CT原理CT原理及維修診斷技術(shù)高級(jí)培訓(xùn)班CT原理（上）

CT作為一種公認(rèn)的成熟、快速、可靠的影像設(shè)備,正在各級(jí)醫(yī)院的診斷和治療中發(fā)揮著日益重要的作用,并得到廣泛的應(yīng)用。

近八年來,多層螺旋CT的推出和新的應(yīng)用軟件的開發(fā),使CT進(jìn)入又一個(gè)快速發(fā)展期,各種類型的CT機(jī)大量推出。

CT（ComputedTomography）低氣壓放電現(xiàn)象：1836年，英國(guó)科學(xué)家法拉第發(fā)現(xiàn)，稀薄氣體放電時(shí)，會(huì)產(chǎn)生一種絢麗的輝光。因?yàn)樗怯申帢O發(fā)出的，后來物理學(xué)家把這種輝光稱為“陰極射線”（cathoderay）。為探明陰極射線，許多科學(xué)家進(jìn)行了艱巨的研究。一、X線影像攝影基礎(chǔ)傳統(tǒng)的X射線機(jī)具有的優(yōu)點(diǎn)：1.價(jià)格低;2.易操作;3.應(yīng)用面廣;但也有以下一些缺陷：1．影像重疊;2．密度分辨力低;3．中心投影效應(yīng)(也叫幾何放大效應(yīng)）;4．膠片存儲(chǔ)，檢索困難;一、X線影像攝影基礎(chǔ)密度分辨力低一、X線影像攝影基礎(chǔ)中心投影效應(yīng)一、X線影像攝影基礎(chǔ)二、CT的發(fā)展回顧

1917年，雷登(J．Radon)提出了圖象重顯理論的數(shù)學(xué)方法研究，他指出對(duì)二維或三維的物體可以從各個(gè)不同的方向上進(jìn)行投影，稱為雷登變換；然后用數(shù)學(xué)方法計(jì)算出一張重建的圖像中，也稱為雷登逆變換。

1956年，天文學(xué)家Bracewell用這種方法處理了從太陽(yáng)發(fā)射來的微波信息，Bracewell第一次將一系列由不同方向測(cè)得的太陽(yáng)微波發(fā)射數(shù)據(jù)，運(yùn)用圖像重建方法，繪制了太陽(yáng)微波發(fā)射圖像。二、CT的發(fā)展回顧

對(duì)CT的研究可追溯到1967年,那年，CT的發(fā)明人、英國(guó)工程師GodfreyHounsfield制成了第一臺(tái)可用于臨床的計(jì)算機(jī)X射線斷層攝影機(jī)。CT的發(fā)明二、CT的發(fā)展回顧1971年10月，Hounsfield設(shè)計(jì)并掃描出第一幅具有診斷價(jià)值的頭部CT圖像，從而宣告世界上第一臺(tái)CT掃描機(jī)的研制成功，因?yàn)槭怯?guó)EMI公司生產(chǎn)，又稱EMICT掃描機(jī)。1971年9月第一臺(tái)頭掃描CT機(jī)安裝在英國(guó)的一所醫(yī)院中。每一幅圖像的處理時(shí)間為20分鐘左右。二、CT的發(fā)展回顧第一臺(tái)CT機(jī)的頭部圖像二、CT的發(fā)展回顧1979年,Hounsfield和Cormack,CT發(fā)明者，一位工程師和一位物理學(xué)家，兩位沒有專門醫(yī)學(xué)經(jīng)歷的科學(xué)家,榮獲了諾貝爾醫(yī)學(xué)獎(jiǎng)，以表彰他們的突出成就。Hounsfield于2004年8月12日在英國(guó)逝世，享年84歲。

Cormack于1998年5月23日在美國(guó)逝世，享年74歲。二、CT的發(fā)展回顧

1974年，美國(guó)George

Town醫(yī)學(xué)中心的工程師萊德雷（Ledley）設(shè)計(jì)出了全身CT掃描儀，使CT不僅可用于顱腦，而且還可用于全身各個(gè)部位的影像學(xué)檢查。二、CT的發(fā)展回顧圖a、b是1974年SIRETOM拍攝的80X80圖像,矢狀面圖像是由每層厚為1.3CM斷面重建的。圖c、d是容積掃描拍攝的1024X1024圖像,矢狀面圖像可以說是連續(xù)的。CT圖像對(duì)比二、CT的發(fā)展回顧三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)

CT的優(yōu)點(diǎn)

(1)真正的斷面圖像

(2)密度分辨率高

(3)可作定量分析

(4)數(shù)字圖像

CT的局限性和不足

(1)空間分辨率仍未超過常規(guī)的X線檢查。

(2)不是所有臟器都以CT檢查作為首選。

(3)以X射線作為信息載體,仍對(duì)人體存在傷害。

(4)CT的圖像是形態(tài)學(xué)影像。

多層螺旋CT是主要代表1998年推出的多層CT使得CT在掃描速度；圖像質(zhì)量、掃描范圍、適用器官等方面取得新的突破,是CT技術(shù)進(jìn)入新階段的標(biāo)志。三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)1.更低的射線劑量全球各主要CT制造商均把更低CT的劑量水平作為CT發(fā)展的研究目標(biāo)，并通過各種方法及措施來降低劑量。限制掃描容積：

增加輻射光譜的預(yù)過濾;調(diào)整掃描參數(shù);對(duì)連續(xù)CT和螺旋CT掃描采用自動(dòng)曝光控制;選擇適當(dāng)圖像重建參數(shù)降低圖像重建噪聲；三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)2.更快的采集和重建速度a.可以減少運(yùn)動(dòng)偽影，提高圖像質(zhì)量。b.從經(jīng)濟(jì)和成本回收的角度來考慮，縮短了機(jī)器的成本回收期,提高醫(yī)院的經(jīng)濟(jì)效益。c.能充分發(fā)揮造影劑的作用,減少造影劑用量和病人費(fèi)用。d.螺旋掃描具有速度快、運(yùn)動(dòng)偽影少。e.從病人接受角度來看,有益于危重病人的診查。三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)3.CT的應(yīng)用已拓展到一些新的范圍CT血管造影(CTA)CT三維圖像重建CT介入CT仿真內(nèi)鏡CT灌注成像 CT立體定向技術(shù)CT心臟檢查

CT血管造影(CTA)三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢(shì)四、X射線的產(chǎn)生高速運(yùn)動(dòng)的電子轟擊金屬靶時(shí)，靶就放出X射線，這就是X射線管的工作原理。從陰極發(fā)射的熱電子，經(jīng)陰、陽(yáng)兩極間的電場(chǎng)加速后，電子的速度已非常高。如在100kV管電壓，當(dāng)電子抵達(dá)靶時(shí)，速度可達(dá)0.55c(c為光速)。此高速電子與靶物質(zhì)相互作用造成能量轉(zhuǎn)移,或能量損失，速度驟減。能量損失分為碰撞損失和輻射損失。

碰撞損失的能量將全部轉(zhuǎn)化為熱能。輻射損失是由于高速運(yùn)動(dòng)的電子與靶的內(nèi)層電子和原子核的作用。通過輻射損失的能量，大部分是以X射線的形式輻射出去，它不足電子總能量的1％。根據(jù)作用情況的不同,輻射損失又可分為連續(xù)輻射和特征輻射。四、X射線的產(chǎn)生連續(xù)輻射(韌致輻射)：如果被靶阻擋的電子的能量，不越過一定限度時(shí)，只發(fā)射連續(xù)光譜的輻射。這種輻射叫做軔致輻射。連續(xù)光譜的性質(zhì)和靶材料無關(guān)。特征輻射(標(biāo)識(shí)輻射)：當(dāng)電子的能量超過一定的限度時(shí)，可以發(fā)射一種不連續(xù)的，它只有幾條特殊的線狀光譜，這種發(fā)射線狀光譜的輻射叫做特征輻射。特征光譜和靶材料有關(guān)，不同的材料有不同的特征光譜這就是為什么稱之為“特征”的原因。四、X射線的產(chǎn)生X射線的光譜圖X射線其波長(zhǎng)約為10nm到10–2nm之間W:鎢Mo：鉬Cr：鉻四、X射線的產(chǎn)生X射線的特性

X射線之所以能夠用于醫(yī)學(xué)診斷，是由于它還具有普通光所設(shè)有的特點(diǎn)和作用:1.穿透作用

穿透作用是指X射線通過物質(zhì)時(shí)不被吸收的本領(lǐng)。2.電離作用：是X射線損傷和治療的基礎(chǔ)。 物質(zhì)受X射線照射時(shí)，核外電子會(huì)脫離原子軌道，這 種作用稱為電離作用。3.熒光作用有些物質(zhì)受X射線照射后，可以輻射出可見光或紫外。它是X線照相的基礎(chǔ)。四、X射線的產(chǎn)生當(dāng)X射線穿過物體時(shí)，X射線與物體之間主要存在著三種的相互作用過程，影響X射線的衰減,它們是干涉散射光電效應(yīng)康普頓效應(yīng)四、X射線的產(chǎn)生1、干涉散射CT的X射線能量大，干涉散射對(duì)CTX射線的衰減影響不大。四、X射線的產(chǎn)生2、光電效應(yīng)用光（包括X射線）照射一些金屬，觀察到金屬表面有電子逸出的現(xiàn)象．醫(yī)用X射線能量在10-150KeV之間，產(chǎn)生光電效應(yīng)幾率較大。X射線能量增大光電效應(yīng)幾率減小。由于光電效應(yīng)過程中生物組織將X線光子完全或部分吸收，所以X射線產(chǎn)生生物損傷主要源于光電效應(yīng)。四、X射線的產(chǎn)生3、康普頓效應(yīng)

四、X射線的產(chǎn)生實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，當(dāng)波長(zhǎng)很短的光（電磁波），如X射線、射線等通過不含雜質(zhì)的均勻媒質(zhì)時(shí)，會(huì)產(chǎn)生散射現(xiàn)象，這現(xiàn)象首先由美國(guó)物理學(xué)家康普頓于1922年發(fā)現(xiàn)，并作出理論解釋，故稱康普頓效應(yīng)。康普頓效應(yīng)產(chǎn)生較多散射線，在X線成像過程中會(huì)降低成像質(zhì)量。五、X線的吸收定律由物理學(xué)的吸收定律(朗伯定律)可知，當(dāng)一單色線束通過一密度均勻的小物體時(shí)，其能量因與物質(zhì)的原子相互作用而減弱，減弱的程度與物質(zhì)的厚度和組成成分或吸收系數(shù)有關(guān)，可用下式表達(dá)：

I=IOe-μdIO

：入射的X射線強(qiáng)度；I：穿過均勻密度物體后的X射線強(qiáng)度；μ：物質(zhì)對(duì)該波長(zhǎng)的線性衰減系數(shù)；d：穿過均勻密度物體的路徑長(zhǎng)度；e：自然對(duì)數(shù)底N1N2N3Nn

μ1μ2μ3μnΔxΔxΔxμmΔxI0InIm-1ImΔxX線方向上衰減系數(shù)μ值總和的測(cè)量CT影像的像素計(jì)算

In=In-1

e-μnd在X射線穿過的路徑上，如果已知d、IO、In，則物體的衰減系數(shù)總和是可以計(jì)算出來的。這必須作出多方向投影,建立多個(gè)聯(lián)立方程式，才能算出所有的衰減系數(shù)值來。CT圖像的重建過程，就是求每個(gè)小單元衰減系數(shù)的過程。因而上述方程是CT圖像重建的基本方程之一。五、X線的吸收定律六、CT圖像的形成過程

圖像掃描階段高壓發(fā)生器供給球管電壓和燈絲電流，使X射線管產(chǎn)生X射線。X線束圍繞人體旋轉(zhuǎn)，以便從多個(gè)角度采集數(shù)據(jù)。在掃描階段的主要任務(wù)是采集數(shù)據(jù)。CT中我們?cè)鯓訙y(cè)量一個(gè)物體？通過多角度用筆形X線束來測(cè)量物體的吸收值。六、CT圖像的形成過程

圖像形成的重建階段

CT圖像產(chǎn)生的第二個(gè)階段就是圖像重建階段，這主要由陣列處理機(jī)進(jìn)行處理。人體的每個(gè)體積元用一個(gè)象素來表示。每個(gè)象素用一個(gè)CT值來表示。六、CT圖像的形成過程七、CT圖像的顯示圖像顯示階段

圖像顯示階段的主要任務(wù)是把數(shù)字圖像轉(zhuǎn)換成視頻顯示，以便直接觀測(cè)或記錄在膠片上。人眼最多能分辨64級(jí)灰度。通過使用窗口技術(shù)將圖像在顯示器上顯示。CT值是用來表示與CT圖像上單元面積有關(guān)的平均X射線衰減數(shù),CT值用豪斯菲爾德單位HU來表示。使用CT

值后，它既表示了某物質(zhì)的吸收衰減系數(shù)本身，也表示了各種不同密度組織的相對(duì)關(guān)系。七、CT圖像的顯示

窗口技術(shù)

數(shù)字圖像所特有的顯示技術(shù)方法稱為窗口技術(shù)。它包括窗位和窗寬的控制、調(diào)整。CT窗寬：windowwidth

監(jiān)示器中最亮和最暗灰階所代表的CT值的跨度。CT窗位：windowlevel

窗寬上下限灰階所代表的CT值的中心值。

窗寬決定圖像CT值的變化跨度，窗位則決定觀察變化的的區(qū)域。七、CT圖像的顯示不同的窗口條件下，顯示人體的不同部位圖像的效果。八、各代CT第一代(平移+旋轉(zhuǎn))這類掃描機(jī)多屬于頭部專用機(jī)由一個(gè)X射線管和兩個(gè)或三個(gè)晶體探測(cè)器組成由于X射線束被準(zhǔn)直成像鉛筆芯粗細(xì)的線束，故又稱為筆形掃描束裝置。掃描時(shí)間為3～5分鐘第二代(平移+旋轉(zhuǎn)方式)把第一代單一筆形,X射線束改為扇形線束探測(cè)器數(shù)目也增加到3～30個(gè)。每次掃描后的旋轉(zhuǎn)角由10提高至30～300。掃描時(shí)間為20～90秒八、各代CT第三代CT機(jī)有較寬的扇形角(300～450)，可包括整個(gè)被掃描體截面，探測(cè)器數(shù)目極大地增加了。扇形角寬(扇角為300～450),X射線管必須環(huán)繞其中心線轉(zhuǎn)過900。掃描時(shí)間為2～9秒，有些可達(dá)到0.5秒以內(nèi)。技術(shù)性較高，成本和圖像質(zhì)量方面具有較大優(yōu)勢(shì)，是目前臨床上應(yīng)用最為廣泛的一種CT機(jī)。第三代(旋轉(zhuǎn)一旋轉(zhuǎn)方式)八、各代CT第四代(旋轉(zhuǎn)一靜止)掃描方式是探測(cè)器靜止而只有X射線管旋轉(zhuǎn)。扇形線束角度也較大，單幅的數(shù)據(jù)獲取時(shí)間縮短到1～5秒。檢測(cè)器達(dá)到600～1500個(gè)，多排螺旋CT多達(dá)4800個(gè)。第四代CT掃描機(jī)的缺點(diǎn)是對(duì)散射線極其敏感。八、各代CTEBCT與常規(guī)CT的主要區(qū)別在于由電子束取代了X線球管的機(jī)械旋轉(zhuǎn)。EBCT由電子槍發(fā)射電子束，再由電子束轟擊掃描架上的靶環(huán)，由靶環(huán)發(fā)出X線，通過電子槍內(nèi)的偏轉(zhuǎn)線圈使電子束掃描鎢靶，被掃描的鎢靶產(chǎn)生往返運(yùn)動(dòng)的X線，以對(duì)患者進(jìn)行掃描。所以EBT無X線球管機(jī)械旋轉(zhuǎn)的速度限制，掃描速度要遠(yuǎn)遠(yuǎn)高于多層螺旋CT，每周只需50毫秒，成像時(shí)間大大縮短。第五代電子束CT(靜止一靜止)與前4代有著本質(zhì)的區(qū)別八、各代CTCT原理及維修診斷技術(shù)高級(jí)培訓(xùn)班CT原理（下）一、投影重建CT圖像

定義奧地利數(shù)學(xué)家雷登(JRadon)提出了圖像重建理論。這一理論指出由物體的一組橫斷面的投影來重建物體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的圖像。已被廣泛應(yīng)用于放射學(xué)、非破壞性工業(yè)測(cè)試和數(shù)據(jù)壓縮等許多領(lǐng)域。CT是圖像重建在醫(yī)學(xué)上獲得的最重要的應(yīng)用之一。一、投影重建CT圖像二、圖像重建方法圖像重建方法用此數(shù)學(xué)方法重建的圖像應(yīng)能正確反映被掃描部位的物質(zhì)特性和確切位置，同時(shí)能被計(jì)算機(jī)所接受，用計(jì)算機(jī)去快速處理，實(shí)現(xiàn)這種算法。

圖像重建方法的分類:

直接方法：(1)矩陣法(2)迭代法

直接計(jì)算線形方程系數(shù)的方法。

間接方法：

(1)反投影法(2)卷積法(3)傅利葉重建法

先計(jì)算傅利葉變換系數(shù)，再導(dǎo)出吸收系數(shù)的方法。二、圖像重建方法

CT有關(guān)的圖象重建方法有:(1)直接反投影法(2)迭代法

A.同時(shí)迭代重建法

B.代數(shù)重建法

C.迭代最小二乘法(3)解析法

A.二維傅利葉重建法

B．空間濾波反投影法

C.卷積法反投影法二、圖像重建方法二、圖像重建方法圖像重建方法：矩陣法又叫解聯(lián)立方程法A射線方向：X1+X2=2①式B射線方向：X3+X4=4②式C射線方向：X1+X3=1③式D射線方向：X2+X4=5④式①式+②式＝③式+④式所以有一個(gè)是派生出的方程。二、圖像重建方法圖像重建方法：矩陣法又叫解聯(lián)立方程法

E射線方向：X1+X4=3F射線方向：X2+X3=3圖像重建方法：矩陣法又叫解聯(lián)立方程法解聯(lián)立方程，得：X1=0X2=3X3=1X4=3主要缺點(diǎn)：矩陣大時(shí)，計(jì)算方法時(shí)間太長(zhǎng)。二、圖像重建方法

圖像重建方法：

反投影法，又叫“投影反饋法”，或“總和法”，是CT重建的基本方法。

反投影法是一種基本的重建方法，基本思想是將每次“投影”重新放回矩陣之中，并繼續(xù)取它們的射線和。二、圖像重建方法

對(duì)矩陣作0o、45o、90o、135o投影(即掃描)，再將投影值反投回原矩陣的對(duì)應(yīng)位置(即掃描過的各個(gè)體素)上，即可解出原矩陣中元素的μ值。二、圖像重建方法運(yùn)算中的基數(shù)等于所有體素的特征參數(shù)的總和，這個(gè)總和也等于任一方向上的投影值的總和。此算法由計(jì)算機(jī)執(zhí)行,實(shí)現(xiàn)起來簡(jiǎn)單而不需要很復(fù)雜的數(shù)學(xué)，因此計(jì)算速度比較快。二、圖像重建方法反投影法的缺點(diǎn)：會(huì)出現(xiàn)圖像邊緣失銳現(xiàn)象(也是一種偽影)。二、圖像重建方法圖像重建方法：卷積反投影法

為了消除反投影法產(chǎn)生的圖像的邊緣失銳，在實(shí)際中采用的算法是卷積反投影法

(filteredbackprojection)。此方法是先把獲得的投影函數(shù)作卷積處理，所謂卷積即人為設(shè)計(jì)一種濾波函數(shù)，用它對(duì)得到的投影函數(shù)進(jìn)行改造。然后把這些改造過的投影函數(shù)進(jìn)行相加等處理，就可以達(dá)到消除星狀偽影的目的。二、圖像重建方法CT機(jī)現(xiàn)在普遍采用的數(shù)學(xué)算法為卷積反投影法。右圖說明有無卷積對(duì)圖像重建的影響。二、圖像重建方法不同的濾波函數(shù)在增加空間分辨率或邊緣增強(qiáng)的同時(shí)，也增加了圖像噪聲。二、圖像重建方法圖像重建方法：傅立葉變換法對(duì)數(shù)也是一種變換二、圖像重建方法是數(shù)字信號(hào)處理領(lǐng)域一種很重要的算法。傅立葉原理表明：任何連續(xù)測(cè)量的時(shí)序或信號(hào)，都可以表示為不同頻率的正弦波信號(hào)的無限疊加。傅立葉變換將原來難以處理的時(shí)域信號(hào)轉(zhuǎn)換成了易于分析的頻域信號(hào)（信號(hào)的頻譜），可以利用一些工具對(duì)這些頻域信號(hào)進(jìn)行處理、加工。二、圖像重建方法圖像重建方法：傅立葉變換法圖像的頻率是表征圖像中灰度變化劇烈程度的指標(biāo)，是灰度在平面空間上的梯度。傅立葉變換是將圖像從空間域轉(zhuǎn)換到頻率域，換句話說，傅立葉變換的物理意義是將圖像的灰度分布函數(shù)變換為圖像的頻率分布函數(shù)。由于空間是三維的，圖像是二維的，因此空間中物體在另一個(gè)維度上的關(guān)系就由梯度來表示，這樣我們可以通過觀察圖像得知物體在三維空間中的對(duì)應(yīng)關(guān)系。二、圖像重建方法圖像重建方法：傅立葉變換法

是在解矩陣方程時(shí)常用的方法。 應(yīng)用迭代法時(shí)，開始時(shí)可任意設(shè)出矩陣中的μ值(一般都假設(shè)圖像是均勻的)，然后將計(jì)算值與投影實(shí)測(cè)值比較，并以計(jì)算值與實(shí)測(cè)值之間的差加以修正，然后一遍遍地重復(fù)，直到假設(shè)值與測(cè)量值一樣或在允許的誤差范圍內(nèi)為止圖像重建方法：迭代法,又叫“逐步近似法”二、圖像重建方法二、圖像重建方法

第一步：給出初始值第二步：在垂直行中的新的數(shù)相加，產(chǎn)生新射線和，并與初始測(cè)量的垂直射線和比較,將結(jié)果均分后放入新單元中。第三步：在新建單元中取水平方向投影，并把它與待重建單元水平方向投影相比較，并將結(jié)果均分后放入新單元中。第四步：在45o及135o方向投影，對(duì)角線上的射線和也重復(fù)上述過程并完成第一次迭代。

加法迭代法演算示例三、重建方法的比較1.速度

在速度方面，迭代法是最慢的。卷積反投影法和傅里葉變換重建法對(duì)于每投影在記錄后便能立即處理，因此全部重建在最后一次投影完成后就能在極短時(shí)間內(nèi)顯示出來。2.準(zhǔn)確性

卷積反投影法和傅里葉變換重建法對(duì)具有良好的圓對(duì)稱的物體很適用，而迭代法更有利于處理對(duì)稱性較差的物體。數(shù)據(jù)足夠的條件下，可得精確得結(jié)果。四、CT數(shù)據(jù)處理和成像流程CT圖像從數(shù)據(jù)采集到圖像重建要經(jīng)過X射線產(chǎn)生,信號(hào)采集,預(yù)處理,卷積和反投影多個(gè)環(huán)節(jié)的運(yùn)算處理，以確保得到的數(shù)據(jù)和圖像能正確反映被掃描物體的組織結(jié)構(gòu)狀況。五、圖像重建的實(shí)施今天CT能夠成為一種可行的醫(yī)療設(shè)備的真正秘密，既不是前面討論的重建算法，也不是后面將要介紹的圖像顯示方法，而是數(shù)據(jù)的處理和校正方法。

事實(shí)上，這是所有CT制造商很少公開討論的技術(shù)。這些校正步驟包括預(yù)處理和后處理的組成部分。CT成像分為以下三個(gè)基本過程：數(shù)據(jù)掃描圖像重建圖像顯示CT用特殊的算法來進(jìn)行數(shù)學(xué)計(jì)算，必須保證采集到的數(shù)據(jù)不受機(jī)器或其它外界因來的干擾，所接收到的衰減數(shù)據(jù)必須真實(shí)。五、圖像重建的實(shí)施

在進(jìn)行圖像重建之前，如要得到準(zhǔn)確的重建圖像數(shù)據(jù)，必須對(duì)這些數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，也叫

CT數(shù)據(jù)預(yù)處理。

在圖像處理機(jī)中，數(shù)據(jù)預(yù)處理是產(chǎn)生優(yōu)質(zhì)圖像的必不可少的一部分工作，而相應(yīng)表格的修正工作則定期由一定經(jīng)驗(yàn)的工程師來負(fù)責(zé)進(jìn)行。五、圖像重建的實(shí)施

預(yù)處理的內(nèi)容補(bǔ)償誤差

KV脈動(dòng)

DAS靈敏度漂移 射線硬化空間幾何形狀偏差 由于掃描機(jī)架幾何形狀引起各通道靈敏度的差異由于扇形束硬化效應(yīng)及通道的非直線性而引起靈敏度差異水的定標(biāo)

五、圖像重建的實(shí)施這些誤差的產(chǎn)生是不可避免，然而我們?cè)诮D像前可以設(shè)法校正這些不足之處。在開始掃描時(shí)，記下機(jī)器的實(shí)際值，這就是說測(cè)出機(jī)器的重要特征。如放大器的補(bǔ)償靈敏度等，然后制表儲(chǔ)存于磁盤中。在圖像重建前的掃描處理過程中使用這些表中的數(shù)值進(jìn)行修正,從而得“理想化”的數(shù)據(jù)。這些表格很有用,被稱為“數(shù)據(jù)處理”表。

事實(shí)上，沒有任何兩個(gè)元件的參數(shù)是一致的，也沒有任何兩個(gè)放大器的靈敏度是一致的。五、圖像重建的實(shí)施五、圖像重建的實(shí)施

分類

在分類預(yù)處理步驟中,若探測(cè)器有512個(gè)單元通道,則按1～512的順序分類。并對(duì)所有數(shù)字信號(hào)進(jìn)行校對(duì)和譯碼。預(yù)處理要做以下幾方面工作補(bǔ)償校正

因?yàn)樽鳛殡娮油ǖ赖谋姸喾糯笃鞑考嬖谥煌牧泓c(diǎn)漂移現(xiàn)象,即在沒有輸入信號(hào)的情況下,產(chǎn)生不同的輸出信號(hào)，而系統(tǒng)所需求的精確性不允許忽視這種影響。所以補(bǔ)償校正是有必需的。補(bǔ)償校正完成后存放在OFFSET表中，如果表中的數(shù)據(jù)不好，重建的圖像將出現(xiàn)偽影。五、圖像重建的實(shí)施對(duì)數(shù)運(yùn)算

因X線束是按指數(shù)規(guī)律衰減的，故需對(duì)所測(cè)得的X線強(qiáng)度進(jìn)行對(duì)數(shù)運(yùn)算。以求出斷層中相應(yīng)組織的吸收系數(shù)。有兩種方法完成對(duì)數(shù)運(yùn)算：

對(duì)數(shù)放大器（模擬電路方法）

查對(duì)數(shù)表（軟件方法）：多數(shù)CT使用該方法五、圖像重建的實(shí)施

規(guī)格化

CT產(chǎn)生的X射線束強(qiáng)度取決于球管、高壓發(fā)生器的電流、電壓值,在掃描期間,球管發(fā)出的X線束強(qiáng)度是會(huì)在一定范圍內(nèi)波動(dòng)的,每次脈沖X線束的強(qiáng)度不同，故需進(jìn)行校正。為此,從參考檢測(cè)器測(cè)得的未經(jīng)衰減的幅射值作為一參考值，此值用來補(bǔ)償由mA、KV脈動(dòng)引起的檢測(cè)器測(cè)得的衰減后幅射值的誤差。每次投影均須進(jìn)行此項(xiàng)校正工作。以消除電氣方面的誤差。五、圖像重建的實(shí)施

定標(biāo)校準(zhǔn)

第三代CT中,同一角度的投影內(nèi)相鄰的測(cè)量是由不同的探測(cè)器通道來進(jìn)行的，因此機(jī)器對(duì)相鄰探測(cè)器通道間的性能差異很敏感,尤其是中間區(qū)域的通道。

定標(biāo)校準(zhǔn)就是為了補(bǔ)償檢測(cè)器靈敏度的差異變化，若定標(biāo)校準(zhǔn)表沒有做好就會(huì)在圖像中產(chǎn)生同心環(huán)狀偽影。五、圖像重建的實(shí)施

X線束硬化效應(yīng)（也叫線性化校正）

X線幅射的能量是多能譜的，物體對(duì)其吸收強(qiáng)弱也取決于能譜，多能譜的X線幅射中柔軟部分比堅(jiān)硬部分更易為物體所吸收。穿過物體的X線束途經(jīng)路線越長(zhǎng)，X線束就變得越硬，這種情況稱之謂X線束硬化效應(yīng)。采用一個(gè)與使用能量相關(guān)的固定表格來進(jìn)行硬化效應(yīng)的修正(該使用能量取決于KV值和X線過濾器)。

一個(gè)均勻物體,若它的掃描數(shù)據(jù)未經(jīng)硬化效應(yīng)修正,則重建的圖像中心部位將顯得較為黑暗,容易造成誤診。五、圖像重建的實(shí)施五、圖像重建的實(shí)施空間位置修正

空間位置修正目的是補(bǔ)償檢測(cè)器元件位置的誤差由于制造過程的原因，檢測(cè)器元件的實(shí)際位置可能偏離于所需的位置,從而給數(shù)據(jù)的位置計(jì)算帶來誤差。這種差錯(cuò)可用一個(gè)測(cè)量所得到的實(shí)際位置偏移數(shù)據(jù)表格來進(jìn)行修正、補(bǔ)償。五、圖像重建的實(shí)施余弦修正可用于以下三個(gè)方面：

扇形角修正

通道校正水校正

五、圖像重建的實(shí)施扇形角修正

第三代CT的投影曲線是發(fā)散的,因此扇形束重建圖像需進(jìn)行扇形角的數(shù)學(xué)余弦修正。五、圖像重建的實(shí)施通道校正

當(dāng)掃描域內(nèi)有吸收體時(shí)，為改善檢測(cè)元件因通道的非線性而引起的通道靈敏度差異,要進(jìn)行通道修正。通常有頭部模式通道校正表和體部模式通道校正表,以適應(yīng)不同的模式的校正需要。五、圖像重建的實(shí)施水校正水CT值修正:調(diào)整水的吸收值為零。在以CT值Hu為標(biāo)尺的圖像中,水的CT值作為標(biāo)尺基準(zhǔn)點(diǎn),規(guī)定為零,其它軟組識(shí)和結(jié)構(gòu)的CT值都是在此基礎(chǔ)上依據(jù)衰減值的不同而推導(dǎo)得出,這也是醫(yī)生讀片、診斷的依據(jù)。五、圖像重建的實(shí)施

數(shù)據(jù)經(jīng)預(yù)處理后，即可直接調(diào)用進(jìn)行圖像重建或作為圖像的原始數(shù)據(jù)存放在磁盤供以后的查詢、調(diào)用、及各種圖像處理用。五、圖像重建的實(shí)施

CT技術(shù)中實(shí)施圖像重建步驟的除預(yù)處理外還包括另外二個(gè)步驟:

卷積、反投影。上述運(yùn)算、處理過程都在圖像重建計(jì)算機(jī)內(nèi)實(shí)施完成。這樣我們就可把數(shù)據(jù)采集和圖像重建兩個(gè)階段分開來研究，即按照掃描速度來采集未經(jīng)加工的測(cè)量數(shù)據(jù)，而圖像重建則以盡可能高速度進(jìn)行。五、圖像重建的實(shí)施圖像重建的流水線(Pipeline)處理方式五、圖像重建的實(shí)施六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類成像系統(tǒng)將數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)檢測(cè)到的被掃描物體的衰減信號(hào)構(gòu)建成數(shù)字矩陣圖像，然而為了更好地被臨床診斷所利用，還需對(duì)圖像作進(jìn)一步的處理。一般又稱之為圖像的后處理。

圖像預(yù)處理完成后，就把它作為一個(gè)數(shù)據(jù)文件存儲(chǔ)起來，然后再根據(jù)需要對(duì)這些數(shù)據(jù)進(jìn)行加工，重建各種圖像以滿足臨床需要。

圖像后處理是利用各種計(jì)算機(jī)軟件來完成的，首先要掌握這些圖像處理軟件的原理，以后才能在實(shí)際工作中，就是熟練運(yùn)用這些軟件。六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類圖像后處理的種類圖像窗寬、窗位的設(shè)置與變換,及雙窗技術(shù) 圖像局部放大和圖像位移圖像旋轉(zhuǎn)、和鏡面反轉(zhuǎn)、黑白反轉(zhuǎn)測(cè)定圖像中任意像素的CT值感興趣區(qū)域(ROI)的選擇,測(cè)量ROI的平均值和標(biāo)準(zhǔn)偏差測(cè)定圖像中任意直線上的CT值分布曲線測(cè)定ROI的CT值直方圖測(cè)量距離和角度多幅圖像畫面顯示任意斷面成像測(cè)量面積和容積圖像的過濾及重建圖像的相加、相減和其它組合操作六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類一、圖像窗寬、窗位的設(shè)置與變換所謂窗口技術(shù)系指CT控制、調(diào)節(jié)某段范圍內(nèi)窗寬、窗位的技術(shù)。

六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類如果圖像的是12位深度則它的跨度為4072，即從-1000到+3072。一般當(dāng)兩個(gè)像素的灰階相差60H時(shí)，人眼才能分辨出，為彌補(bǔ)人眼的不足，采用窗口技術(shù)。高于上限設(shè)定為全白，低于下限設(shè)定為全黑，這就增強(qiáng)了局部范圍內(nèi)不同CT值之間的對(duì)比度。一、圖像窗寬、窗位的設(shè)置與變換

病人頭部掃描的重建圖像(1)采用圖像全部動(dòng)態(tài)范圍(2700HU)顯示圖像；(2)采用窗寬100HU，窗位20HU顯示圖像六、圖像處理和評(píng)估技術(shù)的種類一、圖像窗寬、窗位的設(shè)置與變換七、圖像處理和評(píng)估技術(shù)

雙窗的設(shè)置和顯示除了常規(guī)窗的設(shè)置和顯示外，我們可以把兩種CT值相差較大的組織在同一窗口中顯示，這種顯示的方法稱之為雙窗。它的優(yōu)點(diǎn)是能把兩種不同類型的軟組織同時(shí)在一張幅