò)內(nèi)插和優(yōu)化采樣掃描(多層螺旋掃描CT采用)2.2.8準(zhǔn)直寬度、層厚與有效層厚

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

有效層厚指掃描時(shí)實(shí)際所得的層厚，由于設(shè)備制造的精確性原因，標(biāo)稱1mm甚至0.5mm的層厚設(shè)備制造廠家無(wú)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(shè)備的類型無(wú)關(guān)。2.2.9螺距(Pitch)

單層螺旋螺距的定義是：掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周檢查床運(yùn)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(yùn)動(dòng)的這段時(shí)間內(nèi)，運(yùn)動(dòng)和層面曝光的百分比。在單層螺旋CT掃描中，床運(yùn)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(guān)。

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(yùn)行的距離與全部射線束寬度的比值。2.2.10掃描時(shí)間和周期時(shí)間

掃描時(shí)間是指X線球管和探測(cè)器陣列圍繞人體旋轉(zhuǎn)掃描一個(gè)層面所需的時(shí)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(guò)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(guò)程稱為周期時(shí)間。

一般周期時(shí)間與上述因素有關(guān)，多數(shù)情況下是上述兩個(gè)因素的總和，但目前的CT機(jī)的計(jì)算機(jī)功能強(qiáng)大，并且都有并行處理和多任務(wù)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(shí)間并非始終是掃描時(shí)間和重建時(shí)間之和。2.2.24動(dòng)態(tài)范圍

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

2.2.25零點(diǎn)漂移

CT成像的整個(gè)過(guò)程中，是一個(gè)系列的、多部件參與的過(guò)程。成像中的主要部件如探測(cè)器之間由于存在掃描參數(shù)和余輝時(shí)間的差異，以及X線輸出量的變化，CT機(jī)執(zhí)行下一次掃描時(shí)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(huì)是正數(shù)或負(fù)數(shù)，導(dǎo)致探測(cè)器接收到的空氣CT值不是－1000，這種現(xiàn)象被稱為探測(cè)器的零點(diǎn)漂移。2.2.26頭先進(jìn)和足先進(jìn)

頭先進(jìn)和足先進(jìn)是CT檢查體位擺放的專用術(shù)語(yǔ)。頭先進(jìn)含義是檢查床運(yùn)行時(shí)，頭朝向掃描機(jī)架方向，掃描從頭方向往下（朝向足）；而足先進(jìn)則表示檢查床運(yùn)行時(shí)，足朝向掃描機(jī)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(guān)，含義是指機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周掃描覆蓋的范圍，在相同的掃描時(shí)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(gè)因素：一是掃描所使用探測(cè)器陣列的寬度，二是掃描機(jī)架旋轉(zhuǎn)一周的速度。因掃描機(jī)架的旋轉(zhuǎn)時(shí)間不相同，乘以一次掃描所用的總時(shí)間，即為掃描覆蓋率。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(guò)病人獲取投影數(shù)據(jù)，并利用平面投影數(shù)據(jù)由計(jì)算機(jī)重建成像，因此非螺旋掃描每一層的投影數(shù)據(jù)是一個(gè)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(dòng)中進(jìn)行，覆蓋360度角的數(shù)據(jù)用常規(guī)方式重建會(huì)出現(xiàn)運(yùn)動(dòng)偽影。為了消除運(yùn)動(dòng)偽影，必須采用數(shù)據(jù)預(yù)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(yù)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(diǎn)，可以采用相鄰兩點(diǎn)掃描數(shù)據(jù)通過(guò)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。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(diǎn)通過(guò)內(nèi)插形成一個(gè)平面數(shù)據(jù)。這種內(nèi)插方法的主要缺點(diǎn)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(diǎn)掃描數(shù)據(jù)，通過(guò)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(gè)螺旋掃描的數(shù)據(jù)，并使第二個(gè)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(jìn)而改善了重建圖像的質(zhì)量。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(yù)處理，基本是一種線性內(nèi)插方法的擴(kuò)展應(yīng)用。

但是，由于多層螺旋掃描探測(cè)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(zhǎng)，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(cè)器和掃描時(shí)檢查床的快速移動(dòng)，如果掃描螺距比值選擇不當(dāng)，會(huì)使一部分直接成像數(shù)據(jù)與補(bǔ)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。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(shí)作一些必要的修正。

多層螺旋CT掃描與單層螺旋CT相比，掃描采用的射線束已超越扇形束的范圍，被稱之為孔束（或錐形束）射線。由于射線束的形狀改變，因此在圖像重建中產(chǎn)生了一些新的問(wèn)題，最主要的是掃描長(zhǎng)軸方向梯形邊緣射線的處理。3.2.3.2重建預(yù)處理類型與方法

⑴重建預(yù)處理類型

目前多層螺旋CT圖像重建預(yù)處理主要有兩種處理類型，一種是圖像重建預(yù)處理不考慮孔束邊緣的預(yù)處理，另一種是在圖像預(yù)處理中將孔束邊緣部分的射線一起計(jì)算。4層螺旋CT掃描儀大部分采用不考慮孔束邊緣的預(yù)處理。

⑵重建預(yù)處理方法

根據(jù)各生產(chǎn)廠商采用方法的不同，通常有以下幾種重建預(yù)處理方法：

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