体帮CT与战对丽 0.0e 差10倍。比外，即使在最低的信号水平，模拟数字转 007 换器也必须要有百分之几的变化幅度。因此，对于0 006- 位的模拟数字转换器，扫描草围内的全部数据必须达 到百万分之一的水平。 Q.05 004 扫描架 L003 为了获得不同角度的副量，所有的电子器件必领 0.02 饶病人健转。当今的设备中，这对机械的精确性与稳 定性提出了很高的要求，扫情架重400-1000kg。跨 001 度直径1.5m,每秒：转3固。：转时的摆动不超过 0.05mm. 0 100 0 悬初，扫描架是通过电院与外部电源相连的，在 雪keV 年次莫转后必须改变乾转方向。随着滑环技术的发明， 图1一410k中的泡同型×线分行速线，低领屋的光㎡子 扫情方式发生了重大实皱，滑环技术利用电刷连接来 由于不清过病人，不是真眼终的像，已经被速过 提供连候的电压和电流，从面可以使扫描架迹行连续 旋转。 形成大约45°的第形。此外，由于人体横断面的典重解 螺旋扫描 别形状为图形，中间部分较周围部分厚，面中间部分 比周围部分需要更大刺量的X线束。这意味着扫描时 CT厂商的主要日标之一就是提供更短的扫描时 病人围围部分将接受更多不必要的辐射剂量。为了补 间和更大的扫描覆盖范围.随着滑环技术的同世和扫 傍这种效应，在X线束中放置蝴舰结形的滤过，它自 抗架连续旋转的实现，扫描速度的主要限制是断层成 中间部分至外周部分逐渐变细，从而平衡到达检测器 像方式时校查床所采取的步选式移动方式，20世纪80 的X线束和降低辐射剂量。 年代末出现了松查床的连续移动方式，这样可以缩短 X线成像设备运行的一个实际间题就是电旋转换 扫描时间，饵需要在图像重建中采用不同的数据处理 为X线的效率裂低。球管按迅速加热至高雷。必筑控 方法断1一》。以前CT重建理论是基于对每个成像 制这种情况以避免损害管球。阳极肥被设计为镜一定 层匠进行一系列不可方向的调量。但是，氟旋扫描中 的轴旋转，以增加被电子束加热的区域。果用热引第 扫情架在每次旋转期间均处于检聋床不同的位置。，这 情以对流和水轴助冷却的方式去除系统产生的热。 样粥要车每个管球位置内插入相应邻近位置的信息， 在常规的临味应用中，X线管对病人产生的X线 采用较好的数学近似痒法来重建得到此层面的图像。 为每秒2×10的数量级，所得的数据可提供高信噪 这种方式隆够提供良好的图像质量，而实际上还有另 比的图像。 外的优劳，即可以对任意位置的层面透行回顾性重 建，而不再受固定的检查床位置所裂制。此外，研究 X线的检测 显示螺旋扫指的空间分辨力通常优于层面采集方式， X线检测可利用特殊物质来完成，比材料可以将 它的缺点是内插过程公在高对比物体的边缘产生阶梯 样伪能。 高能量（数十千电子伏的X线光量子转化为低能形式， 例如光学光子和电子对，它们仅有几个电子伏特的建 检测器结构 量。在这种向下的转化中，产生了数目餐多的次级校 子，典里者每个制级光量子可产生数千个次级粒子， 到20世纪90年代中期时，由于受扫描架亚秒级 校测器材料，诸如磷、闪每则晓和高压氩气，最终可 旋转时间的机城因素和达到足够信噪比所要求的X 产生一个电流或电压。对比信号进行电子效大调整， 线管输出量的影响，螺旋扫描的速度受到了限制。下 并通过慎拟数字转换器转换为数字信号。CT成像中 一步性能提高的实现。是通过同时使用一排以上的 所产生的信号范围很大，从气体（无衰减或10%穿透） 检测器，在多个身体水平井行果集数据。此进展可以 到配群病人的金属内置物（约在减至0,0006%），几平相 提高容积果集的速度，并与检测指的数呈比 例。采用这种方式时，需要X线管产生较宽的X线
第1章时的燕本原理和性术候计5 开均 寓腹日猫 X板营和机周 连续旋的图星 西1-5病人陶通过厦转日 赛人杨动方网 摆职时的霉淡扫福万其进期 2n> 自：Kalander W.Comouted 开则 tomograpby.Munich: Pubicis MCD Verbg.2000.) 束，面不能准值为很窄的层面，通过加宽准值射线 中间部分的检测器（如4×1mm》。为扫描更大的层 束，可以使X线授照至多排的检测器，在每次进行 厚，可采用声值校宽的X线束，增加邻近两排和多 相同的投照时可以采集更多的数器。早期产生的是2排检测器的数据。通过电路调整为4排较厚检测器 排或4排的多层螺旋CT(MDCT)设备，但检测器的 的数据通道，例如，2排1mm的检涛器可以组合为 排数不断增加，目前很多单位都已经安装了64层CT1排2mm的检测器(4×2mm),3排1mm的检测器 设备。因为多层螺旋CT所采用X线束的纵轴宽度增 可组合为3mm层厚的检测器(4×3mm)等. 知，离得的图像数据不再对应于扫描轴垂直的层面， 对于16通道的多层螺旋CT,所有的CT厂商均 因此需要采用新的重建算法来保持图像质量和的止 采用混合性检测器阵列设计，中间检测器的宽度销小 产生图像变形。 于1口m,而外周检测署的宽度稍大于1mm,阻是，各 在单层螺旋CT中，每个检测器都作为单独的或 CT厂商不同设备的Z幼罹盖范围和检测器排数有很 像单元，为一个层面提供每次旋转时的授影数据。同 大的差异。 样在单层螺旋CT中，通过调整X线束所准值的宽度， 对于4通道的多层螺能CT,所有的CT厂商仍 可铁得不同的层厚（图1一6）。然面在多层螺旋CT中， 然采用相同的检测器排列设计，此时是全部检测器都 检测器在Z轴方向也有不同的分布，每次旋转时可以 有相问宽度的等阵列方式。但是，与6层CT的情 同时采集多个层而的信息，这样，多层螺使CT选行 况相同，检测器的总挂数和Z轴覆莹范围仍然有餐大 薄层扫捞时，每次旋转Z轴方向的选床速度更快，而 的差别 覆羞范用更大。 20世纪90年代后期，4通道多屋螺旋CT诞生 CT图像的形成 时，不同的CT厂育深用了3种不同的怜测晷结构 形式：①相同宽度的16排检测器，称为等距阵列 (GE),②不同宽度的8挂检测器，中间宽度小面周 X线信号 围宽度大，称为不等距阵列Siemens和Philips), X线的成像过程包括产生X线，X线穿透物体和 ③两种周定厚度的34挂检测器系统，中间4排较薄， 检测穿透物体后的X线能量。X线在物体内的襄诚取 外周30排较厚，称为混合性阵列(Toshiba),注意 决于原子的类强，而物体内的何个原子都会与X线 4通道的多层螺旋CT设备的检湖器，在艺轴上分为 有不同程度的相互作用，由于此相互作用，X线来在 8一34排排列。但是，因为这些设备只有4个数据穿过物体一定距离后，就会平均衰减某一固定的百 通进，鲜次旋转时仅同时采集4个层面的信息。当 分比。这样，如果60keV的X线穿过1mm的水后， 需要准值较窄的X线柬扫措时，采用中间4排班立 它平均为97.4%。那么穿透2m四的水后。它应 的检测器进行数据采果，北时较窄的X线束集中于 是上面数值的平方，即94，%。穿透率不但与物体类
6体CT与M刷对丽 X板集点 注值圈 居 ■■ 松竟因群列日 16持，4 要X压席原 X抚佩两 面 士 宿发据落列 mmm 不等距 8摔，4显 制恩再列 24排，16国 图1-8多层螺胶CT的坊测渴是闷。A:示单层保膜CT中，在投案量离人南浴×线难 值为不可的厚，日，里示不西厂通4受和16层课设CT设泽价深莲的等题方式.C, D:南m不等距方式设计.选白：F8rTG,Scnaler S,Ster6 torfer K.8ta. Mutidetoctor row CT systems and image-recorstruction techriaues.Radolory 2005,235:76-773.》 型有关，同时随物体的总量呈指数关系下降，可以采 200%,因比CT较传统X线酸像对细微密度差别的显 用Lambert-Bcer方程表示： 示更清（参见图1-1）. s=1o即(2t (1 对于所见的图像，传统X线成像中的亮度变化，与 等式1中穿透后信号S的改变圣比例关系。在CT中， 式中，S是穿透后信号的量子数，1是初始的量子数， 图像中的在减变化，果用以水的夜减系数为参丽的单 斜体为构成物体的不同类型物质，“，为每种物质的 位，即Hounsfield单位(HU)来表示， 线性鞭减系数，【为该种物质的量（厚皮）. 在传统X线成像中，图像是通过视野范围内信号 H4=1000h-4 S的相对改变而彩成。对于T0%g的人来说，他型都 大约相当于20m厚的水，X线光量子的要透率大约 二维投影数据的图像重建 为2%。如果出现2mm的异常结构，此穿透率将变为 形战CT图像的基品可以通过授影方法将数据重 1.98%差别仅1%)。此微小变化还要受到很多重叠结 建为二推图像的过程来进行网述。X线源和检测器 构的影响，这样很明显，传统X线成像显承解剂细节 绕病人旋转，从而可测量穿透人体的X线。所得到 的能力有限。在CT成像中，通过从多个角度授影测 的每个测量值都是X线源沿着不同方向穿透病人到 量信号S,从测得的数据中计算出，以直接显示，此 达检调卷后的痕减结果。因此，对于均匀的置盘，中 技术可以使邻近结构间产生更高的对比，例如，2mm 同衰或最大，具有对称的投影轮廓，通过扫横架的旋 的钙化结节与周围组织相比，裂减系数的差别可达 转可以从不同角度透行线生测量，为图像重建提供
第1章印的系本眼理和核术煤计 图1-了餐麗CT留做它的投影图像. 原始的授影数据。原始的投影数帮也可形成某方向 就被厂商所睿遍采用，可以通过计算机软件或特殊 的投形像（图1一》。这种投影像通过将Y轴{每行）代 硬件模犁来实现，可以直接或利用快速傅立叶转换 表每个检测晷的测量值，X轴（每列）代表某个日描 技术进行。 位置条件下不同检测器的调量值而形成图像。此投 三维投影数据的图像重建 影图像有一个有煙的模式，目因为形状重叠，图像难 于解环，这样，就需要一种可以计算出原始图像衰减 花过后授影处理要求影像数据限干同一个层面内。 的方法， 在螺旋CT中，采集的是三维容积数据，面非单一层 一种不太实用的确定原始图像的方法，是将投步 面的数据，国此必须开发新的重建算法。 图像作为线性代数学间题来处班。每次投影测量检湖 器可获得一个方向上所有像素X线在减信息的方程， 单层螺旋CT:线拉内精法 不同方向投能后，通过解出所有方程，就得到图像中 在螺旋扫描中，检查床连续移动，因此在任何的 每个像素的信息。采用此方法解决问匿时的任务量非氨粕或Z轴位置上，相应测量的数据仅有儿个（或没有） 常大，因为变量数日为5引2×512（超过25万）个，需精确位于可一平面内，不能进行二姓滤过后授影。螺 要进行768×1400超过100万刀次数据测禁，需要进 距越大（即相同检制器准值条件下，CT检查床移动越 行模型运算，即使采用现代的计草机也很因堆。其他快)，扫描梁测量蕊编离同一平面。为了赞供进行滤过 的数学算法，如选代技术和最大近似优化，可用干解 后投影技术的全数据，用最邻近（轴）位置上所测量 决图像月题，但它门对于常规临床应用，计算任务量的数据的平均值来替代所缺少的数据信息。 仍然过于繁重。 此方法可以采用两种不同的方式进行。第一种被 较为实用的CT图像重建的数学方法被称为滤 称为360'线性内插法，果用每次旋转所得的数据进行 过后投影。理论上讲)，如果投影数器具有某些特 平均。在这种方式中，为产生所成像平面的投影数据， 性（它门都位于同一个平面内，旋转投影按风等间隔 成像平面两得所邻近360（如指周后的数转）范围内所 进行至少半圈，而检测器也是等距离覆差全部重建 测得的数据，采用线性内插至每个投影方向中.360线 物体)，那么扫抽视野内任意点的图像》衰减都可以 性内插法技术的缺点是物次旋转期间的距离较大，如 通过结合某整测量结果而计算出来，这种按不可程 果细微结构随距离变化明显，会导致模制成部分容积 度进行叠加的过程称为重建核（详细内容参见本章后 效应。 面重建方式部分)，叠加直接获取像素衰减的检测器 第二种方式被称为180线性内插法，利用扫描架 信息，而减去邻近像素测量的影响。根据不问的临 上的X线源与检测器存在的对称性，也就是说，当X 床序用目的可设计不同的重建方式，以提供锐利的 线题与检测器位置旋转半圈180°时，理论上测量结 图像或者平滑噪声。此过程在CT的卓期发展阶投 果应是相同的，180“线性内插法利用了X线的一个特
点，即对于每一次测量，当X线管和检测器转换位置 图像质量常受到客现和主观因素影响。信息理论定 时，在大约半面后的位置已经可以应用内插部分。这 义了信息传速的基本参数，如信号。分解力，变形 种通过几何方法噬拟的X线，被称为补偿X线，180° 和噪声。以评价系统的性能。常用的描述图像质量 线性内插法技术采用较小的Z轴距南，因此模期效成 的儿个定量和客观的参数包括：空间分拼力，对比 较低（心脏成像中可应用此技术缩图像采集的时间， 分辩力、时间分舞力，噪声和伪影，这：参数受CT 减少时间核期效应，) 扫抗设备和所选择扫描参数的影响，常用于评价CT 设备的性能。 多层螺坡CT,2袖内橱或2神过法 第一台多层螺旋CT有2排或4排检测晷，所测 售号 得的数据可以简单地作为被此独立，平行的数据信惠 图像是代表一些物理量的图形，可直接测得或通 处理。此时，单层螺旋CT中的360和180°线性内插 过数据计算得到。图像信号可以是连续的，如X线胶 法。可直接应用到多层螺旋CT。通过对邻近的数据 片或3Smm片，也可以是间新的，计算机监视器 进行(360°或180°)线性内插法。可产生所成像平面的 上的医学图像。在CT果集过程中，采用代表X找能 图像，此技术被称为高级单层再分领重建技术刚，此 量的连续物理电信号，定量测量X线束的衰减（类似X 技术可以迅速进行，原理与单层打播的内插法相似。 线的授影)，而后转化为分散的数字信号。通过一系列 在360线性内插法中，可以采用不同样校阁器的相同 上述剧量，可以计算出代表物体内材料复减系数的数 授射角X线的测量数据，或采用连续在转30间隔的 字图像。比图是橡素（图像的基本单位）的集合，奥型 X线测量数据进行内插算法.在！80°线性内插达重建 者为每边有512个像素的矩形阵列。当采集多个层面 中，直接和补续X线惊息都可用于螺旋内桶算法。CT 的容积数馨时，体素（成像体积的基本单位的集合即 设备厂商提出了不同的数学方法和选取不问的邻近X 构成3D图像。采用计算机术语，惊始测量的数据为6 线信息，以形成权重不同的图像。例如Z轴内插或Z 觉数有效值拉于64000的范围内)，而所重建图像 轴减过法3.。 的数据具型者为8位成12位最大范围为4095)。通 常，信号与所成像物体的物理学特征呈线性关系。例 宽线束多层CT或平板检薄圈CT,耀形线束算法 如，如果体素内对比剂密度加倍，像素值也将变为原 在检测器排数超过4排以后，就必须解决不同校 来的两倍。 测器排之间的锥形线束角度间题国。一些厂商利用章 所采集信号中的信息决定了图像的变化形式。此 动层面算法的变化和拓展进行图像重建A:1),这 变化的幅度采用对比度来描述，即局部像素值相对于 些算法将3D重建任务分解为一系列中等斜度层面的 周围值的变化。在可斯的数字系统中，数据的字节位 常规2D重建，这样可以利用已成熟应用的快塘的2D 数决定了最小的变化，在常见的图像中通常为0.02% 重建技术，例如不可的多平面重建(Sgsy习技术和 (12位)线0.4%8位 加权超平面重建(GE:技术。其他商(Toshiba, 在图像的显示过程中，信号还与观察者所能分提 Philips)测利用Feldkamp算法选行多层扫描a:,一 的亮暗程度有关。通过由亮至暗来表示50风--1000 种近似的3D卷积后投影重建方法，最初僧应用于层面 的信号动态变化范围。背信号转换为不问的亮度进行 采集方式。采用这种方法，可解决维形线束的几间学 表示，如所获得的CT图像可在监视器上依不阿的亮 问题，所测得的X线信息被沿测量方向后教影到个 度进行观察，同时还可以进行亮度和对比度调整以群 3D容积内。们是，3D后投影方式对计算机的要求较 调不同的感兴埂区城。 高，基至要求专门的硬件，以达到可楼受的图像重建 时间。目前，对锥形X线束几何学测量的解决方法的 分拼力 研究相当活跃。 我门的常用术语分辩力主要是指影像系统对于 饵微信号变化的区别与发现能力：此额念涉及图像 影像学香敬 中儿方面的不同内容如空间或时间分辨力)。影象 系统区别空网内不同点之同变化的能力取决于两个 尽管图像质量是成像系统的最终指标，但明确 因素：系统孔径和间断数字系统的)果样率。系统 定量地评价图像质量还是很困难的，在临床应用中， 孔径可以有不同的形式：在显示系统中，它可以是