X线计算机断层成像技术.docx

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X线计算机断层成像技术

第四章X线计算机断层成像技术

第一节概况

一、CT的诞生

✧1914年，俄国学者K.Maenep氏，依照运动产生模糊的理论，首先提出体层摄影的理论，即用一种特殊装置，使想观察的人体某层组织影像较清楚地显示，而该层组织以外的那么模糊不清，以获取较大的空间分辨力。

✧1930年意大利的Vallebona氏开始将体层摄影的有关理论和它的使用方法应用于临床并取得了很好的临床效果。

✧随着机械工业的开展，1947年Vallebona率先获取了以人体为模型的横断面影像，这种技术后来又开展成回转人体横断面体层技术。

✧1961年美国神经内科医生Ooldendor提出了电子计算机X线体层技术的理论，1968年英国工程师Hounsfild氏与神经放射学家Ambrose氏共同协作设计，于1972由英国EMI公司成功制造了用于头部扫描的电子计算机x线体层装置并在英国放射学会学术会议上公诸于世，称EMI扫描仪。

这种影像学检查技术与传统X线摄影相比，图像无重叠、密度分辨力高、解剖关系清楚，病变检出率和诊断的准确率均较高而又平安、迅速、简便、无创性，是医学影像学的一项重大革新，促进了医学影像诊断学的开展。

✧1974年在蒙特利尔（Montreal）召开的第一次国际专题讨论会上正式将这种检查方法称作电子计算机体层摄影（computertomography,简称CT）。

二、CT的开展

CT的应用还不到30年，但开展迅速。

从只能扫描头部的第一二代平移／旋转扫描方式的CT机，至1974年旋转扫描方式的体部CT机；以及1989年在旋转扫描的根底上采用了滑环技术的螺旋CT;后来的电子束CT或称超速CT相继问世。

CT机性能在不断提高，检查领域不断拓宽.CT开展前景广阔，并将沿着影像医学所追求的目标——提高显示病变的敏感性、特异性和推确性，微创或无创，操作简便和降低检查费用等方面不断改良、完善和开展。

第二节CT的组成与功能

CT由扫描局部、计算机局部、操作台、显示与记录系统等组成。

一、扫描系统

扫描系统包括：

扫描机架、扫描床、扫描控制电路等。

（一）扫描机架

图6-1是扫描机架外形图，图6-2是扫描机架内部结构。

X线系统、图像采集、X线过滤器、系统准直器均装在机架内。

机架可根据检查需要进行±200或±l30。

的倾斜。

不同机型，该角度可不同。

✧X系统包括X线管、水冷系统、高压发生系统。

1）X线管：

是产生X线的器件，由阴、阳极和真空玻璃管（或金属管）组成。

与普通的X线管一样，分固定阳极和旋转阳极两种。

安装固定阳极管，其长轴与探测器平行，安装旋转阳极管其长轴与探测器垂直。

⏹固定阳极管主要用于一二代CT机，扫描时间长、产热多，采用油冷或水冷强制冷却。

⏹第三第四代CT机多采用旋转阳极管，因扫描时间短，要求管电流较大，一般为100mA-600mA，采用油冷方式。

旋转阳极管焦点小，要求热容量大，可达3-6M个热单位，这种X线管一般寿命很长，可达2万次扫描以上。

2）冷却系统：

一般扫描架内有两个冷却电路：

即X线管冷却电路和电子线路的冷却电路。

无论旋转阳极管还是固定阳极管，在扫描过程中均会产生大量的热。

一方面会影响电子的发射，更为严重的是靶面龟裂，影响到X线质量，所以冷却是必须的。

X线管用绝缘油与空气进行热交换，扫描机架静止局部那么用风冷或水冷进行热交换。

扫描机架与外界是隔绝的，所以只有热交换器控制温度。

球管和机架内都有热传感器把信号传给主计算机，当温度过高时，那么会产生中断信号，机器停止工作，直到温度降到正常范围才可以重新工作。

另外，主计算机根据扫描参数的设定预算热量值，当预算值超过正常范围时，计算时机在屏幕上给出提示，操作者可通过修改扫描方案，如缩短扫描范围，降低毫安、干伏，螺旋CT那么还可用增大螺距的方法等，直到计算机认可。

扫描机架内部温度的升高会影响到电子电路的热稳定性，因此也必须控制温度，一般在18—27度为宜。

3）高压系统：

包括高压发生器和稳压装置。

高压发生器产生X线的形式主要为连续X线发生器和脉冲X线发生器，CT机对高压的稳定性要求很高，电压波动会影响X线能量，而X线能量与物质的衰减系数μ（或称吸收值）密切相关，CT图像是计算机求解吸收值而重建出来的，显然电压的波动会影响到图像质量。

一般说来，CT值的精度要求在0.5％以下。

这就要求高压发生器的高压稳定度必须在干分之一以下，纹波因素为万分之五。

因此，任何高压系统必须采用高精度的反应稳压措施。

现在新机型多采用高频逆变高压技术，这种方法，电压一致性好，稳定，纹波干扰小，图像分辨力更高。

（二）数据采集系统

数据采集系统（dataacquisitionsystem，DAS）包括探测器、缓冲器、积分器和A／D转换器等组成。

由探测器检测到的模拟信号，在计算机控制下，经缓冲、积分放大后进行模数（A／D）转换，变为原始的数字信号。

DAS采集数据的时间和控制信导由扫描控制系统SCU产生，并且通过接口提供到DAS。

数据窗开关（DWS）在三种扫描方式（即TOM、TOP、Offset）中任何一种方式下翻开数据窗，采集完数据后再关闭数据窗。

数据窗工作时间即数据采集时间。

1、探测器（detector），是一种能量转换装置。

一般CT常用的探测器为两种根本类型，一种是收集电离电荷的探测器，有气体和固体探测器两种。

气体探测器主要有电离室，正比计数器、盖革计数器等。

固体探测器主要是半导体探测，另一种是闪烁晶体探测器。

无论哪种探测器必须具备以下条件：

✧电源：

电源适应性强，不同电压均能正常使用，有良好均匀性。

✧社会范围：

动态范围宽。

强弱信号都能检测．灵敏度高。

✧余辉时间：

余辉时间短，竭止性能好。

✧稳定性：

成分稳定，受理化因素影响小、寿命长。

✧体积：

体积小、空间配置容易。

气体探测器技术应用的是气体电离室，它是在一个公共压力下的探测器管套内，排列着数百个至数千个单独通道所组成的，每一个通道为一个最小单元。

电离室的两个电子阴极被连到高压电源，另一个阳极连接到电流／电压转换电路（图6—3）。

当x线进入探测器，极板间氙气被电离，形成带电离子，在电场作用下，带电离子沿着场线形移动形成电流。

该电流在外电路电阻中就会产生一个电压信号，输送到检测电路。

气体探测器结构原理图如图6-4所示。

目前，CT机上所用的气体探侧器多采用化学性能稳定的惰性气体氙气（Xenon，符号Xe）或氪气（Krypton，符号Kr）等。

气体探测器稳定性好，几何利用率高，但光子转换率低，因此通常使用高压气体（10—15个大气压），提高气体分子密度，增加电离几率，增强灵敏度。

对气体探测器的要求是：

探测器密封性能好、有足够的机械强度、极板精度高、各通道气体压力相等、容积相等。

闪烁晶体探测器是利用某些晶体受射线照射后发光的特性制成的，组成局部是闪烁晶体，光导及光电倍增管等，结构简图如图6-5。

当X线照射晶体后，原子接受X线光量子的能量，产生激发或电离，处于激发状态的原子返回到基态时，释放能量，这种能量以荧光光子的形态出现（荧光现象）。

这种荧光经光导传给光电倍增管的光电阴极上，其上的光电敏感物质发出光电子，光电子经聚焦投射到光电倍增管的联极，经联极的光电倍增作用，光电子数大增，然后打在阳极上，并在输出电阻上形成一个电压脉冲（该脉冲幅度与被探测器单元探测到的放射强度成正比），再经前置放大后，反应到检测电路。

常用的闪烁晶体有碘化钠（NaI）、碘化铂（CsI）、锗酸铋（BG0）等。

BG0具有残光少，转换效率高，易加工不易潮解，不易老化，性能稳定等优点，因而被很多种CT机所采用。

2、A/D转换器，从探测器所获得的信号是一个脉动的模拟信号，经缓冲处理后送至对数——双坡积分板，进行积分放大，然后经A／D转换器转变为数字信号后才能被计算机识别处理，因此，A/D转换器在DAS系统中起着重要作用，常用的A/D转换器有两种，逐次逼近式和双积分式。

〔三〕滤过器

具有一定能量的电子接近靶原子核附近时，在核电场力作用下会改变运动的速度和方向，电子会因能量的减小而离开碰撞点，在此过程中，该电子能量的损失变为连续的放射。

由于每个电子的能量并不一定相等，碰撞方式也不相同，（有的是发生一次碰撞，有的屡次碰撞。

）因此转变为光子的能量也不相等，所以X线是不同波长形成连续光谱。

而CT扫描必须要求X线束为能量均匀的硬射线，所以从球管发出X线必须进行过滤。

滤过器的功能：

第一，吸收软射线；第二，使射线束变为能量分布均匀的硬射线。

〔四〕准直器

在X线管保护套里有阳极靶面，X线束仅从窗口射出，CT扫描仅需要非常小的扇形放射源，它必须能够调节Z轴方向厚度，以得到不同的扫描层厚，并抑制散射线，减少患者辐射，提高图像质量。

如图6-9，CT机一般有两套准直器，一套在X线球管侧称前准盲器，控制放射源；另一套在探测器一侧，称后准直器。

在扫描控制电路（SCU）控制下，根据主计算机指令，前准直器在Z轴方向可有1、2、5、8mm的层面宽度和10mm的标准宽度，其他层面厚度为3、6、7、9mm，也应能够被选择。

前准直器在X轴方向的长度（d）决定射线束的扇形角度（α），如图

6-10。

不同代的CT机及不同机型的α或d会有差异。

后准直器主要起到减少散射线，减少读数误差，与前准直器配合，完成切层厚度的作用。

SCU控制准直器的要求是：

前、后准直器在Z轴方向绝对平行；扇形束必须覆盖探测器排列在X方向的满范围；放射源焦点到每一个探测器距离相等。

因为在三代CT以后，焦点尺寸很小，经滤过器和前被直器的调整，X线束具有很好方向性。

探测器窗口很小，中心射线以外的散射线很难到达探头，并且，因扫描速度加快，前后准直器的协调也难以同步，影响到接收质量，所以不加后准直器。

二、检查床

检查床，它可由扫描机架和操作台上相应按钮作上下升降和进退等动作，局部CT扫描可沿人体横轴力方向左右摆动，以便在扫描过程中将要扫描的器官置于同一层面内扫描，图6-11。

在扫描过程中那么由主计算机和SCU控制。

检查床在扫描过程中要求有很高的精度，绝对误差不允许超过0.5mm。

特别是对1mm的薄层扫描，检查床进给精度要求更高。

另外，检查床的进退还应有准确的重复性，如扫描过程中有时要对兴趣区反复扫描，每次扫描，检查床必须能准确地到达同一层面。

这就要求检查床不仅要有一定机械精度，控制信号也必须准确无误。

在连续旋转式CT机（或螺旋CT机）中，床面还必须在扫描控制系统的控制下作恒速运动，其速度的准确性和稳定性直接影响图像质量。

三、扫描控制系统

扫描控制系统（scancontrolunit，简称SCU）设置在扫描机架内。

扫描控制系统自身的中央处理器（CPU），连接在数据总线和控制总线上，接受来自主计算机的各种操作指令和向主计算机输送数据。

I/O接口一般采用串行方式，通过接口，使主计算机与各功能组之间进行信息分配，实现双向通讯。

CT机的扫描过程都是在主计算机控制下，由扫描控制系统来完成的。

主计算机的扫描程序软件与扫描控制系统的监控程序、测试单元和初始化始终保持着双向通讯。

扫描控制系统控制的硬件主要有调整单元、脉冲控制、旋转控制和遮光板控制等。

像扫描旋转停止、复位电路、控制检查床升降移动及扫描架倾斜；扫描旋转运动，控制检查床的水平进退运动和X线的发生；扫描的开始和中断等都由调整单元控制。

机架里面设有各种检测探头，如旋转速度检测、机架倾角、床面位置等，将检测讯号通过数据总线传给主计算机，主计算机通过控制总线给扫描控制系统发出指令。

扫描控制系统对妇描旋转的控制通过角度脉冲的角度来实现，每度有8个角度脉冲，旋转一周（360度））那么产生2，880个角度脉冲。

旋转速度器接收来自光栅的角度脉冲，以进行速度的测量和位置探测。

旋转速度从开始到结束在测量范围内必须是非常精确的恒定位。

CT旋转局部需要的主要条件是：

测量范围内的恒定速度、旋转系统的位置信息、信号发生到开始测量的软件程序控制、必要的硬件监视和平安装置、紧急制动电路。

扫描控制系统对准直器的调节是根据主计算机的预设层厚，相关电路自动调节准直器缝隙间距，控制扫描层厚。

四、计算机系统

CT机的计算机系统为主计算机和阵列计算机两局部组成。

主计算机是中央处理系统，它与MCU、SCU、HCU等各局部利用I/O接口，通过数据系统总线进行双向通讯，从而控制CT整个系统的正常工作。

其主要功能有：

（1）扫描监控，存储扫描所输入的数据；

（2）CT值的校正和输人数据的扩展，即进行插值处理；

（3）图像的重建控制及图像后处理；

（4）CT自身故障诊断。

阵列处理器〔arrayprocessor，简称AP〕是60年代开展起来的计算机技术。

CT扫描速度快、数据量大、成像质量要求高，并要求实时重建，普通计算机难以完成这项工作，因此必须由专用的数据处理设备—阵列处理器来完成。

它与主计算机相连，在其控制下高速进行数据运算（每秒可达数十兆次），本身不独立工作。

在AP系统中有多条总线，如数据总线，进行加法浮点运算的输入输出总线、进行乘法浮点运算的输入输出总线等。

无论是主计算机还是阵列处理器，其运行必须由软件支持，CT机的计算机系统中，最根本的功能软件是控制CT机进行扫描，然后把探测器所获得的数据进行重建，在显示器上显示出图像。

五、操作控制系统

操作台（operatorconsole，OC）是操作员与计算机对话的工作平台。

扫描参数的编辑、设定、扫描过程的控制、观察分析、病人资料的输入及机器故障诊断均在OC平台上完成。

操作台一般有两个显示屏、一个显示图像，一个与键盘配合，实现人机对话，现在有一局部CT机只有一个屏。

所有的工作都在其上进行。

有一局部CT机使用一个触屏与一个CRT屏。

无论采用什么方式，总的功能都是一样的，即进行人机对话，完成扫描工作，观看扫描的结果-图像，了解机器工作状况，发现故障，即时处理；进行图像存取与后处理及照相等。

图像显示（imagedisplay）和记录系统（recordsystem）

图像显示由操作台上的CRT屏显示，现有一局部CT机配有工作站（workstation），也可在工作站的显屏上显示，记录系统由硬盘，又称磁盘机，外部存储器等组成。

第三节CT工作原理

尽管CT开展迅速，每代CT都有其各自的特点，但最根本的工作原理部大致相同，如图6-13所示。

在计算机的控制下，高压发生器产生供X线管的高压，使X线管产生X线，经准直器准直（调准、集中、缩小）后透射人体，经遮光板（也称后准直器）调整后到达探测器。

当X线穿透人体时，因光电吸收和康普顿散射等原因会产生衰减，其衰减程度受密度（原子序数）及厚度等因素影响。

对同一厚度而言，那么衰减只受被扫描体密度（即原子系数）影响。

也就是说，X线经人体衰减（调制）后，携带了人体的密度信息，密度大、衰减多，反之那么衰减少。

衰减后的X线照射到探测器，再由探测器转变为电信号，信号强弱与X线能量成正比。

即能量大，信号强；能量小，信号弱。

因此，电信号的变化，记录了人体密度的变化。

再将该信号经A/D转换器转变为数字信号。

但是这样变化是一种综合密度效应，并不能反映体内每一点的相对密度值，所以CT机必须从人体不同角度，采集大量的数据，经阵列计算机（AP）运算、求解出每一点相对密度值，再特此值经D／A转换器转换后，输至荧光屏用灰阶表示而形成一幅图像。

一、CT成像的根本原理

CT本质上是一种利用X线穿透人体后的衰减特性作为诊断依据的。

在物理学原理方面，CT与普通X线检查具有一致性，即都遵从X线指数衰减规律。

数学表达式为：

式中，I：

表示通过物质衰减后的x线强度

Io：

表示入射X线强度

µ：

为物质的吸收系数，它与物质的原子系数及密度有关

d：

表示物体厚度

当x线穿过一组厚度相同，µ值不同的物体时，其强度与入射X线的强度关系为:

即µ值的总和是射线路径上的线积分。

µ值又与以下因素有关：

x线波长、物质原子系数、物质密度。

对于一定能量的X线来说，物质原子序数小，µ值小，原子序数高，µ值大。

但对相同原子序数的物质来说密度不同，µ值也不同。

物质密度大，µ值也大，反之那么µ值小。

因此，µ值可反映出物质的密度，物质的构成等特征。

于是在CT成像中，可以用µ值的变化来表示物质的相对密度及结构。

如果能求出每一个单位体积物质的µ值，再用不同的灰阶来表示这个值，那么，通过计算机处理，那么可得到一幅有不同灰阶的图像，这就是CT成像。

但是，影响µ值还有一个重要因素——波长。

波长与X线能量有关，X线在穿透物体的路径中，能量会逐步降低，特别是能量较低的软射线。

这种现象即X线束的硬化效应，所以，即使是X线穿过均质物质，在单位体积内µ值也会不同，造成图像的不均匀性，图6-14。

如图6-15的物体是一均质物质，假想分为5个等份，I0为入射线强度，I为透过物体后X线强度，µ1至µ5因X线能量的衰减逐步降低而减少。

因而，必须进行仔细校正，以消除µ值改变，保证µ值相同，使图像均匀显示（图6-16）。

从

这一公式我们可以看出，n种相同厚度，不同衰减系数的物质，当总的衰减系数相同时，I是相同的，I只能表示物体衰减的综合效果，不能反映穿透路径上每—单位体积内物质结构分布情况，要获得每一单位体积物质的µ值，必须获得足够多的数据，进行大量的运算，这个工作是由阵列处理器（AP）来完成。

二、CT图像重建原理

目前CT图像重建方法很多，综合起来，大致有二大类。

直接法是直接求解线性方程系数的方法；间接法是首先进行傅立叶变换,再反变换，即可导出吸收系数，而重建出图像。

为了更好地理解CT图像的重建，现避开繁琐而复杂的计算方式，下面用逐次近似法，讲述图像的重建过程。

逐次近似法，也称迭代法，应用于图像重建是美国Bracewell氏提出，由EMI公司于1968年应用于第一代计算机。

其原理是：

首先将图像分为假设干个象素，并引入适当初期值，求出X线束方向上各象素的信息的综合值，再与实际测量所得的数值比拟。

假设有差值，那么随时修正。

用此方法，依照一定的顺序，连续对所有象素的实际值逐次近似下去，逐个修正。

而后得出正确值，重建出完整图像。

下面用一个模型来实验逐次近似法，假设将如图6-17的模型分成4个象素，没有扫描时，计算机没有得到任何数据，各象素用“0〞表示，首先进行水平投照，所得数值为3和7，即水平方向第一行每个象素平均值为3／2＝1.5，第二行为7／2＝3.5。

显然，在这四个象素中，第一列计算机算出的总和为1.5+3.5＝5，第二列为1.5+3.5＝5如图6-17

（2）。

但实际上垂直投照所测实际值为4、6如图6-17（b），那么第一列将得到差值为4-5＝-1，第二列为6-5＝1，因此第一列中的两个象素的平均修正值为-1÷2=-0.5，第二列修正值为1÷2＝0.5，把修正值代入图6-17

（2）中得到图6-17（3），显示算出后得到的图6-17（4）与输入状态下的图6-17（a）一致。

这仅仅是一个理想模型的推演过程，具体情况会比这复杂得多。

X线束的覆盖范围有时过小，都会影响到数据的采集，因此必须考虑X线覆盖的面积比例因素。

目前，用得较多的CT采用摺积法，它有处理速度快，图像清晰的特点。

在实际应用中，常根据不同组织结构，加权函数加以修正。

无论采用什么方法重建图像，所采集的原始数据必须准确。

除了X线的硬化效应必须修正外，还有一个重要的因素是探测器的零点漂移。

由于探测器的参数不可能完全一致，余辉时间也不尽相同，因而每次扫描，多通道的输出值就可能不同。

例如，第一次扫描结束时，接收通道被遮光板挡住，探测器接收信号为零。

而因上述原因，所测实际值，有些通道为零，而有些为负或正，引起采集数据误差。

因此必须对零点漂移进行修正，这种工作是由A/D转换器完成的。

图6-18。

CT图像的重建过程是相当复杂的，人体的结构也很复杂，要比模型复杂许多倍，因此其计算难度相当大，这也是CT机的开展必须依赖计算机开展的重要原因之一。

总之，我们可以用以下方框图来简单表述CT机的原理。

图6-19。

三、CT图像和CT值

〔一〕CT图像

一幅放得很大的照片或放大镜下看到的图片，是由许多深浅不同或疏密不同的小点组成，我们把组成图像的这些点称为象素。

CT图像也是由一定数目的由黑到白不同灰度小方块按矩阵排列所构成的，也就是在某个视野的正方形图像中包括有多少个象素。

显示象素越小，数目越多，所构成的图像越细致、清晰。

常用的象素个数有256×256，320×320，512×512，1024×1024等。

CT图像在显示屏上以由黑到白的不同灰度来表示，黑表示低吸收区，即低密度区，如脑室；白的表示高吸收区，即高密度区，如骨质。

由于CT有较高的密度分辨力，所以人体软组织也能显示。

〔二〕CT值

CT值在组织密度的定性分析上有很大的价值。

根据CT成像的原理可知，在X线穿透人体的物理过程中，物质的相对密度是用衰减系数µ数值表示的，也就是说，在研究CT图像时，人们关心的是各组织结构的密度差异，即相对密度，而不是密度的绝对值。

人体的大局部是肌肉和脂肪及碳水化合物组成的软组织。

另外骨胳、肺和消化道内的空气及其他气体。

在软组织中75％的成分是水，所以µ软接近于µ水，肌肉的µ值比µ水高约5％，脂肪组织的µ值比µ水低10％，脑白质、灰质的µ值相差0.5％左右，而它们与µ水相差3．5％，骨的µ值大约是µ水的2倍。

在医学研究中，这种比拟和计算方法十分不便，于是Hounsfield以水的µ值作为标准，定义了一个新的µ值标度，即通常我们所说的CT值（CTnumber），单位为Hu（Hounsfieldunit），它是将高密度的骨皮质和空气衰减系数作为上下限划分为2000个单位，然后与水的µ值作比照，得到各种组织结构的CT位。

计算公式为：

式中1000为分度系数

如果知道人体各组织的衰减系数（µ组织），根据CT值的计算公式，很容易得到各组织CT值。

见表6-1。

显然，组织密度越大，CT值越高。

如果某一组织发生病变而致密度改变，那么会影响到CT值的改变，这对CT诊断有很大价值。

另外，假设发现某器官有病变，我们可以用测CT值的方法，大体估计其结构情况。

但是，CT值并不是恒定的，它会因X线硬化、电源状况、扫描参数、温度及邻近组织等因素发生改变，因此，在诊断中CT值只能作为参考，而不能作为诊断依据。