ct成像理论一.ppt

1,第十三章 CT成像理论,煤炭总医院 影像科 刘建新 LJX1963@ 13701325857,2,思路,应试为主 解读疑惑 兼顾各层 融会贯通,3,第一节 成像原理,CT是医学影像领域最早使用数字化成像的设备（1972年）4,第一节 成像原理,CT图像的基本特征可用两个词概括：即“数字化”和“体积信息” 数字化图像的最小单位为像素；而无论层厚大小，CT的扫描层面始终是一个三维的体积概念 CT成像是利用X线的衰减特性重建图像5,一、X射线的衰减和衰减系数,X线的衰减：是指射线通过物体后强度的减弱，其间一些光子被吸收，而另一些光子被散射， X线衰减的强度大小通常与 物质的原子序数 物质克电子数 物质密度 源射线能量 根据Lambert-Beer吸收定律，X线通过人体组织后的光子与源射线呈指数关系6,一、X射线的衰减和衰减系数,“单能”：由相同能量的光子组成的辐射称为单能辐射，这种射线称为单一能谱射线 “窄束”：物理意义是不包括散射成分的射线束滤过,7,一、X射线的衰减和衰减系数,在一匀质的物体中，X线的衰减与其在该物质中的行进距离成正比 当X线照射均匀物体时，随吸收物体厚度的增加，其强度会呈指数下降，衰减公式为： Id=I0×e-μd,I0：X线初始强度 Id：穿过厚度为d的物体后的X线强度 d：为物体厚度 μ：线性吸收系数，单位为m-1,,,,,,,,8,一、X射线的衰减和衰减系数,CT成像中，线性衰减系数值相对较重要，因它与衰减量的多少有关，Id=I0×e-μd,,,9,一、X射线的衰减和衰减系数,探测器,单一能谱射线通过物质时，只有光子个数的减少，而没有光子能量变化。

平均能量 40KeV， 能量范围 均一,10,一、X射线的衰减和衰减系数,多能谱射线通过物质时，光子个数减少，高能成分增多11,一、X射线的衰减和衰减系数,单一能谱射线和多能谱射线的衰减不同 单一能谱射线又称单色射线，其光子都具有相同的能量 多能谱射线（多色射线）中的光子具有的能量则各不相同 CT成像中多能谱射线为主12,一、X射线的衰减和衰减系数,多能射线通过物体后的衰减并非是指数衰减，而是既有质的改变也有量的改变，衰减后光子数减少，射线能量增加，通过物体后的射线硬化（平均能量增大） 多能射线通过非匀质物体后的衰减式：I = I0e –(p+ c）d （Lambert-Beer吸收定律 ） p：是光电吸收的线性衰减系数， c：是康普顿吸收的线性衰减系数13,二、CT数据采集基本原理,CT成像系统中，基本组成或必备的条件是： 具有一定穿透力的射线束—对形状、大小、运动路径和方向有要求 接收衰减射线的硬件设备—探测器,14,二、CT数据采集基本原理,目前CT机的两种数据采集方法 逐层采集法：非螺旋扫描 容积数据采集法：螺旋扫描,15,二、CT数据采集基本原理,逐层采集法中探测器采集穿过人体的衰减射线，其相对衰减值为：衰减射线总量 =每次采样射线量×采样数？密度分辨率：CT>常规X线摄影,16,二、CT数据采集基本原理,,,,,99个光子,,,100个光子,100个光子,,,,,99n个光子,,,100n个光子,100个光子,,,100-99=1,100n-99n=n,动态范围0.5-13000μR,17,二、CT数据采集基本原理,对“采样”过程的理解应注意： 1.X线管与探测器是一个精确的准直系统； 2.X线管和探测器围绕人体旋转是为了采样； 3.X线管产生的射线是经过有效滤过的； 4.射线束的宽度是根据层厚大小设置严格准直的； 5.探测器接收的是透过人体后的衰减射线； 6.探测器将接收到的衰减射线转换为电信号（模拟信号）；,18,二、CT数据采集基本原理,CT扫描成像的基本过程是： X线管发出的射线经准直器准直后，以窄束的形式透过人体被探测器接收， 探测器进行光电转换后送给数据采集系统进行逻辑放大， 模数转换器作模拟信号和数字信号的转换，由信号传送器送给计算机作图像重建， 重建后的图像再由数模转换器转换成模拟信号，最后以不同的灰阶形式在监视器上显示，或以数字形式存入计算机硬盘，或送到激光相机拍摄成照片供诊断使用。

19,二、CT数据采集基本原理,CT工作流程 ： X线控制 X线发生 X线检出 数据采集 图像重建 图像显示 图像存储,滑环,数据采集系统,A/D转换器,计算机,探测器,20,二、CT数据采集基本原理,依据CT扫描过程，最终形成一幅CT图像的八个步骤： 1. 病人被送入机架后，X线球管和探测器围绕病人旋转扫描采集数据，其发出的X射线经由球管端准直器高度准直21,二、CT数据采集基本原理,2. 射线通过人体后，源射线被衰减，衰减的射线被探测器接收探测器阵列由两部分组成，前组探测器主要是测量源射线的强度，后组探测器记录通过人体后的衰减射线 3、参考射线和衰减射线都转换为电信号，由放大电路进行放大；再由逻辑放大电路根据衰减系数和体厚指数进行计算、放大 4. 模数转换器将模拟信号转换为数字信号，然后再由数据传送器将数据传送给计算机22,二、CT数据采集基本原理,5. 计算机处理数据，过程包括校正和检验 校正是去除探测器接收到的位于预定标准偏差以外的数据；检验是将探测器接受到的空气参考信号和射线衰减信号进行比较校正和检验是利用计算机软件重新组合原始数据23,二、CT数据采集基本原理,6. 经阵列处理器校正后，计算机作成像的卷 积处理 7. 计算机利用扫描获得的携带有解剖结构的数据，采用一定的算法重建图像。

8. 重建后的图像由数模转换器转换成模拟图像，送到显示器显示，或送到硬盘暂时储存，或交激光相机摄制成照片24,三、CT的图像重建,CT图像重建必须用经模数转换器转换成数字信号，然后由一组专门的数学重建算法完成 如何确定空间滤波函数h(t)是CT成像系统软件中的核心机密之一投影数据,预处理,扇形线束转换成平行线束,卷积计算,反投影计算,断层图像,25,三、CT的图像重建,CT图像重建过程经历多个步骤，包括： 源射线和衰减射线的测量和比较、 散射线和射线束硬化的校正、 截断效应和环形效应的校正 经各种检验和校正处理后，计算机根据重建算法规则广泛采用卷积反投影法（convolution back projection,CBP）重建图像，,26,硬化效应产生原因,探测器,,,,X线束硬化效果：由于吸收体密度差异很大，使得光子个数的减少和光子能量变化范围也大1000个光子,950个光子,-5%,平均能量40KeV,41KeV,,,,1000个光子,800个光子,-20%,平均能量40KeV,45KeV,,探测器,27,硬化效应校正效果,28,硬化效应校正方法,X线束硬化补偿（beam hardening correction：BHC）） X线硬化效果造成CT值不准确， BHC首先求出投影数据中骨组织和实质组织含量，然后计算X线硬化效果，经补偿后重建图像。

29,三、CT的图像重建,螺旋CT的图像重建，除仍采用上述横断面重建基本方法外，又增加了一些图像重建的预处理步骤最初螺旋扫描実験（1987年11月17日） 用手牵引铝质的肺脏模型缓慢移动，同时扫描最初螺旋扫描图像 没有使用任何补偿，图像有伪影，但可读30,（一）单层螺旋CT的图像重建,根据奥地利数学家Radon的二维图像反投影重建原理，一幅二维图像平面上的任意被重建点，必须采用一周全部角度的扫描数据重建传统的非螺旋扫描方式满足了上述要求31,（一）单层螺旋CT的图像重建,非螺旋扫描时，X射线是以不同方向通过病人获取投影数据，并利用平面投影数据由计算机重建成像，因此非螺旋扫描每一层的投影数据是一个完整的圆形闭合环32,（一）单层螺旋CT的图像重建,33,（一）单层螺旋CT的图像重建,螺旋扫描每一层的圆形闭合环则有偏差 螺旋扫描是在检查床移动中进行，覆盖3600的数据用常规方式重建会出现运动伪影 为了消除螺旋扫描的运动伪影，必须采用数据预处理后的图像重建方法，从螺旋扫描数据中合成平面数据，这种数据预处理方法被称为线性内插法34,（一）单层螺旋CT的图像重建,线性内插的含义是：螺旋扫描数据段的任意一点，可以采用相邻两点扫描数据通过插值，然后再采用非螺旋CT扫描的图像重建方法，重建一幅螺旋扫描的平面图像。

目前最常用的数据内插方式为线性内插，包括360°线性内插和180°线性内插两种方法35,（一）单层螺旋CT的图像重建,360°线性内插算法 在螺旋扫描方法出现早期被使用， 它是采用360°扫描数据向外的两点通过内插形成一个平面数据， 主要缺点是由于层厚敏感曲线（slice sensitivity profile,SSP）增宽，使图像的质量有所下降36,（一）单层螺旋CT的图像重建,180°线性内插 采用靠近重建平面的两点扫描数据，通过内插形成新的平面数据， 与360°线性内插方法最大的区别是，180°线性内插采用了第二个螺旋扫描的数据，并使第二个螺旋扫描数据偏移了180°的角，从而能够靠近被重建的数据平面 180°线性内插能够改善SSP，提高成像的分辨力，进而改善了重建图像的质量37,（一）单层螺旋CT的图像重建,180 °线性内插,也称为： “对向数据内插”,38,（二）多层螺旋CT的图像重建,多层螺旋扫描的图像重建预处理，基本是一种线性内插方法的扩展应用 但多层螺旋扫描探测器排数增加，X线管发出的是孔束射线，射线路径加长、倾斜度加大，横断面图像的重建平面没有可利用的垂直射线 多层螺旋CT图像重建中产生了一些新的问题，最主要的是扫描长轴方向梯形边缘射线的处理。

39,（二）多层螺旋CT的图像重建,扫描时检查床快速移动，螺距选择不当，会使一部分直接成像数据与补充成像数据交迭，使可利用的成像数据减少，图像质量衰退 为了避免上述可能出现的情况，多层螺旋的扫描和图像重建，一般要注意螺距的选择并在重建时作一些必要的修正40,（二）多层螺旋CT的图像重建,目前多层螺旋CT图像重建预处理主要有两种处理方法： 一种是图像重建预处理不考虑孔束边缘的预处理， 4层螺旋CT多用 另一种是在图像预处理中将孔束边缘部分的射线一起计算，16层以上螺旋CT多用41,（二）多层螺旋CT的图像重建,各生产厂商采用的重建预处理方法不全相同，通常有以下几种： 扫描交迭采样的修正 Z轴滤过长轴内插法 扇形束重建 多层孔束体层重建,42,（二）多层螺旋CT的图像重建,1. 扫描交迭采样的修正 又称为优化采样扫描，是通过扫描前的螺距选择和调节缩小Z轴间距，使直接成像数据和补充成像数据分开；,43,（二）多层螺旋CT的图像重建,2. Z轴滤过长轴内插法是一种基于长轴方向的Z轴滤过方法 该方法是在扫描获得的数据段内确定一个滤过段，滤过段的范围大小根据需要选择，选择的范围大小又被称为滤过宽度(filter width, FW)，在选定的滤过段内的所有扫描数据都被作加权平均化处理。

其滤过参数宽度和形状，通常可影响图像的Z轴分辨力、噪声和其它方面的图像质量；,44,（二）多层螺旋CT的图像重建,3. 扇形束重建单排探测器扫描所获得的数据，一般都采用扇形束重建算法多排探测器扫描方法中，是将孔束射线平行分割模拟成扇形束后，再使用扇形束算法进行图像的重建45,（二）多层螺旋CT的图像重建,4.多层孔束体层重建又被称为MUSCOT(the algorithem of multislice cone-beam tomography,MUSCOT) 多层螺旋CT扫描由于外侧射线束倾斜角度增大，当螺距小于1或者或小于4时，会出现数据的重叠，因此4层螺旋CT螺距选择时往往要避开4或6之类的偶数整数46,（二）多层螺旋CT的图像重建,4.多层孔束体层重建为避免误操作，多数厂家已在螺距设置中采用限制措施避免这种选择。