第六章-ct成像

1、第六章 CT成像,主要內容,第一節(jié) 概述第二節(jié) CT成像原理第三節(jié) 數據采集與掃描方式第四節(jié) CT圖像重建第五節(jié) CT圖像處理第六節(jié) CT圖像質量,第一節(jié) 概述,1971 年9 月英國工程師豪斯費爾德（G.N.Hounsfield）研制出第一臺CT 并與放射線醫(yī)生一起獲得第一幅頭部的CT 圖像。1974 年全身CT 成像裝置研制成功。1989 年在滑環(huán)技術的基礎上，螺旋CT 問世，由傳統(tǒng)二維采樣的掃描模式進展為三維采樣。

2、1992 年研制成功雙層螺旋CT，開創(chuàng)了多層螺旋掃描的先河。1998 年多層面CT 的誕生，使得X線管圍繞人體旋轉一圈能同時獲得多幅斷面圖像。2004 年推出的64 排螺旋CT（容積CT），開創(chuàng)了容積數據成像的新紀元。2005 年雙源CT（DSCT）研制成功，通過兩套X 線管系統(tǒng)和兩套檢測器來采集數據，實現了單扇區(qū)的數據采集。,,CT 成像比常規(guī)X 線的影像學檢查有優(yōu)勢：1．斷面圖像： CT 通過準直器的準直，可消除人體內組織、

3、器官間的相互重疊影像，獲得無層面外組織結構干擾的橫斷面圖像，能準確地反映橫斷平面上組織、器官的解剖結構。2．密度分辨力高： CT 的準直器減少了散射線。此外，CT 還利用軟件對灰階的控制，加大了人眼的觀測范圍。一般CT 的密度分辨力比常規(guī)X 線檢查高20 倍。3．可做定量分析： CT 能夠通過各種計算進行定量分析，如CT 值、骨礦含量、心臟冠狀動脈的鈣化等測量，有助于臨床診斷。4．可進行各種圖像的后處理： 可借助各種圖像處理軟件，

4、對病灶的形狀及結構進行分析，獲得高質量的三維圖像和多平面圖像。,但CT 也有其局限性和不足：1．空間分辨力不如常規(guī)X 線成像 目前，中檔的CT 機其極限分辨力約10LP/cm，而高檔的CT 機其極限分辨力約14LP/cm。2．對部分臟器的檢查有局限性 CT 對于空腔性臟器如胃腸道的顯示，由于其無規(guī)則的蠕動，還不能替代常規(guī)的X 線檢查。CT 對于血管造影的圖像質量不及DSA。3．目前不能實現功能成像 目前，CT 圖像主要反映的

5、還是解剖學的結構，對于臟器功能和生化方面成像尚處于研究中。,第二節(jié) CT成像原理,一、CT 機的基本構造CT 機的基本結構是指CT 機的硬件組成，主要包括掃描機架系統(tǒng)、計算機系統(tǒng)和外圍設備。1．掃描機架系統(tǒng) 掃描機架可根據檢查的需要，進行正負25°的傾斜。掃描機架系統(tǒng)包括X 線管、X 線發(fā)生器、檢測器、準直器和模/數轉換器等。目前CT 機使用的檢測器分為固體和氣體檢測器。CT 準直器分為：一是X 線管端的準直器（前準直

6、器）；二是檢測器端的準直器（后準直器）。準直器的作用通過調節(jié)X 線束的寬度減少被檢者的X 線劑量和散射線，此外，還決定CT 掃描的層厚。,2．計算機系統(tǒng) 計算機系統(tǒng)一般由主控計算機和陣列計算機兩部分組成。主控計算機的作用：①控制和監(jiān)視掃描過程，并將掃描數據送入存儲器；②CT 值的校正和輸入數據的擴展；③與操作者對話并控制掃描等信息的傳送；④圖像重建的程序控制；⑤故障檢修及分析。陣列處理機是在主控計算機的控制下進行圖像重建等處理。

7、3．外圍設備 包括檢查床、操作臺和圖像存儲和記錄部分（硬盤、軟盤、磁帶機、光盤等）,二、C T成像過程,三、CT 成像原理,（一）CT 圖像相關概念1．體層：體積單位，根據斷層設置的厚度、矩陣的大小，能被CT掃描成像的最小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，高度或深度則根據層厚分別為10、5、3、2、1mm。2．體素：面積單位又稱像元，一副CT圖像，是由許多按矩陣排列的小單元組成，

8、是構成CT圖像的最小單位。它與體素相對應，體素的大小在CT圖像上的表現，即為像素。 像素是一個二維概念，體素是個三維概念。,3、矩陣：是像素以二維方式排列的陣列它表示一個橫成行，縱成列的數字陳列，在相同大小的采樣野中，矩陣越大像素也越多，重建后圖像質量越高。目前CT機上常用的矩陣有：320×320、512×512、1024×1024矩陣越大，像素越多，成像質量越好。,,,,長240㎜

9、像素1.5㎜×1.5㎜體素1.5×1.5×13㎜3240÷1.5=160矩陣:160×160=25600個像素,4．CT 值 國際上對CT 值的定義為：CT 影像中每個像素所對應的物質對X 線線性平均衰減量大小。實際應用中，均以水的衰減系數作為基準，CT 值定義為：人體被檢組織的吸收系數μx 與水的吸收系數μw的相對差值，即：式中：K 是分度因數，常取為1000。CT 值的

10、單位為〝HU〞（Hounsfield Unit）。,不同組織的CT值： 水 0HU 致密骨 ＋1000HU 空 氣 －1000HU 凝固血 56～76HU 腦灰質 36～46HU 腦白質 22～32HU 血 12HU 脂 肪 －100HU,不同組織CT值可以通過測量其μ計算。 例選用X

11、線能約為73keV時，μ水=1；μ骨骼=1.9～2.0（2）；μ空氣為0.0013（0）。,5． 投影 把投照受檢體后出射的X 線束強度I 稱為投影（projection），投影的數值稱為投影值，投影值的分布稱為投影函數。6．部分容積效應 如果劃分的體素內包含有幾種不同的組織成分，則該體素的CT 值應是所含各種成分的加權平均值。在這種情況下，平均CT 值不能準確地與體素內任何一種組織成分的密度相對應，這種現稱為部分容積效應（parti

12、al volume phenomenon）。,,7.灰度：指圖像面黑白或明暗的程度。 從全黑到全白可有無數個不同的灰度。 CT影像是以灰度分布的形式顯示的圖像 。 CT圖像的本質是μ成像。 若CT值按2000個計算，相應的灰度值也有2000個，即從全黑（CT值為－l000）到全白（CT值為＋1000）有2000個不同的黑白或明暗等級（灰度），CT像是一個灰度不同、且灰度變化不連續(xù)的圖像。,（二）CT 成像原理,在X 線穿透人體組織

13、、器官時，由于人體組織、器官是由多種物質成分構成的，所以各點對X線的吸收系數是不同的。為了便于分析，將每個體素內物質的密度均勻，即為單質均勻密度體，用μ表示體素的吸收系數。,入射第一個體素的X線強度為I0時，透過第一個體素的X線強度Il： 設第二個體素的吸收系數為μ2，X線經第二個體素透射出的強度I2：,第n個體素透射出的X線強度In：,吸收系數μ受X 線波長、物質原子序數Z 和密度ρ的影響。因此，必須對CT 圖像重建過程中的X

14、線硬化效應要進行校正，減小由X 線束硬化效應造成的CT 圖像不均勻性。,第三節(jié) 數據采集與掃描方式,一、數據采集的基本原理、原則CT 數據采集目的是獲取重建圖像的原始數據。CT 成像的數據采集是利用X 線管和檢測器等的同步掃描來完成的。,（二）數據采集原則1．投影是X 線束掃描位置的函數 數據采集須按照被測體層平面的空間位置有規(guī)律地進行，圖像重建過程也是按數據采集中確定好的空間位置來重建。2．掃描應毫無空隙的覆蓋或局部的重疊 在將

15、被檢測體層平面預先劃分好各個體素后，X 線束的掃描要通過各個體素一次以上，這樣才能保證得到各個位置上的投影值，計算出各個體素的吸收系數。3．提高掃描速度 根據人體正常的生理狀態(tài)，將掃描速度提到高于這些組織器官的運動速度，可使數據采集受被測體層內的組織器官的蠕動干擾影響較小。4．數據采集要精確 CT 圖像重建和圖像處理等都是以數據采集為依據的，所以提高數據采集過程中的精確度，是保證獲取高質量的CT 圖像的關鍵。,二、常規(guī)CT 掃描方式

16、,掃描（scanning）：是用近似于單能窄束的X 線束以不同的方式、按一定的順序、沿不同的方向對劃分好體素編號的受檢體層進行投照，并用高靈敏度的檢測器接收透過一排排體素后的出射X線束的強度（I）。掃描是通過掃描裝置來完成的。X 線管和檢測器組成掃描機構，它們圍繞掃描床上的受檢體進行同步掃描運動，這種同步掃描運動形式稱為掃描方式。,1.單束平移-旋轉方式（ translate-rotate T-R ）， 屬于第一代CT掃描。,T-R掃

17、描方式缺點是X線利用率低，掃描速度慢，一個體層掃描約需3～5min。,2.窄扇形束平移－旋轉方式，為第二代CT掃描方式。掃描裝置由一個X線管和6～30個探測器組成同步掃描系統(tǒng)。此種掃描進行時，X線管發(fā)出一張角為3°～15°的扇形X線束，6～30個探測器同時采樣，并采用T-R掃描方式。,掃描時間縮短到20～90s ，可對人體除心臟以外的各器官的掃描成像。缺點：扇形束的中心X線和邊緣X線的測量值不相等，需校正，否則會出

18、現偽影。,3.寬扇形束旋轉－旋轉方式（rotate-rotate R-R），為第三代CT掃描方式。掃描裝置由一個X線管和250～700個探測器 （或探測器陣列）組成，后者排成一個彼此無空隙的、可在掃描架內滑動的緊密圓弧形。X線管發(fā)出張角 為30°～40°，能覆蓋整個受檢體的寬扇形線束。,X線利用率提高，掃描裝置只有旋轉運動。掃描一個層面為2～9s 。缺點：要對每個檢測器靈敏度差異進行校正。,4.寬扇形束靜止-旋轉

19、掃描方式（state-rotate, S-R），為第四代CT掃描方式。掃描裝置由一個X線管和600～2000個探測器組成。這些探測器在掃描架內排列成固定靜止的探測器環(huán)，X線管發(fā)出30°～50°寬扇形X線束進行旋轉掃描。,掃描時間1～5 s。,5.電子束掃描方式，為第五代CT掃描方 式，也稱超高速掃描。電子束CT由一個特殊的 大型鐘形X線管、一組864個固定探測器陣列和二個采樣、整理、數據顯示的計算機系統(tǒng)構成。,掃

20、描時間可縮短到10ms左右，可用于心肺等動態(tài)器官的CT檢查。,三、螺旋CT,（一）單層螺旋CT螺旋CT 掃描是一種容積掃描（volumetric scan），實現了由二維解剖結構圖像進入三維解剖結構圖像的飛躍。螺旋CT 最重要的突破是使用滑環(huán)技術，去掉了常規(guī)CT 掃描過程中旋轉的電纜。,普通CT球管往返運動速度慢,螺旋CT球管連續(xù)運動速度快,螺旋CT球管滑環(huán)、電刷代替電纜,在螺旋掃描過程中，由于X 線管和檢測器相對于被檢者作螺旋狀運

21、動，螺旋掃描的覆蓋區(qū)域是對某一區(qū)段進行連續(xù)采集。需要對原始螺旋投射數據進行插值處理，才能得到足夠多的重建平面投射數據。常用的插值方法為線性內插法，線性內插法包括全掃描內插法（FI，360°線性內插）和半掃描內插法（HI，180°線性內插）。,螺距（pitch）：定義為掃描架旋轉一周360°進床距離與透過檢測器的X 線束厚度的比值，是一個無量綱的量：式中：d 為掃描架旋轉一周進床距離， S 為透過檢測器

22、的X 線束厚度。在單層螺旋CT 中，X 線束厚度等于檢測器準直寬度，即等于采集層厚。螺旋CT 掃描與常規(guī)CT 掃描相比主要優(yōu)點：①提高了掃描速度，不會產生病灶的遺漏，并減少了運動偽像；②由于是容積掃描，即對人體的某一區(qū)段做連續(xù)的掃描，獲得的是某一區(qū)段的連續(xù)數據（容積數據），提高了二維和三維重建圖像的質量；③根據需要任意地、回顧性重建圖像，無層間隔大小的約束和重建次數的限制；④單位時間內的掃描速度提高，提高了增強時對比劑的利用率。,（

23、二） 多層面螺旋CT（ MSCT ）傳統(tǒng)CT 機是X 線管和檢測器圍繞人體旋轉一圈獲得一幅人體斷面圖像，而多層面CT 機則旋轉一圈同時可以獲得2 幅以上的圖像。MSCT 的核心之一是檢測器陣列的結構和數據采集系統(tǒng)（DAS）。檢測器在Z 軸方向的數目已從一排增加到了幾排直至上百排，又稱多排檢測器CT （multirow detectorCT）。目前檢測器的排列方式有兩種類型：一種是均等分配的等寬型（對稱型排列），即在Z 軸方向的多排檢

24、測器寬度是一致的；另一種是檢測器的寬度不均等分配的非等寬型（非對稱型排列）。這些組合是由檢測器后面的電子開關來實現的，通過電子開關再將信號傳遞給數據采集系統(tǒng)。,單層旋轉一周一幅圖像,多層旋轉一周多幅圖像,以四層螺旋CT 為例，說明多層面CT 的特點。1．檢測器陣列 四層螺旋CT 具有四組通道的多排檢測器陣列，分為對稱型和非對稱型兩種。檢測器陣列的排列方式主要有以下三種。第一種是有16 排檢測器，每排均為1.25mm 寬、每排91

25、2 個檢測器，最大覆蓋范圍為20mm。第二種的檢測器有34 排，中間4 排為0.5mm，兩側是30 排1.0mm 寬、每排896 個檢測器，最大的Z 軸覆蓋范圍為32mm。第三種是4 對8 排非對稱型檢測器，寬度分別為1mm、1.5mm、2.5mm、5mm，每排672 個檢測器，最大的Z 軸覆蓋范圍為20mm。,1．探測器陣列,,,,,三種探測器：,SIEMENSMARCONI,1．探測器陣列,1．探測器陣列,1．探測器陣列,1．

26、探測器陣列,同樣探測器不同組合，可以得到不同層厚,,,,,,,,,,,,,,,,,,,,準直器,X-ray球管焦點,產 生 4 層 2.5 mm 圖 像產 生 2 層 5.0 mm 圖 像產 生 1 層 10 mm 圖 像,Diode,FET Switching Array,1,2,3,4,1,1．探測器陣列,1．探測器陣列,1．探測器陣列,1．探測器陣列,2．數據采集通道 四層螺旋CT 根據所選層厚的不同，將多排檢測器組合成不同的

27、四組，構成四組數據采集通道。3．X 線束 在單層螺旋CT 中，X 線束的寬度等于層厚。在MSCT 中，X 線束的寬度等于多個（或4 個）層厚之和，覆蓋檢測器Z 軸方向的總寬度，X 線的利用率大大提高。,4．層厚的選擇 單層螺旋層厚是通過前準直器改變X 線束的寬度完成的，使線束的寬度等于層厚。多層螺旋的層厚不僅取決于X 線束的寬度，而且取決于不同檢測器陣列的組合，因此，其層厚是由X 線管端和檢測器端的兩個準直器共同完成的。5．螺距

28、多層面CT 應用了多排檢測器陣列，X 線束被多排檢測器分為多束更細的X 線，因此，多層面CT 的螺距為：式中：d 為掃描架旋轉360°進床距離；S 表示層厚；M 表示檢測器排數，即掃描一周獲得的圖像層數。6．圖像重建算法 主要采用兩種方法：優(yōu)化采樣掃描和濾過內插法。7．智能掃描 可在掃描過程中變化掃描條件。,MSCT 與單層螺旋CT 相比有很多優(yōu)點。1．提高了X 線利用率 MSCT 的X 線管輸出的X 線可多層同時

29、利用，提高了效率，提高X 線利用率。曝光時間縮短降低了X 線管的熱量積累，延長了X 線管的使用壽命。2．掃描速度更快 由于MSCT 旋轉一周可以產生四層或更多層的圖像，其掃描速度可達單層螺旋CT 的4 倍以上。3．提高時間分辨力 單層螺旋CT 的旋轉一周時間通常是1 秒，而MSCT 可提供0.5 秒/周甚至更快的轉速，目前使用的64 層螺旋CT 的旋轉時間最快可達0.33 秒。旋轉時間的縮短明顯提高了時間分辨力。4．提高Z 軸空間

30、分辨力 MSCT 單個檢測器的寬度從0.5～5.0mm 不等，最薄掃描層厚達到0.5mm，提高了Z 軸的空間分辨力，實現各向同性分辨力。達到各向同性分辨力的成像可以任意角度重建圖像。,四、雙源CT,雙源計算機斷層成像系統(tǒng)（DSCT）是2005 年在北美放射學會上推出的，它使用兩個X 線源和兩套檢測器來采集數據。兩套X 線管和兩套檢測器在XY 平面上間隔90 °，即通過機架旋轉90 °即可獲得180 °數據。

31、雙源CT 采用雙能量探頭技術，掃描時兩個X 線管的管電壓分別為80kV 和140kV，可同時采集高能和低能的數據。,第四節(jié) CT 圖像重建,運用一定的物理技術測定X線在人體內的吸收系數μ為基礎，采用一定的數學方法經計算機求解出μ值在人體某剖面上的二維分布矩陣，再用電子技術把µ二維分布矩陣轉變?yōu)閳D像面上的灰度分布，實現重建體層圖像目的。 本質是吸收系數重建。,一、數理基礎,（一）體層、體素、像素 1．體層：是受檢體中的一

32、個薄層。CT成像的掃描過程中，受探體被X線束透射的部分就是一個體層。 2．體素 3．像素 對像素進行空間位置編碼，在像平面上按像素的劃分順序編號，形成像素陣列。 用每個體素對X線束的吸收系數µ 代表圖像信息，并變換成各組織的CT值，構成平面圖像的像素。,（二）圖像矩陣,,,（二）圖像矩陣每個小單元體按照掃描過程中的順序進行排列和編號，形成一個有序的數組；這些有序的數組在圖像平面上形成圖

33、像矩陣。 CT圖像重建按照這些有序數組計算和重建圖像。N×N矩陣中的元素用μij 表示，代表組織的吸收系數或CT值。 頭部CT采用256×256或320×320矩陣； 全身CT圖像選256×256或512×512矩陣； 顯示脊椎骨等結構的細節(jié)采用512×512或640×640矩陣。,（三）投影  投照受檢體后出射的X線束強度I稱為投影（projec

34、tion，P），投影的數值稱為投影值，投影值的分布稱為投影函數。  1.平行束X線投影 利用標識譜線波長與X線管電壓無關、強度與管電流有關、標識輻射的強度與其波長附近的連續(xù)譜的強度相比大很多的性質產生X線，使發(fā)射的X線束中主要是標識輻射的X線；這樣的線束再經濾過就獲得了大約為70keV上下、近于單能的X線束。,第一代或第二代CT機獲取數據具有以下特征：一個單獨投影的采樣是從一組平行射線獲取的，這種采樣類型一般稱為平行束投影。

35、,2.扇形束X線投影 第三代或者第四代CT機數據采集方式具有相同的特點：一個單獨投影的采樣聚焦到一點。這種數據采集類型稱為扇形束投影。對于第三代CT機，一次投影是全部探測器 通道幾乎在同一時刻獲取的投影值構成的。其焦點是X線源。而對于第四代CT機形成一次投影要復雜 一些，X線管和探測器的角色被顛倒，焦點是一個探測器通道。一次單獨的投影是用通過獲取X線管處 在不同位置時，一個特定探測器的投影值構成的。,3.錐形束X線的獲取 近幾年，MSC

36、T成像技術飛速發(fā)展，其探測器在Z軸方向上的排數由最初的8 排發(fā)展到目前的320排，在Z軸的覆蓋寬度也由20mm發(fā)展到160mm，探測器成為二維的探測器陣列。為提高X線的利用率，X線在MSCT掃描過程中要覆蓋整個探測器陣列，因此X線通過準直器被準直成在Z 軸方向具有相當厚度的錐形束。盡管來自一個錐形束投影的采樣仍聚焦到一個單獨的點，不過這時是多 個扇形束平面同時采集，以覆蓋一個體積。,所有扇形束平面中只有一個垂直于旋轉軸，其他扇 形束平面

37、相對于該軸傾斜，扇形束平面的傾斜是偽影的一個主要來源。,（四）圖像重建的數學基礎1.吸收系數,上式寫成對沿著X線束路徑隨S連續(xù)變化的吸收系數連續(xù)函數 f (s)變化的積分形式：,設斷層平面在X-Y中， 斷層平面上每一點的吸收系數是坐標(x，y)的函數 f (x，y)。 X線束在平移和旋轉掃描中，X線的投影P總是與X線來路徑 l 有關，用極坐標(R，θ）來描述X線束路徑 l 的位置。設X線束路徑 l 到坐標中心O的距離為R，與Y軸夾

38、角為θ，則X線束路徑 l 用直線方程表示為：,,P是隨X線束掃描方向和路徑的不同而變化，經過坐標變換后，X線束穿過吸收系數 f (x，y)的物體，在R-θ坐標平面上的投影的是函數P(R，θ)。當在某一θ角度時，將上式表示為平面坐標上的投影Pθ (R，θ)：,,數據采集得到X線束在各個方向上的投影Pθ(R，θ) ；CT圖像重建就是要從積分方程式中解出吸收系數 f（x，y）。根據投影Pθ(R，θ)求解出斷面上線性衰減系數 f (x，y

39、)分布 ，就是CT圖像重建的數學方法問題。,例如有一半徑為a的均勻圓形物體，設其吸收系數為µ，當θ＝0°時，X線束與Y軸平行，并且X線束路徑到坐標中心點的距離為R。求它的投影Pθ(R，θ) 。,由于均勻圓形物體各個方向上的投影均相同，可以用上式來表示。將上式描繪在坐標圖上所示。從圖中可看出，隨著R的取值不同，得到不同的投影值。,2．δ-函數 又稱單位脈沖函數，或狄拉克（Dirac）函數。,δ-函數的意義：函數 f (

40、x)把點x0從區(qū)間(a，b)中篩選出來（挑選性）。若用δ函數篩選X 線束掃描的某一路徑l，或者說路徑l 用δ-函數來限制，這樣就可以糾正CT 圖像重建中重建圖像的模糊。,,,性質：若f (x)為連續(xù)函數：,δ函數推廣到二維， δ(x，y)有：,意義：CT圖像重建中可用δ-函數來校正反投影法重建中產生的圖像模糊。,將下式,改寫為：,3．卷積計算 卷積計算是CT 圖像重建中重要數學算法之一，是進行積分變換的有效方法。,它的作用是濾去反投影圖

41、像重建產生的模糊。為了盡可能地減少計算時間，在卷積計算中多采用快速傅里葉變換（FFT）實現高速運算。,假設v(x)為一濾波函數， (x)表示投影函數Pθ(R，θ)（假定θ為一恒定值），通過不同的濾波函數v(x) 可以對投影Pθ(R，θ)變換或濾波。例如令v(x)為濾波函數h (x),,ε是一無窮小的值。用h (x)對ω (x)=½Pθ(R，θ)進行濾波，可利用卷積計算出新的投影函數qθ(R，θ)：,4．傅里葉變換,傅里葉變換

42、：,傅里葉逆變換：,,,,一維,二維,傅里葉變換：,傅里葉逆變換：,,,二、圖像重建方法,圖像重建方法是圖像矩陣的求解方法。如有N×N的圖像矩陣，有N×N個獨立的線性方程組，并且求解N×N個矩陣中的體素的吸收系數μij。 N×N個方程組求解可以采用迭代法（逐次近似法）等。 現在應用比較多的是投影法、解釋法。解釋法包括二維傅里葉重建法和濾波反投影法（filtering back projecti

43、on，FBP）。,中心切片定理密度函數 f (x,y）在某一方向上的投影函數gθ(R）的一維傅立葉變換函數Gθ(ρ)，是原密度函數 f (x,y)的二維傅立葉變換函數F(ρ,θ)在( ρ,θ )平面上沿同一方向過原點的直線上的值。,中心切片定理指出了投影重建圖像的可能性。,二、圖像重建方法,1．解方程法 計算時間長，不能滿足圖像重建的基本要求。2．反投影法 （back projection）又稱總和法。它是利用所有X線的P值計算

44、各個像素的μ值的二維分布。基本原理：是將測得的投影值按其原路徑l 平均分配到每一個點上，各個方向上投影值反投影放回矩陣后，在像素點處進行疊加，從而推斷出原層面的μ 值二維分布圖像。,,,反投影法應用：若層面中間有一固定CT 值的像素單元，圖中分別沿0°、45°、90°、135°投射X 線，獲得投影數值而后疊加回矩陣重建出圖像。,缺點：影像邊緣處不清晰。 如果在一均勻的組織密度內，存在吸收系數極

45、不均勻的部分時，反投影圖像與原圖像會出現偽影（image artifact）。 反投影數量愈多，重建圖像愈接近于原圖像，但由于存在星形偽影，而使得重建圖像的邊緣部分模糊不清。,,反投影法的缺點：會造成圖像邊緣的不清晰。如果在一均勻組織密度內，存在吸收系數特異的部分時，反投影圖像與真實圖會出現偽差，而使重建圓圖像的邊緣部分模糊不清，如下圖所示。,重建圖像的邊緣模糊原因： 重建的 fb(x，y)與實際的 f (x，y)不一樣。 為獲得

46、真實的吸收系數 ，必須對 fb(x ， y)進行修正。 反投影吸收系數 fb(x，y)與實際 f(x，y)之間存在一個1/r，1/r稱為模糊因子。,3．傅里葉變換法 傅里葉變換法（FT）是基于圖像矩陣的求解與圖像投影的傅里葉變換間建立確定的關系，或為修正反投影法中模糊因子，從頻域上校正圖像模糊部分的圖像重建方法。,傅里葉變換：,傅里葉逆變換：,1,我們將一張X線照片看成是一幅空間圖像，也就在空間概念中不同的解剖結構是由灰階來表示

47、的。 一幅X線照片的空間圖像由f（x，y）來表示，并可用FT方法轉換成由頻譜F（u，v）表示的圖像，即二維傅里葉變換： 再經運算將頻率圖像用反FT方法轉換成空間圖像 。,,重建方法和過程： ①被掃描的物體由函數f（x，y）表示； ②掃描物體獲取投影數據，獲得一組足夠的投影數據（空間圖像）； ③用FT方法將投影轉換成頻率圖像； ④由于CT的圖像重建是采用快速FT法，所以頻率圖像必須通過一個長方形格柵轉換，格柵的陣列大小必

48、須以幾何級數遞增，即2、4、8、16、32、64、256等，最后通過內插完成FT； ⑤轉換后的頻率圖像再通過FT反變換成為一幅空間圖像。,,4．濾波反投影法 采用卷積計算的濾波反投影法是當前CT 成像中應用最為廣泛，也稱卷積反投影法。此方法是把獲得的投影函數作卷積處理，即人為設定一種濾波函數h(x)，用它對投影函數Pθ(R,θ)進行卷積，消除由于投影方向θ改變而使Pθ(R,θ)變動的影響，然后再把改造過的投影函數進行反投影處理，就可以

49、達到消除偽影的目的。,,濾波反投影法是在反投影之前，對所有的投影數據進行濾波或卷積，使結果的圖像無“星月狀”偽影。,濾波反投影法重建圖像的步驟①對某一角度下的投影函數作一維傅立葉變換；②對變換結果乘以一維權重因子｜ρ｜；③對加權結果作一維傅立葉逆變換；④用修正過的投影函數作反投影；⑤改變投影角度，重復上述過程，直至完成全部180°下的反投影。,5.卷積反投影法：從本質上說，卷積反投影法與濾波反投影法是一樣的。不同的

50、只是，濾波反投影法是將投影函數gθ(R)變換到頻域中，然后用濾波函數｜ρ｜對變換函數作濾波后，再反變換到空間域中作為修正過的投影函數；而在卷積反投影法中是將gθ(R)直接在空間域中進行修正，即將gθ(R)與一個事先設計好的卷積函數｜ρ｜的傅立葉逆變換函數進行卷積運算，然后將卷積后的結果作反投影。,6.數據重排算法 所謂數據重排算法是指將扇形束情況下得到的全部投影數據重新組合成平行束的排列模式。然后直接用前面講過的卷積反投影法（主要用來

51、平行束投影重建）來重建圖像。,,7.迭代重建法在MSCT的錐形束投影中，又用到了最初用于平行束的迭代重建法，這種方法計算數據量巨大，但計算機技術的飛速發(fā)展已經能達到這一要求，這種方法主要價值 體現在提高重建圖像的空間分辨力，改善圖像噪聲。迭代法是在一次迭代過程中，將近似重建得到的圖像的投影同實測的剖面進行比較，然后將比較得到的差值反投到圖像上，每一次反投影之后得到一幅新的近似圖像。當對所有的投影方向都進行上述處理后，一次迭代便完成，

52、用前一次選代的結果為下一次迭代的初始值繼續(xù)做迭代，直到做了一定次數的迭代后，認為迭代的結果足夠準確則重建過程結束。,例,用迭代法求方程的近似解,精確到小數點后6位,解:,采用迭代函數,因此原方程的解為,x7 = 0.090525,x1 = 0.1000000x2 = 0.0894829x3 = 0.0906391x4 = 0.0905126x5 = 0.0905265x6 = 0.0905250x7 = 0.0905251

53、,第五節(jié) CT 圖像處理,一、圖像處理功能（一）顯示功能處理在臨床應用時為了對某一橫斷面定位，常采用X 線管和檢測器相對靜止、使被測人體縱向隨掃描床勻速移動，且在運動中曝光，進行多幅（每幅厚度2mm）單方向掃描，然后將這些線條數據合成出全貌的定位片。顯示功能處理是利用計算機技術，對已建成的CT 圖像進行有的放矢的加工處理，使顯示的CT圖像更加符合診斷要求。,1．窗口技術 將層面某局部范圍內CT 值分布用相對應的16 灰階顯示。C

54、T 值分布與16 灰階一一對應，把局部范圍內CT 值的上限增強為全白（灰度為0），把CT 值的下限壓縮為全黑（灰度為16），灰階對應的CT 值數目減小，灰階間的CT 值相差變小，人眼能分辨出這細微差異，這相當于放大或增強了局部CT 值范圍內灰度顯示的黑白對比，更容易區(qū)分出CT 值分布的細微差異。,,人眼全灰度標范圍內，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(相當于把從全黑到全白只能分成約33個灰階)。,窗口：被

55、放大或增強的CT 值灰度顯示范圍；窗寬（WW）：上限CT 值和下限CT 值之差，也就是顯示器所顯示的CT 值范圍。窗位（WL）：CT 值范圍的中心CT 值：,例：觀察腦部的血液(CT值為12H)及凝血(CT值為56～76H)時，把上限灰度CTmax定為80H，下限灰度CTmin定為0H，窗寬：WW＝CTmax－CTmin=80HU－0HU＝80HU 窗位：,顯示灰階:膠片只能顯示有限的黑白級別，CT機根據顯示人體不同組織

56、的CT值范圍，在顯示器上設置與之相對應的灰度分級.,對應CT值范圍的灰度分級,黑白對比度大(小),窗寬窄(寬),CT值范圍小(大),灰階跨度小(大),利于顯示密度差別小(大)的組織,如腦組織（肺、骨）,,,,,窗寬,窗寬、窗位及顯示灰階,窗寬和窗位選擇如：某被測人體組織的 CT值范圍為320HU或160HU，若采用16級顯示灰階時，CT值范圍內每一顯示灰階代表的CT值跨度為20HU和10HU。 窄WW的CT值的分級細（10HU），

57、顯示的CT值范圍小，對組織在密度差異間顯示的黑白對比度大，有利于對低密度組織或結構(腦組織)的顯示； 寬WW的每級灰階代表的CT值跨度大，對組織在密度差異間顯示的黑白對比度小，適用于密度差別大的組織或結構（肺、骨質等）的顯示。,下圖所示的是某一選定的窗寬、窗位及顯示灰階,窗位通常以欲觀察組織的CT 平均值為參考；選擇窗寬要考慮窗口中組織結構密度差異，窄窗顯示的CT 值范圍小，每級灰階代表的CT 值跨度小，有利于低對比組織或結構（如腦組

58、織）的顯示；寬窗每級灰階代表的CT 值跨度大，適用于密度差別大的組織或結構（如肺、骨質等）的顯示。,窗口技術純屬一種顯示技術。合理地使用窗口技術，只是能獲取組織結構差異的最佳顯示方式，不會改變人體組織或結構上的真實差異。,,,,16＝62.5,2．圖像的放大 圖像處理中數據的插值是最常用的方法，將小數據矩陣進行插值來增多數據矩陣的數據，使圖像的數據量與顯示矩陣相對應，使顯示的圖像平滑連續(xù)。（二）測量技術為了具體觀察圖像中的某一區(qū)域

59、，可以設定某一區(qū)域作為興趣區(qū)域（ROI），ROI 可以選擇矩形、圓形、橢圓形或任意形狀，然后進行區(qū)域內圖像放大、CT 值分布分析、距離測量，面積或體積計算等。還可進行夾角、面積測定及分析，以及標注箭頭等，這些功能是數字圖像的共性，而體積的分析計算是CT 圖像相對于一般數字圖像的特點。,二、圖像后處理技術,CT圖像的后處理技術主要是對MSCT容積掃描的圖像數據通過一定的計算機軟件進行處理和重組，形成人體的表面、任意切面，甚至曲面圖像，以

60、彌補CT 斷面圖表現局限，進行多方位觀察。使圖像具有一定的解剖形象，尤其是對于比較復雜的部位，可表示出各個器官或組織在三維空間上的位置關系。,（一）多層面重組多層面重組技術（MPR）是在橫軸位圖像上，任意畫線使橫軸位的二維體素單元重組，得到該平面的二維重建圖像，主要有冠狀面、矢狀面及任意角度的圖像。曲面重組技術（CMPR）是沿感興趣器官畫一曲線，體素元沿此曲線重建，從而形成曲面的圖像，用于行徑迂回的血管、支氣管等器官，使它伸展在同一

61、平面上。,（二）最大密度投影與最小密度投影1.最大密度投影（MIP）是指對容積數據中的數據，以視線方向作為投影線，把該投影線上遇到的最大像素值，投影到與視線垂直的平面上，然后重建，形成MIP 圖像。常用于有相對高密度的組織結構，如CT 血管造影、骨骼等，能區(qū)別血管壁上的粥樣鈣化斑和血管腔內的造影劑，如下圖左所示為冠狀動脈MIP，箭頭所指處為鈣化斑。,2.最小密度投影 MinIPMinIP是在某一平面方向上對所選取的三維組織層塊中的最

62、小密度進行投影，主要用于氣道的顯示，偶爾也用于肝臟增強后肝內擴張膽管的顯示。這里，層塊大小的選擇很重 要，層塊過小，不利于氣道內小的軟組織影顯示；如層塊過大，則氣道周圍的軟組織影與之重疊。,（三）表面陰影顯示表面陰影顯示（SSD）：預先確定ROI 內組織結構的最高和最低CT 閾值，然后標定ROI 內的組織結構，經計算機重建程序處理，形成圖像。常用于頜面部、骨盆、脊柱等解剖結構復雜的部位。,（四）容積再現容積再現技術（VR）：是利用全

63、部體素的CT 值，通過功能轉換軟件，進行表面遮蓋技術并與旋轉相結合，加上假彩色編碼與不同程度的透明化技術，使表面與深部結構同時立體地顯示。常用于支氣管、肺、縱膈、肋骨和血管的成像，圖像清晰、逼真。,（五）仿真內鏡顯示仿真內鏡（VE）技術是計算機技術與CT 結合而開發(fā)出仿真內鏡功能。即從一端向另一端逐步顯示管腔器官的內腔。進行假彩色編碼，使內腔顯示更為逼真。有仿真血管鏡、仿真支氣管鏡、仿真喉鏡、仿真鼻竇鏡、仿真膽管鏡和仿真結腸鏡等，效果

64、較好。,第六節(jié) CT 圖像質量,一、CT 圖像質量評價指標,二、成像參數對CT 圖像質量的影響,（一）掃描時間和掃描周期1．掃描時間 指完成某體層面數據采集X 線束掃描所需要的時間。目前比較好的螺旋CT 最快的單層掃描時間是0.3s，屏氣一次可完成腹部的連續(xù)多層掃描。普及型全身CT 在3～5s 之間，腹部掃描每一層都得屏氣一次，得采用間隔掃描。2．掃描周期 指對一個體層平面掃描開始，完成一次掃描到下一次掃描開始所需的時間。掃描周期通

65、常包括掃描時間、數據采集系統(tǒng)的數據處理和恢復時間、掃描床重新定位時間等，其中掃描時間在掃描周期中占的比重最大，約為60％。目前普通全身CT 掃描周期在5s 左右，每分鐘可在某體層平面進行12 次連續(xù)掃描。,（二）掃描范圍和體層厚度1. 掃描范圍 指CT 掃描被照體的最大區(qū)域。2.體層厚度 指被檢體在CT 掃描、成像薄層的厚度。一般將體層厚度選擇在5～10mm，對微細組織結構(如聽小骨)掃描，可選l～2mm。（三）對比度與對比度分辨

66、力表現在CT 圖像上像素間的對比度是它們灰度間的黑白程度的對比度，通常采用兩種定義方法。一種是根據調制度M 給出的：另一種定義是相對對比度：a 和b 分別為兩組織的CT 值，水與有機玻璃的相對對比度約為12％。,對比度分辨力：也叫密度分辨力，是在低對比度時，CT 圖像將一定大小的細節(jié)從背景中鑒別出來的能力。對比度分辨力與X 線的能量有關；還受檢測器噪聲的影響，噪聲越大，對比度分辨力越低；窗寬和窗位的選擇也影響圖像的對比度分辨力

67、。高對比度分辨力：物體與勻質環(huán)境的X 線線性衰減系數差別的相對值大于l0％時，CT 圖像能分辯該物體的能力。低對比度分辨力：物體與勻質環(huán)境的X 線線性衰減系數差別的相對值小于1％時，CT圖像能分辯該物體的能力。,測試模型直徑200mm，層厚10mm，照射劑量為40mGy、120kV、400mAs。,（四）空間分辨力空間分辨力是指CT 圖像能分辨斷層面上相鄰兩點的能力，常用能分辨兩個點間的最小距離來表示，普通CT 圖像的空間分辨力約

68、為1～2mm。CT 圖像的空間分辨力主要決定于檢測器的有效受照寬度、有效受照高度的大小，或者說取決于后準直器的準直孔徑。檢測器的有效受照寬度基本上決定了在體層上的橫向空間分辨力；而檢測器內的有效受照寬度決定了層厚，也就基本決定了沿體層軸向上的縱向空間分辨力。,傳統(tǒng)的空間分辨力檢測方法是選用一個帶有不同孔徑的高密度體模測試。還有許多方法來評價CT 掃描裝置的空間分辨力，比較有代表性的是MTF。調制傳遞函數：測試卡調制對比度隨著單位距離內

69、的條紋數多少而成的函數關系變化。在CT 成像過程中隨著檢測出的調制對比度的降低，調制傳遞函數也降低，當對比度降低到5％時，所對應的空間頻率即空間分辨力的極限。,影響空間分辨力的因素有：1．X 線束與檢測器受照有效寬度 CT 圖像的空間分辨力主要由檢測器的有效受照寬度和高度決定，有效受照寬度和高度又由CT 的后準直器決定。2．圖像重建算法 采用標準算法的CT 圖像要比用高分辨力算法的圖像空間分辨力低。3．圖像矩陣 是顯示圖像的組成要

70、素，圖像矩陣越大，組成圖像像素點越多，圖像的空間分辨力也越好。,（五）噪聲在CT 成像過程中的噪聲主要有X 線量子噪聲、電氣元件及測量系統(tǒng)形成的噪聲以及重建算法等造成的噪聲等。1．概念 通常用在一特定觀察區(qū)域中的CT 值的標準偏差來描述噪聲的大小，它是圍繞此區(qū)域的平均CT 值的上下變化的定量值。利用標準偏差可以衡量成像系統(tǒng)總體的噪聲水平。在多種圖像噪聲中，X 線的量子噪聲占的比重最大。X 線的量子噪聲與X 線劑量大小、采用的過濾