医学影像设备学第5章 CT成像设备

第五章X线计算机体层成像设备医学影像设备学前言1917年，丹麦数学家雷当（J.Radon）从数学上证明：某种物理参量的二维分布函数由该函数在其定义域内的所有线积分完全确定。该研究结果的意义在于：确定一个物理参量，寻找该物理参量的线积分，获得所有方向的线积分，就能够求得该二维分布函数。X线计算机体层成像设备就成为了实现这一理论的先行者，并为医学影像的发展带来了一场革命性变革。第一节概述目录一、发展简史（一）CT的诞生（二）CT发展历程回顾二、发展趋势（一）硬件发展趋势（二）软件发展趋势第一节概述CT的概念：计算机断层扫描（computedtomography或computerizedtomography）简称CT。CT是指利用计算机来获取人体某一层组织结构的X线影像。CT摄取的是人体横向层面组织结构的影像，是人体上下重叠组织结构中我们所感兴趣的那一层组织的影像。第一节概述（一）CT的诞生1.1917年，丹麦数学家雷当（J.Radon）从数学上证明：某种物理参量的二维分布函数由该函数在其定义域内的所有线积分完全确定。2.1938年，汉堡C.H.F.Mubler的弗兰克（GabrialFrank）首次在一项专利中描述图像重建法在X线诊断中的应用。3.1956年，布雷斯韦尔（Bracewell）第一次将一系列由不同方向测得的太阳微波发射数据运用图像重建的方法，绘制了太阳微波发射图像。第一节概述4.1961年，奥顿道夫（WilliamH.Oldendorf）采用聚焦成一束的131I放射源完成了著名的旋转位移试验，向人们揭示了获取投影数据的基本原理与方法。5.1963年，美国的科马克（AllanM.ormack）以人体组织对X线的线性吸收系数为物理参量，用X线投影作为人体组织对X线线性吸收系数的线积分，研究出了重建图像的数学方法。第一节概述G.N.HounsfieldAllanM.Cormack第一节概述第一台CT在EMI公司诞生，并与1971年9月第一台CT设备安装在英国的阿特金逊-莫利医院。Hounsfield和JamieAmbrose共同完成了临床试验，验证了X线影像与相应位置人体解剖结构的一致性。1972年11月，在北美放射学会（RSNA）年会上向全世界宣布了他的这一具有划时代意义的重大发明。1979年Hounsfield和Cormack一起获得诺贝尔生理学医学奖。第一节概述（二）CT发展历程回顾第一代CT设备多属于头部专用机，采用平移（translation）+旋转（rotation）扫描方式（T/R扫描方式）。第一代CT设备第一节概述第二代CT设备采用T/R扫描方式，在第一代的基础上，将其单一笔形X线束改为窄扇形线束，探测器数目也增加到3～30个。第二代CT设备第一节概述第三代CT设备采用旋转+旋转扫描方式，即R/R扫描方式。使X线管和探测器作为整体只围绕受检者作旋转运动来进行数据采集，X线束为30º～45º的扇形束。第三代CT设备第一节概述第四代CT设备采用静止（stationarity）+旋转扫描方式（S/R扫描方式）。它用600个探测器紧密地排成圆周。第四代CT设备第一节概述第五代CT设备采用静止+静止扫描方式，即S/S扫描方式，突出特点是X线管和X线探测器都是静止的。第五代CT设备第一节概述螺旋CT设备滑环技术（slip-ringtechnique）和高频（highfrequency）X线发生装置的应用。滑环技术结构螺旋设备第一节概述各代CT的主要特征 第一代第二代第三代第四代第五代螺旋扫描方式探测器数X线束扇角（º）扫描时间（s）每次层数T/R1笔形_240～3001T/R3～30窄扇形3～2620～2101R/R256～720扇形21～453～101S/R45～7200广角扇形48～1201～51S/S1500以上锥形30～450.03～0.12～8R/R512以上扇形或锥形30～450.35～11～128第一节概述二、发展趋势（一）硬件的发展1.加快扫描速度2.提高图像质量影响CT图像质量的因素：①X线源特性和探测器的性能②扫描数目和速度③图像重建所用的算法④数据表达与显示方法第一节概述3.降低剂量迭代重建技术（ASIR）心自动滤线器技术、ECG自动毫安技术、三维立体自动毫安技术、电子采集器技术及4D实时剂量调节方法等技术应用。4.缩小体积5.简化操作6.提高工作效率第一节概述（二）软件发展趋势1.血管成像门控技术的应用是CT临床技术的质的飞跃2.三维图像重建3.CT引导下的介入治疗4.仿真内镜5.放疗计划第二节成像系统医学影像设备学目录一、投影数据获取装置二、计算机和图像重建系统第二节成像系统CT设备主要三部分组成：数据采集部分、图像重建部分和图像显示与保存部分1.数据采集部分：X线发生装置与X线管、探测器及A/D转换器与接口电路、设备架等；2.图像重建部分：图像重建单元、数据存储装置等；3.图像显示与保存部分：图像显示器、多幅相机、图像存储装置（硬盘、刻录光盘）、中央系统控制器、检查床。第二节成像系统一、投影数据获取装置（一）X线发生装置1.高压发生器传统CT：高压发生器独立于扫描架以外。发生器与X线管之间的电信号联系由高压电缆完成。滑环技术螺旋CT机：采用高频逆变高压发生器，安装在设备架内。输出波形平稳，体积小，重量轻。第二节成像系统高压发生器的功率：高档CT机50～100KW；中档CT机35～45KW机；低档CT机20～30KW。CT机的管电压一般在80～140KV可调。第二节成像系统2.CTX线管CTX线管也有固定阳极X线管和旋转阳极X线管两种。固定阳极管的长轴与探测器平行；旋转阳极X线管的长轴则与探测器垂直。第二节成像系统旋转阳极X线管发射方式分连续发射和脉冲发射两种，多采用脉冲发射。脉冲发射的优点：（1）可以使投影数与被测物体的 要求 对教师党员的评价套管和固井爆破片与爆破装置仓库管理基本要求三甲医院都需要复审吗 相匹配，并可以通过控制射线脉冲持续时间来调节对清晰度产生不良影响的测量路径；（2）可以在脉冲间歇时间内自动地进行每个测量通道的零点校准，因此可以避免由于测量电子原件工作点的飘移造成的信号误差；第二节成像系统（3）其它条件相同的情况下，信号强度高，与连续工作方式相比，有较好的信噪比，特别是在物体直径大时能获得噪声小的图像；（4）可以利用适当的发生器来切换从一个脉冲到另一个脉冲的X线管电压，这样可以在测量系统旋转一周时绘制出两幅不同能量的图像，有效的应用双谱线法摄制出几何学上完全相同的双谱线图像；（5）可以减少球管产热量和降低受检者的照射量。第二节成像系统CT旋转阳极X线管特点：功率大，热容量高。冷却方式：采用油循环加风冷却的双重冷却方式。第二节成像系统CT管球焦点：1mm²高速旋转阳极管焦点小，约为0.6mm²。转速约为3600转/min，或10000转/min左右。CT用X线管的热容量可高达8MHU,而名为Straton的电子束控金属X线管更号称是0MHU的X线管，这种X线管散热率高达4.7MHU/min第二节成像系统CT管及冷却外形电子束控金属球管第二节成像系统（二）准直器（collimator）与滤过器（filter）1.X线准直器X线准直器的作用有三点：（1）限定成像的空间范围（限定断层层厚）（2）降低受检者的表面辐射剂量（3）减少进入探测器的散射线第二节成像系统CT的准直器CT准直器控制示意图第二节成像系统2.X线滤过器X线滤过器的作用是：（1）吸收低能X线（软射线）；（2）使X线束通过滤过器和均匀圆形成像物体（水模，waterphantom）后，变成能量分布均匀的硬射线束。滤过器形状 设计 领导形象设计圆作业设计ao工艺污水处理厂设计附属工程施工组织设计清扫机器人结构设计 为楔形或“BOWTIE”形。第二节成像系统CT的滤过器（1）（2）第二节成像系统（三）探测器探测器类型有两种：一种是气体探测器；另一种是荧光固体探测器。荧光固体探测器又分为两种：闪烁探测器稀土陶瓷探测器稀土陶瓷探测器X线吸收利用率可达99%。第二节成像系统1.探测器的特性（1）检测效率（efficiency）：是指探测器从X线束吸收能量的百分数。影响探测器检测效率的因素有两个：几何效率和吸收效率1）几何效率（geometricalefficiency）：是由每个探测器的孔径和相关的每个探测器所占总空间的比来决定的。第二节成像系统2）吸收效率(absorptionefficiency)：是指X线辐射进入探测器而被吸收的百分率。3）总检测效率η：是几何效率和吸收效率的乘积。决定探测器检测效率的诸因素第二节成像系统（2）稳定性（stabilization）：是指探测器的重复性和还原性。（3）响应时间（responsetime）：是指探测器接受、记录和输出一个信号所需的时间。（4）准确性（accurateness）与线性（linearity）（5）一致性（consistency）（6）动态范围（dynamicrange）：指探测器能够测量识别的最大信号与最小信号之比。第二节成像系统2.探测器的种类主要有以下几种类型：疝气探测器、闪烁探测器。（1）疝气探测器：是利用化学性能稳定的惰性气体在X线等电离辐射的作用下产生电离的原理进行探测，由惰性气体和气体电离室构成。第二节成像系统高压氙气探测器的结构第二节成像系统气体探测器从工作方式上可分为比例计数型和电离室型。氙气检测器的电离特性第二节成像系统气体探测器的优点：稳定性高、一致性好、响应时间短、没有余辉问题以及价格便宜；缺点：需要恒温来保证气压的稳定、检测效率相对较低以及需要高mAs来获得足够强的信号，且宜受外界电场、震动干扰产生伪影，有饱和现象。第二节成像系统（2）闪烁探测器：是利用射线能使某些物质产生闪烁荧光的特性来探测射线的装置。闪烁探测器的结构示意图第二节成像系统3.各类探测器的特性比较第一、二、四代CT机一般采用闪烁探测器，第三代与螺旋CT机采用气体探测器或闪烁探测器。特性偏重：（1）温度特性（2）噪声（3）饱和现象（4）散射线准直（5）剂量利用率第二节成像系统4.多排探测器多层CT（multi-sliceCT，MSCT）是指通过一周扫描可以同时获得多层图像的CT，多采用稀土陶瓷探测器。多排探测器可分为等宽阵列与非等宽阵列，又称固定阵列与自适应阵列两类。第二节成像系统多排检测器示意图第二节成像系统多排探测器内部结构多排探测器外形第二节成像系统（四）数据采集系统数据处理主要由前置放大器、对数放大器、积分器、多路转换器、模/数转换器、接口电路等构成。作用：将探测器输出的微弱电信号经放大后，再经ADC转换为计算机能够识别的数字信号，并经接口电路将此数字信号输入计算机。第二节成像系统数据采集系统框图第二节成像系统双积分式A/D转换器工作原理图逐次逼近式A/D转换器第二节成像系统（五）扫描机架CT的设备架由两部分组成。一是旋转部分，主要由X线管及其冷却系统、准直器及其控制系统、滤过器、探测器、数据处理装置、滑环部分、高压发生器（低压滑环式SCT）等组成。二是固定部分，主要由旋转支架，旋转控制电机及其伺服系统，机架主控电路板组成。第二节成像系统扫描机架结构图第二节成像系统（六）扫描床扫描床由床面和底座构成，它的运动一般由两个电机控制：一个是床身升降电机；另一个是床面水平移动电机。扫描床水平定位设计精度不大于0.1mm。床面板是碳素纤维，强度高，质量轻。第二节成像系统床高度指示：显示范围大多0～550mm或450～1000mm。床水平运行指示和精度：0～1800mm或0～2000mm.显示误差＜±5mm.自动移动精度误差＜±0.25mm。第二节成像系统CT检查床与扫描架内部结构第二节成像系统二、计算机和图像重建系统计算机在CT中的功能：控制整个CT系统的运行、图像重建、图像处理、故障诊断及分析。（一）基本结构与特点计算机系统的基本组成：控制部分、图像重建单元、图像显示、数据存储。第二节成像系统特点：1.足够大的内存空间2.大容量运算能力3.高运算精度4.高运算速度5.高控制效率6.高性价比和好的通用性计算机系统框图第二节成像系统（二）图像重建单元图像重建单元又称快速重建单元，采用专用计算机—阵列处理机(arrayprocessor)来执行图像重建和处理的任务。图像重建单元结构框图第二节成像系统（三）计算机控制单元计算机控制主要是针对扫描进行控制，由计算机分别进行扫描架、受检者床、X线发生器和数据采集系统等的控制。控制方式有串行处理方式，并行处理方式和分布式处理方式。第二节成像系统扫描控制方式示意图第二节成像系统（四）软件CT设备的软件可分为系统软件（基本功能软件）和应用软件（特殊功能软件）。1.系统软件是指各类CT设备均需具有的扫描功能、诊断功能、显示和记录功能、图像处理功能及故障诊断功能等软件。常用的独立软件有预校正、平面扫描、轴向扫描、图像处理、故障诊断、外设传送等。第二节成像系统管理程序和各独立软件的联系方式有三种：（1）人机对话方式（2）条件联系方式（3）返回处理方式基本功能软件的组成第二节成像系统2.应用软件是完成特定功能的软件称特殊功能软件。包括动态扫描、快速连续扫描、定位扫描、目标扫描、平滑过滤、三维图像重建、高分辨CT、定量骨密度测定、氙气增强CT扫描软件、心电门控扫描软件、放疗立体定位软件等。第二节成像系统CT多平面重建CT最大密度投影显示CT最小密度投影显示第二节成像系统图5-29骨盆表面阴影显示图5-30心脏容积再现图像图5-31胃仿真内镜显示第三节螺旋CT目录一、特点二、螺旋扫描装置三、多层螺旋CT一、特点螺旋CT扫描方式X线管向一个方向持续转动受检者床向一个方向匀速滑动扫描层面（1）轴扫（2）螺旋采集数据容积数据一、特点特点：时间短，时间分辨力提高重建层厚薄z轴空间分辨力提高降低辐射量容积数据，可进行任意位置及任意层厚的高质量影像重建和三维成像减少对比剂用量有利于一些特殊检查的开发二、扫描装置—滑环首先了解滑环(slipring)扫描装置—滑环低压滑环：通常指市电供电滑环电压低，不需绝缘处理电流大，易生热、易出现电弧高压滑环：通常指千伏级供电滑环电压高，需要绝缘处理，常用惰性气体隔离电流小，不易生热易出现高压干扰易吸附尘土扫描装置—滑环电源供电滑环三相四线制三相三线制数据传输滑环可采用LAN连接方式当采用无线传输方式（如RF、Wifi、BlueTooth等）时，可以无此滑环二、扫描装置—结构特点硬件装置的特点X线管：容量更高，散热效率更高高压发生器：高频、负反馈稳定输出探测器：吸收效率更高，稀土陶瓷、纳米、宝石、光子等等扫描系统：无刷直流伺服电机，悬浮旋转机构，检查床运行平稳快速控制台与计算机：大内存、高速度、图像 标准 excel标准偏差excel标准偏差函数exl标准差函数国标检验抽样标准表免费下载红头文件格式标准下载 化（DICOM）、人机对话功能更强、分布式控制无刷直流伺服电机直流电动机的主要优点是调速和起动性能好，旋转转矩大无刷直流电动机结构使其既具有直流电动机的特性，又具有交流电动机的结构简单、运行可靠、维护方便等优点利用位置传感器和电子控制线路取代电刷和滑环换向器。二、扫描装置—结构特点螺旋CT机扫描架的旋转按32对极直流无刷电动机的原理进行设计位置传感器的任务由旋转变压器完成二、扫描装置—结构特点悬浮装置气动悬浮和磁悬浮两种形式二、扫描装置—结构特点二、扫描装置—结构特点软件四维成像和四维血管造影虚拟内镜多层螺旋插值同步血管注射计划全中心扫描方式二、扫描装置—扫描参数螺距（pitch）P：X线管移动一周时，床移动的距离螺旋因子Pf：螺距/层厚螺旋度（helix）(%)：螺旋因子乘以100%二、扫描装置—扫描参数P=1P=1.5～3二、扫描装置—扫描参数螺距（pitch）：增加螺距就增加了扫描的覆盖区域，同时减少了扫描时间，但影像质量也会受到一定程度的影响当螺距为1时；用于头部的弯曲部分或血管的弯曲部分当螺距为1.5时，用于胸、腹部、骨盆的扫描很理想螺距>1可以实现快速扫描以消除运动伪影，而且一次憋气就能完成螺旋扫描的数据获取二、扫描装置—扫描参数周数（Revolutions）：一次数据采集中X线管旋转的周次；总成像数：一次采集后所有的重建图像数；成像范围：第一层面中点与最后一层面中点之间的距离螺旋扫描的起点和终点有部分数据收集不完整，图像的重建范围比扫描范围小，计算公式为：重建长度=（扫描时间-2）×床速例如：扫描时间24s，床速10mm/s，则重建长度为(24-2)×10=220mm二、扫描装置—扫描参数重建间隔：是重建时相邻两层面的距离，可以在一周内重建出一或多个图像，重建层数主要由层厚和重建间隔决定当层厚与重建间隔相等时，重建图像的数量计算公式为：重建层数=（扫描周数-2）＋1例如：扫描周数为24周，层厚和间隔均为10mm时，则重建层数为(24-2)+1=23层。当重建间隔小于层厚时，此时为重叠重建，重建图像的计算公式为：重建层数=（扫描周数-2）×（层厚／间隔）＋1例如扫描周数24周，层厚10mm，间隔5mm，则重建层数为(24-2)×(10/5)+1=45层。二、扫描装置—扫描参数扫描时间：X线球管旋转一周所需的时间矩阵(matrix)：平面内图像的规则划分CT机上常见的矩阵有：256×256，320×320，512×512，640×640像素(pixel)：构成CT图像的最小单位，矩阵中的一个元素例如：矩阵256×256，象素256×256＝65536体素：一定层厚条件下对层面的二维划分（按矩阵划分）后的每个小单元的体积：体素=层厚×像素尺寸层厚变薄时，体积单元减少，探测器上光子将随之减少，为了保证图像质量，就要增加曝光剂量二、扫描装置—螺旋插值覆盖360°角的数据用常规方式重建会出现运动伪影。用螺旋插值方法从螺旋数据中合成平面数据合成平面数据最容易的逼近法是把一种“滑动”滤波器用于螺旋数据上形成投影数据选择需要的数据和确定数据对某一指定位置平面上的贡献程度--z轴加权对螺旋数据的Z轴加权法称作螺旋内插法(interpolation)螺旋内插法应具备运动校正功能，或先独立进行运动校正后再采用螺旋内插二、扫描装置—螺旋插值常见的螺旋内插器有三种：标准型、清晰型和超清晰型内插方法决定了层面灵敏度曲线(SSP，slicesensitiveprofile)二、扫描装置—z轴分辨力z轴分辨力由层面灵敏度曲线（SSP）的半高宽度（FWHM）决定三、多层螺旋CT多层CT（multi-sliceCT，MSCT），与之相对的是单层CT（single-sliceCT，SSCT）X线管旋转一周可以获得多个层面的图像因使用多排探测器，曾经被称为多排CT（multi-rowdetectorCT）多层CT的扇形X线束厚度在z轴方向从1cm左右增加到几厘米至十几厘米；今后将会更厚而成为锥形X线束CT（conebeamCT）MSCT层数已可达64层、128层、256层和320层，512层也已应用于临床。三、多层螺旋CT—探测器阵列螺旋CT和多层CT的结构区别在于检测器e.g.256层CT的检测器：三、多层螺旋CT—数据采集通道SSCT仅有一组数据采集通道，而MSCT则有与一周扫描能够生成的图像层数相一致的多组数据采集通道。通道组数等于MSCT的层数。根据所选层厚的不同，可将探测器的排组合成不同的多组，构成不同的层厚。多组数据采集通道在扫描过程中，分别对各自连接的探测器排组合，同时接收X线所产生的电信号来完成数据的采集、输出。X线束则采用锥形束(ConeBeam)三、多层螺旋CT—X线束三、多层螺旋CT—层厚选择方法探测器排数与螺旋CT层数不一定相等层厚选择与探测器排中每一排的厚度相关不是所有层厚均可以选择到螺旋CT层数探测器的排数大于或等于螺旋CT层数三、多层螺旋CT—层厚选择方法三、多层螺旋CT—螺距概念三、多层螺旋CT—螺距概念三、多层螺旋CT—重建算法优化采样MSCT通过调整数据采集轨迹来获得信息补偿，并通过调整螺距来缩短采样间隔，在z轴方向上增加采样密度，达到改善图像质量的目的。滤过内插法指在z轴方向设置一个确定的滤过厚度，优化采样扫描的数据，通过改变滤过波形和厚度来调整层面灵敏度曲线外形、有效层厚及图像噪声。三、多层螺旋CT—新技术发展双源CT拥有两套X线源和探测器系统，两套系统在机架内成90度排列机架的最短的旋转时间是0.28s两套探测器系统大小不等，其中大的探测器可覆盖扫描视野（fieldofview，FOV）50cm的范围，小探测器只能覆盖机架中心处26cm的FOV范围早期的双源CT，大小探测器都是由40排组成，其结构均为中间部分32mm×0.6mm和外围部分8mm×1.2mm双源CT目前已有128排探测器应用于临床三、多层螺旋CT—新技术发展两个X线管可分别以不同的管电压和管电流进行工作，获得双能量数据，实现能量减影相对于单源CT快速扫描时采用的180º投影采集，DSCT只需旋转90º便可获得180º的信息，在任何心率时只用一个心动周期的数据就能实现75ms的时间分辨力三、多层螺旋CT—新技术发展双能量探测器双能量探测器技术由两层探测器加滤线层组成充分利用X线的谱线宽度。可以进一步向多能量探测器方向延伸。由于增加了滤线层，使一次双能量采集所需的X线剂量有所增加。三、多层螺旋CT—新技术发展飞焦点利用电磁偏转技术改变X线管中灯丝产生的电子束的偏转轨迹，使X线在阳极靶面的两个或多个位置形成焦点而出射X线飞焦点技术又可分成横向飞焦点和纵向飞焦点两种横向飞焦点又称平面内飞焦点，用横向视角α表示，记为αFFS纵向飞焦点也称z轴飞焦点，记为zFFS三、多层螺旋CT—新技术发展横向飞焦点使X线束从两个不同的角度进行投影，在不增加X线投射的情况下，将探测器的采样间距缩小了一倍，提高了平面内的成像的空间分辨力纵向飞焦点也可以使纵向分辨力得到提高，对应两个z轴方向焦点位置，提供了两倍取样，使一排探测器得到了两层影像数据三、多层螺旋CT—新技术发展飞焦点的应用三、多层螺旋CT—新技术发展CT透视设备架旋转360°采集第一幅横断面图像，以后连续扫描，每旋转60°的图像数据，替代前一幅图像中同一位置60°内的原扫描数据重建一幅图像，如此往复循环。高速的图像重建采用了不同的图像重建算法，实时CT透视连续扫描不采用内插法，所以运动伪影在所难免。为了加快速度，图像重建采用256×256矩阵。图像的显示通常采用电影显示模式，显示分辨力可以是512×512或1024×1024。三、多层螺旋CT—新技术发展其他快速管电压切换：0.5ms切换高压，实现双能采集，为能谱技术应用提供新的 方案 气瓶 现场处置方案 .pdf气瓶 现场处置方案 .doc见习基地管理方案.doc关于群访事件的化解方案建筑工地扬尘治理专项方案下载 。新型探测器：提高探测效率和减小响应时间，代表性有宝石结构探测器、纳米探测器、光子探测器、石榴石探测器等。高清晰度成像：1024×1024成像矩阵。迭代重建技术：采用迭代算法进行图像重建，可以在低剂量条件下获得较好的图像。三、多层螺旋CT—新技术发展第四节CT设备的质量保证目录一、质量保证参数二、影响图像质量的因素三、伪影一、质量保证参数（一）CT剂量指数（二）分辨率（三）CT值（四）噪声由X射线噪声引起，很多场合是因为CT设备极限的结果。产生严重伪像。仔细的检查计划可有效克服。根据受检者年龄，体重和尺寸来优化不同的扫描参数。管电压，管电流，扫描速度，孔径等。或进行计算机校正。（一）CT剂量指数CT剂量指数是评价CT成像对受检者、陪护人员、操作人员的辐射影响，以及CT成像对环境影响的重要指标。1.CT剂量指数定义：沿着标准横断面中心轴线从-50mm到+50mm对剂量剖面曲线的积分，除以标称层厚与单次扫描产生断层数N的乘积：式中：T：标称层厚；N：单次扫描所产生的断层数；D(z)：沿着标准横断面中心轴线的剂量剖面曲线。（一）CT剂量指数2.加权CT剂量指数：将模体中心点采集的TDI100与外围各点采集的CTDI100的平均值进行加权求和：式中：CTDI100,c：模体中心点采集的CTDI100；CTDI100,p：模体外围点采集的CTDI100的平均值。（一）CT剂量指数3.容积CT剂量指数：代表多排探测器螺旋CT扫描整个扫描容积中的平均剂量：CTDIvol=CTDIw/P式中：p:螺距。4.剂量长度积：容积剂量指数与沿z轴扫描长度L的乘积：DLP=CTDIvol×L式中：L：指沿Z轴的扫描长度。（一）CT剂量指数DLP反映了一次特定扫描采集中的总体吸收能量。因此，一个腹部CT检查可能与腹部和盆腔CT联合检查具有相同的CTDIvol值，但后者具有较大的DLP值，它正比于所扫描的较大解剖范围。这种剂量表述如CTDIvol和DLP，可以用于临床扫描方案（如一组受检者的平均值）与典型CT检查的参考剂量设定值的比较，但不能用于受检者个体剂量的直接测量。表5-1所示为成人受检者做CT检查时辐射剂量指导水平。表5-1成人受检者CT检查辐射剂量指导水平检查部位*剂量指导水平CTDIw（mGy）DLP（mGy/cm）头部常规601050面部与鼻窦35360脊柱外伤70460胸部常规30650肺部高分辨率CT（HRCT）35280腹部常规35780肝脏、脾脏35900骨盆常规35570骨性骨盆25520*摘自ICRP87号出版物（二）分辨率1.密度分辨率2.空间分辨率3.纵向分辨率4.单扇区和多扇区重建5.各“相”同性（二）CT的分辨率分辨率是判断CT性能和评价CT扫描图像质量的重要指标，体现了CT图像质量与重建图像像素值误差的大小和分布，以及图像像素值与物体真实值之间的差异，它包括密度分辨率和空间分辨率。密度分辨率是指能够区分密度差别的能力，影响因素有被检体的大小、X线剂量、噪声和探测器的灵敏度等。被检体的几何尺寸越大，信噪比越低，密度分辨率越差；反之，被检体的几何尺寸越小，信噪比越高，密度分辨率越好。1.密度分辨率能够分辨两种低密度差的物质（一般其CT值为相差3HU～5HU）构成的圆孔的最小孔径大小，即可以分辨的最小密度值。低对比度分辨率与X线剂量有很大的关系，当剂量大时低对比度分辨率会有所提高，因此在评价低对比度分辨率时一定要了解使用的剂量，并且要和测量CT值剂量指数（CTDI）时的值一致。一般厂商在提供这一指标时也会说明在什么剂量条件下测定的。这一参数的单位应为mm，%，mGy（也有用mAs来表示）。例如某一台CT机的低对比度分辨率标称为2mm、0.35%、35mGy，即表示能看到2mm直径和密度差为3.5个HU的小圆孔，所用的扫描剂量为35mGy。（二）CT的分辨率2.空间分辨率是测试一幅图像的量化指标。空间分辨率指CT像在高对比度条件下分辨两个距离很近的微小组织或病灶的能力。传统的空间分辨率检测方法是选用一个带有不同孔径的测试模体。利用这种测试卡可以检测出CT扫描系统对测试模体上圆孔的分级，其分级的程度也就决定了该系统的空间分辨率。CT成像系统能区别的最小孔径，即为该系统最高的空间分辨率。（二）CT的分辨率3.纵向分辨率过去与CT有关的图像质量参数主要由空间分辨率和密度分辨率表示。空间分辨率主要表示CT扫描成像平面上的分辨能力（或称为平面内分辨率，也有称为横向分辨率，即X、Y方向）。在螺旋CT扫描方式出现后，由于多平面和三维的成像质量提高，出现了应用上的一个新概念即纵向分辨率也称Z轴分辨率。（二）CT的分辨率4.单扇区和多扇区重建是冠状动脉CT检查的专用术语。一般，冠状动脉CT图像的重建采用180°加一个扇形角的扫描数据，称为单扇区重建；采用不同心动周期、相同相位两个90°的扫描数据合并重建为一幅图像称为双扇区重建；采用不同心动周期、相同相位的4个45°或60°扫描数据（各厂家的不完全相同）合并重建为一幅图像称为多扇区重建。多扇区重建的目的主要是为了改善冠状动脉CT检查的时间分辨率。（二）CT的分辨率5.各“相”同性主要指心脏冠状动脉的CT扫描。在16排和64排CT的冠状动脉检查中，设备架旋转1周无法覆盖整个心脏，一般至少需要5～10次旋转，由于心脏的图像是采用回顾性重建，在多扇区心脏图像重建中，需采用相同相位、不同扫描时间的CT扫描数据。而目前高端CT（128排、256排和320排）的心脏扫描，其探测器阵列的宽度旋转1周足以覆盖整个心脏，即扫描覆盖的所有层面都在同一心动周期相位中。因而这种一次旋转完成采集的心脏扫描方式，其获得的心脏图像被称为“各相同性”，即无需相位选择的一次性采集。（二）CT的分辨率（三）CT值CT值作为CT的基本概念，是对影像信息的基本度量，要求其值准确，同时还需考虑到完整影像上CT值的均匀性和线性。1.CT值定义：CT影像中每个像素对应体素的X射线衰减平均值（CT值通常用HounsfieldUnit作为单位，简称HU。利用下式将测得的衰减值按照国际统一的HounsfieldUnit标度转换为CT值）：式中：μ物质：感兴趣区域物质的线性衰减系数。μ水：水的线性衰减系数。水的CT值：0HU；空气的CT值：-1000HU。常用在特定感兴趣区中所有像素的平均CT值来对CT值进行描述。（三）CT值2.CT值均匀性：整个扫描野中，均匀物质（一般选择水或等效水均匀模体）影像CT值的一致性。国家标准对均匀性（也称均匀度或一致性）的定义是：在扫描野中，匀质体各局部在CT图像上显示出CT值的一致性。这是一个容易被忽略的质量参数，实际上，它又很重要。按国家GB标准规定，每月都要对CT像的均匀性做检测。（三）CT值3.CT值线性（linearityofCTnumber）：不同吸收系数物质影像CT值的线性关系。CT值是否准确不能单观察水的CT值，还要观察别的材质的CT值是否准确。一般在模体内还有尼龙、聚乙烯、聚苯乙烯、有机玻璃等材料的模块。可以用来分别测定这些材料的CT值以确定该机器CT值的线性是否好。若把人体组织的CT值界限划分为2000个单位，水的CT值为0HU，空气和密质骨的CT值分别为-1000HU和+1000HU。已知人体各组织的衰减系数，即可得到各组织的CT值，如表所示。从表中可以看出，组织密度越大，CT值越高。在分析CT图像时，用测量CT值的方法，可以大体估计组织器官的结构情况，如出血、钙化、脂肪或液体等。人体常见组织CT值（三）CT值组织CT值（HU）组织CT值（HU）密质骨松质骨钙化血液血浆渗出液漏出液脑积液水>25030～23080～30050～9025～30>15<183～80肝脏脾脏肾脏胰腺甲状腺脂肪肌肉脑白质脑灰质45～7535～5520～4025～5535～50-50～10035～5028～3232～40（四）噪声图像的噪声也是评价图像质量的参量之一。在CT成像过程中，有许多数值变换和处理过程会形成图像的噪声，影响图像质量。这些噪声主要有X线量子噪声、电气元件及测量系统形成的噪声以及重建算法等造成的噪声等。1．噪声概念：在CT成像系统中，如果扫描一个均匀材料的物体，在一个特定区域中观察其CT值，就会发现这一特定区域内的CT值并不是一个固定值，而是围绕着某一平均值上下做随机分布，这种随机分布就是由成像系统产生的噪声所致。（四）噪声2．图像噪声与分辨率：在CT图像重建中，使用各种不同类型的卷积滤波器和图像重建算法，产生不同的图像质量交换补偿。例如当卷积滤波选择平滑滤波器时，使空间分辨率降低，噪声也同样降低，但改善了图像对比度、分辨率；因此，可利用这种滤波器对软组织中面积较大的低对比度区域进行图像处理。当选择一种边缘增强滤波器时能使被照兴趣区域的细节清晰，改善了空间分辨率，但由于它对被测信号进行了微分作用，因此使噪声信号增强，降低了对比度分辨率，这种滤波器可使骨质结构的细节清晰显示。（四）噪声3．图像噪声与X线剂量：CT的噪声，主要来源于投照的X线光子密度在时间和空间的随机变化，一般称这种噪声为量子噪声。此外，还有电子测量系统工作状态的随机变化而产生的热噪声，以及重建算法等所造成的噪声。这些噪声随机不均匀分布在图像上的反应或表现，统称为图像噪声。噪声的存在使得匀质物体的CT图像上各像素点的CT值不相同，由CT值的统计涨落表现出来。增大X线的剂量可以降低X线量子噪声干扰，减少X线管及电子电路元件产生固有噪声的影响。二、影响图像质量的因素（一）成像系统测量误差（二）成像参数的选择（一）成像系统测量误差成像系统测量误差是指成像系统检测系统中，由于个别检测元件损坏或性能下降产生的噪声所起的，或由于测量过程中有失误也可以造成成像系统中测量误差。成像系统测量误差大部分可以从CT图像中观察到，如果在20万个测量值中丢失一个测量值，会产生图像某部分的不连续显像。再例如丢失一个方向投影测量值，产生图像中明显的一道痕迹。这两种现象都是由检测元件损坏所引起的图像质量变差。从经验来看，丢失一个测量值比丢失一个方向投影的测量值的影响还要大。（二）成像参数的选择CT成像参数影响图像的噪声、空间分辨率和密度分辨率。成像参数包括扫描参数和重建参数。扫描参数有：kV、mAs、扫描层厚、螺距等。重建参数：重建层厚、重建增量、重建算法、重建视野和重建矩阵等。三、伪影（一）物理原因（二）受检者原因（三）CT性能原因（四）成像系统原因（五）部分容积效应与周围间隙现象原因（一）物理原因主要由X线质所引起，如量子噪声、散射线、X线硬化效应等。一般CT成像系统都有X线硬化校正，限制X线谱线的宽度，但当物体成分之间对X线衰减能力相差很大时，超出硬化校正的范围，即会产生图像质量降低。临床中可以选用双能量法（能谱CT）来克服这种现象发生。（二）受检者原因1.移动条纹伪影：在扫描过程中,扫描部位的随意和不随意的运动,使得射线显示从一次检测到另一次检测的某种突然的不一致性的结果,都要产生粗细不等的、黑白相间的条状伪影。如受检者点头运动、侧向运动、屏不住气、吞咽动作、心脏跳动、肠蠕动等，均可产生局部的移动条纹伪影。2.条状或辐射状伪影：在扫描层面内遇有被照体内外有高密度物质时，如胃肠道内有残留的钡剂、碘油、术后金属银夹、假牙或牙内填充物、引流管，以及颅骨内岩骨嵴、枕骨粗隆、前颅窝鸡冠等，体外的发夹、金属饰物、密度高的膏药等，均可产生条状或辐射状伪影。（三）CT性能原因1.环状伪影2.条状伪影3.指纹状伪影4.交叠混淆伪影5.杯状伪影6.角度伪影7.模糊伪影（四）成像系统原因成像系统数据扫描及数据处理参数选择不当和图像重建算法不完善、扫描系统不稳定、采集数据重复性不好、X线发生系统管电压波动及测量电子电路的温度漂移、或CT图像显示及照相中的非线性成像等因素，都会不同程度地影响到CT图像，产生不同的伪影。（五）部分容积效应与周围间隙现象原因1.部分容积效应主要有两种现象：部分容积均化和部分容积伪影。CT成像时CT值的形成和计算，是根据被成像组织体素的线性衰减系数计算的，如果某一体素内只包含一种物质，CT值只对该单一物质进行计算。但是，如果一个体素内包含有三个相近组织，如血液(CT值为40)、灰质(CT值为43)、和白质(CT值为46)，那么该体素CT值的计算是将这三种组织的CT值平均，最后上述测量的CT值被计算为43。CT中的这种现象被称为“部分容积均化”。部分容积现象由于被成像部位组织构成的不同可产生部分容积伪影，如射线束只通过一种组织，得到的CT值就是该物质真实的CT值；射线束如同时通过衰减差较大的骨骼和软组织，CT值就要根据这两种物质平均计算，由于该两种组织的衰减差别过大，导致CT图像重建时计算产生误差，部分投影于扫描平面并产生伪影被称为部分容积伪影。（五）部分容积效应与周围间隙现象原因（五）部分容积效应与周围间隙现象原因2.周围间隙现象:是扫描线束在两种结构的邻接处相互重叠所造成的。在同一扫描层面上，与该层面垂直的两种相邻且密度不同的结构，其边缘分辨不清，CT值也不准确，密度高者其边缘的CT值低于本身CT值，密度低者其边缘的CT值高于本身CT值。一般认为，周围间隙现象是部分容积效应的一种特殊现象，减少它的办法同减少部分容积效应的方法一样，主要是采用薄层扫描。感谢亲观看此幻灯片，此课件部分 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