X-CT成像原理

nullnull第三章 X 射线计算机断层扫描成像 (X-ray computed tomography, X-CT) null普通X射线影像的缺点■X射线穿透不同密度和厚度组织结构后的总和投影 ●影像重叠:深度方向上的信息重叠在一起，引起混淆 ●密度分辨率低:对软组织分辨能力低 ●剂量大Computed tomography null●X—CT是运用物理技术，以测定X射线在人体内的衰减系数为基础，采用数学 方法 快递客服问题件处理详细方法山木方法pdf计算方法pdf华与华方法下载八字理论方法下载 ，经计算机处理，求解出衰减系数值在人体某剖面上的二维分布矩阵，转变为图像画面上的灰度分布，从而实现重新建立断面图像的现代医学成像技术。■X—CT像的本质是衰减系数成像■指导思想：如何确定衰减系数值在人体某剖面上的二维分布§3—1 X-CT成像原理体层、体素null●体层、体素、像素 体层（断层）： 受检体中的一个薄层像素(pixel)：构成图像的基本单元,体素的平均密度决定其灰度值。 ■像素越多，像素就越小，画面越细腻 ，携带的生物信息量越多体素（voxel)：成像的体层分成按矩阵排列的若干个小基本体元 体积：长×宽×高 ■一般体素的大小： 长和宽：1～2mm 高（体层厚）：3～10mm体素划分：256×256（=65536个体素）；512×512（=262144）null一、投影采集与图象重建扫描：用X射线束以不同方式、按一定顺序、沿不同方向对体层进行投照，并用高灵敏度的探测器接受出射X射线的强度 。1、扫描与投影投影：投照受检体后出射X线束的强度；投影值的分布为投影函数null2、窄束X射线的获取准直器：允许X射线通过的细长狭窄通道3、图象重建美国物理学家科马克(A.M Cormack,1963)通过模拟实验，提出用X射线投影数据重建人体断层图像的数学方法。像素null二、CT成像的物理基础注意： μ是物体种类和X射线能量的函数1、 均匀物质对X射线的吸收规律： null2、 X射线束通过非均匀物质μ1 μ2 μ3 …… μnxI0InI1 = I0e(—μ1x) I 2= I1e(—μ2x) … … In = I0e[-(μ1 + μ2+…+ μn)]xμi 视为均匀null1、CT值 ●CT测量并计算μ ，获取一定数目体素的μ值重建图像 用CT值来作为 表 关于同志近三年现实表现材料材料类招标技术评分表图表与交易pdf视力表打印pdf用图表说话 pdf 达组织密度的统一单位。 ■以水的吸收系数（ μw = 1 ）为 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 ，各组织对X射线的吸收系数μ与水的吸收系数μw的相对比值，称为CT值。3、CT值与灰度显示K=1000 为分度因数 CT值的单位是 Hu 或H（亨）null病变——μ——CT值 可鉴别病变的性质 如肝囊肿 0—15H2. 灰度显示CT值与灰度对应null脑内出血区呈高密度影，CT值约45～90Hu之间实质性肿瘤CT表现为高密度影囊性肿瘤为低密度影null三、图像重建的数学方法1、代数（迭代）重建法（联立方程组）null004509001350减基数10化简基数等于所有体素特征的总和2、反投影法nullnull3、滤波反投影法（Filtered back projection) 也称为卷积反投影法(convolution back projection,CBP)反投影法得到的图像四周伴有星状伪像； 滤波反投影在反投影之前，用滤波函数与反投影信号相加（卷积处理），消灭星状伪影。null表示卷积积分卷积核卷积核：在CT图像重建过程中用于滤波反投影的专用函数， 改善像素噪声和几何分辨率。nullnull♂null§3—2 CT扫描机的结构 扫描架控制台（显示）高压发生器电源控制 计算机系统 成像系统的核心扫描床null一、扫描装置●扫描架 X线管 探测器null（1）X线管： 功率20—60kW; 高压80—140kVp 焦点0.5—2.0mm; 扫描持续时间30— 60snull高压氙气探测器 ●电离室在高压下充入惰性气体氙 优点：结构简单；单个探测器通道的灵敏度相同。 缺点：量子效率低；相邻探测器之间存在缝隙。闪烁晶体探测器 ●(NaI)碘化钠、(CsI)碘化铯、(CaF2)氟化钙、(BGO)锗酸铋晶体等。 加入微量增光或减少余辉的物质（铊、铕） 优点：探测效率高（2）探测器nullCT原理框图二、计算机系统null计算机系统以控制计算机为中心控制和管理核心，它是中央处理系统 提供数据采集系统(date acquisition system,DAS)、阵列处理计算机等以及机架和高压系统的微处理器间的输入、输出的连接，通过中央处理器(CPU)和存储器(memory)完成执行功能： 1）控制和监视扫描过程，将扫描数据（投影值）送入存储器； 2）CT值校正（插值处理）； 3）控制CT扫描等信息的传递——数据管理； 4）图像重建的程序控制； 5）故障诊断及 分析 定性数据统计分析pdf销售业绩分析模板建筑结构震害分析销售进度分析表京东商城竞争战略分析 等。null§3—3 CT扫描方式与设备平移采集160个数据*旋转180 ° 每次扫描共采集28800个数据； 计算80×80矩阵的图像，6400个像素； 一幅图像约需5min 一次检查约需35min 。 应用范围：脑1、单束平移—旋转方式 [第1代（1970）]一、普通CTnull2、窄扇形束扫描平移—旋转方式 [第2代（1972）]扇角：15°～20° 步幅：5°～10°； X球管1个，检测器20～30个； 一幅图像需时20～60 s； 应用范围：头部null一幅图像需时约 5s； 应用范围：全身（心脏除外）30°～60°300～1000个3、广角扇束形旋转—旋转（常用） [第3代（1976）]：null一幅图像约需 2s; 应用范围：全身。 特点：扫描时间短，较好消除运动伪影。400～1500个检测器组成 静止环形检测器环4、反扇束形静止—旋转（常用）[第4代（1978）]null第三代与第四代比较●传统CT的缺点： ①旋转部分为往返旋转运动，限制了扫描速度； ②控制电路复杂； ③电缆长期作往返缠绕，易发生折断，故障不易查找。null二、螺旋CT（1989）1、扫描方式与供电方式： ①扫描方式：X线管绕被查人体匀速单向旋转，人体匀速前进扫描轨迹为螺旋曲线，故称螺旋CT优点： ①扫描速度高： 减少运动伪影 ②无采集数据遗漏： 容积数据，任意位置、 任意方位重建图像。null②供电方式：滑环（slip ring) ，碳刷在滑环上运动完成机架旋转部分与静止部分馈电和信号传递，无电缆的缠绕，机架单向连续旋转null2) 低压滑环：传递电压为数百伏。 优点：传递电压低，易处理；高压电缆短，损耗小。 缺点：高压电源与X线管组合一起旋转，增加旋转部分重量。 高压发生器X线管高压电缆低压电缆1) 高压滑环：传递电压万伏以上 优点：高压电源放在扫描机架外部； 缺点：易发生高压放电导致高压噪声。影响数据采集系统和图像质量高压 电源X线管高压电缆null2、多层面扫描螺旋CT（1998）单层螺旋CT： 线束宽度近似于层厚； 多层螺旋CT： 线束以X射线管为顶点，呈四棱锥形null检测器结构：单排、多排（64）、等宽、不等宽null1、动态空间扫描 28个X线管（半圆），28个检测器（半圆）； 电子开关控制轮流发射X射线脉冲束；时间＜1s 。 应用范围：心、肺动态器官三、超高速扫描 [第5代（1987）]null2、电子束扫描 钟形X射线管和静止排列的检测器环 时间约 10ms 应用范围： 心、肺等动态器官nullCT的优缺点●优点： 1、真正断面像：准直系统准直，无层面外组织结构干扰； 软件处理重建，获得诊断所需多方位像。 2、密度分辨力高：严格准直，灵敏探测器； 窗口技术，灰阶可调节； 无断层外干扰。 3、可做定量分析：测量μ值，定量分析。●局限性： 1、空间分辨力仍低于常规X线检查； 2、不是所有脏器都适合CT检查（如空腔性脏器、胃肠道） 3、CT定位、定性诊断的准确性仍受各种因素的影响 （病变部位、大小、性质、病程长短）； 4、不能反映脏器的功能、生化信息 （基本上只反映解剖学方面的性质）。nullnull§3—4 X-CT图像的质量评价用物理学、影像学原理→检测、评价设备性能 主要有：分辨率、噪声、均匀性等参数评价方法：在临床应用条件下对标准测试体模作断层扫描，采集影像数据，用物理学方法做数据分析处理，根据各项指标的测量值相对于标称值的偏差评定是否合格，并进行校正、维修一、图像的主要质量参数1、对比度及对比度分辨力①对比度：不同物质的密度差异→X射线透射差异 →像素灰度间的黑白程度的对比null②对比度分辨力（密度分辨力）： 将一定大小的细节从背景中鉴别出来的能力。■检测方法：低密度体模（单位 mm）■ 影响因素： 噪声↑→像颗粒度↑→对比度分辨力↓； 被照物细节↑→对比度分辨力↑； X射线剂量↑→信噪比↑→对比度分辨力↑ 窗宽、窗位的选择null2、低对比度分辨力和高对比度分辨力①低对比度分辨力： ●细节与背景之间具有低对比度时，能使细节从背景中鉴别出来的能力。 ■条件：物体（细节）与均质环境的吸收系数差别的相对值 △μ ＜1% 或 △CT＜10HuX-CT: 0.5—1% 普通X线片：＞5% 低对比度分辨力CT优于X片 低对比度分辨力高是X-CT的优势！ 原因： CT与普通x线摄影比较  无重叠干扰；  高度准直，散射线少；  探测器比胶片灵敏。null■影响因素： 探测器孔径（射线采样宽度）↓→空间分辨力↑ 间距（采样间隔）↓→ 空间分辨力↑ 图像重建算法（滤波函数的选择）。②高对比度分辨力： ●在高对比度条件下，将一定大小的细节从背景中鉴别出来的能力。 ■条件：物体（细节）与均质环境的吸收系数差别的相对值 △μ ＞10%； 或△CT＞100Hu 3、空间分辨力： ●在高对比度条件下，鉴别两个距离很近的微小组织或病灶的能力。体素（矩阵越大）——空间分辨力↑null空间分辨力取决于 检测器有效受照宽度（与线束宽度相对应） 检测器有效受照高度（与线束高度相对应）null ■空间分辨力的检测：高密度测试体模 线对数LP/Cm; 分辨最小圆孔的直径（mm) 普通X光片：0.1～0.2mm (胶片颗粒尺寸）； X-CT： 1～2mm 核素成像： 5—10mm ○对骨骼和胸腔等高对比度器官的检查，X—CT尚不能代替普通X光摄影null图像中可观察到的光密度的随机变化。X光机噪声主要由三个来源： ①量子统计噪声(92%)：X光量子统计涨落在照片上记录的反映； ②散射噪声：主要是康普顿散射线； ③系统电子学的热噪声图像表现：斑点、细粒、网纹、雪花点●信噪比(signal to noise ratio, SNR) ——评价指标图像信号幅度噪声幅度●噪声对低对比度的结构影响较明显 4、图像噪声与X射线剂量null（量子）噪声表示给定区域的各CT值对其平均值的变化量（由探测器检测到的X线数量的波动引起）。是一种随机的干扰信号。高剂量扫描极低剂量扫描w：像素大小； h：断层厚度： D0：最大皮肤剂量(只要诊断许可，尽量采用大剂量条件）C：描述剂量效率的常数； B：射线衰减（性能）因数●噪声标准差null●在扫描野中，均质体各局部在CT图像上显示出CT值得一致性 ■匀质体各局部区域平均CT值 偏离程度↑→均匀性↓ ★影响因素：图像噪声；X射线束硬化5、均匀性测量中央和边缘取五个面积相等的ROI的CT值； 计算两两之间CT值的最大偏离△CTm# 本例 △CTm#=3.7HU 国际评价标准： △CTm# ≤ 5HU- 1.0- 2.10.5- 1.3- 3.2null6、空间分辨力、对比度分辨力、噪声、均匀度和X射线剂量之间的关系●X射线剂量一定：体素↓→空间分辨力↑ →光子数↓ →信噪比、均匀性↓→对比度分辨力↓w：像素大小(↑→空间分辨率↓）； h：断层厚度（↑→ σ ↓ 空间分辨率↓，大层厚图像较细腻， 小层厚图像分辨率较高。二者相互制约）： D0：最大皮肤剂量(只要诊断许可，尽量采用大剂量条件）C：描述剂量效率的常数； B：射线衰减（性能）因数●噪声标准差null● 伪影：扫描中不存在而出现在重建图像中的干扰图样。 ■产生伪影的原因 1、成像系统的测量误差电器故障二、X-CT图像的伪像人体超出测量范围定期做系统维护null部分容积效应抑制方法：减小切层厚度，采用薄层扫描周围间隙现象null条纹伪影null金属植入物条纹状伪影null线束硬化2、X射线的原因（硬化效应等）CT值随厚度而异（条状或环状伪影）骨性结构X射线平均能量增高null3、受检体的原因 体位移动、 体内器官心、肺、肠等非自主运动等抑制方法： 缩短扫描时间 训练呼吸null4、成像装置原因扫描及数据处理不当 图像重建算法不完善 扫描系统状态不稳定 检测器性能不一致 采集数据重复性不好（旋转中心不重合） X射线高压不稳定（电压波动）■伪像的识别已成为影像诊断水平的主要标志之一环中一个探测器损坏后出现的环状伪影示意图