1、X 線計算機體層成像設備第五章 X 線計算機體層成像設備§5-1 X線-CT開展歷史PPT3:德國物理學家于 1895年發現了 X-Rays的發現。PPT4:普通X線成像是一種重疊的二維影像。PPT5: CT的出現消除了普通 X線成像的缺點。1972年，科學家毫斯菲爾德和阿姆布勞斯在 英國放射學年會上發表正式論文，宣告了CT的誕生。PPT6: CT的開展簡史。PPT7: CT是怎樣的呢？比照：普通X線檢查方法和普通 X線圖像。CT檢查方法和CT圖像。PPT9 CT圖像的進步。像素的大小； 像素的多少；PPT10 三維成像。CT成像與傳統的x線成像相比，具有以下特點：1 、具有較高的

2、X 線利用率傳統X線攝影，由于照射面積大，到達膠片的散射線多，使影像變得模糊；CT成像中，由于使用窄形X線束，大局部的散射線被排除掉，并有后準直器進一步濾除窄形線束內的X線散射線，提高了 X線的檢測能力和利用率以及影像的清晰度。2、能顯示人體某一層面上的器官或組織的解剖構造由于CT成像中消除了人體內器官或組織構造間的相互重疊影像，故能準確的反映體層 平面上器官或組織的解剖構造。3、能分辨人體內器官或組織密度細小的變化由于CT成像在獲取圖像信息時，克制了人體內器官或組織構造間的相互重疊影像和散 射線的干擾， 又經過高精度的圖像重建計算， 從而提高了對器官或組織密度的分辨能力， 使 傳統的X線攝影

3、難以區分的低比照度的軟組織構造清晰可見，能夠反映器官或組織的細小密度差異，從而提高了診斷能力。§ 5-2 X線-CT成像原理一、CT是怎樣工作的？X線球管發出的X線經過準直器準直后，得到一束接近單能的扇形X線束，穿過人體被X線探測器接收，探測器輸出與 X線照射強度成正比的模擬電信號，經過放大電路放大后， 再進展A/D轉換得到數字信號，由計算機進展圖像重建處理，最后得到數字X線影像。X 線計算機體層成像設備、與CT成像有關的一些根本概念1、體層：它是受檢體中的一個薄層，薄層的兩面可以視為是平行的平面。CT成像中建立一幅圖像的掃描過程，受檢體中被X線束透射的局部就是體層。2、體素：定義：

4、指在受檢體內預成像的層面上按一定的大小和一定的坐標人為劃分的小體積元 素。體素陣列：對劃分好的體素進展空間位置編碼。體素大小：長和寬12mm，高體層的厚度31 Omm。劃分方案：256X256,32OX32O,512X512 等。3、像素：由于人體各組織對X線的吸收系數不同，反映到CT照片上為灰度不同的黑白圖像，如果把CT照片上的影像劃分為許多點， 每個點的面積足夠小，小到超過人體眼睛的分辨力時， 人眼所見的是一幅灰度連續變化的、非常清晰的圖像。所謂像素，是指構成圖像的點，它是構成圖像的根本單元。 對于二維圖像來說，這些像素就是圖像平面的面積元。4、體素和像素的關系：在CT成像中，將被檢體層劃

5、分為許多體素， 用每個體素對X線束的吸收系數來代表他 的圖像信息，并轉換成各組織的CT值， 這就構成平面圖像的像素。 各像素的坐標坐標排序 要與體素的坐標排序一樣， 即體素和像素在坐標上要一一對應。5、掃描：1、用X線束對受檢體斷層進展投照， 用檢測器獲取衰減后 X線強度I ,稱為一次掃描。2、按一定順序改變投照方向、位置，進展屢次掃描。6、投影：1、一次掃描所獲取的 X線強度I，稱為一個投影。2、屢次掃描可獲取大量投影值，稱為投影函數。三、X線-CT成像的物理原理1、線性吸收系數：當具有一定能量的 X線穿過物體時，物體對射入的X線起衰減作用，即物體對X線進展 吸收和散射，物體對X線吸收多少與

6、物體的密度、物體元素的原子序數以及 X線的能量有關， 在CT成像中，物體對 X線的吸收起主要作用，下面僅討論物體對X線的吸收作用，忽略對X線的散射作用。圖5-1如圖5-1丨所示，當X線束沿坐標的X軸穿透厚度為I的一個均勻物體，設入射的線強度為丨0,經過物體吸收后射出的 X線強度為I。如果物體中有以小薄層，其厚度為x處的X線強度I i的吸收量為 Ii有:IiIi x5-1式中 為與物體密度等有關的吸收系數。對于勻質物體來說它是一個常數。負號說明入射X線強度被物體吸收而減少,Ii取負值,對5-1丨建立微分方程:I dhIoTTinIidx05-2I由5-2式可見，物體越厚，或oe值越大，對X線的吸

7、收越多。當X線穿過一定厚度的人體組織或者器官時，由于人體組織或器官是由多種物質成分和不同的密度構成的， 所以各點對X線的吸收系數也就不同。為了便于分析，將沿著X線束的通過方向將物體分割成許多厚度為I的體素，每個體素被認為是單質均勻密度體，每個體素的吸收系數為一常數，如圖5-2所示：圖5-2對于第一個體素，透過的 X線強度為：I1l°e1i第二個體素，透過的 X線強度為:1211 e2l1l(l°e)e2lI°e(1 2)l那么第n個體素透射出來的X線強度為：I InIce(1 2n)l1 2nhnlI(5-3)I 0由5-3丨式可以看出，如果 X線的入射強度|0、

8、透射X線強度I和物體的厚度I為的條件下，就可以將 X線路經上的吸收系數之和計算出來。為了建立CT圖像，必須先求出每個體素的吸收系數。從數學的角度講，要計算n個未知的吸收系數，就需要建立 n個或n個以上相互獨立的方程，因此，CT成像裝置要從不同的方向上進展屢次觀測，也即掃描，來獲取足夠的數據建立求解吸收系數的方程。四、X線-CT圖像的重建方法1、直接矩陣變換法重建：射線和A： x1+x2=2射線和B: x3+x4=4射線和 C: x1+x3=1射線和D: x2+x4=5綜合這4個方程，可以看到：A+B=C+D也就是說：A=C+D-BB=C+D-AC=A+B-DD=A+B-C這4個方程中只有3個方

9、程是獨立的，而第4個方程是派生的，因此方程數少于未知數， 不可能得出唯一解，必須再建立另一個獨立方程。為此有必要取對角線的射線和，即：射線和E： x1+x4=3射線和F： x2+x3=3現在解聯立方程組，由 A-C得：x2-x3=1上式與射線和F相加，得：2x2=4， x2=2代入射線和 A得：x1=2-x2=0由射線和C得：x3=1-x仁1由射線和 D得：x4=5-x2=3這正是1967年CT研發時所采用的方法就是聯立方出組法，當時為算得一幅圖像，方程組方X 線計算機體層成像設備程數量逾 28000 個，當把物質的掃描面分成越來越細的等分時，方程組的規模也越來越大， 即便是在計算機上編程實現

10、，其工作量也是很大的。此外，為獲得足夠數量的獨立方程，必2須采集遠遠多于 N2 個投影數據，其中有許多方程是相關的，即產生了冗余。而當方程組的 數量超過未知數的數量時，方程組的解未必收斂。2、反投影法 back projection 1反投影方法反投影方有稱為總和法，此法利用投影數值近似復制出 值的二維分布。它的根本原 理是將所測得的投影值按其原路徑平靜的分配到每一個點上，各個方向上投影至反投影后， 在影像處進展疊加，從而推斷出原圖像。以一個矩形物體為例，分別在 X Y方向進展投影，得到 X、Y方向的投影數值。在重建 圖像時，根據反投影法原理，從 X Y軸方向上分別按原路徑平均分配投影數值，其

11、結果在 影像處是兩個方向反投影值的疊加， 即加重影像部位的顯像值。 在經過處理或調整根本顯像 灰度值，能突出投影相重疊局部，使顯像局部近似地重現原圖像。下面用四個體素設 1 1, 22, 3 3, 44矩陣圖像的重建，作一定性說明。對四個體素矩陣作 0 、 45 、 90 、135 投影即掃描 ，在將投影值反投向原矩陣的 對應位置掃描過的各個體素上，即可將原矩陣中的四體素的特征參數值解出，其過程如下圖。運算中的基數 cardinal number 等于所有體素的特征參數的總和，這個總和也等于 任何一方向上的投影值的總和。算法由計算機執行。2反投影法的缺點邊緣失銳：假設某吸收體為一小正方形， 經

12、過四個方向投影， 獲得的投影數值而后加回矩陣的情況， 由圖可以看出，重建后的圖像不是正方形，變成了“星狀物，中心處吸收系數值最大，離中心越遠， 值越低，這就是圖像的邊緣失銳。由于存在星形偽影，而使得重建圖像的 邊緣局部模糊不清。3 、濾波反投影法1定義：定義：利用卷積的方法，先對反投影函數進展修正，然后用反投影的方法重 建圖像，又稱卷積反投影法。也就是說， 在反投影相加之前先用一個校正函數進展濾波，以 修正圖像，所以濾波反投影法又稱卷積反投影法。2反投影法和濾波反投影法的區別：反投影法是按照X線投影的大小作正比例的投影，卷積反投影法那么是使用一種專用的過濾函數把所得的投影進展修正后再作反投影。

13、 3優點：可以濾除簡單反投影法產生的偽影。4、濾波反投影法圖示所謂濾波反投影法，就是將每個投影信號在反投影之前，先進展濾波。濾波的功能是消除邊緣模糊干擾，以對高密度的釘子掃描為例：由釘子所產生的脈沖信號， 濾波后在脈沖的兩側出現了負的和正的脈沖突起，這種分布在主信號脈沖兩側的正負交替脈沖，在與其它濾波反投影信號疊加時，具有正、負抵消的作用，從而使圖像信號更加相進于實際目標。釘子所對應的脈沖信號具有較寬的頻譜成分，濾波作用使其中的高頻成分有不同程度的喪失，這便是濾波后的信號出現正負交替脈沖的原 因。如果濾波器設計得恰當，當這些濾波反投影信號疊加式，“輻射狀的正值和負值正好相互抵消，因而獲得邊緣清

14、晰的圖像，能夠十分準確的反映原來的目標。反之，如果濾波器 設計欠佳，不僅干擾信號得不到恰當的抵消，而且還會使主信號脈沖的形狀有所改變，這是不希望的，所以一般設計的濾波器必須在實際應用中得到嚴格的檢驗。§ 5-3 X線-CT掃描方式及CT開展趨勢、第一代CT:平移+旋轉掃描方式1特點:1由一只X線管和1-2個晶體探測器detector組成。2由于X線束被準直器準直為鉛筆芯粗細的筆形線束，故又稱筆形束CT3X線管和探測器先做同步直線平移掃描運動。獲得240個透射測量數據后，X線管和探測器停頓平移，再環繞病人頭顱中心旋轉1 °,做與上次方向相反的直線掃描運動。2、缺點:1掃描時間

15、長：2X線利用率低、第二代CT平移+旋轉掃描方式第二代CT與第一代CT沒有質的區別。它是在第一代CT的根底上，由單一筆形束改為扇形線束，由一只 X線管和330個晶體探測器組成。1、特點:1X線束為5 ° 20°的小扇形束，所以又稱小扇束CT。2由呈扇形排列的多個探測器代替單一的探測器，每次平移掃描后的旋轉角由1°提高到扇面夾角角度，這樣旋轉180°時，掃描時間縮短到 2090s.3不但可作頭顱檢查，實際上已具備了做全身CT檢查的條件。2、主要缺點： 在掃描過程中，由于病人的生理運動，易產生偽影。第一代CT和第二代CT對病人運動引起的偽影特別敏感，因為在旋

16、轉期間不采集數據，如果病人運動，就會引起透射讀數的差異，致使重建圖像出現條紋偽影。目前，第二代CT已根本淘汰。二、第二代CT旋轉-旋轉掃描方式1特點:1CT的扇形角較寬30° 45°，可包含整個病人掃描層面， 所以又稱為廣角扇束 CT。2探測器增加到3001000個，逐個依次無空隙的排列。3X線管和探測器無需再做直線平移運動，僅做圍繞病人進展的連續旋轉運動即可。 因此，大大縮短了掃描時間，故全身掃描時間可縮短到29s或更短。2、缺點：需對相鄰探測器的靈敏度差異進展校正，這是因為一個角度的投影由不同的相鄰探測器進展測量，相鄰探測器的性能差異將產生同心環形偽影。目前，第三代CT

17、的環形偽影已被解決，成為當代CT的主流。四、第四代CT旋轉-靜止掃描方式1、特點:1具有更多的探測器6001500個，分布在360°的圓周上。2掃描時，僅X線管做圍繞病人一周的旋轉運動，而探測器那么固定不動。2、缺點：探測器數量多且在掃描過程中不能被充分利用。五、第五代CT靜止-靜止掃描方式（一）、動態空間重建機:整機由掃描、重建和數據分析三個局部組成。1、 掃描局部：由多只x線管排列成半圓弧陣列；與 X線管相對應的是影像增強 器和電視攝像系統組成的 X-TV檢測器。2、 數據采集局部：采用電子時序控制的方法控制X線管產生X線，與X線管相對應的X-TV檢測器順序地接收 X線投影數據，

18、形成掃描過程。(二) 、超高速CT掃描機(電子速CT)1、采用一個大型特制的掃描電子束 X線管，在掃描機的一端安裝電子槍，所產生的電 子束經加速、聚焦和磁偏轉后轟擊四個緊挨著的半環狀鎢靶。2、 由于高速運動的電子束無機械慣性，所以可依次掃描一個靶環或同時輪番掃描2-4個靶環。由于采用排成兩排的環形探測器陣列，故高速運動的電子束掃描一個靶環可得到相鄰兩層的圖像。如高速運動的電子束同時輪番掃描4個靶環，那么可同時獲得 8層圖像。六、CT的開展趨勢(一) 、硬件的開展趨勢CT掃描機自20世紀70年代問世以來，隨著計算機技術和其它相關技術的進步，獲得 了突飛猛進的開展。特別是近幾年，出現了滑環技術 s

19、lipring 、螺旋掃描技術helical scan以及在此根底上開展起來的多層面CT技術，使CT檢查技術到達了一個嶄新的水平。CT的開展趨勢是：提高掃描速度、提高圖像質量、簡化操作、提高效率。1、提高掃描速度:(1)、意義：(1) 、減少運動偽影，提高圖像質量;(2) 、提高設備使用效率；、方法：1) 、滑環技術：2) 、螺旋掃描技術：2、提高圖像質量：(1) 、X線源性質和探測器的性能。(2) 、數據數目和掃描速度。(3) 、圖像重建所用的算法。(4) 、數據表達和顯示方式。3、簡化操作：4、提高工作效率5、縮小體積，降低放射劑量(二) 、設備功能的開展趨勢:1、血管成像CTAX 線計算

20、機體層成像設備血管造影技術與螺旋 CT快速掃描相結合的一種技術，它是一SCT掃描為根底，靜脈快速注射比照劑， 應用計算機三維重建來顯示血管構造的成像技術。 用于顱腦血管、 心臟等的 成像。2、3D圖像重建：3、CT引導下的介入治療：4、仿真內鏡：利用計算機軟件功能將 SCT容積掃描獲得的圖像數據進展后處理， 重建空腔內外表的立 體圖像，再用電影功能依次回放，從而獲得仿真內鏡的效果。5、放療方案：主要是對腫瘤進展放療定位。§ 5-4 X線-CT的組成一一成像系統一臺完整的CT由三個主要局部構成： 數據采集系統。它包含X線高壓發生器、X線管、準直器、濾過器、探測器、掃描架、 掃描床、前置

21、放大器及接口電路等； 計算機及圖像重建系統； 圖像顯示、記錄和存儲系統。它包含顯示器、光驅、多幅照相機、激光照相機、洗片 機等。一、數據采集系統：（一）、X線管發生裝置:與普通x線管相比：1）額定功率、熱容量要大得多2）冷卻裝置采用高速旋轉陽極 （轉速 10000rpm 以上） ，以及油循環技術3）目前CT中使用X線管的最大功率為100kW最高熱容量可達 7.5MHU。4）柵控式X線管使掃描時X線管連續的發射 X射線，稱為脈沖工作方式。柵控式柵控陽極X線管（即在X線管靠近燈絲附近做一個專門的控制柵極）5）管電壓和管電流必須有足夠的穩定度。CT掃描機中一般采用閉環反應方法穩定 X線管的電壓和電流

22、，使其誤差控制在 0.01 %0.05 %范圍內。（二）、準直器與過濾器：（1 ）準直器：作用：準直器位于X線管前方。它的作用是：大幅度地減少散射線的干擾，減少患者 的放射劑量；決定掃描層的厚度。分類：CT用準直器分兩種：一種是 X線管側準直器，常稱為前準直器；另一種是探測器側準直器，常稱為后準直器。前、后準直器必須準確地對準，(2 )濾過器，亦稱補償器：在臨床CT的設計中就有一個假設，認為線束是單能的，但實際使用的線束是“多能" 的，為了滿足重建過程的需要，就要使用專門的濾過器。CT中使用濾過器的目的有兩個： 吸收低能X線，這些低能射線對 CT圖像的形成沒有任何作用，但是卻增加了病

23、人 的照射劑量。濾過的結果使射線束的平均能量升高，射線變“硬； 使穿過濾過器和受檢者的透射線束的能量分布到達均勻硬化。由于人體橫截面類似于橢圓形，X線束照射時，中心射線穿透厚度大，邊緣射線穿透厚度小，信號強度反差大，射線強度也不均勻。為了削弱這一現象，在X線管和探測器之間，增設了濾過器。(三) 探測器:探測器是一種將射線能量轉換為可供記錄的電信號的裝置。 它接收到射線照射，然后產 生與輻射強度成正比的電信號。 探測器組件是由性能完全一樣的探測器單元排列而成， 每個 探測器對應著一束窄的 X線。如果有n個探測器單元，那么一次就可同時獲得 n個投影數據。1、性能(1) 效率：效率是指它從線束吸收能

24、量的百分數。理想情況下，探測器效率應該為 100%即可截獲全部X線束能量，這將使曝光量減小，降低病人的照射劑量。影響探測器效 率的因素有兩個：幾何效率和吸收效率。1幾何效率：幾何效率=探測器有效寬度/探測器有效寬度+無效的空間。幾何效率是由每個探測器的孔徑和相鄰探測器間隔大小來決定。射入間隔的輻射不能被探測器吸收，因而無助于圖像的形成。理想的情況是探測器所占的范圍要比間隔大。2吸收效率：吸收效率是指輻射進入探測器而被吸收的百分率，這與探測器的厚度有關，并在某種程度上與 X線光子的能量有關。3總檢測效率：探測器的總檢測效率是幾何效率和吸收效率的乘積。實際的探測器總 檢測在50%80之間。探測器的

25、效率越高，在一定圖像質量水平的前提下病人承受的劑量越 小。(2) 穩 定性:穩定性是指從某一瞬間到另一瞬間探測器的一致性和復原性，探測器需 經常進展校準以保證其穩定性。(3) 、響應性：探測器的響應性是指探測器接收、記錄和拋棄一個信號所需的時間。一個探測器應瞬時地響應一個信號，然后立即迅速地拋棄該信號并為響應下一個信號做好準備，如余輝現象嚴重那么影響下一個信號的值。為了防止余輝造成的畸變及假象，需要仔細選擇閃爍物質并進展一些軟件的校正。(4) 準確性：由于人體軟組織及病理變化所致衰減系數的變化是很小的，因此，穿過人體的線束強度也只引起很小的變化。如果探測器對衰減系數的測量不夠準確，測量中的小誤

26、差可能被誤認為信號的變化。探測器的準確性要求探測器系統必須具有如下特點：低電子噪聲、線性、各探測器的均勻一致及瞬時穩定性。2、類型目前，CT中常用的探測器類型有兩種，一種是收集氣體電離電荷的探測器，稱氣體探測器，它收集電離作用產生的電子和離子，記錄由它們的電荷所產生的電壓信號。；一種是收集熒光的探測器，稱閃爍探測器，也叫固體探測器。(1) 、氣體探測器：氣體探測器是利用氣體一般采用化學性能穩定的惰性氣體電離的原理，入射的 X線使氣體產生電離，通過測量電流的大小來測得入射X線的強度。1、氣體探測器由一系列單獨的氣體電離室構成。各氣體電離室的上下夾面由陶瓷拼 成。每個氣體電離室的 X線入射面由薄鋁

27、板制成， 兩側用薄鎢片作為隔板分隔開，所有隔板相互連通，加上500V直流電壓，起收集電子的作用。2、各個中心收集電極引線接至相應的前置放大器，氣體電離室內充滿氙氣。當入射 X線進入各個氣體電離室后，將氣體電離，正離子由中心收集電極接收，負離子電子被 隔板接收。正、負離子的定向運動形成電離電流。電離電流與入射的X線強度光子數成正比，很微弱，經前置放大器放大后，送入數據采集系統。電離電流會產生高溫，因而隔板 和收集電極均采用鎢片。3、隔板與X線入射方向一致，起到后準直器的作用，它可防止由被測病人產生的散 射線進入電離室。氣體探測器的光子轉換效率比固體探測器要低。4、采用高壓氙氣可以氣體的密度，提高

28、轉換效率。但由于鎢片機械強度有限，所以 不能采用太高的壓力，這就限制了轉換效率的進一步提高。但由于其幾何效率高于固體探測器的幾何效率，因而實際上這兩種探測器的總檢測效率大致相近。氣體探測器中各個氣體電離室是相互連通的一個整體，處在一樣的氣壓、密度、純度、溫度條件下，因而有較好的一 致性。由于kV存在波動，CT X線管輻射的X線強度不穩定，而 X線強度變化對成像有很大的 影響。因此，一般在探測器的兩端裝有參考探測器 48個通道。參考探測器用來測量入射人 體前的原始X線強度以修正探測器的測量結果。在掃描和采集數據過程中保證系統的穩定性是非常重要的。為防止探測器零位漂移，在掃描過程中需對探測器的變化

29、進展校正，使得在每個X線脈沖到來之前所有探測器輸出皆為0。此外，每天還應對系統漂移進展校正，保證在全部動態范圍內的線形和穩定性。氣體探測器優點：P14 2。(2) 、固體探測器：1閃爍探測器：利用射線能使某些物質閃爍發光的特性來探測射線的裝置。由于此種探測器的探測效率高，分辨時間短，既能探測帶電粒子，又能探測中性粒子；既能探測粒子的強度，又能測量 它們的能量，鑒別它們的性質。所以，閃爍探測器在CT掃描機中得到了廣泛的應用。由圖可見，閃爍探測器前面加有反射層，它是涂有白色氧化鎂粉末的鋁盒。它使閃爍晶體產生的熒光光子能大局部反射到光電陰極上。在晶體與光電倍增管間放置有機玻璃制成的光導，并涂有硅油以

30、保證良好的光偶合。根據光電轉換器件的不同分類：0光電倍增管式；O 2光電二極管式。根據閃爍晶體的使用材料分類：碘化鈉Nal丨晶體：這種晶體的密度大，對丫射線和X線有較大的阻止特性。它的 透明度和發光度都很高。但 Nal晶體極易潮解，這是它的致命缺點。 Nal晶體一旦潮解，探 測器效率和能量分辨力均急劇下降， 以致完全不能使用。 在實際應用中，碘化鈉晶體被密封 在一個鋁制外殼內。碘化銫Csl丨晶體：其主要優點是在空氣中不易潮解，故不需鋁制外殼封裝。但它 的發光效率僅為 Nal的30%40%且價格昂貴。因此遠不及 Nal晶體應用普遍。閃爍晶體在 使用和保存時，應防止強光照射，否那么會嚴重影響其性能

31、。假設因強光照射致使閃爍晶體 變色，可用長期避光的方法退色，使閃爍晶體的性能得到恢復。2稀土貴金屬陶瓷檢測器：采用摻雜稀土的金屬的透明光學陶瓷來代替傳統的閃爍晶體，與光電二級管配合構成探測器，其特點是： X線利用率高，達99% 光電轉換率高； 與光電二極管的匹配好；余輝小；穩定性好；容易分割制成密集型探測器陣列；3、兩類探測器的特性比擬目前氣體探測器和閃爍探測器在現代化的CT中都有選用。選用哪種探測器要看偏重于哪方面的特性。1溫度特性：閃爍探測器的輸出信號強度與溫度的關系極大；而惰性氣體探測器的 信號強度與溫度的關系不大。2噪聲：氣體探測器易產生噪聲和干擾源，而閃爍探測器那么不易產生噪聲和干擾

32、 源。其原因是氣體探測器的各個氣體電離室所加電壓存在波動和氣體電離室內絕緣體上易產 生漏電流。另外，氣體電離室的隔板極薄，容易出現極小的顫抖。即使隔板的極小顫抖亦會產生噪聲。3飽和現象：在閃爍探測器的線性范圍內，即在閃爍探測器的特性曲線范圍內，閃爍探測器的輸出電信號與入射到閃爍探測器輸入面的X線強度成正比，并超出 CT要求五個數量級。但是，氣體探測器在這么大的信號范圍內，有可能出現飽和現象。4散射線準直：閃爍探測器可以與一個散射線準直器組合在一起。氣體探測器一般 不用附加的散射線準直器，而是利用電離室隔板同時作為散射線準直器，但效果不如專用的準直器好。5劑量利用率：CT中應用的閃爍晶體一般厚度

33、為 5mm實際吸收射入的X線可達100% 并將它們轉變為光信號； 但在氣體探測器中，從輸入窗口到電極板之間的氣體層吸收射線而 不產生信號。此外，也因射入的一局部量子沒有被利用而直接穿過了氣體探測器，引起氣體探測器的射線損失，但只要通過增加壓強和加深電離室，就可以將這種效應控制在允許的范圍內。由于氣體電離室很小的惰性氣體泄漏就會降低室內壓強，導致對X線的吸收能力減弱，所以在氣體電離室的機械制造時，要格外注意密封，以防止惰性氣體泄漏、損失。（四）數據處理裝置：1、 前置放大器：對探測器輸出的信號進展預放大，具有高輸入阻抗和良好的電磁屏蔽。2、 對數放大器： 對入射X線強度l0 X線管處的X線強度和

34、透射 X線強度I穿過 病人后的X線強度進展對數換算。3、積分器：對每次采集的信號進展積分運算，計算光子總和。4、多路轉換器：相當于一個單刀多擲開關，每一時刻只允許對一路積分放大的輸出信號進展A/D轉換。5、 模擬/數字轉換器analog to digital converter，ADC:將模擬信號轉換成二進 制的數字信號。6、 數字數據傳輸：一些CT采用了光導纖維進展數據傳輸。光纖傳輸是指使用了一個由 透鏡和發光二極管組成的系統，將數據傳輸給計算機。這樣可以消除外界的干擾。(五) 掃描機架：分為：1、旋轉局部：主要由(1) :X線管及其冷卻系統；(2) :準直器及其控制系統；(3) :濾過器；

35、(4) :探測器；(5) :數據采集系統digital adopt system ， DAS ;(6) :滑環局部：(7) :高壓發生器螺旋 CT等組成。二是固定局部。2、固定局部：主要由旋轉支架，旋轉控制電機及其伺服系統，機架主控電路板組成。3、掃描過程：掃描時，旋轉電機經減速器通過齒形帶帶動旋轉架旋轉，旋轉方向為順時針螺旋CT其中包括啟動過程、采樣過程和減速剎車過程。4、高壓發生器：5、掃描孔：(六) 掃描床：1、掃描床的運動：一般由兩個電機控制：一個是床身升降電機；另一個是床面水平移動電機。2、掃描床定位：床板定位的精度直接決定切片位置的準確性，本系統的定位精度0.1mmo定位系統采用計

36、算機控制。其具體工作過程是：在計算機系統設置床面位置后，發出指令，使水平電機驅動床面水平移動，到達指定位置后，計算機系統收到光電編碼器發來的到位信號后，計算機系統發出指令，使單相交流伺服電機失電、停轉。從而實現高精度、閉環 的床面水平移動控制。3、床面板：床面板由碳素纖維制成。因為碳素纖維具有強度高、重量輕、且對X線衰減小等特點。床臺上設有限位開關，以保證床面在正常的范圍內移動。掃描架上方的數碼顯示板可顯示掃描床的高度、床面的水平位置和掃描架的前后傾斜角度。、計算機和圖像重建系統:CT計算機的功能：1、控制整個CT的運行；2、圖像重建；3、圖像處理；4、故障診斷和分析；三、圖像顯示和存儲系統：

37、（一）、圖像顯示：1、 原理：將二維數字矩陣數字圖像中的各像素CT值轉換為相應的二維模擬矩陣 模 擬圖像中的灰階。2、顯示器：CT用圖像顯示系統是黑白監視器或彩色監視器。通常圖像以不 同的灰度等級顯示，而非圖像數據。常用的有15吋普通監視器，多以512 X 512顯示矩陣和256級灰度標尺來顯示。目前常用的是大屏幕高分辨力監視 器，多以1280 X 1024顯示矩陣來顯示。每個象素用16位顯示圖像，用8位 顯示游標、字符和覆蓋層。（二）、圖像存儲：1、軟存儲：2、硬存儲：§ 5-5 X線-CT的一些根本參數、CT 值:前面講的吸收系數是一個具有物理含義的量值，在醫學上，以吸收系數為依

38、據，用CT值表達人體組織密度的量值°CT機中的X線強度測量是相對測量，即測得的值是一個相對值。實際應用中，均以水的吸收系數為基準，故CT值定義為將人體被測組織的吸收系數x與水的吸收系數 w的相對差值，用公式表示：式 54CT值的單位為HUHou nsfield un it人體各組織的CT值范圍如圖53所示:，亨°K為分度因數，常取1 0 0 0,人體各組織包括空氣CT值約為-10001000HU,即約有2000個CT值。按照CT值的定義，那么水的 CT值為OHU空氣的CT值為-1000HU,致密骨質的 CT值為+1000HU這里需要指出的是，如果劃分的體素內包含有幾種不同的

39、組織成分，那么該體素的衰減系數 應取所含各種組織的成分的加權平均值可以表述為一個積分，于是該體素的 CT值應是衰減系數加權平均值所對應的 CT值。在這種情況下，此平均 CT值不能準確的與各種組織成分的密度相對應，稱為局部容積效應， 在圖像重建過程中可能產生偽影，稱之為局部容積偽影。CT圖像的像素表示一像素和像素值數字圖像是用點陣來表示的，點稱為像素，點的亮度(灰度圖像)或顏色(彩色圖像)用像素值來表示：z f (x, y)灰度圖像的像素表示Zr fi(x, y)zGf2(x, y)彩色圖像的像素表示Zbf3(x,y)CT圖像是灰度圖像，所以 zCTf (x, y)，單位為hu假設圖像的寬度 x

40、,圖像的高度Y, XX Y即為像素總和。1、所謂灰度是指黑白或者明暗程度，它是在圖像面上表現各像素黑白或明暗程度 的量。從全黑道全白可以劃分為不同的灰度，在圖像面上，以灰度分布的形式顯示CT影像。2、CT的本質是衰減系數成像，通過一定的算法求解各個體素的衰減系數，得到 衰減系數的二維分布，再按CT值的定義將各個體素的衰減系數值轉換為對應像素的CT 值，于是就得到一個二維分布的CT值表，然后將CT值轉換為灰度，就得到圖像面上的灰度分布，每一個CT值對應一個灰度。由于醫學上對人體組織按照2000個CT值進展劃分，每個CT值對應一個灰度圖象，理論上有2 0 0 0個灰度，即從全黑對應CT值為-100

41、0到全白對應CT值為+1000有2000個不同的黑白或明暗分級。所以CT圖從微觀的角度來看像是一個灰度不同、且灰度變化不連續的圖像。求得衰減系數的二維分布按照CT值的定義將衰減系數轉換為 CT值將CT值轉換為灰度圖象。三、窗口技術一一窗位和窗寬(一)、為什么要使用窗口技術:如前所述，CT圖像是灰度像，一個 CT值對應圖像平面上一個灰度；CT圖像的CT值可以到達2000個，圖像從全黑到全白能顯示 2000個不同的黑白程度，也即是能顯示2000個不同的灰度等級。如果將每個CT值對應顯示器的一個灰階，那么事實上存在以下兩個問題： 一是顯示器不能顯示這么多灰階的CT圖像；其次是我們人眼的靈敏度分辨出這

42、么多的灰度圖象。一般人眼在全灰度范圍內從全黑到全白，當兩個像素的灰度相差 60HU時，才能分辨出它們有不同的黑白程度，這相當于人眼在全灰度標內從全黑到全白只能分成大約2000/6033個不同的黑白分級。可見，由于人眼對黑白程度的分辨能力低，將識別不出CT圖像表現出來的許多生物信息，而CT的窗口技術可以解決這一問題。(二)、什么是窗口技術：窗口技術是指 CT機放大或增強某段范圍內灰度的技術，即把人體中被觀測組織的CT下限壓值范圍相對應的灰度范圍定為放大的灰度范圍，把放大灰度范圍的上限增強為全白, 縮為全白，這樣就放大或增強了局部灰度范圍內不同的灰度之間的黑白比照程度。1、窗口：被確定放大的灰度范

43、圍;2、窗寬：放大的灰度范圍上下限之差叫窗寬。窗寬CTmaxCTmin3、窗位：放大的灰度范圍的中心值，即顯示器所顯示的中心CT值。窗位4、顯示灰階：CTmaxCTmin前面提到，顯示器不可能顯示2000個灰階，它只能顯示有限的灰度分級,CT機根據所觀測人體不同組織的 CT值范圍，在顯示器上設置與之相對應的灰度分級稱為顯示灰階。例 如，顯示器的顯示灰階為 64級，某被測人體組織的 CT值范圍選為512或256,從而得出上 述的CT值范圍內每一顯示灰階所代表的CT值分別為8和4,顯然后者比前者每級顯示灰階所代表的CT值跨度小，即對于前一種顯示方式，各組織之間的CT值相差為8時才能分辨出 不同，而

44、后者只要組織之間 CT值相差為4就可以分辨出不同， 這說明CT值分級越細，有利于對低組織密度的顯示。一般情況下，顯示灰階范圍固定時，顯示灰階所代表的CT值跨度愈小，對CT值顯示分辨力愈高。5、窄窗寬和寬窗寬：窄窗寬顯示的 CT值范圍小，每級灰階代表的 CT值跨度小，對組 織之間的黑白比照程度放大較大， 這有利于對低密度組織或構造的顯示； 反之，寬窗寬的每 級灰階代表的 CT值跨度大，對組織或構造在密度差異之間顯示的黑白比照度小，適用用于密度差異大的組織或構造如肺、骨質等的顯示。注意：窗口技術純屬一種顯示技術。合理的使用窗口技術， 只是獲得組織或構造差異上CT值差異是由的最正確顯示，不改變人體組

45、織后構造上的真實差異，這是因為組織之間的 組織之間的密度差異決定的。四、分辨率：1、顯示分辨率：包括顯示器分辨率和膠片分辨率。2、什么是比照度？是指CT圖像表示不同物質密度差異、或對X射線透射度微小差異的量。表現在圖像上像素間的比照度，是它們灰度間的黑白程度比照。3、空間分辨率：(1)、定義：在 High Contrast 情況下區分相鄰最小物體的能力 (又稱 High Contrast Resolution ")，也即顯示最小體積病灶或構造的能力，抽象地說是在CT圖像分辨兩個鄰近點的能力。常用多少線對 /厘米，即LP/CM。（2） 、影響因素：1準直器的孔徑：準直器孔徑的寬度和高度

46、越小，那么相應的空間分辨率越高；2重建算法：不同的重建算法可以得到不同空間分辨率的圖象；3圖像矩陣采樣頻率 ：采樣頻率越高，圖像矩陣越大，那么空間分辨率越高；4、密度分辨率：低比照度即物體間的密度差異很小情況下分辨物體微小差異的能 力（ 又稱 “Low Contrast Resolution ） ，在所用斷面成像中，它是重要的性能指標之一。 在實際應用當中， 比照度的產生是由于密度的不同引起的， 它對 X 線能量的依賴性不大， 密 度分辨力是衡量軟組織比照度的重要指標。密度分辨力通常用百分數來表示。例如一個 X-CT系統的CT密度分辨力為0.3%，這就 意味著如果兩局部組織的密度差異為 0.3

47、%就可以區分開，當密度小于 0.3%時，就區分不開 了。CT與普通X線照片相比，其主要優點之一就是 CT的密度分辨力遠遠大于普通 X線檢查 的密度分辨力。五、噪聲：任何成像方法都不會沒有噪聲， 但噪聲在某些成像方法中比另一些方法更為突出。 在各 種成像方法中，核素成像的噪聲最為嚴重，CT、MRI的噪聲也較為明顯。由于圖像噪聲的存在，可使獲得的圖像質量不理想， 最為重要的是， 噪聲的存在掩蓋或者降低了圖像中某些特 征的可見度，減小可見度的損失對比照度低的物體尤為重要。（一）、噪聲定義：指CT值的隨機變化，指均勻物體的影像中 CT值在平均值上下的隨機漲落， 其數值可用 給定區域CT值的標準偏差表示

48、。（二）、噪聲的表現形式：CT 圖像中包含某些直觀的噪聲，它的存在是圖像出現斑點、細粒、雪花狀或者構造異 常等。這些噪聲的存在在很大程度上影響著人們對 CT 圖像的評價。（三）、影響噪聲的因素：1、MAS增大x線的劑量可以降低噪聲；對于密度差異不大的軟組織檢查，可以增大MAS劑量來降低圖像噪聲；而對于密度差異比擬大的組織，可以降低MAS劑量；因為這些部位本身具有較高的比照度，少量的噪聲不會影響診斷。2、管電壓-kV :管電壓越高，X線光子的能級越高，譜線能量越單一，圖像噪聲越小。3、重建算法：不同的重建算法具有不同的噪聲水平和密度分辨率4、層厚:1 對于軟組織來說，體層越厚，噪聲越低，密度分辨

49、率越高；2對于骨組織來說，體層越薄，噪聲大，但空間分辨率好；六、偽影:（一）、偽影定義：由于設備或病人所造成的，在CT圖像上出現了原來物體中并不存在的影像。（二）、偽影的表現形式：1、條紋Streaking:表現為圖像中的高強亮度直線不一定平行，它們可亮可暗。條紋偽影通常是由采樣過程中信號的不一致性導致的，數據的非一致性是由數據采集、機械故障或不同采集幀中存 在突然跳躍等相關過程而引起的如病人心臟跳動等。以前面講過的濾波反投影法重建釘子的圖像為例，一般情況下，投影空間投影數據與圖像空間的一條直線相對應，相鄰直線的正、負脈沖的綜合作用使得重建后的圖像沒有直線。當投影數據集出現非一致性是，重建過程

50、不再具有正、負脈沖的綜合抵消作用，其結果是在圖像上產生線狀或條紋偽影。2、陰影Shading:出現在高比照度物體附近，例如，它們常出現在骨組織或有空氣組織附近的軟組織區域， 表現為或亮或暗。產生陰影的原因主要也是投影數據的不一致性。與條紋偽影不同的是陰影一般是由一些通道或投影逐步偏離真實測量值，由于是逐步偏離，信號沒有鋒利的非連續性，這些誤差的產生就沒有真實的邊界。陰影未有的出現的范圍大學和嚴重程度與發生錯誤的通道和錯誤的程度有關，有時陰影偽影會覆蓋整個器官從而導致測量的偏差。3、環形和條帶Rings and bands:表現為原始圖像構造上出現環形或條帶。既可能是整個圓環， 也可能是圓弧。由

51、于與正常人體組織之間容易區分，危害性并不大。環形偽影主要出現在第三代 CT中，前面提到過的單一投影中出現誤差在反投影中形成 條紋。如果同樣的誤差在很多投影中都出現，那么條紋兩邊和模糊消失就產生了圓弧。4、混雜偽影Miscellaneous ：涵蓋多種偽影，它們不是很常見。（三）、偽影的影像因素1、運動偽影移動條紋偽影：在掃描過程中，掃描部位的隨意和不隨意的運動， 使得射線顯示從一次檢測到另一次檢 測的某種突然的不一致的結果， 都要產生粗細不等的，黑白相間條狀偽影。如病人點頭運動、 側向運動、屏不住氣、吞咽動作、心臟跳動、腸蠕動等，均可產生局部的移動條紋偽影。2、局部容積效應：當X線穿過人體時，

52、由于人體內各點的密度不同，而探測器不能做得太小，因而會出現在同一個探測器上有一半是高密度的檢測數據，另一半是低密度的探測數據，而在探測器的輸出信號時左右兩半檢測數據的平均值。這樣探測器的輸出信號就不能準確反映人體某一體積的真實密度，用這樣的數據重建出來的圖像所產生的偽影稱之為局部容積偽影。當層厚增加時如從1mm到10名模，局部容積效應偽影增加。 選擇薄的層厚能預防偽 影的發生，這是因為這樣掃描物體的衰減系數變化是可預料的；但同時卻增加了噪聲水平， 等于損失了密度分辨率。3、X線束的硬化效應:吸收系數和X線的能量有依賴關系，X線的能量越低，吸收系數越大；X線的能量越大， 吸收系數減小，這就意味著

53、在 X線光譜中低能X線比高能X線更容易被濾掉，這種現象稱之 為X線的硬化效應。一般X線束一單一頻率、 固定能量束穿過物體， 可檢測到比擬穩定的吸收系數。實際上從X線管發出的X線束具有以系列的頻率，具有高能量和低能量的射線成分；由于硬化效應， 在X線穿過物體后，低能X線將被吸收，剩下高能級X線，從而使X線束在總體上表現為變 硬。如果在假定 X線單能的情況下進展 CT圖像重建，那么重建后得到的圖像將存在誤差， 這種誤差稱之為硬化效應誤差，由于這種誤差的存在所導致的偽影，稱之為硬化效應偽影。CT的射線硬化最典型的偽影是“杯狀Cupping"偽影。其表現是均勻物質中間的 CT值比邊緣局部的

54、CT值低。造成中間黑、邊緣白的情況。4、金屬偽影：產生金屬偽影的原因比擬復雜， 根據金屬密度和形狀的不同， 偽影表現的變化很大， 對 于臨床應用，金屬物體可以是人體內的金屬整形器件如醫用栓和夾 或病人必須攜帶的裝置如活檢針，金屬物體可產生射線硬化效應與局部容積效應等。例如黃金，幾乎完全吸 收X線輻射，應此產生 放射狀的陰影，從而在整個重建圖像上導致顯著的條狀偽影。5、掃描系統誤差由于環境、系統本身等種種原因， 對一樣強度的入射 X線，探測器不可能始終輸出同樣 的掃描信號。當探測器輸出錯誤信號甚至無信號，會導致圖像中的 環狀偽影。 可通過每天開機或連續幾小時不工作后，作系統校正測量及其定期地作系

55、統維護來防止，而一旦排除不了，須由維修工程師來解決 ！七、CT影像質量標準CT影像質量主要由空間分辨率、密度分辨力和偽影決定。X 線計算機體層成像設備§ 5-6螺旋X線-CT介紹、常規 CT 的缺點：常規CT的掃描模式包含兩個階段：數據采集階段和非數據采集階段。在數據采集階段，掃描床和病人保持靜止而球管和探測器以勻速圍繞病人旋轉， 此時要求病人保持屏氣完成某 個層面的掃描。數據采集階段完成后即進入非數據采集階段，此時，X線管停頓發射X線， 掃描裝置返回原位也即復位 ，同時，掃描床移動到下一個掃描層面。由于存在機械運動以及病人的呼吸運動， 兩次掃描之間需要一定的間隔時間， 而且還存 在層間掃描信息中斷的現象。常規掃描主要存在以下