医学xct成像原理课件

第七章 现代生物医学影像设备 生物医学电子及设备学 信息与通信工程学院 姓名： 第三 X 射线计算机断层扫描成像 (X-ray computed tomography, X-CT) X线计算机断层摄影 X射线发现后的七八十年中技术有了许 多进步，但始终没有解决两个根本性的问 题。 一是常规X射线摄影使人体的三维结构通 过投影后显示在一个二维的平面上，造成 器官重叠，读片困难； 二是无论是荧光屏还是X射线胶片，其固 有的分辨率都比较差。总的来说，投影X射 线成像系统对软组织的分辨能力是比较差 的。 X射线计算机断层成像（Xray computed tomography，简称XCT）从根 本上克服了上述困难，是80多年来X射线诊断 学上的一次重大突破。 X射线成像原理 CT发展简史 1895年，伦琴发现X射线 （诺贝尔奖） 1917年，奥地利数学家Radon提出图像重建理 论的数学方法 1961年，天文学家Oledendorf做了一个称为“旋 转平移”的试验，实现了最早的图像重建 1963年，美国教授cormark进一步发展了从X线 投影重建图像的准确数学方法（79年诺贝尔奖） 19671970年，hounsfield提出了断层的方法（ 79年诺贝尔奖） 1972年 CT正式应用于临床 1974年 全身CT应用于临床 1978年 国内开始引进CT 1983年 电子束CT（EBCT）研制成功 1989年 螺旋CT应用于临床 1993年 双排CT研制成功 1998年 多层螺旋CT应用于临床 2000年 采集8层的螺旋CT问世 2002年 采集16层的螺旋CT问世 2004年 采集64层的螺旋CT问世 CT发展简史 X射线被准直后成为一条很窄的射线束。当X 射线管沿一个方向平移时，与之相对应的检测器 也跟着作平移运动。这样，射线束就对整个感兴 趣的平面进行了一次扫描，检测器接收到了与脏 器衰减系数直接相关的投影数据。 基本原理 一次扫描过程结束后，整个X射线源 及检测器系统将沿圆弧旋转一个角度（如 每次旋转1），然后再重复平移扫描过程 ，直至在整个180圆周上扫描一遍。当把 全部投影数据送入计算机后，就可以通过 图像重建算法来重构关于探测平面的二维 图像，图像的灰度值与组织的衰减系数相 对应。这就是X-CT的基本工作原理。 基本原理 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 影像重叠影像重叠: :深度方向上的信息重叠在一起，引起混淆深度方向上的信息重叠在一起，引起混淆 密度分辨率低密度分辨率低: :对软组织分辨能力低对软组织分辨能力低 剂量大剂量大 Computed tomography XCT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，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。 XCT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 31 X-CT成像原理 体层、体素 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：12mm 高（体层厚）：310mm 体素划分：256256（=65536个体素）；512512（=262144） 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 2、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 二、CT成像的物理基础 注意： X为组织厚度，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： 2、 X射线束通过非均匀物质 1 2 3 n x I0 In I1 = I0e(1x) I 2= I1e(2x) In = I0e-(1 + 2+ n)x i 视为均匀 1、CT值 CT测量并计算 ，获取一定数目体素的值重建图像 用CT值来作为表达组织密度的统一单位。 以水的吸收系数（ w = 1 ）为标准，各组织对X射线的吸收系数与 水的吸收系数w的相对比值，称为CT值。CT可以识别吸收系数千分之五的 差异。 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） 水 骨 空气 1.0 2.0 0 CT值 0 +1000 1000 病变CT值 可鉴别病变的性质 如肝囊肿 015H 2. 灰度显示CT值与灰度对应 脑内出血区呈高密度影， CT值约4590Hu之间 实质性肿瘤CT表现为 高密度影 囊性肿瘤为低密度影 三、图像重建的数学方法 1、联立方程式法 2、迭代法 2、反投影法 3、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。 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。 32 CT扫描机的结构:采样系统和图像处理系统 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 一、采样系统 扫描架 X线管 准直器 探测器 （1）X线管： 功率2060kW; 高压80140kVp 焦点0.52.0mm; 扫描持续时间30 60s 高压氙气探测器 电离室在高压下充入20个大气压的 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），与光电倍增管一起使用 优点：探测效率高 （2）探测器 （3）准直器 X线管一侧的准直器用于减少半影的作用；探测器一侧 的准直器用于减少散乱射线，并限制断层厚度。 准直器构造简单，但要求准确度很高。常见 CT用的准 直器厚度是2mm，3mm，5mm，8mm，10mm，13mm，准直器决定 像素的厚度，扫描矩阵决定像素的长度和宽度。 二、图像处理系统 计算机的功能有三个：1、根据扫描系统获得的原始数据，按照 建像的数学方程编制的软件程序计算出图像矩阵中的参数；2、 将存储器中的图像矩阵编入电视扫描程序中，然后在屏幕上显 示出CT图像；3、控制扫描系统的工作以及控制设备中的其他 动作。 D/A 33 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8080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CT 2、窄扇形束扫描平移旋转方式 第2代（1972） 扇角：1520 步幅：510； X球管1个，检测器2030个； 一幅图像需时2060 s； 应用范围：头部 一幅图像需时约 5s； 应用范围：全身（心脏除外） 3060 3001000个 3、广角扇束形旋转旋转（常用） 第3代（1976）： 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。 4001500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） 第三代与第四代比较 (From Siemens) 传统CT的缺点： 旋转部分为往返旋转运动，限制了扫描速度； 控制电路复杂； 电缆长期作往返缠绕，易发生折断，故障不易查找。 二、螺旋CT（1989） 1、扫描方式与供电方式： 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： 扫描速度高： 减少运动伪影 无采集数据遗漏： 容积数据，任意位置、 任意方位重建图像。 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 2) 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 单层探测器多层探测器 X 光管X 光管 2、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 检测器结构：单排、多排（64）、等宽、不等宽 1、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） 2、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 CT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）。 34 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 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 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 2、低对比度分辨力和高对比度分辨力 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 1% 或 CT10Hu X-CT: 0.51% 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。 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）。 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 10%； 或CT100Hu 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 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） 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：0.10.2mm (胶片颗粒尺寸）； X-CT： 12mm 核素成像： 510mm 对骨骼和胸腔等高对比度器官的检查，XCT尚不能代替普通X光摄影 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： 量子统计噪声(92%)：X光量子统计涨 落在照片上记录的反映； 散射噪声：主要是康普顿散射线； 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 （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 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