多層螺旋CT的原理與技術

第1章多層螺旋CT的原理與技術

近年來，隨著CT成像能力的迅速發(fā)展，臨床應用特別是CT血管成像技術的臨床應用不

斷拓寬。只有掌握CT運行的基本原理，才能更好地理解CT血管成像（CTA）的潛力和限度

第一節(jié)CT的成像原理與結構

一、CT成像的基本原理

圖1-1CT的成像原理。

常規(guī)X線平片或透視是利用人體內(nèi)不同密度組織對于X線穿透后吸收能力不同的原理成

像的。當X線透過人體后，因不同部位衰減程度不同，而在膠片或熒光屏上形成相應組織或

器官的圖像。CT仍然是利用X線的穿透性來成像。為了解決常規(guī)X線成像中不同臟器的空間

重疊問題，CT采用高度準直的X線束圍繞身體某一厚度的特定層面進行掃描，掃描過程中

由靈敏的檢測器記錄下X線穿透此層面后的衰減信息。由模擬-數(shù)字轉換器將此模擬信息轉

換成數(shù)字信息，然后輸入電子計算機（圖1-1）。

依照物理學原理，X線穿透人體組織后會產(chǎn)生衰減，衰減的程度與物質(zhì)的密度和厚度有

關。人體組織所構成的物質(zhì)不同，因此對透射的X線可產(chǎn)生不同程度的衰減，稱為“衰減系

數(shù)”不同。假設X線的初始強度為Io,組織的厚度為d,衰減系數(shù)中衰減后的X線強度為I,則

1=5

CT設備成像中，X線束“掃描”一個成像層面意味著從不同角度透射人體，得到可滿足重

建數(shù)據(jù)所要求的多個投影信息。每個方向上投射的X線都將穿過層面內(nèi)投射軌跡上的所有體

素，到達檢測器時，受到的衰減將是各體素衰減作用的總和，以衰減系數(shù)N表示，則

(gl+|a2+|J3+lJ4)d

I=Ioe'-……D1=l

D2=2

D3=3

D4=4

圖1-2CT投影與重建。

掃描中，隨著不斷地改變投影角度，則得到各個投影方向上的大量數(shù)據(jù)集合，通過計

算機實施相應的重建數(shù)學運算，最終可得到層面內(nèi)每個像素的X線衰減信息（圖1-2）。這

些X線衰減數(shù)據(jù)即組成數(shù)字矩陣，為了使圖像直觀化，此數(shù)字矩陣經(jīng)數(shù)字-模擬轉換后，以

由黑至白的不同灰階表示層面內(nèi)不同位置組織所造成的X線衰減強度，即將每一像素的X線

衰減系數(shù)轉換為相應的灰度值，可通過圖像顯示器輸出就得到所成像層面的圖像，這樣此

層面內(nèi)的諸解剖結構就可清晰地顯示出來。

二、CT的基本結構

雖然目前CT設備經(jīng)過30多年的發(fā)展，出現(xiàn)多種設備類型，但是CT的主要結構組成從功

能組成上依然分為以下四部分：掃描部分、計算機系統(tǒng)、操作控制部分以及圖像的存儲與

顯示系統(tǒng)。

1.掃描部分

包括X線發(fā)生系統(tǒng)、準值器、檢測系統(tǒng)、掃描架以及檢查床等。主要結構包括：

Q）X線發(fā)生系統(tǒng)

此部分的基本功能是提供成像所需的穩(wěn)定X線束，包括X線球管、高壓發(fā)生器和冷卻系

統(tǒng)等。CT機的X線球管，一般采用旋轉陽極球管。球管焦點較小，約0.6~2mm大小。球管的

熱容量均較大，最新的可達500萬熱力單位，以適應連續(xù)大范圍掃描的需要。為保證CT機球

管的正常工作，還需要輔助的高壓發(fā)生器提供一個穩(wěn)定的高壓以及相應的球管的冷卻系統(tǒng)

O

（2）準值器

位于球管的X線出口處，為窄縫樣設計，可根據(jù)掃描要求調(diào)整為不同的寬度，用以對特

定厚度的某部位進行成像。

（3）檢測系統(tǒng)

包括位于掃描架內(nèi)的檢測器、檢測回路和模數(shù)轉換器等，其主要任務是檢測人體對X線

的吸收量。

檢測器分為氣體和固體兩大類。較早期的設備多使用氣體檢測器，其采用氣體電離的

原理，當X線使氣體產(chǎn)生電離時測量所產(chǎn)生電流的大小來反映X線強度的大小。常用氣體為

債氣。固體檢測器，當接收X線能量時可將其轉換電信號，進行光電換能。包括閃爍晶體檢

測器等，閃爍晶體有碘化鈉、碘化鈉、鴇酸鎘和楮酸鈿等，但是早期的檢測器在能量轉換

時損失較大；而目前使用較多的稀土陶瓷檢測器的光電轉換效率大為提高。

檢測器、CT球管以及準值器等都位于掃描架內(nèi)，共同構成了X線-檢測系統(tǒng)，掃描過程

中X線或間斷脈沖式，或連續(xù)發(fā)射；檢測器不斷檢測X線吸收量，然后將所采集的數(shù)據(jù)經(jīng)過

模擬-數(shù)字轉換輸入計算機系統(tǒng)。

2.計算機系統(tǒng)

計算機系統(tǒng)的主要任務有兩方面：一是掃描的控制，包括掃描架和檢查床的運動、X線

的產(chǎn)生、數(shù)據(jù)的采集以及各部件之間的信息交換等；二是承擔數(shù)字處理和圖像重建的任務

,即將采集的數(shù)據(jù)經(jīng)過數(shù)學計算得到相應層面的數(shù)字矩陣。

CT設備的計算機系統(tǒng)少者只有一臺計算機，但由于任務量較大，常采用多臺計算機并

行處理的方式，以提高采集和處理速度。按照所負擔的任務分為主計算機和圖像處理計算

機兩部分。圖像處理計算機與主計算機相連接，負責處理多組數(shù)據(jù)，本身不能獨立工作。

3.操作控制部分

操作控制部分主要包括操作臺，通過操作臺輸入整個CT操作或控制命令，進行掃描程

序，掃描曝光條件的設定與選擇，控制X線-檢測系統(tǒng)的工作。同時檢查前通過此部分要輸

入有關圖像識別的多種數(shù)據(jù)和資料（包括患者檢查號、患者基本資料、體位等），檢查后

還要控制圖像的顯示，以及窗寬、窗位的選擇等。

隨著CT設備的不斷改進和提高，操作臺的性能也日趨完善。目前的操作臺已集操控和

顯示于一體，使用方便、功能全。為了提高工作效率，常配備與CT相連的CT診斷和后處理

工作站，方便圖像的瀏覽和后處理。

4.圖像的存儲與顯示系統(tǒng)

圖像的存儲設備包括磁盤、磁帶等。掃描的原始數(shù)據(jù)最初存貯在CT設備的緩沖區(qū)，待

掃描完成，原始數(shù)據(jù)經(jīng)過相應處理后所得的圖像數(shù)據(jù)則存入CT磁盤的圖像存儲區(qū)。磁盤的

容量，隨機器種類而不同。為了方便大量患者檢查數(shù)據(jù)的存儲，CT設備常還需要另外的接

口，可以將數(shù)據(jù)讀取到外源的存儲器，如高密度磁帶或磁盤，這些外源的存儲設備可大量

記錄圖像數(shù)據(jù)。近年來，磁光盤應用也逐漸增加，存儲量較大，但檢索更方便。

圖像顯示系統(tǒng)，CT機本身多采用顯示器，早期為灰度等級較高的黑白顯示器，灰階的

顯示可達16~64級。現(xiàn)由于后處理技術的發(fā)展和需要，多采用彩色顯示器。檢查結果目前仍

需用照相機以膠片的形式輸出圖像給患者，多采用激光照相機與CT設備相連輸出膠片，直

觀方便，但成本較高、不易保存。

目前，隨著影像設備數(shù)字化的進展，國內(nèi)已有不少醫(yī)院開始為患者，檢查后提供光盤

形式的圖像，此種形式的圖像不僅可以有常規(guī)的橫斷面圖像，而且可以包括彩色與立體的

圖像信息。

第二節(jié)CT設備的發(fā)展

自Housfiled于1969年設計發(fā)明了第1臺CT原型機至今，CT設備先后經(jīng)過不同的設計和

發(fā)展，按照采集方式的不同可分為以下類型：

—,層

自從CT原型機至1989年之前，CT設備采用的是層面采集方式，即每次掃描采集一個層

面的信息，掃描時檢查床是靜止不動的，掃描完成后檢查床移動一定距離再進行下一個層

面的掃描。這種設計的原因是CT掃描架內(nèi)的X線管連接著高壓電纜，受電纜的制約每次掃

描管球旋轉后必須復位，再開始下一次掃描。除少數(shù)不發(fā)達地區(qū)使用外，層面采集方式的C

T機已退出主流。

二、螺旋CT

螺旋CT采集方式發(fā)展的基礎是滑環(huán)技術的開發(fā)與應用。該設計是在掃描架內(nèi)置一個環(huán)

形滑軌即滑環(huán)，X線球管可以從滑環(huán)上得到電源(早期為高壓電源，現(xiàn)已發(fā)展為低壓電源)

,這樣X線球管就能夠擺脫了傳統(tǒng)的電纜，在滑軌上連續(xù)繞患者旋轉和不斷發(fā)射X線束。檢

測器仍采用層面采集CT的設計模式，在滑環(huán)上與X線管同步連續(xù)旋轉。

圖1-3(a)層面采集掃描方式與(b)螺旋采集掃

螺旋CT與層面采集CT另外一點不同之處是，在X線管在滑環(huán)上連續(xù)旋轉時，檢查床不

再是靜止不動，而是在整個信息采集過程中做勻速的縱向移動。這樣，X線束在人體上的掃

描軌跡不再是垂直于身體長軸的平面，而是連續(xù)的螺旋狀，此即為螺旋掃描方式（圖1-3）

第1臺臨床實用的螺旋CT設備在1989年問世，這種新的掃描方式不僅大大提高了掃描速

度，而且在設備的硬件（如X線管的熱容量）、患者檢查的方式、重建理論等方面引發(fā)了一

次新的突破性發(fā)展。螺旋CT的出現(xiàn)具有明顯的意義：①掃描層面之間不需再做停頓，可連

續(xù)快速掃描，大大提高了掃描速度，每層采集時間可減少到0.75秒~1.5秒；②在層面采集CT

檢查過程中，由于是逐次屏氣掃描，體部，如肝膽胰脾的微小病變很容易在不同屏氣時被

遺漏，螺旋CT連續(xù)掃描可防止體部微小病變的遺漏；③螺旋CT的掃描和重建方式有利于數(shù)

據(jù)進行三維后處理，為CT后處理技術的發(fā)展打下了基礎。

較早開發(fā)的螺旋CT設備是以螺旋狀掃描軌跡逐層地采集信息，和以后發(fā)展的設備對比

,也稱為“單層螺旋掃描"CT。

三、多層螺旋CT

1999年，GE>Siemens、Marconi和Toshiba四家醫(yī)療設備公司同時推出了新一代的CT設

計，此次CT技術的進步也是發(fā)生在X線-檢測系統(tǒng)（圖1-4）。X線束由扇形改為錐形束，即

增大Z軸方向上X線的厚度；而檢測器也由一列的設計增大在Z軸方向上的排列數(shù)目，增加

為多列，形成具有一定寬度的檢測器陣列。通過把多列檢測器檢測到的信息進行不同的組

合，可以同時得到4個層面的螺旋掃描的信息，稱多排檢測器螺旋掃描CT,簡稱“多層螺旋C

多層螺旋掃描方式大大提高了信息的采集速度，每4層的采集時間可降低到0.3秒~0.5秒

=2000年后，在4層螺旋CT基礎上，又先后出現(xiàn)了8層、16層乃至64層的多層螺旋CT。這樣

,CT掃描的效率又得到了更大的提高，單位時間內(nèi)可掃描更大的解剖范圍。

隨著掃描速度的提高，多層螺旋CT對硬件的要求也相應提高。要完成如此快速的掃描

意味著機架內(nèi)近一噸重的構件在幾分之一秒內(nèi)旋轉一周，其重力速度可達13G以上。常規(guī)機

械式傳動裝置已不適用，掃描構件在滑環(huán)上的快速旋轉引入了磁浮技術。止匕外，連續(xù)大范

圍掃描對于CT球管的熱容量也提出了更高的要求；短時間內(nèi)處理幾倍的數(shù)據(jù)量，對計算機

的運算能力也有更高的要求。

由于多層螺旋CT技術的出現(xiàn)，CT的時間分辨力有了較大程度的提高，最新的64層螺旋

CT時間分辨力可縮短至幾十毫秒，能夠用于心臟和冠狀動脈的成像。多層螺旋CT的出現(xiàn)再

次促進了CT技術的發(fā)展，其所帶來的優(yōu)勢主要表現(xiàn)在：①時間分辨力大大提高，使原CT成

像有困難的運動器官，如心臟和冠狀動脈的成像成為可能；②由于設備能力的提高，可進

行連續(xù)大范圍掃描，如全身成像，并且可在掃描后針對不同部位進行不同層厚、不同重建

與重組方式的顯示；③對于腹部臟器，單次掃描時間明顯縮短，這樣可以進行精確的多期

像掃描，有利于病變的定性和發(fā)現(xiàn)微小病變。

四、雙源CT與能譜CT

雙源CT是在64層CT技術之上，采用2個高壓發(fā)生器、2個球管、2套探測器組和2套數(shù)據(jù)

采集系統(tǒng)來采集CT圖像。兩個球管在X-Y平面上間隔90。，也就是說，機架旋轉90。即可獲得

180。的數(shù)據(jù)，使單扇區(qū)采集的時間分辨力達83毫秒，基本實現(xiàn)了冠狀動脈CT的臨床常規(guī)應

用。雙源CT設備還實現(xiàn)了能量CT的臨床常規(guī)應用。當雙源CT的2個球管分別以管電壓80

kV/100kV和140

kV同時、同層掃描時，可同時獲的低能和高能數(shù)據(jù)，實現(xiàn)雙能量CT成像，獲得同一組織在

不同能量射線下所具有的不同X射線衰減特性，從而可區(qū)分不同的組織結構成分特征，鑒別

病變性質(zhì)等。CT能量成像技術的價值還在于可以增加實質(zhì)器官與對比劑的區(qū)別，明顯降低

背景噪聲因素影響，避免線束硬化偽影和容積效應造成的小病灶遺漏和誤診，提高小病灶

和多發(fā)病灶的檢出率。

除了雙源雙能量CT之外，快速千伏切換的單源CT設備也可實現(xiàn)能量CT成像，除了獲得

基物質(zhì)圖像，還可獲得一系列特定能量水平的CT圖像，即單能量（keV）圖像，用于去除

硬化偽影、優(yōu)化圖像質(zhì)量和對比噪聲比、進行物質(zhì)定量分析以及通過能譜數(shù)據(jù)的綜合分析

進行病變定性診斷等。能量CT徹底改變了常規(guī)CT幾十年來的傳統(tǒng)診斷模式，在獲得混合能

量圖像的同時，還可以一次掃描得到單能量圖像以及不同物質(zhì)（水、碘、鈣等）的圖像。C

T能譜成像對于常規(guī)CT單一密度參數(shù)成像提供了全新的解決手段。

第三節(jié)CT的掃描參數(shù)

一、準值器寬度

從X線管發(fā)射出的X線束需要進行準值，以減少不必要的輻射劑量，成為成像層面所需

要的形態(tài)，同時還保護檢測器不受到散射。根據(jù)不同的設備類型，準值器有多種不同的結

構設計。

準值器位于CT掃描架的兩個位置：接近X線球管（前準值器）和接近檢測器（后準值

器）?；颊咔皽手灯饔糜谛纬商囟ㄐ螤畹腦線束，由兩部分組成：第一部分是固定的準值器

,保證X線束在橫斷面上呈扇形形狀；第二部分是可調(diào)節(jié)的準值器，可以在縱軸方向上變化

不同的準值，以獲得所需的X線束厚度。此X線束厚度就是臨床應用中經(jīng)常提到的準值器寬

度。例如，在64x0.5mm檢測器結構的64層螺旋CT中，準值器寬度為32mm；而在16x1mm檢

測器結構的16層螺旋CT中，準值器寬度為16mm；此距離指扇形X線束通過掃描中心點時的

距離。

二、床速和螺距

在螺旋掃描方式中，CT掃描床移動速度是一項密切關系圖像質(zhì)量、輻射劑量、掃描時

間和覆蓋范圍的重要參數(shù)。多層螺旋CT和寬X線束范圍有助于在每次掃描架旋轉期間內(nèi)有

更快的移床速度。

螺距是主要用于定量評價CT床速的參數(shù)，其定義為X線管每旋轉36（TCT掃描床移動的

距離除以準值器的寬度。螺距是沒有單位的參數(shù)。當床速與準值器寬度相等時，螺距為1。

當床速小于準值器寬度時，螺距小于1,掃描數(shù)據(jù)會有部分重疊。螺距越小，重疊的部分越

多。對于4層螺旋CT,采用4x1.0mm的準值器，床速為每轉6mm的參數(shù)設置時，螺距等于6/（

4xl）=6/4=1.5o對于64層螺旋CT,采用64x0.5mm的準值器，床速為每轉48mm的參數(shù)設置

時，螺距仍等于48/（64x0.5）=1.5。

螺距對于多層螺旋CT圖像質(zhì)量的影響要比單層螺旋CT小，但其與圖像質(zhì)量、偽影、輻

射劑量之間的關系更為復雜，有些也有爭議。螺距的最佳選擇取決于檢測器的設置和CT投

影數(shù)據(jù)的內(nèi)插算法模式。一些廠家推薦在多層螺旋CT中使用一組固定大小的螺距值，而其

他廠家則建議可任意選擇不同的螺距值?？傊?，采用較高的螺距時，由于層面形態(tài)增寬可

致Z軸分辨力下降。采用較低的螺距時，可改善Z軸分辨力，但是要維持相同的信噪比則會

產(chǎn)生更高的輻射劑量。在特定臨床條件下，進行掃描參數(shù)的螺距值設定時，應當認真考慮

圖像質(zhì)量與輻射劑量之間的平衡。

實際臨床應用中，多層和單層螺旋CT選擇螺距值范圍為1~2；但在心臟CT需要低螺距

的重疊掃描，以保證獲得足夠的連續(xù)采樣掃描數(shù)據(jù)。止匕外，低螺距值掃描能更有效地減少

多層螺旋CT的相關偽影，這在多平面重組和3D圖像中更為明顯。

三、管電壓和管電流

恰當?shù)剡x擇CT的掃描參數(shù)對于優(yōu)化輻射劑量和圖像質(zhì)量是至關重要的。在管電流保持

恒定而降低管電壓時，或者管電壓恒定而降低管電流時，會減低X線管的輸出量和對患者的

輻射劑量。但是，不恰當?shù)亟档凸茈妷嚎蓪е陆M織的CT值和噪聲明顯增加，尤其是在肥胖

患者。對于大多數(shù)CT設備，只能進行幾個管電壓值的選擇。成人的常規(guī)體部CT采用120~14

OkV的管電壓進行；對于兒童，絕大多數(shù)采用8OkV的管電壓進行掃描，以降低輻射劑量。

在選擇管電壓值的過程中，其它需考慮的因素還有碘，例如CT血管成像中所使用的碘

對比劑，當選擇8OkV時可產(chǎn)生CT值升高，這是由于此時光量子的能量（約為kV能量的一半

）接近于碘原子的K峰（即33.2keV）。這樣，120kV時對比增強250HU的對比劑濃度，在80

kV時可產(chǎn)生400HU的對比增強。然而在實際應用中，即使采用目前最大的X線管電流，80k

V在肥胖患者或諸如成人腹部和盆腔等較厚身體部位的掃描中還是不夠的。止匕外，較低能量

的光量子的X線吸收更高，可能會造成更大的有效輻射劑量。

與管電壓相比，管電流的選擇更加靈活，常見的范圍從20mA到800mA不等。與管電壓

相比，調(diào)節(jié)管電流的實際優(yōu)點是它對圖像質(zhì)量的影響更為直接。因此，控制管電流或旋轉

時間是一種比管電壓更常見和實用的減少輻射劑量的方法。例如對于胸部CT,肺部結節(jié)普

查的參數(shù)可以采用20mAs,120kV,而常規(guī)臨床檢查的參數(shù)為120mAs、120kV。

在單層螺旋CT中，更高的螺距會導致層厚增大，這樣當管電流恒定時，每個層面的噪

聲保持不變；而在多層螺旋CT中，增加螺距不一定會造成層厚增加。當層厚不變時，如管

電流恒定，增大螺距可降低輻射劑量并增加圖像噪聲。為了使噪聲水平保持不變，提高螺

距時必須增大管電流。

這樣，就需要介紹新的術語——有效mAs,它的定義為mAs除以螺距的值。螺距為2時2

00mAs與螺距為1時100mAs掃描方式時的有效mAs值相等，這使兩種掃描方式的輻射劑量和

噪聲相同。

四、重建方式

在投影重建過程中可以采用多種不同的濾過模式。濾過是通過卷積核（或重建算法）

來進行的，它可以犧牲圖像的銳利度來降低背景噪聲。

當進行更多細節(jié)的顯示時，采用高分辨力的重建方式或算法，如骨算法或肺算法，可

產(chǎn)生更高的空間分辨力，但圖像噪聲會增加；而低分辨力的重建方式，如軟組織或平滑算

法，可降低圖像噪聲，但空間分辨力也降低。在圖像重建中，可根據(jù)具體臨床任務對圖像

的要求來選擇適合的重建方式。部分CT設備可常規(guī)產(chǎn)生不同重建方式的圖像，如在胸部CT

掃描后可產(chǎn)生軟組織和肺算法的圖像。

五、層面和螺旋掃描方式

隨著螺旋和多層螺旋CT技術的進展，螺旋掃描已成為標準的CT掃描方式。層面掃描方

式仍然有一些臨床應用，如對比劑的團注監(jiān)控、CT灌注、介入應用和心電門控的冠狀動脈

鈣化CT檢查，上述檢查或者在同一位置反復進行掃描，或者在不同的CT掃描位置間采集圖

像有一個延遲時間間隔。

層面掃描方式中所采集的圖像數(shù)目，取決于開通的檢測器層數(shù)（或通道數(shù)）。在圖像

重建過程中，聯(lián)合處理鄰近層面檢測器的信號，可以降低每次掃描的圖像數(shù)量，同時增加

圖像的層厚。例如，對于16x0.5mm的掃描方式，可提供16幅0.5mm層厚的圖像、8幅1.0mm

層厚的圖像，或2幅4.0mm層厚的圖像。在螺旋掃描方式中，也要根據(jù)具體的應用情況處理

好圖像數(shù)目與層厚之間的平衡。

六、層厚

層厚的選擇取決于具體的臨床應用、定量檢查和顯示的要求。薄層圖像可提供清晰的

解剖細節(jié)，但數(shù)據(jù)量和閱讀圖像的時間會增加。此外，薄層圖像較厚層圖像需要更長的采

集時間，圖像噪聲也更大。臨床常規(guī)診斷應用的層厚為5mm。對于3D顯示、CT血管成像或

篩查肺小結節(jié)的圖像，通常是以1至2mm的層厚進行采集。對于細微結構定量檢測的一些臨

床應用（如冠狀動脈的小斑塊或潁骨結構），可能需要0.4至0.6mm的層厚。

在單層螺旋CT中，所采集的掃描投影數(shù)據(jù)確定了固定的層厚。與此不同的是，在多層

螺旋CT中，掃描架每次旋轉期間所得到的螺旋數(shù)據(jù)可產(chǎn)生不同層厚的圖像。然而，層厚不

能低于采集期內(nèi)所使用的檢測器的寬度。例如，16層螺旋CT采用16x0.5mm檢測器設置的掃

描方式可產(chǎn)生0.5、1、1.5、2、3、4、5mm等不同的層厚。采用較大層厚時，所重建的圖像

數(shù)目會減少，而每幅圖像的噪聲會降低。

在重建過程中采用較小的間隔形成部分重疊的圖像，可以提高對容積數(shù)據(jù)的3D顯示能

力，有更好的圖像質(zhì)量。重疊重建的CT圖像還可通過增加所瀏覽圖像的數(shù)量，獲得橫過病

灶中心的高對比圖像，從而提高對小病灶的檢測率。減小層厚還可減輕重組圖像的階梯偽

影。

多層螺旋CT圖像重建靈活性的提高，改善了其臨床應用效率。例如，采用較窄的檢測

器進行胸部CT掃描，首先產(chǎn)生層厚較大的圖像用于進行瀏覽和診斷。如果需要薄層的圖像

以更好地顯示結節(jié)，可以很容易地從投影數(shù)據(jù)中再次重建得到。同一掃描的投影數(shù)據(jù)也可

重建薄層圖像，進行3D顯示和CTA。通過將幾個薄層的信息疊加產(chǎn)生較厚層的圖像，此功

能對于需要較窄檢測器寬度來減輕部分容積效應的檢查是很有幫助的。例如，頭部檢查中

部分容積效應所致的黑線或低密度區(qū)，在采用較窄檢測器寬度設置時可以明顯減輕。

第四節(jié)CT的輻射劑量

對大部分患者而言，CT掃描是其接受輻射劑量最大的醫(yī)療檢查。隨著現(xiàn)代CT掃描儀數(shù)

量的增多和臨床應用的擴展，CT檢查時患者的輻射劑量已成為臨床非常關注的潛在問題。

盡管降低輻射劑量可導致圖像噪聲增加和圖像質(zhì)量下降，但輻射劑量超過一定水平后并不

能改善診斷影像的質(zhì)量，只能在患者體內(nèi)造成更多的輻射損傷。應仔細設計和評估每次CT

檢查的掃描方案，控制輻射劑量。根據(jù)具體的臨床適應證和技術特點，選擇并調(diào)整恰當?shù)?/p>

個性化掃描方案對減少輻射劑量是至關重要的。

一、基本輻射劑量的測量

輻射劑量可以按不同的單位來進行衡量。輻射暴露量是定量測定輻射劑量的最基本方

法，它與單位體積的空氣內(nèi)X線束所產(chǎn)生的電離量有關。它以庫侖/千克（C/Kg）或倫琴（R

）為單位（lR=2.58xlO-4C/Kg）輻射暴露的結果是患者體內(nèi)所吸收的輻射吸收量，它

以拉德（rad）或格瑞（Gy）為單位（lrad=10mGy）。輻射暴露量的概念與輻射源有關，

是一個測量得到的量，而輻射吸收量是與身體相關的概念，必須通過暴露量結合轉換系數(shù)

計算得到。從輻射暴露量計算輻射吸收量的影響因素，取決于吸收物質(zhì)（例如空氣、軟組

織和骨骼）和物體暴露于輻射中的位置。

所吸收的輻射劑量并不能說明器官對于輻射損害的敏感性。因此，組織的等效或有效

輻射劑量是輻射吸收量乘以組織類型相關的輻射權重系數(shù)。權重系數(shù)對于X線來講大致上都

是一樣的，因此等效劑量與吸收劑量有同樣的數(shù)值，它以毫西沃特（mSv）或雷姆（rem）

為單位（10mSv=lrem）。有效輻射劑量將單個器官的吸收劑量依照其輻射敏感性進行權重

而后進行相加。有效輻射劑量可以估計全身的輻射劑量，或者比較局部放射學操作中對身

體局部產(chǎn)生相同程度危險的劑量。有效輻射劑量有利于評價和比較特定放射學檢查的潛在

生物學危險。

二、CT特定的輻射測量參數(shù)

CT中基本輻射劑量的參數(shù)是CT劑量指數(shù)（CTDI）,它代表CT劑量模型中的輻射吸收

劑量，以格瑞（Gy）或拉德（rad）為單位。CTDI有三種變化：CTDIioo.CTDIw和CTDIvol

oCTDLoo是指用100mm長的電離室所測得的輻射暴露量。電離室位于圓柱狀有機玻璃的頭

部（直徑16cm）或體部（直徑32cm）模型內(nèi)，測量一次橫斷面掃過程中100mm距離上的輻

射暴露量。因為模型中心和外周的輻射暴露量并不相同，通過將1/3的中心值和2/3的外周值

相加來計算CTDLoo的加權平均值。此加權平均后的輻射暴露量乘以吸收系數(shù)（33.7Gy/C/Kg

或O.87rad/R）后，可被轉換為加權平均后的吸收劑量（CTDIw）。

在臨床實踐中，掃描范圍是感興趣的體積（相當于多個鄰近層面），而非單個層面。

特定層面內(nèi)的輻射劑量由于掃描鄰近層面時的影響而進一步升高。累積或容積輻射劑量直

接與連續(xù)螺旋掃描的空間距離有關。為了描述這種層面之間的重疊效應，在CTDIw的基礎

上，引入了容積CTDI（CTDIvol）的概念。連續(xù)掃描之間的重疊程度取決于掃描時的床速

,在螺旋CT中采用螺距進行描述。當螺距小于1,掃描出現(xiàn)重疊。螺距越小，重疊程度越大

o層面重疊或螺距小于1的掃描方式，較層面不重疊的掃描方式會產(chǎn)生更大的容積CTDI。這

樣，容積CTDI（CTDIvol）等于CTDIw/螺距。CTDIvol的計量單位為格瑞（Gy）。CTDIvol

目前是衡量CT輻射劑量的最常用指標，也已在當前大多數(shù)的CT掃描設備中進行了標注和顯

示，可以在不同影像學檢查方案之間進行輻射劑量的比較。

但是，CTDIvol沒有評價掃描的范圍或連續(xù)掃描的總量。為克服此缺陷，引入了劑量和

范圍的乘積DLP（DLP=CTDIvolx掃描距離）。DLP代表特定CT檢查的整體輻射劑量，以m

Gyxcm來表示。結合特定器官所決定的危險權重系數(shù)，通過DLP和轉換系數(shù)，可計算出身體

典型部位的有效輻射劑量。CT掃描的有效輻射劑量可通過特定CT設備的幾何形態(tài)和X線束

量的劑量分布來計算，它與管電流、管電壓、掃描范圍和螺距有關。

三、影響輻射劑量的CT掃描參數(shù)

通過調(diào)節(jié)管電壓、管電流、螺距、掃描時間和掃描范圍，可以調(diào)整輻射劑量。當管電

流恒定時減少管電壓，或者管電壓恒定時減少管電流，均可減少X線管的輸出量，這樣可減

少對患者的輻射劑量。更實用的改變輻射劑量的方法是調(diào)節(jié)管電流或者旋轉時間，而非調(diào)

整管電壓。調(diào)節(jié)管電流比調(diào)節(jié)管電壓的優(yōu)點是它對圖像質(zhì)量的影響更直接。輻射劑量和圖

像噪聲受管電流和掃描架旋轉時間乘積的影響。圖像噪聲水平恒定時，120

kV條件下采用較高的mAs值，與140

kV采用較低mAs值產(chǎn)生的輻射劑量相似。因此在實際臨床中，kVp-mAs的組合可靈活進行

，取決于CT檢查醫(yī)師的選擇。

螺旋CT的輻射劑量受螺距的影響，對于單層螺旋CT設備，如管電壓和管電流不變，輻

射劑量和掃描時間隨螺距增加而呈線性降低。單層螺旋CT高螺距選擇的缺點是，隨著螺距

的增大，部分容積效應增加。對多層螺旋CT,螺距和輻射劑量的關系并不完全是線性的。

當采用高螺距時，常需要增加管電流以補償圖像噪聲的增加，這樣增加螺距不一定會直接

導致輻射劑量減少。在圖像噪聲水平保持恒定時，采用有效管電流可使有效劑量不受螺距

的影響。

CT掃描設備的許多物理學方面的特性可導致輻射劑量增加，CT掃描儀減小輻射劑量的

效能被稱為CT的幾何學效率。通常多層螺旋CT因為檢測器陣列單元之間的間隔和使用較寬

的X線束，較單層螺旋CT的幾何學效率更低。在單層螺旋CT設備中，半影區(qū)的X線束輻射

仍然在形成圖像時得到使用。在多層螺旋CT設備中，與中心或陰影部分相比，利用此部分

X線束會導致X線束強度測量的不一致。因此，多層螺旋CT掃描儀半影區(qū)的X線束不會對形

成圖像有作用，只會造成患者的輻射劑量增加。準值器寬度越大，由于半影區(qū)所浪費的輻

射劑量的百分比就越小。這種效應在4通道多層螺旋CT采用窄準值器方式運行時最明顯，隨

著檢測器排數(shù)的增加而逐步減小，因為半影區(qū)相對于每排檢測器所占的比例部分逐步降低

0

四、減少輻射劑量的方法

必須仔細選擇CT的掃描參數(shù)，以患者接受的最小的輻射劑量，獲得所需要的滿足診斷

的圖像。應根據(jù)患者的體重大小和解剖區(qū)域，選擇恰當?shù)膾呙鑵?shù)。兒科患者可能較成人

接受非常低的輻射劑量，就可獲得相同的圖像質(zhì)量。

減少輻射劑量的常用方法是降低X線管的管電壓和/或管電流。當管電流不變時，管電

壓從120kV降至80kV可降低70%的輻射劑量，但80kV主要用于兒科患者的CT成像，因為對

于大多數(shù)成人的CT檢查其X線穿透力明顯不足。建議根據(jù)體重對兒科患者進行分組，以優(yōu)

化管電流，可明顯低于成人的水平。一些特殊的臨床應用，如肺癌或結腸息肉普查，可以

采用明顯低于常規(guī)臨床CT檢查的管電流進行，從而大大降低輻射劑量。

體部橫斷面圖像的形態(tài)，從頭到腳的變化很大，有些體部區(qū)域的形態(tài)明顯偏離圓形。

這樣，可以在逐層的基礎上調(diào)整管電流，從而優(yōu)化每個體部區(qū)域的輻射暴露量，而不是在

整個掃描期間維持固定的管電流。例如，胸部的橫斷面是橢圓形的，X線束從前后方向穿過

,就要比從側方穿過胸部時衰減要少。當X線束繞胸部旋轉時，可利用此衰減差異來降低管

電流，同時可保持信噪比不變。這種方式已廣泛用于當前的CT掃描設備中，可根據(jù)具體解

剖部位來調(diào)整管電流。

目前的CT掃描設備中可采用兩種類型的自動管電流調(diào)節(jié)技術：角度（橫斷面）和縱軸

調(diào)節(jié)。角度調(diào)節(jié)技術是在管球每次旋轉期間根據(jù)患者幾何形狀來調(diào)整管電流，從而在明顯

不對稱的身體區(qū)域，如肩部和盆腔，補償X線衰減的較大變化。管電流調(diào)節(jié)可以通過分析前

后位和側位定位像或通過實時評價檢測器的信號來實現(xiàn)?？v軸調(diào)節(jié)技術是在Z軸方向上當移

動到不同的身體區(qū)域時，如從胸部到腹部，調(diào)整管電流的大小，以降低或維持足夠的輻射

劑量。最新的自動化管電流調(diào)節(jié)方法結合了角度和縱軸調(diào)節(jié)技術兩者的優(yōu)勢。

輻射劑量的減少可能導致圖像噪聲增加和降低圖像質(zhì)量，改善低劑量CT圖像質(zhì)量的另

外方法就是采用降低噪聲濾過的圖像重建方法。

第五節(jié)心臟CT

多層螺旋CT的時間和空間分辨力明顯提高，提供了心臟CT成像的可能。以前，電子束

CT是心臟CT的首選方法。盡管目前多層螺旋CT的時間分辨力還不如電子束CT,但多層螺

旋CT有更高的空間分辨力。采用0.3~0.5s的旋轉時間和心電圖觸發(fā)或門控（簡稱心電門控）

掃描技術，多層螺旋CT可方便地提供無運動偽影的心臟和冠狀動脈CT圖像。

為了產(chǎn)生無運動偽影的心臟和冠狀動脈解剖圖像，心臟的CT掃描必須與采集心電圖信

號同步進行。有兩種類型的心電圖同步技術：前瞻性心電門控和回顧性心圖門控。在前瞻

性心電門控中，在R波開始后以預先確定的延遲點以層面掃描方式掃描心臟。延遲期的選擇

可以是相對值（R-R間期的百分數(shù)）或絕對值（ms）；可以是順向的（由新的R波觸發(fā)）或

逆向的（基于先前的一系列R波）。多層螺旋CT可同時獲得多個平行的連續(xù)層面，覆蓋一

定范圍的心臟。在回顧性心電門控中，通過連續(xù)螺旋掃描對心臟進行成像，同時記錄心電

圖信號。在所采集的掃描數(shù)據(jù)中，根據(jù)心電圖信號回顧性選擇所需要的期相，通常是舒張

期，進行圖像重建。采用回顧性心電門控技術可造成輻射增加，即在整個心臟周期連續(xù)采

集掃描數(shù)據(jù)，但僅有部分數(shù)據(jù)被用于圖像重建。最終，回顧性心電門控檢查的輻射劑量，

要比前瞻性心電門控高。

心臟多層螺旋CT的2個主要應用是冠狀動脈鈣化積分和冠狀動脈血管成像。冠狀動脈鈣

化積分檢查無需應用對比劑，通常利用前瞻性心電門控方式進行。因為鈣化積分檢查的目

的是對冠狀動脈鈣化進行定量，它相對于非鈣化的軟組織本身就具有很高的組織對比，可

在不降低檢查診斷價值的基礎上減少輻射劑量。其他的大部分用于評價心臟的形態(tài)、功能

和冠狀動脈解剖結構的心臟CT檢查，是通過靜脈注射對比劑后采用回顧性心電門控的螺旋

掃描方式進行。

心臟的多層螺旋CT檢查常具有較高輻射劑量，其主要原因包括：（1）

較寬的全劑量時間：目前心臟CTA檢查多采用回顧性心電門控技術，在整個心動周期內(nèi)進行

不間斷的全劑量螺旋掃描，完成對整個心臟的容積數(shù)據(jù)采集，這大大增加了患者接受的輻

射劑量。前瞻性心電門控的層面掃描方式的輻射劑量遠遠小于回顧性心電門控的螺旋掃描

方式。（2）

較高的管電流：心臟CTA不僅要清晰顯示整個冠狀動脈樹各級分支的形態(tài)，而且需要對粥樣

硬化斑塊進行定量和定性分析，因此必須同時具有較高的空間分辨力和良好的密度分辨力

,這就必然導致mAs的升高，而增加輻射劑量。（3）

較小的螺距：由于心臟CT檢查需要良好的空間分辨力和密度分辨力，經(jīng)常采用較大的掃描

重疊（如螺距為0.3~0.4）,以確保在掃描容積內(nèi)有足夠的無間隔連續(xù)采樣數(shù)據(jù)。低螺距造

成更大的輻射劑量。

目前，降低心臟CT檢查輻射劑量的技術主要包括：前瞻性心電門控技術、大螺距掃描

技術、低管電壓技術、心電圖調(diào)制電流技術、自動曝光控制技術和迭代重建技術等。

1.前瞻性心電門控技術

前瞻性心電門控技術是指在心血管CTA時，球管的曝光由同步心電圖信號控制，X線球

管只在心動周期的特定期相曝光掃描，特定期相外無X線產(chǎn)生。掃描床在掃描期間位置固定

不動，完成數(shù)據(jù)采集后移動到下一位置由后續(xù)心電脈沖觸發(fā)掃描。藉此通過幾個位置的曝

光和移床，完成整個心臟的數(shù)據(jù)采集。由于只在特定的期相進行掃描，大大減少了X線曝光

的時間，與回顧性心電門控技術相比，患者接受的輻射劑量最多可降低90%左右。

盡管前瞻性心電門控技術的研究目前取得了一系列成果，但其在臨床應用中尚存在一

些問題。由于多數(shù)CT設備受到探測器寬度的限制，在進行前瞻性心電門控技術CTA檢查時

,需要患者長時間的屏氣，容易導致患者心率的波動，影響圖像質(zhì)量甚至造成檢查失敗。

此外，前瞻性心電門控技術只能獲得1個心動周期內(nèi)特定期相的圖像，不能用于心功能的評

價。

2.低管電壓技術

降低CT輻射劑量的另一種方法就是低管電壓掃描技術。臨床實踐中，為了獲取高質(zhì)量

CT圖像，心血管CTA檢查通常采用120kV或140kV的掃描條件。將管電壓從120kV降至100

kV,輻射劑量可降低25%~54%,而CTA圖像質(zhì)量無明顯差異。

止匕外，在管電壓降低時，X線光子能量也隨之減低，使得光子能量更接近含有高原子序

數(shù)元素的組織或結構（如骨骼、含碘的組織或血管等）的“K邊緣”，光電效應增強，這些組

織或器官的CT值將隨之升高。根據(jù)這一原理，低管電壓CTA技術在降低輻射劑量的同時，

還可增加血管的CT值，適度減少對比劑的用量。

但是，在臨床工作中應當注意低管電壓CTA技術的適用范圍：對于體質(zhì)指數(shù)V25kg/m2

的患者此項技術效果較好，對于體質(zhì)指數(shù)在25kg/m2以上者，會存在圖像質(zhì)量降低的問題。

3.大螺距掃描技術

一般而言，在CT成像時輻射劑量與螺距大小成反比。常規(guī)心臟CTA檢查輻射劑量較高

的原因之一就是采用了小螺距的掃描模式。最近出現(xiàn)的雙源Flash

CT具有兩套獨立的128排探測器，可以實現(xiàn)大螺距CTA掃描，螺距達3.0~3.4,在300

ms內(nèi)完成整個心臟的無縫掃描，從而降低輻射劑量。

4.心電圖調(diào)制電流技術

采用回顧性心電門控技術，可以采集得到心動周期的所有階段掃描數(shù)據(jù)。但是在大多

數(shù)情況下，只用舒張期的掃描數(shù)據(jù)進行圖像重建。因此對于大多數(shù)檢查，僅在舒張期要求

有較高的管電流，在心動周期的其他階段可以使用較低的管電流。這樣利用回顧性心電門

控實時調(diào)節(jié)管電流，可降低輻射劑量，同時還保持了回顧性心電門控螺旋掃描的優(yōu)點。但

是由于需要根據(jù)患者前一次R-R間期對下一個R-R間期的進行預測，此技術在心律不齊患者

中的應用受到限制。

5.自動曝光控制技術

自動曝光控制技術是一種自動管電流控制技術。在CT掃描過程中，根據(jù)受檢部位不同

的幾何形狀，通過自動反饋功能，實時調(diào)整球管電流，降低患者接受的輻射劑量。自動曝

光控制技術在降低輻射劑量的同時，并不會引起CTA圖像質(zhì)量的降低。

6.迭代重建技術

除了上述方法外，多層螺旋CT的后處理算法方面也做了大量的研發(fā)工作，以進一步降

低輻射劑量，其中以“迭代重建技術”最具代表性，如自適應統(tǒng)計迭代重建算法(Adaptive

StatisticIterativeReconstruction,ASIR)、圖像空間迭代重建(IterativeReconstructioninImage

Space,IRIS)技術、自適應迭代劑量降低(AdaptiveIterativeDose

Reduction,AIDR)技術和iDose技術等。與傳統(tǒng)的濾過反投影(FilteredBackProjection,

FBP)算法相比，應用ASIR技術不僅可以降低CT圖像的噪聲，提高圖像質(zhì)量，還可以在同等

信噪比水平下顯著降低輻射劑量。

伴隨著CT硬件和軟件的不斷更新?lián)Q代，以及各種心血管CTA新技術的不斷開發(fā)和應用

,高端CT設備輔以各種低劑量檢查技術，在提高圖像質(zhì)量上有了長足的改善，降低了患者

所接受的輻射劑量，也是今后一段時間內(nèi)CT應用和發(fā)展的方向。

第六節(jié)CT影像后處理的顯示方式

雖然到目前為止，診斷疾病還是以橫斷面顯示的圖像為主，隨著CT技術的發(fā)展，掃描

中得到的數(shù)據(jù)不再是某一個或某幾個層面的信息，螺旋CT的出現(xiàn)使得能夠獲得整個掃描范

圍內(nèi)的容積信息；16層及以上多層螺旋CT的出現(xiàn)導致Z軸方向上的分辨力大大提高，達到了

各向同性體素的要求，從而極大地促進了CT后處理技術的發(fā)展。另一方面，多層螺旋CT檢

查中得到的數(shù)據(jù)量成倍增加，一次掃描可以得到數(shù)百乃至近千幅圖像，如何方便快捷地顯

示所得到的大量數(shù)據(jù)，也需要CT后處理技術的發(fā)展為此大量信息的顯示提供幫助。

所謂CT后處理技術即是指在掃描完成影像獲取以后，利用計算機功能對所采集一定范

圍的三維容積數(shù)據(jù)進行處理，改善圖像質(zhì)量或有目的地選擇顯示其中所關心的內(nèi)容。根據(jù)

所得到圖像的顯示方式不同，可分為二維和三維的顯示方式。

一、二維顯示方式

所謂二維顯示方式的后處理技術是指所顯示的圖像內(nèi)的各像素之間沒有前后位置差別

,都位于同一個顯示平面內(nèi)。我們可以通過不同的方向和層面位置的變化來判斷三維體積

內(nèi)各器官與結構的空間位置關系。

(―)多平面重組(Multi-PlanarReformation,MPR)

ffl1-5冠狀多平面重組顯示肝靜脈

多平面重組是目前應用最廣，也是最簡單和耗時最少的后處理技術。它是指在一定范圍

的容積掃描所得的組織結構內(nèi)，任意截取三維體積的冠狀、矢狀或任意角度方向的影像，

成像平面位于任意方向或斜面，成像的厚度為1個至數(shù)個體素，約為0.4mm~lmm。由于層面

的層厚一般較薄，不存在各種在成像層面內(nèi)的重疊問題，因此所顯示圖像中各像素的CT值

不需作任何處理(圖1-5)。

多平面重組可以彌補常規(guī)橫斷面顯示的不足，從而多方向、多角度地顯示立體結構的

圖1-6在橫斷面(b)內(nèi)劃出兩側彎曲走行的腎動脈，經(jīng)曲

面重組后可在同一個平面(a)內(nèi)顯示。

空間位置關系。由于不進行任何閾值選擇或CT值的處理，圖像最為可靠；但是由于每層僅

能顯示一個較薄的層面，顯示復雜的立體結構時相對繁瑣并且對觀察者的空間位置的判斷

有較高要求。

(二)曲面重組(CurvedPlanarReformation,CPR)

曲面重組與多平面重組原理類似，都是對所采集三維容積進行某二維方向的截取，但

二者稍有不同，曲面重組所截取的層面方向不在局限為固定的平面，可以根據(jù)感興趣解剖

結構的具體走行而任意畫線，而后將所畫曲面內(nèi)的像素顯示于一幅平面圖像內(nèi)，從而獲得

該曲面的結構二維圖像(圖1-6)。

三、多平面容積重組(Multi-PlanarVolumeReformation,MPVR)

多平面容積重組依然是采用平面方式截取容積內(nèi)的掃描信息，但與多平面重組方式不

同的是，多平面容積重組所截取的平面具有較大的厚度，所截取的范圍內(nèi)具有較多的結構

,彼此相互重疊，所以此技術常必需配合采用最大或最小密度投影技術，這樣可以消除部

個容積效應，使此厚度范圍內(nèi)的所有感興趣的高密度或低密度結構在同一個層面內(nèi)清楚顯

示O

該方法可以選擇性地顯示某范圍區(qū)域內(nèi)迂曲走行的高密度或低密度結構，如高密度的

血管或骨骼、低密度的氣管，可顯示一定厚度范圍內(nèi)走行的結構，并有利于觀察其與周圍

結構的關系。

1、最大密(強)度投影(MaximumIntensityProjection,MIP)

M9(tail

圖1-7MPVR+MIP后處理技術顯示肝移

植術后狹窄的肝動脈，與MPR只顯示

一個薄的層面不同，MPVR能顯示一定

空間肉售次主一行的不同南底性珈.

最大密（強）度投影是在多平面容積重組技術截取一定厚度的成像容積后，對沿層面垂

直方向上每一投影軌跡上的多個體素數(shù)據(jù)，選擇其中最大密（強）度的值重組為一幅二維

圖像的技術，常可用于CTA、骨骼等的顯示（圖1-7）。

最大密度投影是對沿一定方向將一定厚度的容積數(shù)據(jù)中最大密（強）度的體素投影于

一個平面內(nèi)，這樣可在該成像層面內(nèi)形成連續(xù)的血管影像。因為此過程不作閾值選擇，故

不丟失與X線衰減信息、，可反映微小的密度差別；缺點是不能區(qū)分密度近似的結構；不能充

分顯示重疊結構的關系。

2、最小密（強）度投影（MinimumIntensityProjection,MinIP）

圖1-8二維顯示方式（a）中所有的像素沒有前后位置的差別，而三維

顯示方式（b）中通過亮度、陰影、顏色和透明度的變化區(qū)分不同的前

后位置關系。

基本原理與最大密（強）度投影相同，仍然是在平面容積重組技術截取一定的成像容積

后，不同的是在沿層面垂直方向上每一投影軌跡上的多個體素數(shù)據(jù)處理時，選擇其中最小

的密（強）度的值重組為一幅二維圖像的技術。這樣最小密（強）度投影適合顯示密度低

的結構，如充氣的結腸或氣道等。

二、三維顯示方式

二維顯示方式始終存在的問題是，要在一個平面內(nèi)顯示立體的三維空間結構，不同前

后位置的空間關系的必然會重疊而受到限制。為了克服二維顯示方式的不足，對容積內(nèi)的

像素信息進行綜合顯示，出現(xiàn)了不同的三維后處理技術。

盡管各種三維處理方式的過程可能不同，圖像特征有明顯的差別，但是所有三維顯示

方式共同的原理與特點是：在所顯示的圖像中，通過不同閾值的選擇和透明度的處理，忽

略部分不感興趣的密度結構，只針對性地顯示感興趣的密度結構；假定投射光源從一定角

度照射掃描容積，通過不同的亮度、陰影和顏色的變化來顯示不同結構的空間位置關系。

這樣，所要觀察的結構就可以在一幅圖像中得到立體直觀的顯示（圖1-8）。

三維顯示方式的優(yōu)點是，圖像立體直觀性強，顯示結構的空間位置關系一目了然，但

是也有明顯的缺點，處理過程相對繁瑣、耗時較長；閾值選擇處理時要丟失部分X衰減信息

；人為參與過程相對較多，更易受操作者主觀因素的影響。

1、表面遮蓋顯示（ShadedSurfaceDisplay,SSD）

圖1-9表面遮蓋顯示技術顯示門靜脈海

綿樣變患者迂曲的門靜脈系統(tǒng)。

表面遮蓋顯示是將容積掃描的數(shù)據(jù)按數(shù)學模式進行計算處理，將超過預設的CT閾值的

相鄰像素連接而重組成不同明暗、顏色區(qū)別的圖像，可顯示復雜的、重疊結構的三維關系

及相關結構的表面形態(tài)。表面遮蓋顯示的圖像特點是高于所設閾值的結構都得到顯示，低

于閾值的結構完全不能顯示，各結構之間沒有透明度的變化（圖1-9）。

人體中骨或增強后的血管與周圍組織有最明顯CT值差異，故表面遮蓋顯示技術常用于

骨或血管結構的顯示，可以清楚地觀察二者的表面形態(tài)，特別是血管瘤等異常結構。但因

為數(shù)據(jù)處理時低于所設定閾值的結構完全不能顯示，這樣表面遮蓋顯示處理過程中會丟失

較多的信息，特別是小血管，鄰近稍低密度的結構也無法得到觀察。

2、容積再現(xiàn)(VolumeRendering,VR)

容積再現(xiàn)是比表面遮蓋顯示更加復雜的技術，

與表面遮蓋顯示不同的是它可設定幾個不同的閾值

,分別用不同的顏色表示；而對于一定范圍內(nèi)低于

或高于所設定閾值的結構，容積再現(xiàn)技術通過給予

相應不同的透明度進行顯示處理。此方式較表面遮

蓋顯示在重組過程中丟失的數(shù)據(jù)信息少，通過不同

的透明度和偽彩技術處理，低于所設定閾值一定范

圍內(nèi)的結構也得到顯示，可更好地顯示較多解剖結

構的空間關系，給以近似真實的三維感受。

容積再現(xiàn)圖

圖l-io容積再現(xiàn)技術顯示的門靜脈系

統(tǒng)，通過不同的透明度，不僅可顯示血管,像不僅可顯示血

還可見血管周圍的結構，如肝臟。管三維立體結構

,而且可顯示血

圖1-11透明化處理顯示的結腸。

管與周圍組織的關系(圖1-10)。目前在各領域中的應用較多。

3.透明化處理

透明化處理是在對掃描獲得的圖像數(shù)據(jù)進行閾值選擇，重組出相應結構的外表面形態(tài)

后，對于此結構進行透明處理，這樣不僅可以看到該結構的外部形態(tài)，而且可觀察管腔內(nèi)

部的結構有無異常。如充氣結腸的透明化處理(圖1-11)。

4.仿真內(nèi)窺鏡(VirtualEndoscopyfVE)

仿真內(nèi)窺鏡技術是利用計算機軟件功

能將掃描獲得的圖像數(shù)據(jù)進行后處理，將

觀察角度置于生理管腔(如氣管、膽管、

血管等)內(nèi)，對管腔內(nèi)壁作表面重建，調(diào)

節(jié)不同的明暗度與色彩，重建出空腔器官

內(nèi)表面的立體圖像，并可變換觀察者所在

位置，如旋轉不同角度觀察，或沿管腔前

進或后退，類似纖維內(nèi)窺鏡所見(圖1-12

)0

仿真內(nèi)窺鏡可直觀地顯示管腔內(nèi)部的

病變，如對充氣胃腸道的顯示。單純的仿

真內(nèi)窺鏡由于觀察位置的不斷變化會給定

位造成困難，因而常結合其他后處理手段

綜合顯示。

圖1-12仿真內(nèi)窺鏡技術顯示的結腸內(nèi)腫塊突

出粘膜表面。

第七節(jié)CT的一些基本概念

一、像素(Pixel)和體素(Voxel)

(a)(b)

圖1-13(a)像素與(b)體素。

像素(Pixel)是構成圖像的基本單位，即圖像可被分解成的最小的獨立信息單元。因

為圖像是二維的，所以像素也是沒有“厚度”概念的，其最大特點就是一個二維的概念。體素

(Voxel)是指像素所對應的體積單位，與像素不同點在于，體素是一個三維的概念，是有

厚度差別的，圖像所對應的層厚就是體素的“高度''(圖1-13)。

二、矩陣(Matrix)

每幅圖像都有數(shù)目不同的像素所構成，像素的多少通常用矩陣來表示，它是指構成圖

像的矩形面積內(nèi)每一行和每一列的像素數(shù)目，如256x256,512x512等。在視野大小相同情

況下，矩陣數(shù)目越大，像素就越小，圖像則越清晰。

CT圖像矩陣的數(shù)目在行和列的兩個方向上常是相同的，但在其他類型圖像中也可以不

同，如192x256的圖像矩陣也是可以的。

三、CT值(CTvalue)

由CT的原理已經(jīng)知道，不同各種組織對X線有不同的衰減系數(shù)悶但是在臨床使用中，

為了比較方便，不直接使用衰減系數(shù)而是采用不同組織相對于水的衰減系數(shù)的比值關系。

對于組織M的CT值的計算公式如下:

IxI

其中國和區(qū)1分別為組織M和水對X線的衰減系數(shù)。為了紀念Hounsfield對CT技術的貢

獻，CT值的單位被稱為Hounsfield單位，縮寫為HU。

通過上面公式，可以得到幾種典型組織的CT值。①水的CT值：MH2o=l,CT值=0

HU；②空氣CT值：|ii空氣a0,CT值。-1000

HUo其他人體內(nèi)主要組織的CT值參見表1-1。

表1-1常見人體組織的CT值(HU)

組織CT值(HU)組織CT值(HU)

骨組織>400肝臟50-70

血塊64-84脾35-60

腦白質(zhì)28-32胰腺30-55

腦灰質(zhì)32-40腎臟25-50

腦脊液3~8肌肉40-55

血液13-32脂肪-100--20

滲出液>15漏出液(蛋白＜30g/L)<18

通過上表可以看出，組織密度越大，CT值越高。通過CT值，我們可以量化組織的X線

圖1-14不同人體組織的

CT值范圍。

吸收系數(shù)，反映不同組織的密度差別；一旦某種組織發(fā)生病變，可以通過病變CT值的測量

，輔助判斷病變成分與性質(zhì)。但需要指出的是，CT值并不是恒定不變的，會因X線硬化、

電源狀況、掃描參數(shù)、溫度和鄰近組織等因素發(fā)生改變，因此要在診斷中做出合理的判斷

O

四、窗寬(WindowWidth,WW)和窗位(WindowLevel,WL)

通過CT值的概念，已經(jīng)知道人體組織的密度差別較大：肺部含有大量的空氣，CT值接

近-1000；骨骼含有密度很高的礦物質(zhì)，最高的CT值接近+1000,這樣CT值的變化范圍僅不

計小數(shù)點以下，就有2000個HU的變化（圖1-14）。人眼所能夠分辨的顯示器上的灰階變化

大致在128個左右。為了提高對較小密度差別間組織的分辨能力，在CT圖像的顯示過程中引

入了窗技術，即通過窗位和窗寬的設置，有針對性地觀察特定的部位和組織，突出感興趣

結構在圖像中的對比和層次。

窗寬（WW）是指為最佳地顯示所感興趣結構而設置的CT值范圍，該范圍上下的CT值

均以完全白或黑的色調(diào)顯示，即該范圍以外的CT值差別在圖像上將無法顯示。窗寬范圍的

中點即所謂的窗位（WL）,通常它應是對應于最佳顯示興趣結構的CT值，用來設置為窗寬

的中心。例如，腦實質(zhì)的CT值約為35HU左右，大多數(shù)顱內(nèi)病變CT值的變化在-30至

+100HU范圍內(nèi)。所以頭窗的窗位選擇在35~40HU,窗寬范圍選擇在80~100HU左右（具體

數(shù)值會因設備和習慣不同稍有差別），這樣的頭窗設置有利于腦實質(zhì)的觀察。而對于顱骨

的觀察，就要選擇骨窗，窗位700HU,窗寬2000HU左右。

在CT圖像中，若減小窗寬范圍，會突出不同組織間的差別，圖像的反差加大，但看起

來較粗糙。這樣做的好處是，密度差較小的病灶由于增大反差變得容易發(fā)現(xiàn)，如在肝臟的

檢查中，可適當減小窗寬有利于較低密度差別病灶的檢出；而另一方面，如果加大窗寬，

圖像的反差會減小，層次會豐富些，圖像看起來較柔和，但是密度差別較小的病灶不易觀

察。在腹部CT檢查時，適當放寬窗位，則可以使腹部的脂肪和氣體的密度有所區(qū)別。在臨

床工作中，應根據(jù)具體的情況，恰當?shù)貙T圖像的窗寬和窗位加以調(diào)整，將能夠獲得更多

的診斷信息。當然這種調(diào)整是有限度的。

五、分辨力

圖像的分辨力是衡量CT設備圖像質(zhì)量的重要指標，它主要包括空間分辨力、密度分辨

力和時間分辨力幾方面的內(nèi)容。

1.空間分辨力（SpatialResolution）

圖像中可分辨的鄰接物體的空間幾何尺寸的最小極限，即影像中對細微結構的分辨能

力。圖像的空間分辨力與單位面積內(nèi)的像素數(shù)目成正比，像素數(shù)目越多則空間分辨力越高

O

2.密度分辨力（DensityResolution）

圖像中可分辨的密度差別的最小極限，即影像中細微密度差別的分辨能力。圖像的密

度分辨力也與單位面積內(nèi)的像素數(shù)目有關，在其他條件不變的情況下，矩陣數(shù)目越大，每

個像素的體積越小，所接受的光量子數(shù)則越少，密度分辨力越低。

比較CT等數(shù)字化成像設備與普通平片可以發(fā)現(xiàn)，CT等設備圖像的矩陣數(shù)目都有限，CT

常用512x512的矩陣，而普通平片的每個像素為很小的銀鹽顆粒，矩陣數(shù)目要遠遠大于數(shù)字

化成像設備。這樣，數(shù)字化成像方式，包括CT、MRLCR等與傳統(tǒng)平片相比實際上是提高

了密度分辨力，而降低了空間分辨力。

3.時間分辨力（TemporalResolution）

指單位時間內(nèi)設備所能最多采集圖像的幀數(shù)，與設備的性能參數(shù)有關，如采集時間、重

圖1-15部分容積效應。

建時間、顯示方式、連續(xù)成像的能力等。在進行腹部實質(zhì)臟器病變的檢查過程中，常需進

行增強檢查，在增強后進行連續(xù)快速的多期相掃描，可以獲得更多的信息。因此，設備的

時間分辨力，即設備的掃描速度和連續(xù)掃描能力對于運動器官和體部臟器的檢查是至關重

要的。

六、部分容積效應(PartialVolumePhenomenon)

在層面成像方式中，如同一層面內(nèi)含兩種以上不同密度的物質(zhì)，兩物質(zhì)在同一層面內(nèi)

橫行走行并互相重疊，即當同一個體素內(nèi)含有兩種以上組織成份時(圖1-15),該體素的C

T值不能反映任何一種物質(zhì)，實際上是各種組織CT值的平均。例如當一個體素內(nèi)同時含有骨

骼和肌肉，其CT值可能與肌肉類似，但實際上該體素內(nèi)并不含有肌肉組織的成分。因此，

在高密度區(qū)內(nèi)的小低密度病灶的CT值常偏高，而在低密度區(qū)內(nèi)的小高密度病灶的CT值常偏

低。這點在臨床觀察時一定要注意。

七、重建(reconstruction)、回顧性重建(retrospective

reconstruction)和重組(reformation)

重建(reconstruction)是將CT掃描中檢測器所采集的原始數(shù)據(jù)(raw

data)經(jīng)過特殊的數(shù)學算法，如反投影法或傅利葉法等計算得到掃描(橫斷)層面內(nèi)每個體

素的CT值或密度值，形成所需要的數(shù)字矩陣與(橫斷面)CT圖像。

回顧性重建(retrospective

reconstruction)是指為了更好地顯示圖像的細微結構，對掃描所得的原始數(shù)據(jù)(raw

data)再次有針對性地進行重建，改變和選擇最佳的視野大小，視野中心和矩陣數(shù)目，根據(jù)

需要選擇特定的算法，如骨、軟組織、細節(jié)或標準等，多層螺旋CT還可以改變再次重建圖

像的層厚和層數(shù)，從而提高組織間的密度分辨力，使圖像更加清晰、細致、柔和，提高對

細微結構的敏感性。常用在顆骨內(nèi)聽骨鏈、肺內(nèi)結節(jié)或細微結構以及垂體病變的顯示。

重組(reformation)是指對已經(jīng)重建好的橫斷面CT圖像，通過計算機技術對全部或部分的

掃描層面進行進一步后處理，采用不同的方向和不同的顯示技術，多角度、多方式立體地

顯示解剖結構和病變范圍，常用的后處理重組方式包括多平面重組、表面遮蓋顯示、容積

再現(xiàn)和仿真內(nèi)窺鏡等。這些不同的顯示技術可以彌補CT橫斷面顯示的不足，從不同方向，

直觀、立體顯示解剖結構或病變形態(tài)。

八、螺距(Pitch)

螺旋CT出現(xiàn)以后，由于采用了新的掃描方式的重建算法，在掃描過程中球管每旋轉一

周床所移動的距離不一定與層厚相同，檢查床移動的距離可以等于、小于或大于層厚。為

了衡量檢查過程中檢查床移動的快慢，設定了一個評價指標——