CT原理CT原理及維修診斷技術(shù)高級培訓班CT原理（上）

CT作為一種公認的成熟、快速、可靠的影像設(shè)備,正在各級醫(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進入又一個快速發(fā)展期,各種類型的CT機大量推出。

CT（ComputedTomography）低氣壓放電現(xiàn)象：1836年，英國科學家法拉第發(fā)現(xiàn)，稀薄氣體放電時，會產(chǎn)生一種絢麗的輝光。因為它是由陰極發(fā)出的，后來物理學家把這種輝光稱為“陰極射線”（cathoderay）。為探明陰極射線，許多科學家進行了艱巨的研究。一、X線影像攝影基礎(chǔ)傳統(tǒng)的X射線機具有的優(yōu)點：1.價格低;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，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)學方法研究，他指出對二維或三維的物體可以從各個不同的方向上進行投影，稱為雷登變換；然后用數(shù)學方法計算出一張重建的圖像中，也稱為雷登逆變換。

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

對CT的研究可追溯到1967年,那年，CT的發(fā)明人、英國工程師GodfreyHounsfield制成了第一臺可用于臨床的計算機X射線斷層攝影機。CT的發(fā)明二、CT的發(fā)展回顧1971年10月，Hounsfield設(shè)計并掃描出第一幅具有診斷價值的頭部CT圖像，從而宣告世界上第一臺CT掃描機的研制成功，因為是英國EMI公司生產(chǎn)，又稱EMICT掃描機。1971年9月第一臺頭掃描CT機安裝在英國的一所醫(yī)院中。每一幅圖像的處理時間為20分鐘左右。二、CT的發(fā)展回顧第一臺CT機的頭部圖像二、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家，兩位沒有專門醫(yī)學經(jīng)歷的科學家,榮獲了諾貝爾醫(yī)學獎，以表彰他們的突出成就。Hounsfield于2004年8月12日在英國逝世，享年84歲。

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

1974年，美國George

Town醫(yī)學中心的工程師萊德雷（Ledley）設(shè)計出了全身CT掃描儀，使CT不僅可用于顱腦，而且還可用于全身各個部位的影像學檢查。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圖像對比二、CT的發(fā)展回顧三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢

CT的優(yōu)點

(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,仍對人體存在傷害。

(4)CT的圖像是形態(tài)學影像。

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)進入新階段的標志。三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢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，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);對連續(xù)CT和螺旋CT掃描采用自動曝光控制;選擇適當圖像重建參數(shù)降低圖像重建噪聲；三、CT技術(shù)發(fā)展趨勢2.更快的采集和重建速度a.可以減少運動偽影，提高圖像質(zhì)量。b.從經(jīng)濟和成本回收的角度來考慮，縮短了機器的成本回收期,提高醫(yī)院的經(jīng)濟效益。c.能充分發(fā)揮造影劑的作用,減少造影劑用量和病人費用。d.螺旋掃描具有速度快、運動偽影少。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)展趨勢四、X射線的產(chǎn)生高速運動的電子轟擊金屬靶時，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、陽兩極間的電場加速后，電子的速度已非常高。如在100kV管電壓，當電子抵達靶時，速度可達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動的電子與靶的內(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，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(標識輻射)：當電子的能量超過一定的限度時，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)學診斷，是由于它還具有普通光所設(shè)有的特點和作用:1.穿透作用

穿透作用是指X射線通過物質(zhì)時不被吸收的本領(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，核外電子會脫離原子軌道，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X射線穿過物體時，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)生實驗發(fā)現(xiàn)，當波長很短的光（電磁波），如X射線、射線等通過不含雜質(zhì)的均勻媒質(zhì)時，會產(chǎn)生散射現(xiàn)象，這現(xiàn)象首先由美國物理學家康普頓于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線成像過程中會降低成像質(zhì)量。五、X線的吸收定律由物理學的吸收定律(朗伯定律)可知，當一單色線束通過一密度均勻的小物體時，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：

I=IOe-μdIO

：入射的X射線強度；I：穿過均勻密度物體后的X射線強度；μ：物質(zhì)對該波長的線性衰減系數(shù)；d：穿過均勻密度物體的路徑長度；e：自然對數(shù)底N1N2N3Nn

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

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)總和是可以計算出來的。這必須作出多方向投影,建立多個聯(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中我們怎樣測量一個物體？通過多角度用筆形X線束來測量物體的吸收值。六、CT圖像的形成過程

圖像形成的重建階段

CT圖像產(chǎn)生的第二個階段就是圖像重建階段，這主要由陣列處理機進行處理。人體的每個體積元用一個象素來表示。每個象素用一個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，以便直接觀測或記錄在膠片上。人眼最多能分辨64級灰度。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))這類掃描機多屬于頭部專用機由一個X射線管和兩個或三個晶體探測器組成由于X射線束被準直成像鉛筆芯粗細的線束，故又稱為筆形掃描束裝置。掃描時間為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器數(shù)目也增加到3～30個。每次掃描后的旋轉(zhuǎn)角由10提高至30～300。掃描時間為20～90秒八、各代CT第三代CT機有較寬的扇形角(300～450)，可包括整個被掃描體截面，探測器數(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。掃描時間為2～9秒，有些可達到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，是目前臨床上應(yīng)用最為廣泛的一種CT機。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)獲取時間縮短到1～5秒。檢測器達到600～1500個，多排螺旋CT多達4800個。第四代CT掃描機的缺點是對散射線極其敏感。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)生往返運動的X線，以對患者進行掃描。所以EBT無X線球管機械旋轉(zhuǎn)的速度限制，掃描速度要遠遠高于多層螺旋CT，每周只需50毫秒，成像時間大大縮短。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)高級培訓班CT原理（下）一、投影重建CT圖像

定義奧地利數(shù)學家雷登(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、非破壞性工業(yè)測試和數(shù)據(jù)壓縮等許多領(lǐng)域。CT是圖像重建在醫(yī)學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，同時能被計算機所接受，用計算機去快速處理，實現(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

先計算傅利葉變換系數(shù)，再導出吸收系數(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：矩陣大時，計算方法時間太長。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應(yīng)位置(即掃描過的各個體素)上，即可解出原矩陣中元素的μ值。二、圖像重建方法運算中的基數(shù)等于所有體素的特征參數(shù)的總和，這個總和也等于任一方向上的投影值的總和。此算法由計算機執(zhí)行,實現(xiàn)起來簡單而不需要很復雜的數(shù)學，因此計算速度比較快。二、圖像重建方法反投影法的缺點：會出現(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)計一種濾波函數(shù)，用它對得到的投影函數(shù)進行改造。然后把這些改造過的投影函數(shù)進行相加等處理，就可以達到消除星狀偽影的目的。二、圖像重建方法CT機現(xiàn)在普遍采用的數(shù)學算法為卷積反投影法。右圖說明有無卷積對圖像重建的影響。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的同時，也增加了圖像噪聲。二、圖像重建方法圖像重建方法：傅立葉變換法對數(shù)也是一種變換二、圖像重建方法是數(shù)字信號處理領(lǐng)域一種很重要的算法。傅立葉原理表明：任何連續(xù)測量的時序或信號，都可以表示為不同頻率的正弦波信號的無限疊加。傅立葉變換將原來難以處理的時域信號轉(zhuǎn)換成了易于分析的頻域信號（信號的頻譜），可以利用一些工具對這些頻域信號進行處理、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，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

是在解矩陣方程時常用的方法。 應(yīng)用迭代法時，開始時可任意設(shè)出矩陣中的μ值(一般都假設(shè)圖像是均勻的)，然后將計算值與投影實測值比較，并以計算值與實測值之間的差加以修正，然后一遍遍地重復，直到假設(shè)值與測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，對角線上的射線和也重復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間內(nèi)顯示出來。2.準確性

卷積反投影法和傅里葉變換重建法對具有良好的圓對稱的物體很適用，而迭代法更有利于處理對稱性較差的物體。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,信號采集,預(yù)處理,卷積和反投影多個環(huán)節(jié)的運算處理，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用特殊的算法來進行數(shù)學計算，必須保證采集到的數(shù)據(jù)不受機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。五、圖像重建的實施

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

CT數(shù)據(jù)預(yù)處理。

在圖像處理機中，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)驗的工程師來負責進行。五、圖像重建的實施

預(yù)處理的內(nèi)容補償誤差

KV脈動

DAS靈敏度漂移 射線硬化空間幾何形狀偏差 由于掃描機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

五、圖像重建的實施這些誤差的產(chǎn)生是不可避免，然而我們在建立圖像前可以設(shè)法校正這些不足之處。在開始掃描時，記下機器的實際值，這就是說測出機器的重要特征。如放大器的補償靈敏度等，然后制表儲存于磁盤中。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。

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

分類

在分類預(yù)處理步驟中,若探測器有512個單元通道,則按1～512的順序分類。并對所有數(shù)字信號進行校對和譯碼。預(yù)處理要做以下幾方面工作補償校正

因為作為電子通道的眾多放大器部件，存在著不同的零點漂移現(xiàn)象,即在沒有輸入信號的情況下,產(chǎn)生不同的輸出信號，而系統(tǒng)所需求的精確性不允許忽視這種影響。所以補償校正是有必需的。補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、圖像重建的實施對數(shù)運算

因X線束是按指數(shù)規(guī)律衰減的，故需對所測得的X線強度進行對數(shù)運算。以求出斷層中相應(yīng)組織的吸收系數(shù)。有兩種方法完成對數(shù)運算：

對數(shù)放大器（模擬電路方法）

查對數(shù)表（軟件方法）：多數(shù)CT使用該方法五、圖像重建的實施

規(guī)格化

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

定標校準

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

定標校準就是為了補償檢測器靈敏度的差異變化，若定標校準表沒有做好就會在圖像中產(chǎn)生同心環(huán)狀偽影。五、圖像重建的實施

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，物體對其吸收強弱也取決于能譜，多能譜的X線幅射中柔軟部分比堅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，X線束就變得越硬，這種情況稱之謂X線束硬化效應(yīng)。采用一個與使用能量相關(guān)的固定表格來進行硬化效應(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、圖像重建的實施五、圖像重建的實施空間位置修正

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

扇形角修正

通道校正水校正

五、圖像重建的實施扇形角修正

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行扇形角的數(shù)學余弦修正。五、圖像重建的實施通道校正

當掃描域內(nèi)有吸收體時，為改善檢測元件因通道的非線性而引起的通道靈敏度差異,要進行通道修正。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為標尺的圖像中,水的CT值作為標尺基準點,規(guī)定為零,其它軟組識和結(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得出,這也是醫(yī)生讀片、診斷的依據(jù)。五、圖像重建的實施

數(shù)據(jù)經(jīng)預(yù)處理后，即可直接調(diào)用進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、圖像重建的實施

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

卷積、反投影。上述運算、處理過程都在圖像重建計算機內(nèi)實施完成。這樣我們就可把數(shù)據(jù)采集和圖像重建兩個階段分開來研究，即按照掃描速度來采集未經(jīng)加工的測量數(shù)據(jù)，而圖像重建則以盡可能高速度進行。五、圖像重建的實施圖像重建的流水線(Pipeline)處理方式五、圖像重建的實施六、圖像處理和評估技術(shù)的種類成像系統(tǒng)將數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)檢測到的被掃描物體的衰減信號構(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，還需對圖像作進一步的處理。一般又稱之為圖像的后處理。

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

圖像后處理是利用各種計算機軟件來完成的，首先要掌握這些圖像處理軟件的原理，以后才能在實際工作中，就是熟練運用這些軟件。六、圖像處理和評估技術(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)測定圖像中任意像素的CT值感興趣區(qū)域(ROI)的選擇,測量ROI的平均值和標準偏差測定圖像中任意直線上的CT值分布曲線測定ROI的CT值直方圖測量距離和角度多幅圖像畫面顯示任意斷面成像測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、圖像處理和評估技術(shù)的種類六、圖像處理和評估技術(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。一般當兩個像素的灰階相差60H時，人眼才能分辨出，為彌補人眼的不足，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，這就增強了局部范圍內(nèi)不同CT值之間的對比度。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)點是能把兩種不同類型的軟組織同時在一張幅