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1、第六章 CT成像,主要內(nèi)容,第一節(jié) 概述第二節(jié) CT成像原理第三節(jié) 數(shù)據(jù)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(zhì)量,第一節(jié) 概述,1971 年9 月英國(guó)工程師豪斯費(fèi)爾德(G.N.Hounsfield)研制出第一臺(tái)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(shù)的基礎(chǔ)上,螺旋CT 問(wèn)世,由傳統(tǒng)二維采樣的掃描模式進(jìn)展為三維采樣。
2、1992 年研制成功雙層螺旋CT,開(kāi)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(zhuǎn)一圈能同時(shí)獲得多幅斷面圖像。2004 年推出的64 排螺旋CT(容積CT),開(kāi)創(chuàng)了容積數(shù)據(jù)成像的新紀(jì)元。2005 年雙源CT(DSCT)研制成功,通過(guò)兩套X 線管系統(tǒng)和兩套檢測(cè)器來(lái)采集數(shù)據(jù),實(shí)現(xiàn)了單扇區(qū)的數(shù)據(jù)采集。,,CT 成像比常規(guī)X 線的影像學(xué)檢查有優(yōu)勢(shì):1.?dāng)嗝鎴D像: CT 通過(guò)準(zhǔn)直器的準(zhǔn)直,可消除人體內(nèi)組織、
3、器官間的相互重疊影像,獲得無(wú)層面外組織結(jié)構(gòu)干擾的橫斷面圖像,能準(zhǔn)確地反映橫斷平面上組織、器官的解剖結(jié)構(gòu)。2.密度分辨力高: CT 的準(zhǔn)直器減少了散射線。此外,CT 還利用軟件對(duì)灰階的控制,加大了人眼的觀測(cè)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(guò)各種計(jì)算進(jìn)行定量分析,如CT 值、骨礦含量、心臟冠狀動(dòng)脈的鈣化等測(cè)量,有助于臨床診斷。4.可進(jìn)行各種圖像的后處理: 可借助各種圖像處理軟件,
4、對(duì)病灶的形狀及結(jié)構(gòu)進(jìn)行分析,獲得高質(zhì)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(jī)其極限分辨力約10LP/cm,而高檔的CT 機(jī)其極限分辨力約14LP/cm。2.對(duì)部分臟器的檢查有局限性 CT 對(duì)于空腔性臟器如胃腸道的顯示,由于其無(wú)規(guī)則的蠕動(dòng),還不能替代常規(guī)的X 線檢查。CT 對(duì)于血管造影的圖像質(zhì)量不及DSA。3.目前不能實(shí)現(xiàn)功能成像 目前,CT 圖像主要反映的
5、還是解剖學(xué)的結(jié)構(gòu),對(duì)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(jī)的基本構(gòu)造CT 機(jī)的基本結(jié)構(gòu)是指CT 機(jī)的硬件組成,主要包括掃描機(jī)架系統(tǒng)、計(jì)算機(jī)系統(tǒng)和外圍設(shè)備。1.掃描機(jī)架系統(tǒng) 掃描機(jī)架可根據(jù)檢查的需要,進(jìn)行正負(fù)25°的傾斜。掃描機(jī)架系統(tǒng)包括X 線管、X 線發(fā)生器、檢測(cè)器、準(zhǔn)直器和模/數(shù)轉(zhuǎn)換器等。目前CT 機(jī)使用的檢測(cè)器分為固體和氣體檢測(cè)器。CT 準(zhǔn)直器分為:一是X 線管端的準(zhǔn)直器(前準(zhǔn)直
6、器);二是檢測(cè)器端的準(zhǔn)直器(后準(zhǔn)直器)。準(zhǔn)直器的作用通過(guò)調(diào)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(jì)算機(jī)系統(tǒng) 計(jì)算機(jī)系統(tǒng)一般由主控計(jì)算機(jī)和陣列計(jì)算機(jī)兩部分組成。主控計(jì)算機(jī)的作用:①控制和監(jiān)視掃描過(guò)程,并將掃描數(shù)據(jù)送入存儲(chǔ)器;②CT 值的校正和輸入數(shù)據(jù)的擴(kuò)展;③與操作者對(duì)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(jī)是在主控計(jì)算機(jī)的控制下進(jìn)行圖像重建等處理。
7、3.外圍設(shè)備 包括檢查床、操作臺(tái)和圖像存儲(chǔ)和記錄部分(硬盤、軟盤、磁帶機(jī)、光盤等),二、C T成像過(guò)程,三、CT 成像原理,(一)CT 圖像相關(guān)概念1.體層:體積單位,根據(jù)斷層設(shè)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(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(gòu)成CT圖像的最小單位。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。 像素是一個(gè)二維概念,體素是個(gè)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(gè)橫成行,縱成列的數(shù)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(zhì)量越高。目前CT機(jī)上常用的矩陣有:320×320、512×512、1024×1024矩陣越大,像素越多,成像質(zhì)量越好。,,,,長(zhǎng)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(gè)像素,4.CT 值 國(guó)際上對(duì)CT 值的定義為:CT 影像中每個(gè)像素所對(duì)應(yīng)的物質(zhì)對(duì)X 線線性平均衰減量大小。實(shí)際應(yīng)用中,均以水的衰減系數(shù)作為基準(zhǔn),CT 值定義為:人體被檢組織的吸收系數(shù)μx 與水的吸收系數(shù)μw的相對(duì)差值,即:式中:K 是分度因數(shù),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(zhì) 36~46HU 腦白質(zhì) 22~32HU 血 12HU 脂 肪 -100HU,不同組織CT值可以通過(guò)測(cè)量其μ計(jì)算。 例選用X
11、線能約為73keV時(shí),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(qiáng)度I 稱為投影(projection),投影的數(shù)值稱為投影值,投影值的分布稱為投影函數(shù)。6.部分容積效應(yīng) 如果劃分的體素內(nèi)包含有幾種不同的組織成分,則該體素的CT 值應(yīng)是所含各種成分的加權(quán)平均值。在這種情況下,平均CT 值不能準(zhǔn)確地與體素內(nèi)任何一種組織成分的密度相對(duì)應(yīng),這種現(xiàn)稱為部分容積效應(yīng)(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(wú)數(shù)個(gè)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(zhì)是μ成像。 若CT值按2000個(gè)計(jì)算,相應(yīng)的灰度值也有2000個(gè),即從全黑(CT值為-l000)到全白(CT值為+1000)有2000個(gè)不同的黑白或明暗等級(jí)(灰度),CT像是一個(gè)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(shí),由于人體組織、器官是由多種物質(zhì)成分構(gòu)成的,所以各點(diǎn)對(duì)X線的吸收系數(shù)是不同的。為了便于分析,將每個(gè)體素內(nèi)物質(zhì)的密度均勻,即為單質(zhì)均勻密度體,用μ表示體素的吸收系數(shù)。,入射第一個(gè)體素的X線強(qiáng)度為I0時(shí),透過(guò)第一個(gè)體素的X線強(qiáng)度Il: 設(shè)第二個(gè)體素的吸收系數(shù)為μ2,X線經(jīng)第二個(gè)體素透射出的強(qiáng)度I2:,第n個(gè)體素透射出的X線強(qiáng)度In:,吸收系數(shù)μ受X 線波長(zhǎng)、物質(zhì)原子序數(shù)Z 和密度ρ的影響。因此,必須對(duì)CT 圖像重建過(guò)程中的X
14、線硬化效應(yīng)要進(jìn)行校正,減小由X 線束硬化效應(yīng)造成的CT 圖像不均勻性。,第三節(jié) 數(shù)據(jù)采集與掃描方式,一、數(shù)據(jù)采集的基本原理、原則CT 數(shù)據(jù)采集目的是獲取重建圖像的原始數(shù)據(jù)。CT 成像的數(shù)據(jù)采集是利用X 線管和檢測(cè)器等的同步掃描來(lái)完成的。,(二)數(shù)據(jù)采集原則1.投影是X 線束掃描位置的函數(shù) 數(shù)據(jù)采集須按照被測(cè)體層平面的空間位置有規(guī)律地進(jìn)行,圖像重建過(guò)程也是按數(shù)據(jù)采集中確定好的空間位置來(lái)重建。2.掃描應(yīng)毫無(wú)空隙的覆蓋或局部的重疊 在將
15、被檢測(cè)體層平面預(yù)先劃分好各個(gè)體素后,X 線束的掃描要通過(guò)各個(gè)體素一次以上,這樣才能保證得到各個(gè)位置上的投影值,計(jì)算出各個(gè)體素的吸收系數(shù)。3.提高掃描速度 根據(jù)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(yùn)動(dòng)速度,可使數(shù)據(jù)采集受被測(cè)體層內(nèi)的組織器官的蠕動(dòng)干擾影響較小。4.?dāng)?shù)據(jù)采集要精確 CT 圖像重建和圖像處理等都是以數(shù)據(jù)采集為依據(jù)的,所以提高數(shù)據(jù)采集過(guò)程中的精確度,是保證獲取高質(zhì)量的CT 圖像的關(guān)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?qū)澐趾皿w素編號(hào)的受檢體層進(jìn)行投照,并用高靈敏度的檢測(cè)器接收透過(guò)一排排體素后的出射X線束的強(qiáng)度(I)。掃描是通過(guò)掃描裝置來(lái)完成的。X 線管和檢測(cè)器組成掃描機(jī)構(gòu),它們圍繞掃描床上的受檢體進(jìn)行同步掃描運(yùn)動(dòng),這種同步掃描運(yùn)動(dòng)形式稱為掃描方式。,1.單束平移-旋轉(zhuǎn)方式( translate-rotate T-R ), 屬于第一代CT掃描。,T-R掃
17、描方式缺點(diǎn)是X線利用率低,掃描速度慢,一個(gè)體層掃描約需3~5min。,2.窄扇形束平移-旋轉(zhuǎn)方式,為第二代CT掃描方式。掃描裝置由一個(gè)X線管和6~30個(gè)探測(cè)器組成同步掃描系統(tǒng)。此種掃描進(jìn)行時(shí),X線管發(fā)出一張角為3°~15°的扇形X線束,6~30個(gè)探測(cè)器同時(shí)采樣,并采用T-R掃描方式。,掃描時(shí)間縮短到20~90s ,可對(duì)人體除心臟以外的各器官的掃描成像。缺點(diǎn):扇形束的中心X線和邊緣X線的測(cè)量值不相等,需校正,否則會(huì)出
18、現(xiàn)偽影。,3.寬扇形束旋轉(zhuǎn)-旋轉(zhuǎn)方式(rotate-rotate R-R),為第三代CT掃描方式。掃描裝置由一個(gè)X線管和250~700個(gè)探測(cè)器 (或探測(cè)器陣列)組成,后者排成一個(gè)彼此無(wú)空隙的、可在掃描架內(nèi)滑動(dòng)的緊密圓弧形。X線管發(fā)出張角 為30°~40°,能覆蓋整個(gè)受檢體的寬扇形線束。,X線利用率提高,掃描裝置只有旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)。掃描一個(gè)層面為2~9s 。缺點(diǎn):要對(duì)每個(gè)檢測(cè)器靈敏度差異進(jìn)行校正。,4.寬扇形束靜止-旋轉(zhuǎn)
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(gè)X線管和600~2000個(gè)探測(cè)器組成。這些探測(cè)器在掃描架內(nèi)排列成固定靜止的探測(cè)器環(huán),X線管發(fā)出30°~50°寬扇形X線束進(jìn)行旋轉(zhuǎn)掃描。,掃描時(shí)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(gè)特殊的 大型鐘形X線管、一組864個(gè)固定探測(cè)器陣列和二個(gè)采樣、整理、數(shù)據(jù)顯示的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)構(gòu)成。,掃
20、描時(shí)間可縮短到10ms左右,可用于心肺等動(dòng)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(shí)現(xiàn)了由二維解剖結(jié)構(gòu)圖像進(jìn)入三維解剖結(jié)構(gòu)圖像的飛躍。螺旋CT 最重要的突破是使用滑環(huán)技術(shù),去掉了常規(guī)CT 掃描過(guò)程中旋轉(zhuǎn)的電纜。,普通CT球管往返運(yùn)動(dòng)速度慢,螺旋CT球管連續(xù)運(yùn)動(dòng)速度快,螺旋CT球管滑環(huán)、電刷代替電纜,在螺旋掃描過(guò)程中,由于X 線管和檢測(cè)器相對(duì)于被檢者作螺旋狀運(yùn)
21、動(dòng),螺旋掃描的覆蓋區(qū)域是對(duì)某一區(qū)段進(jìn)行連續(xù)采集。需要對(duì)原始螺旋投射數(shù)據(jù)進(jìn)行插值處理,才能得到足夠多的重建平面投射數(shù)據(jù)。常用的插值方法為線性內(nèi)插法,線性內(nèi)插法包括全掃描內(nèi)插法(FI,360°線性內(nèi)插)和半掃描內(nèi)插法(HI,180°線性內(nèi)插)。,螺距(pitch):定義為掃描架旋轉(zhuǎn)一周360°進(jìn)床距離與透過(guò)檢測(cè)器的X 線束厚度的比值,是一個(gè)無(wú)量綱的量:式中:d 為掃描架旋轉(zhuǎn)一周進(jìn)床距離, S 為透過(guò)檢測(cè)器
22、的X 線束厚度。在單層螺旋CT 中,X 線束厚度等于檢測(cè)器準(zhǔn)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(diǎn):①提高了掃描速度,不會(huì)產(chǎn)生病灶的遺漏,并減少了運(yùn)動(dòng)偽像;②由于是容積掃描,即對(duì)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(shù)據(jù)(容積數(shù)據(jù)),提高了二維和三維重建圖像的質(zhì)量;③根據(jù)需要任意地、回顧性重建圖像,無(wú)層間隔大小的約束和重建次數(shù)的限制;④單位時(shí)間內(nèi)的掃描速度提高,提高了增強(qiáng)時(shí)對(duì)比劑的利用率。,(
23、二) 多層面螺旋CT( MSCT )傳統(tǒng)CT 機(jī)是X 線管和檢測(cè)器圍繞人體旋轉(zhuǎn)一圈獲得一幅人體斷面圖像,而多層面CT 機(jī)則旋轉(zhuǎn)一圈同時(shí)可以獲得2 幅以上的圖像。MSCT 的核心之一是檢測(cè)器陣列的結(jié)構(gòu)和數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)(DAS)。檢測(cè)器在Z 軸方向的數(shù)目已從一排增加到了幾排直至上百排,又稱多排檢測(cè)器CT (multirow detectorCT)。目前檢測(cè)器的排列方式有兩種類型:一種是均等分配的等寬型(對(duì)稱型排列),即在Z 軸方向的多排檢
24、測(cè)器寬度是一致的;另一種是檢測(cè)器的寬度不均等分配的非等寬型(非對(duì)稱型排列)。這些組合是由檢測(cè)器后面的電子開(kāi)關(guān)來(lái)實(shí)現(xiàn)的,通過(guò)電子開(kāi)關(guān)再將信號(hào)傳遞給數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)。,單層旋轉(zhuǎn)一周一幅圖像,多層旋轉(zhuǎn)一周多幅圖像,以四層螺旋CT 為例,說(shuō)明多層面CT 的特點(diǎn)。1.檢測(cè)器陣列 四層螺旋CT 具有四組通道的多排檢測(cè)器陣列,分為對(duì)稱型和非對(duì)稱型兩種。檢測(cè)器陣列的排列方式主要有以下三種。第一種是有16 排檢測(cè)器,每排均為1.25mm 寬、每排91
25、2 個(gè)檢測(cè)器,最大覆蓋范圍為20mm。第二種的檢測(cè)器有34 排,中間4 排為0.5mm,兩側(cè)是30 排1.0mm 寬、每排896 個(gè)檢測(cè)器,最大的Z 軸覆蓋范圍為32mm。第三種是4 對(duì)8 排非對(duì)稱型檢測(cè)器,寬度分別為1mm、1.5mm、2.5mm、5mm,每排672 個(gè)檢測(cè)器,最大的Z 軸覆蓋范圍為20mm。,1.探測(cè)器陣列,,,,,三種探測(cè)器:,SIEMENSMARCONI,1.探測(cè)器陣列,1.探測(cè)器陣列,1.探測(cè)器陣列,1.
26、探測(cè)器陣列,同樣探測(cè)器不同組合,可以得到不同層厚,,,,,,,,,,,,,,,,,,,,準(zhǔn)直器,X-ray球管焦點(diǎn),產(chǎn) 生 4 層 2.5 mm 圖 像產(chǎn) 生 2 層 5.0 mm 圖 像產(chǎn) 生 1 層 10 mm 圖 像,Diode,FET Switching Array,1,2,3,4,1,1.探測(cè)器陣列,1.探測(cè)器陣列,1.探測(cè)器陣列,1.探測(cè)器陣列,2.?dāng)?shù)據(jù)采集通道 四層螺旋CT 根據(jù)所選層厚的不同,將多排檢測(cè)器組合成不同的
27、四組,構(gòu)成四組數(shù)據(jù)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(gè)(或4 個(gè))層厚之和,覆蓋檢測(cè)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(guò)前準(zhǔn)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(cè)器陣列的組合,因此,其層厚是由X 線管端和檢測(cè)器端的兩個(gè)準(zhǔn)直器共同完成的。5.螺距
28、多層面CT 應(yīng)用了多排檢測(cè)器陣列,X 線束被多排檢測(cè)器分為多束更細(xì)的X 線,因此,多層面CT 的螺距為:式中:d 為掃描架旋轉(zhuǎn)360°進(jìn)床距離;S 表示層厚;M 表示檢測(cè)器排數(shù),即掃描一周獲得的圖像層數(shù)。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(guò)內(nèi)插法。7.智能掃描 可在掃描過(guò)程中變化掃描條件。,MSCT 與單層螺旋CT 相比有很多優(yōu)點(diǎn)。1.提高了X 線利用率 MSCT 的X 線管輸出的X 線可多層同時(shí)
29、利用,提高了效率,提高X 線利用率。曝光時(shí)間縮短降低了X 線管的熱量積累,延長(zhǎng)了X 線管的使用壽命。2.掃描速度更快 由于MSCT 旋轉(zhuǎn)一周可以產(chǎn)生四層或更多層的圖像,其掃描速度可達(dá)單層螺旋CT 的4 倍以上。3.提高時(shí)間分辨力 單層螺旋CT 的旋轉(zhuǎn)一周時(shí)間通常是1 秒,而MSCT 可提供0.5 秒/周甚至更快的轉(zhuǎn)速,目前使用的64 層螺旋CT 的旋轉(zhuǎn)時(shí)間最快可達(dá)0.33 秒。旋轉(zhuǎn)時(shí)間的縮短明顯提高了時(shí)間分辨力。4.提高Z 軸空間
30、分辨力 MSCT 單個(gè)檢測(cè)器的寬度從0.5~5.0mm 不等,最薄掃描層厚達(dá)到0.5mm,提高了Z 軸的空間分辨力,實(shí)現(xiàn)各向同性分辨力。達(dá)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(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)(DSCT)是2005 年在北美放射學(xué)會(huì)上推出的,它使用兩個(gè)X 線源和兩套檢測(cè)器來(lái)采集數(shù)據(jù)。兩套X 線管和兩套檢測(cè)器在XY 平面上間隔90 °,即通過(guò)機(jī)架旋轉(zhuǎn)90 °即可獲得180 °數(shù)據(jù)。
31、雙源CT 采用雙能量探頭技術(shù),掃描時(shí)兩個(gè)X 線管的管電壓分別為80kV 和140kV,可同時(shí)采集高能和低能的數(shù)據(jù)。,第四節(jié) CT 圖像重建,運(yùn)用一定的物理技術(shù)測(cè)定X線在人體內(nèi)的吸收系數(shù)μ為基礎(chǔ),采用一定的數(shù)學(xué)方法經(jīng)計(jì)算機(jī)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(shù)把µ二維分布矩陣轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像面上的灰度分布,實(shí)現(xiàn)重建體層圖像目的。 本質(zhì)是吸收系數(shù)重建。,一、數(shù)理基礎(chǔ),(一)體層、體素、像素 1.體層:是受檢體中的一
32、個(gè)薄層。CT成像的掃描過(guò)程中,受探體被X線束透射的部分就是一個(gè)體層。 2.體素 3.像素 對(duì)像素進(jìn)行空間位置編碼,在像平面上按像素的劃分順序編號(hào),形成像素陣列。 用每個(gè)體素對(duì)X線束的吸收系數(shù)µ 代表圖像信息,并變換成各組織的CT值,構(gòu)成平面圖像的像素。,(二)圖像矩陣,,,(二)圖像矩陣每個(gè)小單元體按照掃描過(guò)程中的順序進(jìn)行排列和編號(hào),形成一個(gè)有序的數(shù)組;這些有序的數(shù)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(shù)組計(jì)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(shù)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(jié)構(gòu)的細(xì)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(qiáng)度I稱為投影(projec
34、tion,P),投影的數(shù)值稱為投影值,投影值的分布稱為投影函數(shù)。 1.平行束X線投影 利用標(biāo)識(shí)譜線波長(zhǎng)與X線管電壓無(wú)關(guān)、強(qiáng)度與管電流有關(guān)、標(biāo)識(shí)輻射的強(qiáng)度與其波長(zhǎng)附近的連續(xù)譜的強(qiáng)度相比大很多的性質(zhì)產(chǎn)生X線,使發(fā)射的X線束中主要是標(biāo)識(shí)輻射的X線;這樣的線束再經(jīng)濾過(guò)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(jī)獲取數(shù)據(jù)具有以下特征:一個(gè)單獨(dú)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(jī)數(shù)據(jù)采集方式具有相同的特點(diǎn):一個(gè)單獨(dú)投影的采樣聚焦到一點(diǎn)。這種數(shù)據(jù)采集類型稱為扇形束投影。對(duì)于第三代CT機(jī),一次投影是全部探測(cè)器 通道幾乎在同一時(shí)刻獲取的投影值構(gòu)成的。其焦點(diǎn)是X線源。而對(duì)于第四代CT機(jī)形成一次投影要復(fù)雜 一些,X線管和探測(cè)器的角色被顛倒,焦點(diǎn)是一個(gè)探測(cè)器通道。一次單獨(dú)的投影是用通過(guò)獲取X線管處 在不同位置時(shí),一個(gè)特定探測(cè)器的投影值構(gòu)成的。,3.錐形束X線的獲取 近幾年,MSC
36、T成像技術(shù)飛速發(fā)展,其探測(cè)器在Z軸方向上的排數(shù)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(cè)器成為二維的探測(cè)器陣列。為提高X線的利用率,X線在MSCT掃描過(guò)程中要覆蓋整個(gè)探測(cè)器陣列,因此X線通過(guò)準(zhǔn)直器被準(zhǔn)直成在Z 軸方向具有相當(dāng)厚度的錐形束。盡管來(lái)自一個(gè)錐形束投影的采樣仍聚焦到一個(gè)單獨(dú)的點(diǎn),不過(guò)這時(shí)是多 個(gè)扇形束平面同時(shí)采集,以覆蓋一個(gè)體積。,所有扇形束平面中只有一個(gè)垂直于旋轉(zhuǎn)軸,其他扇 形束平面
37、相對(duì)于該軸傾斜,扇形束平面的傾斜是偽影的一個(gè)主要來(lái)源。,(四)圖像重建的數(shù)學(xué)基礎(chǔ)1.吸收系數(shù),上式寫成對(duì)沿著X線束路徑隨S連續(xù)變化的吸收系數(shù)連續(xù)函數(shù) f (s)變化的積分形式:,設(shè)斷層平面在X-Y中, 斷層平面上每一點(diǎn)的吸收系數(shù)是坐標(biāo)(x,y)的函數(shù) f (x,y)。 X線束在平移和旋轉(zhuǎn)掃描中,X線的投影P總是與X線來(lái)路徑 l 有關(guān),用極坐標(biāo)(R,θ)來(lái)描述X線束路徑 l 的位置。設(shè)X線束路徑 l 到坐標(biāo)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(jīng)過(guò)坐標(biāo)變換后,X線束穿過(guò)吸收系數(shù) f (x,y)的物體,在R-θ坐標(biāo)平面上的投影的是函數(shù)P(R,θ)。當(dāng)在某一θ角度時(shí),將上式表示為平面坐標(biāo)上的投影Pθ (R,θ):,,數(shù)據(jù)采集得到X線束在各個(gè)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(shù) f(x,y)。根據(jù)投影Pθ(R,θ)求解出斷面上線性衰減系數(shù) f (x,y
39、)分布 ,就是CT圖像重建的數(shù)學(xué)方法問(wèn)題。,例如有一半徑為a的均勻圓形物體,設(shè)其吸收系數(shù)為µ,當(dāng)θ=0°時(shí),X線束與Y軸平行,并且X線束路徑到坐標(biāo)中心點(diǎn)的距離為R。求它的投影Pθ(R,θ) 。,由于均勻圓形物體各個(gè)方向上的投影均相同,可以用上式來(lái)表示。將上式描繪在坐標(biāo)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(shù) 又稱單位脈沖函數(shù),或狄拉克(Dirac)函數(shù)。,δ-函數(shù)的意義:函數(shù) f (
40、x)把點(diǎn)x0從區(qū)間(a,b)中篩選出來(lái)(挑選性)。若用δ函數(shù)篩選X 線束掃描的某一路徑l,或者說(shuō)路徑l 用δ-函數(shù)來(lái)限制,這樣就可以糾正CT 圖像重建中重建圖像的模糊。,,,性質(zhì):若f (x)為連續(xù)函數(shù):,δ函數(shù)推廣到二維, δ(x,y)有:,意義:CT圖像重建中可用δ-函數(shù)來(lái)校正反投影法重建中產(chǎn)生的圖像模糊。,將下式,改寫為:,3.卷積計(jì)算 卷積計(jì)算是CT 圖像重建中重要數(shù)學(xué)算法之一,是進(jìn)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(chǎn)生的模糊。為了盡可能地減少計(jì)算時(shí)間,在卷積計(jì)算中多采用快速傅里葉變換(FFT)實(shí)現(xiàn)高速運(yùn)算。,假設(shè)v(x)為一濾波函數(shù), (x)表示投影函數(shù)Pθ(R,θ)(假定θ為一恒定值),通過(guò)不同的濾波函數(shù)v(x) 可以對(duì)投影Pθ(R,θ)變換或?yàn)V波。例如令v(x)為濾波函數(shù)h (x),,ε是一無(wú)窮小的值。用h (x)對(duì)ω (x)=½Pθ(R,θ)進(jìn)行濾波,可利用卷積計(jì)算出新的投影函數(shù)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(gè)獨(dú)立的線性方程組,并且求解N×N個(gè)矩陣中的體素的吸收系數(shù)μij。 N×N個(gè)方程組求解可以采用迭代法(逐次近似法)等。 現(xiàn)在應(yīng)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,F(xiàn)BP)。,中心切片定理密度函數(shù) f (x,y)在某一方向上的投影函數(shù)gθ(R)的一維傅立葉變換函數(shù)Gθ(ρ),是原密度函數(shù) f (x,y)的二維傅立葉變換函數(shù)F(ρ,θ)在( ρ,θ )平面上沿同一方向過(guò)原點(diǎn)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(jì)算時(shí)間長(zhǎng),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(jì)算
44、各個(gè)像素的μ值的二維分布?;驹恚菏菍y(cè)得的投影值按其原路徑l 平均分配到每一個(gè)點(diǎn)上,各個(gè)方向上投影值反投影放回矩陣后,在像素點(diǎn)處進(jìn)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(yīng)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(shù)值而后疊加回矩陣重建出圖像。,缺點(diǎn):影像邊緣處不清晰。 如果在一均勻的組織密度內(nèi),存在吸收系數(shù)極
45、不均勻的部分時(shí),反投影圖像與原圖像會(huì)出現(xiàn)偽影(image artifact)。 反投影數(shù)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(diǎn):會(huì)造成圖像邊緣的不清晰。如果在一均勻組織密度內(nèi),存在吸收系數(shù)特異的部分時(shí),反投影圖像與真實(shí)圖會(huì)出現(xiàn)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(shí)際的 f (x,y)不一樣。 為獲得
46、真實(shí)的吸收系數(shù) ,必須對(duì) fb(x , y)進(jìn)行修正。 反投影吸收系數(shù) fb(x,y)與實(shí)際 f(x,y)之間存在一個(gè)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(guān)系,或?yàn)樾拚赐队胺ㄖ心:蜃樱瑥念l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(jié)構(gòu)是由灰階來(lái)表示
47、的。 一幅X線照片的空間圖像由f(x,y)來(lái)表示,并可用FT方法轉(zhuǎn)換成由頻譜F(u,v)表示的圖像,即二維傅里葉變換: 再經(jīng)運(yùn)算將頻率圖像用反FT方法轉(zhuǎn)換成空間圖像 。,,重建方法和過(guò)程: ①被掃描的物體由函數(shù)f(x,y)表示; ②掃描物體獲取投影數(shù)據(jù),獲得一組足夠的投影數(shù)據(jù)(空間圖像); ③用FT方法將投影轉(zhuǎn)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(guò)一個(gè)長(zhǎng)方形格柵轉(zhuǎn)換,格柵的陣列大小必
48、須以幾何級(jí)數(shù)遞增,即2、4、8、16、32、64、256等,最后通過(guò)內(nèi)插完成FT; ⑤轉(zhuǎn)換后的頻率圖像再通過(guò)FT反變換成為一幅空間圖像。,,4.濾波反投影法 采用卷積計(jì)算的濾波反投影法是當(dāng)前CT 成像中應(yīng)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(shù)作卷積處理,即人為設(shè)定一種濾波函數(shù)h(x),用它對(duì)投影函數(shù)Pθ(R,θ)進(jìn)行卷積,消除由于投影方向θ改變而使Pθ(R,θ)變動(dòng)的影響,然后再把改造過(guò)的投影函數(shù)進(jìn)行反投影處理,就可以
49、達(dá)到消除偽影的目的。,,濾波反投影法是在反投影之前,對(duì)所有的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行濾波或卷積,使結(jié)果的圖像無(wú)“星月?tīng)睢眰斡啊?濾波反投影法重建圖像的步驟①對(duì)某一角度下的投影函數(shù)作一維傅立葉變換;②對(duì)變換結(jié)果乘以一維權(quán)重因子|ρ|;③對(duì)加權(quán)結(jié)果作一維傅立葉逆變換;④用修正過(guò)的投影函數(shù)作反投影;⑤改變投影角度,重復(fù)上述過(guò)程,直至完成全部180°下的反投影。,5.卷積反投影法:從本質(zhì)上說(shuō),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(shù)gθ(R)變換到頻域中,然后用濾波函數(shù)|ρ|對(duì)變換函數(shù)作濾波后,再反變換到空間域中作為修正過(guò)的投影函數(shù);而在卷積反投影法中是將gθ(R)直接在空間域中進(jìn)行修正,即將gθ(R)與一個(gè)事先設(shè)計(jì)好的卷積函數(shù)|ρ|的傅立葉逆變換函數(shù)進(jìn)行卷積運(yùn)算,然后將卷積后的結(jié)果作反投影。,6.數(shù)據(jù)重排算法 所謂數(shù)據(jù)重排算法是指將扇形束情況下得到的全部投影數(shù)據(jù)重新組合成平行束的排列模式。然后直接用前面講過(guò)的卷積反投影法(主要用來(lái)
51、平行束投影重建)來(lái)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(jì)算數(shù)據(jù)量巨大,但計(jì)算機(jī)技術(shù)的飛速發(fā)展已經(jīng)能達(dá)到這一要求,這種方法主要價(jià)值 體現(xiàn)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(guò)程中,將近似重建得到的圖像的投影同實(shí)測(cè)的剖面進(jìn)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(dāng)對(duì)所有的投影方向都進(jìn)行上述處理后,一次迭代便完成,
52、用前一次選代的結(jié)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(shù)的迭代后,認(rèn)為迭代的結(jié)果足夠準(zhǔn)確則重建過(guò)程結(jié)束。,例,用迭代法求方程的近似解,精確到小數(shù)點(diǎn)后6位,解:,采用迭代函數(shù),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(yīng)用時(shí)為了對(duì)某一橫斷面定位,常采用X 線管和檢測(cè)器相對(duì)靜止、使被測(cè)人體縱向隨掃描床勻速移動(dòng),且在運(yùn)動(dòng)中曝光,進(jìn)行多幅(每幅厚度2mm)單方向掃描,然后將這些線條數(shù)據(jù)合成出全貌的定位片。顯示功能處理是利用計(jì)算機(jī)技術(shù),對(duì)已建成的CT 圖像進(jìn)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(shù) 將層面某局部范圍內(nèi)CT 值分布用相對(duì)應(yīng)的16 灰階顯示。C
54、T 值分布與16 灰階一一對(duì)應(yīng),把局部范圍內(nèi)CT 值的上限增強(qiáng)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(duì)應(yīng)的CT 值數(shù)目減小,灰階間的CT 值相差變小,人眼能分辨出這細(xì)微差異,這相當(dāng)于放大或增強(qiáng)了局部CT 值范圍內(nèi)灰度顯示的黑白對(duì)比,更容易區(qū)分出CT 值分布的細(xì)微差異。,,人眼全灰度標(biāo)范圍內(nèi),當(dāng)兩個(gè)像素的灰度相差 60HU時(shí),才能分辨出它們有不同的黑白程度(相當(dāng)于把從全黑到全白只能分成約33個(gè)灰階)。,窗口:被
55、放大或增強(qiáng)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(shí),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(jí)別,CT機(jī)根據(jù)顯示人體不同組織
56、的CT值范圍,在顯示器上設(shè)置與之相對(duì)應(yīng)的灰度分級(jí).,對(duì)應(yīng)CT值范圍的灰度分級(jí),黑白對(duì)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(cè)人體組織的 CT值范圍為320HU或160HU,若采用16級(jí)顯示灰階時(shí),CT值范圍內(nèi)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(jí)細(xì)(10HU),
57、顯示的CT值范圍小,對(duì)組織在密度差異間顯示的黑白對(duì)比度大,有利于對(duì)低密度組織或結(jié)構(gòu)(腦組織)的顯示; 寬WW的每級(jí)灰階代表的CT值跨度大,對(duì)組織在密度差異間顯示的黑白對(duì)比度小,適用于密度差別大的組織或結(jié)構(gòu)(肺、骨質(zhì)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(jié)構(gòu)密度差異,窄窗顯示的CT 值范圍小,每級(jí)灰階代表的CT 值跨度小,有利于低對(duì)比組織或結(jié)構(gòu)(如腦組
58、織)的顯示;寬窗每級(jí)灰階代表的CT 值跨度大,適用于密度差別大的組織或結(jié)構(gòu)(如肺、骨質(zhì)等)的顯示。,窗口技術(shù)純屬一種顯示技術(shù)。合理地使用窗口技術(shù),只是能獲取組織結(jié)構(gòu)差異的最佳顯示方式,不會(huì)改變?nèi)梭w組織或結(jié)構(gòu)上的真實(shí)差異。,,,,16=62.5,2.圖像的放大 圖像處理中數(shù)據(jù)的插值是最常用的方法,將小數(shù)據(jù)矩陣進(jìn)行插值來(lái)增多數(shù)據(jù)矩陣的數(shù)據(jù),使圖像的數(shù)據(jù)量與顯示矩陣相對(duì)應(yīng),使顯示的圖像平滑連續(xù)。(二)測(cè)量技術(shù)為了具體觀察圖像中的某一區(qū)域
59、,可以設(shè)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(jìn)行區(qū)域內(nèi)圖像放大、CT 值分布分析、距離測(cè)量,面積或體積計(jì)算等。還可進(jìn)行夾角、面積測(cè)定及分析,以及標(biāo)注箭頭等,這些功能是數(shù)字圖像的共性,而體積的分析計(jì)算是CT 圖像相對(duì)于一般數(shù)字圖像的特點(diǎn)。,二、圖像后處理技術(shù),CT圖像的后處理技術(shù)主要是對(duì)MSCT容積掃描的圖像數(shù)據(jù)通過(guò)一定的計(jì)算機(jī)軟件進(jìn)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(bǔ)CT 斷面圖表現(xiàn)局限,進(jìn)行多方位觀察。使圖像具有一定的解剖形象,尤其是對(duì)于比較復(fù)雜的部位,可表示出各個(gè)器官或組織在三維空間上的位置關(guān)系。,(一)多層面重組多層面重組技術(shù)(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(shù)(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(duì)容積數(shù)據(jù)中的數(shù)據(jù),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(duì)高密度的組織結(jié)構(gòu),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(nèi)的造影劑,如下圖左所示為冠狀動(dòng)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(duì)所選取的三維組織層塊中的最
62、小密度進(jìn)行投影,主要用于氣道的顯示,偶爾也用于肝臟增強(qiáng)后肝內(nèi)擴(kuò)張膽管的顯示。這里,層塊大小的選擇很重 要,層塊過(guò)小,不利于氣道內(nèi)小的軟組織影顯示;如層塊過(guò)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(yù)先確定ROI 內(nèi)組織結(jié)構(gòu)的最高和最低CT 閾值,然后標(biāo)定ROI 內(nèi)的組織結(jié)構(gòu),經(jīng)計(jì)算機(jī)重建程序處理,形成圖像。常用于頜面部、骨盆、脊柱等解剖結(jié)構(gòu)復(fù)雜的部位。,(四)容積再現(xiàn)容積再現(xiàn)技術(shù)(VR):是利用全
63、部體素的CT 值,通過(guò)功能轉(zhuǎn)換軟件,進(jìn)行表面遮蓋技術(shù)并與旋轉(zhuǎn)相結(jié)合,加上假彩色編碼與不同程度的透明化技術(shù),使表面與深部結(jié)構(gòu)同時(shí)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(nèi)鏡顯示仿真內(nèi)鏡(VE)技術(shù)是計(jì)算機(jī)技術(shù)與CT 結(jié)合而開(kāi)發(fā)出仿真內(nèi)鏡功能。即從一端向另一端逐步顯示管腔器官的內(nèi)腔。進(jìn)行假彩色編碼,使內(nèi)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(jié)腸鏡等,效果
64、較好。,第六節(jié) CT 圖像質(zhì)量,一、CT 圖像質(zhì)量評(píng)價(jià)指標(biāo),二、成像參數(shù)對(duì)CT 圖像質(zhì)量的影響,(一)掃描時(shí)間和掃描周期1.掃描時(shí)間 指完成某體層面數(shù)據(jù)采集X 線束掃描所需要的時(shí)間。目前比較好的螺旋CT 最快的單層掃描時(shí)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(duì)一個(gè)體層平面掃描開(kāi)始,完成一次掃描到下一次掃描開(kāi)始所需的時(shí)間。掃描周期通
65、常包括掃描時(shí)間、數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)的數(shù)據(jù)處理和恢復(fù)時(shí)間、掃描床重新定位時(shí)間等,其中掃描時(shí)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(jìn)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(duì)微細(xì)組織結(jié)構(gòu)(如聽(tīng)小骨)掃描,可選l~2mm。(三)對(duì)比度與對(duì)比度分辨
66、力表現(xiàn)在CT 圖像上像素間的對(duì)比度是它們灰度間的黑白程度的對(duì)比度,通常采用兩種定義方法。一種是根據(jù)調(diào)制度M 給出的:另一種定義是相對(duì)對(duì)比度:a 和b 分別為兩組織的CT 值,水與有機(jī)玻璃的相對(duì)對(duì)比度約為12%。,對(duì)比度分辨力:也叫密度分辨力,是在低對(duì)比度時(shí),CT 圖像將一定大小的細(xì)節(jié)從背景中鑒別出來(lái)的能力。對(duì)比度分辨力與X 線的能量有關(guān);還受檢測(cè)器噪聲的影響,噪聲越大,對(duì)比度分辨力越低;窗寬和窗位的選擇也影響圖像的對(duì)比度分辨力
67、。高對(duì)比度分辨力:物體與勻質(zhì)環(huán)境的X 線線性衰減系數(shù)差別的相對(duì)值大于l0%時(shí),CT 圖像能分辯該物體的能力。低對(duì)比度分辨力:物體與勻質(zhì)環(huán)境的X 線線性衰減系數(shù)差別的相對(duì)值小于1%時(shí),CT圖像能分辯該物體的能力。,測(cè)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(diǎn)的能力,常用能分辨兩個(gè)點(diǎn)間的最小距離來(lái)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(cè)器的有效受照寬度、有效受照高度的大小,或者說(shuō)取決于后準(zhǔn)直器的準(zhǔn)直孔徑。檢測(cè)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(cè)器內(nèi)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(cè)方法是選用一個(gè)帶有不同孔徑的高密度體模測(cè)試。還有許多方法來(lái)評(píng)價(jià)CT 掃描裝置的空間分辨力,比較有代表性的是MTF。調(diào)制傳遞函數(shù):測(cè)試卡調(diào)制對(duì)比度隨著單位距離內(nèi)
69、的條紋數(shù)多少而成的函數(shù)關(guān)系變化。在CT 成像過(guò)程中隨著檢測(cè)出的調(diào)制對(duì)比度的降低,調(diào)制傳遞函數(shù)也降低,當(dāng)對(duì)比度降低到5%時(shí),所對(duì)應(yīng)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(cè)器受照有效寬度 CT 圖像的空間分辨力主要由檢測(cè)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(zhǔn)直器決定。2.圖像重建算法 采用標(biāo)準(zhǔn)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(diǎn)越多,圖像的空間分辨力也越好。,(五)噪聲在CT 成像過(guò)程中的噪聲主要有X 線量子噪聲、電氣元件及測(cè)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(biāo)準(zhǔn)偏差來(lái)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(biāo)準(zhǔn)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(guò)濾
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