ct的基本原理

CT 的基本原理 CT 机的工作原理 CT 机扫描部分主要由 X 线管和不同数目的控测器组成，用来收集信息。X 线束对所选择的层面进行扫描，其强度因和不同密度的组织相互作用而产生相 应的吸收和衰减。探测器将收集到 X 线信号转变为电信号，经模数转换器 （A D converter）转换成数字，输入计算机储存和处理，从而得到该层面各 单位容积的 CT 值（CT number），并排列成数字矩阵（Digital matrix）（图 72）。这些数字可储存于硬磁盘（ Hard disk）、软磁盘（ Floppy）和磁带 （Magnetic tape,MT）中，也可用打印机印用。数字矩阵经数模（ D/A）转 换器在监视器上转为图像，即为该层的横断图像。图像可用多幅照相机摄于胶 片上，供读片、存档和会诊用。 CT 的基本原理与普通的 X 线横断层原理相似。但由于通过电子计算机排除了 散射线和重叠影像干扰，并借助人体组织 X 线吸收系数矩阵可作不定量分析， 解决了密度分辨率的问题。基本质是一种 X 线断层图像，借助于电子计算机来 进行成像和数据处理。CT 扫描机装置主要包括扫描装置、信号转换和贮存、电 子计算机、记录、显示和控制等部分。扫描装置包括 X 线球管和探测器，常用 的探测器有碘化钠晶体、锗酸铋和氙气等，两者相对固定在一个同步移动和旋 转的框架上，以窄的笔形 X 线束进行扫描。目前 CT 已由第一代发展到第四代， 探测器 600720 个全周固定，X 线球管绕层面旋转 3600，目前的为提高图像 质量，扫描时间 15 秒。可视光医学教.育网搜集整理线光电倍增系数放大， 经模数转换器转成数字，送入电子计算机处理，得出该层面各单元的吸收系统， 以矩阵数码形式输出，再经数模转换器变成图像信号，由显示显出，并可摄影 记录。 如颅内各种病变，采用颅脑 CT 扫描，由于其组织密度不同，对 X 线吸收 高于脑实质则表现为增白高密度阴影，如钙化、出血、肿瘤等。对 X 线吸收低 于脑实质表现为黑色低密度阴影，如坏死、水肿、囊肿、脓肿、肿瘤等。还有 病变对 X 线吸收和脑实质相似的，则表现密度相同。为了提高 CT 扫描的分辨 率，可给病人静脉注射含碘造影剂（成人可给泛影葡胺 100 毫升） ，增加病 变 组织和正常组织间的密度相比，提高诊断率。CT 对颅内肿瘤的诊断价值较高， 肿瘤的占位改变，可显医学教.育网搜集整理示肿瘤的位置与形态，及内部出血、 钙化、囊液及脂质等变化。对脑外伤或其他原因出血形成的血肿，CT 扫描常能 发现，并可观察血肿的位置，形态和演变过程。 （即新鲜血液、凝血块或血肿液 化分解等） 。对脑血管梗塞后出现的脑水肿，软化显示低密度阴影；在梗塞 4 周 内，梗塞区有密度不均匀增高；2 个月后 CT 扫描梗塞区仅表现为低密度阴影， 伴局部脑室扩大。其他如脑萎缩、脑积水和脑发育异常，CT 扫描可显示脑池、 脑室和脑实质的异常情况。脑脓肿可显示低度密度脓肿范围，脓肿包膜的可被 造影剂强化，呈环状高密度阻影。 CT 扫描（也称 CAT 扫描）将传统的 X 光成像技术提高到了一个新的水平。与 仅仅显示骨胳和器官的轮廓不同，CT 扫描可以构建完整的人体内部三维计算机 模型。医生们甚至可以一小片一小片地检查患者的身体，以便精确定位特定的 区域。 在本篇博闻网文章中，我们将了解 CT 扫描的基本概念。尽管 CT 扫描中应用到 的计算机技术非常先进， CT 扫描的工作原理 其基本概念还是非常简单的。 应用于计算机轴向断层扫描（CAT）中的扫描仪可产生 X 光，这是一种强大的电 磁能。X 光的光子与普通可见光的光子基本相同，但是它们携带的能量更多。 这种较高的能量水平可以使 X 光直接穿过人体大多数的软组织（请参阅 X 光浅 说以了解 X 光穿透软组织的原理，以及 X 光机是如何产生 X 光光子的）。 常规的 X 光成像技术利用的是光影原理。从人体一侧照射“光线”，此时，人 体另一侧的胶片可记录骨骼的轮廓。 阴影只能反映物体轮廓的一部分。想象一下，您站在一堵墙的前面，右手拿一 个菠萝，放在胸前；左手伸出，拿一个香蕉。您的朋友只看墙，不看您。如果 您面前有一盏灯，您的朋友就只能在墙上看到您拿着香蕉的轮廓，而看不到菠 萝身体的影子挡住了菠萝。如果灯在左边，您的朋友就只能看到菠萝的轮 廓，而看不到香蕉。 同样的现象也会在常规 X 光成像技术中出现。如果一块较大的骨骼恰好位于 X 光机和一块较小的骨骼中间，大骨骼的图像将会盖掉小骨骼。为了看清这块较 小的骨骼，必须转动身体或移动 X 光机。 同样，为了看清您同时拿着菠萝和香蕉，您的朋友必须从两个方向观察您的影 子，以获得完整的意象。这就是计算机化轴向断层扫描的基本概念。在 CT 扫描 仪中，X 光束围绕着患者的身体进行运动，从数百个角度进行扫描。计算机负 责收集所有信息，并将这些信息合成为人体三维图像。 CT 扫描仪看起来像是一个竖立的大圆圈饼。患者躺在一个平台上，随平台慢慢 通过一个洞，进入仪器中。X 射线管安装在洞边缘一个可移动的圆环上。在圆 环与 X 射线管相对的位置上安装了一列 X 射线探测器。 电机驱动圆环进行转动，使 X 射线管和 X 射线探测器围绕躯体进行旋转。每一 次完整的旋转都可扫描出人体上一个狭窄的水平“断层”。控制系统将平台向 洞里推进一些，扫描下一个断层。 美国国防部供图 放射医学技术人员常常在另一个隔开的房间内对 CT 仪 器进行操作，以免反复暴露在辐射下。 通过这种方式，机器以螺旋式的运动路线记录 X 光断层的信息。计算机可调整 X 光的强度，以最适合的功率对每种类型的组织进行扫描。患者完全通过仪器 后，计算机将所有的扫描信息进行整合，形成一个详细的人体影像。当然，通 常情况下不需要对整个身体进行扫描。更多的时候，医生会选择一小部分进行 扫描。 由于 CT 扫描仪是全角度地对人体逐个断层依次进 行扫描，它所收集的信息比传统 X 光扫描要全面 得多。如今，医生们将 CT 扫描仪用于各种疾病的 诊断和治疗，包括头部创伤、癌症和骨质疏松症。 在现代医学中，它们的价值不可估量。 有关 CT 扫描仪和其他医学扫描仪的更多信息，请 查看下一页上的链接。 美国国家航空航天局供图 肝脏断层扫描图 CT 的工作程序是这样的：它根据人体不同组织对 X 线的吸收与透过率的不同， 应用灵敏度极高的仪器对人体进行测量，然后将测量所获取的数据输入电子计 算机，电子计算机对数据进行处理后，就可摄下人体被检查部位的断面或立体 的图像，发现体内任何部位的细小病变。自从 X 射线发现后，医学上就开始用 它来探测人体疾病。但是，由于人体内有些器官对 X 线的吸收差别极小，因此 X 射线对那些前后重叠的组织的病变就难以发现。于是，美国与英国的科学家 开始了寻找一种新的东西来弥补用 X 线技术检查人体病变的不足。 1963 年，美 国物理学家科马克发现人体不同的组织对 X 线的透过率有所不同，在研究中还 得出了一些有关的计算公式，这些公式为后来 CT 的应用奠定了理论基础。 1967 年，英国电子工程师亨斯费尔德在并不知道科马克研究成果的情况下，也 开始了研制一种新技术的工作。他首先研究了模式的识别，然后制作了一台能 加强 X 射线放射源的简单的扫描装置，即后来的 CT，用于对人的头部进行实 验性扫描测量。后来，他又用这种装置去测量全身，获得了同样的效果。1971 年 9 月，亨斯费尔德又与一位神经放射学家合作，在伦敦郊外一家医院安装了 他设计制造的这种装置，开始了头部检查。10 月 4 日，医院用它检查了第一个 病人。患者在完全清醒的情况下朝天仰卧，X 线管装在患者的上方，绕检查部 位转动，同时在患者下方装一计数器，使人体各部位对 X 线吸收的多少反映在 计数器上，再经过电子计算机的处理，使人体各部位的图像从荧屏上显示出来。 这次试验非常成功。1972 年 4 月，亨斯费尔德在英国放射学年会上首次公布了 这一结果，正式宣告了 CT 的诞生。这一消息引起科技界的极大震动， CT 的研 制成功被誉为自伦琴发现 X 射线以后，放射诊断学上最重要的成就。因此，亨 斯费尔德和科马克共同获取 1979 年诺贝尔生理学和医学奖。而今，CT 已广泛 运用于医疗诊断上。 PET-CT 是将 PET （功能代谢显像） 、 CT （解剖结构显像）两个已经相当成 熟的技术相融合，实现了 PET 、 CT 图像的同机融合。使 PET 的功能显像 与螺旋 CT 的精细结构显像两种最高档显像技术的优点融于一体，形成优势互 补，一次成像即可以获得 PET 图像，又可以获得相应部位的 CT 图像，既可 准确地对病灶进行定性，又能准确定位，其诊断性能及临床实用价值更高。是 当今最完美、最高档次的医学影像技术，被称之为近 20 年来在肿瘤诊断领域 最重要的发展。 举个例子来说， PET-CT 所产生的影像就像是电视气象预报中所显示的 卫星云图与地图相结合一样。 PET 图像可清晰显示癌症病灶，就像气象云图 显示不同的降雨量；而 CT 所显示的精确解剖影像就像地图。告诉医师癌症病 灶的准确位置及病灶与周围组织结构的比邻关系。 PET 与 CT 有机结合而成 的 PET-CT 精确的将 PET 显示的癌症病灶及 CT 显示的病灶经确位置及病灶 与周围组织结构的比邻关系融合在一张影像资料中，最大限度满足临床各种精 确治疗的需要。就如同电视气象预报中的卫星云图与地图相结合，准确获得不 同领域的天气状况或降雨量。 CT 的基本原理与普通的 X 线横断层原理相似。但由于通过电子计算机排除了 散射线和重叠影像干扰，并借助人体组织 X 线吸收系数矩阵可作不定量分析， 解决了密度分辨率的问题。基本质是一种 X 线断层图像，借助于电子计算机来 进行成像和数据处理。CT 扫描机装置主要包括扫描装置、信号转换和贮存、电 子计算机、记录、显示和控制等部分。扫描装置包括 X 线球管和探测器，常用 的探测器有碘化钠晶体、锗酸铋和氙气等，两者相对固定在一个同步移动和旋 转的框架上，以窄的笔形 X 线束进行扫描。目前 CT 已由第一代发展到第四代， 探测器 600720 个全周固定，X 线球管绕层面旋转 3600，目前的为提高图像 质量，扫描时间 15 秒。可视光线光电倍增系数放大，经模数转换器转成数字， 送入电子计算机处理，得出该层面各单元的吸收系统，以矩阵数码形式输出， 再经数模转换器变成图像信号，由显示显出，并可摄影记录。 如颅内各种病变，采用颅脑 CT 扫描，由于其组织密度不同，对 X 线吸收高 于脑实质则表现为增白高密度阴影，如钙化、出血、肿瘤等。对 X 线吸收低于 脑实质表现为黑色低密度阴影，如坏死、水肿、囊肿、脓肿、肿瘤等。还有病 变对 X 线吸收和脑实质相似的，则表现密度相同。为了提高 CT 扫描的分辨率， 可给病人静脉注射含碘造影剂（成人可给泛影葡胺 100 毫升） ，增加病 变组织 和正常组织间的密度相比，提高诊断率。CT 对颅内肿瘤的诊断价值较高，肿瘤 的占位改变，可显示肿瘤的位置与形态，及内部出血、钙化、囊液及脂质等变 化。对脑外伤或其他原因出血形成的血肿，CT 扫描常能发现，并可观察血肿的 位置，形态和演变过程。 （即新鲜血液、凝血块或血肿液化分解等） 。对脑血管 梗塞后出现的脑水肿，软化显示低密度阴影；在梗塞 4 周内，梗塞区有密度不 均匀增高；2 个月后 CT 扫描梗塞区仅表现为低密度阴影，伴局部脑室扩大。其 他如脑萎缩、脑积水和脑发育异常，CT 扫描可显示脑池、脑室和脑实质的异常 情况。脑脓肿可显示低度密度脓肿范围，脓肿包膜的可被造影剂强化，呈环状 高密度阻影。 随着核医学和医学影像学技术的不断进步和发展，很多不同功能和特性的高技 术产品经优化组合后应用于临床，为医学研究和临床诊断提供了极大的便利。 正电子发射体层多层螺旋图像融合全扫描装置（筒称） 就是将和两种不同成像原理的设备有机、互补地结合在一起，各自 发挥优点、弥补不足，从而获得一种反映人体解剖图像与反映人体分子代谢情 况的功能图像完全融合的全新影像学图像。集高灵敏度、高特异 性的先进核医学技术与高清楚度、高组织分辨率的多层螺旋 于一身。把核 医学影像从l （原意为核医学影像图像，由于图像 清楚度差，被戏称为不清楚图像）进步到了l （清楚图像） 的水平。融合图像对疾病的早期诊断、病灶定性、手术和放射计 划治疗定位、小病变的诊断与鉴别以及一些目前仍不清楚的代谢疾病研究和受 体疾病研究具有重要价值，是当前国内外核医学影像学的最新发展方向。 一 、显像的基本原理 是英文 T 的缩写。其临床显像过程为：将发射正电子的放射性核素（如等）标 记到能够参与人体组织血流或代谢过程的化合物上，将标有带正电子化合物的 放射性核素注射到受检者体内。让受检者在的有效视野范围内进行 显像。放射核素发射出的正电子在体内移动大约 1后与组织中的负 电子结合发生湮灭辐射。产生两个能量相等（511 V ） 、 方向相反的 光子。由于两个光子在体内的路径不同，到达两个探测器的时间 也有一定差别，假如在规定的时间窗内（一般为 ） ，探头系统探 测到两个互成度（士度）的光子时。即为一个符合事件，探测 器便分别送出一个时间脉冲，脉冲处理器将脉冲变为方波，符合电路对其进行 数据分类后，送人工作站进行图像重建。便得到人体各部位横断面、冠状断面 和矢状断面的影像。 系统的主要部件包括机架、环形探测器、符合电路、检查床及工作站 等。探测系统是整个正电子发射显像系统中的主要部分，它采用的块状探测结 构有利于消除散射、进步计数率。很多块结构组成一个环，再由数十个环构成 整个探测器。每个块结构由大约个锗酸铋（）小晶体组成，晶体之 后又带有对（个）光电倍增管（） 。晶体将高能光子转换为可 见光将光信号转换成电信号，电信号再被转换成时间脉冲信号，探头 层间符合线路对每个探头信号的时间耦合性进行检验判定，排除其它来源射线 的干扰，经运算给出正电子的位置，计算机采用散射、偶然符合信号校正及光 子飞行时间计算等技术，完成图像重建。重建后的图像将的整体分辨率 进步到 左右。采用符合探测技术进行电子准直校正，大大减少了 随机符合事件和本底，电子准直用具有非常高的灵敏度（没有铅屏蔽的影响） 和分辨率。另外晶体的大小与灵敏度成正相关性。块状结构的 探头。能进行 2或 3采集。2采集是在环与环之间隔置铅板或钨板，以减 少散射对图像质量的影响 2图像重建时只对邻近几个环（一般个环） 内的计数进行符合计算，其分辨率高，计数率低；数据采集则不同。取消 了环与环之间的间隔， 在所有环内进行符合计算，明显地进步了计数率，但散 射严重， 图像分辨率也较低，且数据重组时要进行大量的数据运算。两种采集 方法的另一个重要区别是灵敏采用符合探测技术进行电子准直校正，大 大减少了随机符合事件和本底，电子准直用具有非常高的灵敏度（没有铅屏蔽 的影响）和分辨率。另外晶体的大小与灵敏度成正相关性。块状结构 的探头。能进行 2或 3采集。2采集是在环与环之间隔置铅板或钨 板，以减少散射对图像质量的影响 2图像重建时只对邻近几个环（一般 个环）内的计数进行符合计算，其分辨率高，计数率低；数据采集 则不同。取消了环与环之间的间隔， 在所有环内进行符合计算，明显地进步了 计数率，但散射严重， 图像分辨率也较低，且数据重组时要进行大量的数据运 算。两种采集方法的另一个重要区别是灵敏度不同，采集的灵敏度在视野 中心为最高。 二 、多层螺旋的工作原理 CT 的基本原理是图像重建， 根据人体各种组织（包括正常和异常组织）对 射线吸收不等这一特性， 将人体某一选定层面分成很多立方体小块（也称体 素）射线穿过体素后， 测得的密度或灰度值称为象素。射线束穿过选定层 面， 探测器接收到沿射线束方向排列的各体素吸收射线后衰减值的总和， 为已知值，形成该总量的各体素射线衰减值为未知值，当 X 射线发生源和探 测器围绕人体做圆弧或圆周相对运动时。用迭代方法 求出每一体素的射线衰减值并进行图像重建，得到该层面不同密度组织的黑 白图像。 螺旋 CT 突破了传统 CT 的设计，采用滑环技术， 将电源电缆和一些信号线 与固定机架内不同金属环相连运动的射线管和探测器滑动电刷与金属环导联。 球管和探测器不受电缆长度限制，沿人体长轴连续匀速旋转， 扫描床同步匀速 递进（传统 扫描床在扫描时静止不动） ，扫描轨迹呈螺旋状前进，可快速、 不中断地完成容积扫描。 多层螺旋 CT 的特点是探测器多层排列。是高速度、高空间分辨率的最佳结 合。多层螺旋 CT 的宽探测器采用高效固体稀土陶瓷材料制成。每个单元只有 、或 . 厚， 最多也只有 厚 薄层扫描探测器的光 电转换效率高达能连续接收射线信号。余辉极短， 且稳定性好。多层 螺旋 CT 能高速完成较大范围的容积扫描， 图像质量好， 成像速度快，具有 很高的纵向分辨率和很好的时间分辨率。大大拓宽了 CT 的应用范围，与单层 螺旋 CT 相比。采集同样体积的数据， 扫描时间大为缩短，在不增加射线剂 量的情况下， 每 左右就能扫描一个部位；5内可完成层厚为 的整个胸部扫描；采用较大的螺距 值，一次屏气 ，可以完成体部扫 描；同样层厚， 同样时间内， 扫描范围增大倍。扫描的单位时间覆盖率明 显进步， 病人接受的射线剂量明显减少，线球管的使用寿命明显延长，同时， 节省了对比剂用量，进步了低对比分辨率和空间分辨率，明显减少了噪声、伪 影及硬化效应。另外，还可根据不同层厚需要自动调节射线锥形线束的宽度， 经过准直的射线束聚焦在相应数目的探测器上 探测器通过电子开关与四个数 据采集系统（）相连。每个能独立采集完成一套图像， 按照 与探测器匹配方式不同。通过电子切换可以选择性地获得层、层或 层图像，每层厚度可自由选择（0.5、1.0、. 或 、 mm。 采集的数据既可做常规图像显示， 也可在工作站进行后处理， 完成三维立体 重建、多层面重建、器官表面重建等，并能实时或近于实时显示。另外不同 角度的旋转、不同颜色的标记，使图像更具立体感 更直观、逼真。仿真内窥镜、 三维 CT 血管造影技术也更加成熟和快捷。 三 、 的图像融合 与两种不同成像原理的设备同机组合，不是其功能的简单相加。 而是在此基础上进行图像融合，融合后的图像既有精细的解剖结构又有丰富的 生理生化功能信息 能为确定和查找肿瘤及其它病灶的精确位置 定量、定性 诊断提供依据。并可用线对核医学图像进行衰减校正。 的核心是融合，图像融合是指将相同或不同成像方式的图像经 过一定的变换处理 使它们的空间位置和空间坐标达到匹配，图像融台处理系统 利用各自成像方式的特点对两种图像进行空间配准与结合， 将影像数据注册后 合成为一个单一的影像。 同机融合（又叫硬件融合、非影像对位） 具有相同的定位坐标系统，病人扫描时不必改变位置，即可进行 同机采集， 避免了由于病人移位所造成的误差。采集后两种图像不必进行对位、 转换及配准，计算机图像融合软件便可方便地进行 2、3的精确融合，融合后的图像同时显示出人体解剖结构和器官的代谢活 动， 大大简化了整个图像融合过程中的技术难度、避免了复杂的标记方法和采 集后的大量运算， 并在一定程度上解决了时间、空间的配准题目， 图像可靠 性大大进步。 在成像过程中由于受康普顿效应、散射、偶然符合事件、死时间等衰 减因素的影响， 采集的数据与实际情况并不一致， 图像质量失真，必须采用 有效措施进行校正，才能得到更真实的医学影像。同位素校正得到的穿透图像 系统分辨率一般为 、而 线方法的穿透图像系统分辨率为 1左 右 图像信息量远大于同位素方法。用 图像对 进行衰减校正 使 图像的清楚度大为进步，图像质量明显优于同位素穿透源校正的效果， 分辨率