X线计算机体层成像设备

X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 1 页 共 25 页1 第五章第五章 X X 线计算机体层成像设备线计算机体层成像设备 5 1 5 1 X X 线线 CT CT 发展历史发展历史 PPT3 德国物理学家于 1895 年发现了 X Rays 的发现 PPT4 普通 X 线成像是一种重叠的二维影像 PPT5 CT 的出现消除了普通 X 线成像的缺点 1972 年 科学家毫斯菲尔德和阿姆布劳斯在 英国放射学年会上发表正式论文 宣告了 CT 的诞生 PPT6 CT 的发展简史 PPT7 CT 是怎样的呢 对比 普通 X 线检查方法和普通 X 线图像 CT 检查方法和 CT 图像 PPT9 CT 图像的进步 像素的大小 像素的多少 PPT10 三维成像 CTCT 成像与传统的成像与传统的 x x 线成像相比 具有以下特点 线成像相比 具有以下特点 1 具有较高的 X 线利用率 传统 X 线摄影 由于照射面积大 到达胶片的散射线多 使影像变得模糊 CT 成像中 由于使用窄形 X 线束 大部分的散射线被排除掉 并有后准直器进一步滤除窄形线束内的 X 线散射线 提高了 X 线的检测能力和利用率以及影像的清晰度 2 能显示人体某一层面上的器官或组织的解剖结构 由于 CT 成像中消除了人体内器官或组织结构间的相互重叠影像 故能准确的反映体层 平面上器官或组织的解剖结构 3 能分辨人体内器官或组织密度细小的变化 由于 CT 成像在获取图像信息时 克服了人体内器官或组织结构间的相互重叠影像和散 射线的干扰 又经过高精度的图像重建计算 从而提高了对器官或组织密度的分辨能力 使传统的 X 线摄影难以区分的低对比度的软组织结构清晰可见 能够反映器官或组织的细 小密度差异 从而提高了诊断能力 5 2 5 2 X X 线线 CT CT 成像原理成像原理 一 一 CTCT 是怎样工作的 是怎样工作的 X 线球管发出的 X 线经过准直器准直后 得到一束接近单能的扇形 X 线束 穿过人体 被 X 线探测器接收 探测器输出与 X 线照射强度成正比的模拟电信号 经过放大电路放大 后 再进行 A D 转换得到数字信号 由计算机进行图像重建处理 最后得到数字 X 线影像 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 2 页 共 25 页2 二 与二 与 CTCT 成像有关的一些基本概念成像有关的一些基本概念 体层 体层 它是受检体中的一个薄层 薄层的两面可以视为是平行的平面 成像中建立一幅 图像的扫描过程 受检体中被 线束透射的部分就是体层 体素 体素 定义 指在受检体内预成像的层面上按一定的大小和一定的坐标人为划分的小体积元 素 体素阵列 对划分好的体素进行空间位置编码 体素大小 长和宽 高 体层的厚度 划分方案 等 像素 像素 由于人体各组织对 线的吸收系数不同 反映到 照片上为灰度不同的黑白图像 如果把 照片上的影像划分为许多点 每个点的面积足够小 小到超过人体眼睛的分辨 力时 人眼所见的是一幅灰度连续变化的 非常清晰的图像 所谓像素 是指构成图像的所谓像素 是指构成图像的 点 它是构成图像的基本单元 点 它是构成图像的基本单元 对于二维图像来说 这些像素就是图像平面的面积元 体素和像素的关系 体素和像素的关系 在 成像中 将被检体层划分为许多体素 用每个体素对 线束的吸收系数来代表 他的图像信息 并转换成各组织的 值 这就构成平面图像的像素 各像素的坐标坐标 排序要与体素的坐标排序相同 即体素和像素在坐标上要一一对应 即体素和像素在坐标上要一一对应 5 5 扫描 扫描 1 用 X 线束对受检体断层进行投照 用检测器获取衰减后 X 线强度 I 称为一次扫描 2 按一定顺序改变投照方向 位置 进行多次扫描 6 6 投影 投影 1 一次扫描所获取的 X 线强度 I 称为一个投影 2 多次扫描可获取大量投影值 称为投影函数 三 三 X X 线线 CT CT 成像的物理原理成像的物理原理 1 1 线性吸收系数 线性吸收系数 当具有一定能量的 X 线穿过物体时 物体对射入的 X 线起衰减作用 即物体对 X 线进 行吸收和散射 物体对 X 线吸收多少与物体的密度 物体元素的原子序数以及 X 线的能量 有关 在 CT 成像中 物体对 X 线的吸收起主要作用 下面仅讨论物体对 X 线的吸收作用 忽略对 X 线的散射作用 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 3 页 共 25 页3 图 5 1 如图 5 1 所示 当 X 线束沿坐标的 X 轴穿透厚度为 l 的一个均匀物体 设入射的 X 线强度为 经过物体吸收后射出的 X 线强度为 如果物体中有以小薄层 其厚度为 0 II 处的 X 线强度的吸收量为有 x i I i I 5 1 xII ii 式中为与物体密度等有关的吸收系数 对于匀质物体来说它是一个常数 负号说明 入射 X 线强度被物体吸收而减少 取负值 对 5 1 建立微分方程 i I 5 2 l l I I l i i eII e I I l I I dx I dI 0 0 0 0 ln 0 由 5 2 式可见 物体越厚 或值越大 对 X 线的吸收越多 当 X 线穿过一定厚度的人体组织或者器官时 由于人体组织或器官是由多种物质成分 和不同的密度构成的 所以各点对 X 线的吸收系数也就不同 为了便于分析 将沿着 X 线 束的通过方向将物体分割成许多厚度为 l 的体素 每个体素被认为是单质均匀密度体 每 个体素的吸收系数为一常数 如图 5 2 所示 图 5 2 对于第一个体素 透过的 X 线强度为 l eII 1 01 第二个体素 透过的 X 线强度为 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 4 页 共 25 页4 llll eIeeIeII 0012 21212 则第 n 个体素透射出来的 X 线强度为 5 3 0 21 0 ln 1 21 I I l eIII n l n n 由 5 3 式可以看出 如果 X 线的入射强度 透射 X 线强度和物体的厚度 l 为 0 II 已知的条件下 就可以将 X 线路经上的吸收系数之和计算出来 为了建立 CT 图像 必须先求出每个体素的吸收系数 从数学的角度讲 要计算 n 个未 知的吸收系数 就需要建立 n 个或 n 个以上相互独立的方程 因此 CT 成像装置要从不同 的方向上进行多次观测 也即扫描 来获取足够的数据建立求解吸收系数的方程 四 四 X X 线线 CT CT 图像的重建方法图像的重建方法 1 直接矩阵变换法重建 直接矩阵变换法重建 射线和 A x1 x2 2 射线和 B x3 x4 4 射线和 C x1 x3 1 射线和 D x2 x4 5 综合这 4 个方程 可以看到 A B C D 也就是说 A C D B B C D A C A B D D A B C 这 4 个方程中只有 3 个方程是独立的 而第 4 个方程是派生的 因此方程数少于未知 数 不可能得出唯一解 必须再建立另一个独立方程 为此有必要取对角线的射线和 即 射线和 E x1 x4 3 射线和 F x2 x3 3 现在解联立方程组 由 A C 得 x2 x3 1 上式与射线和 F 相加 得 2x2 4 x2 2 代入射线和 A 得 x1 2 x2 0 由射线和 C 得 x3 1 x1 1 由射线和 D 得 x4 5 x2 3 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 5 页 共 25 页5 这正是 1967 年 CT 研发时所采用的方法就是联立方出组法 当时为算得一幅图像 方程组 方程数量逾 28000 个 当把物质的扫描面分成越来越细的等分时 方程组的规模也越来越 大 即便是在计算机上编程实现 其工作量也是很大的 此外 为获得足够数量的独立方 程 必须采集远远多于 N2个投影数据 其中有许多方程是相关的 即产生了冗余 而当方 程组的数量超过未知数的数量时 方程组的解未必收敛 2 反投影法 反投影法 back projection 1 1 反投影方法 反投影方法 反投影方有称为总和法 此法利用投影数值近似复制出值的二维分布 它的基本原 理是将所测得的投影值按其原路径平静的分配到每一个点上 各个方向上投影至反投影后 在影像处进行叠加 从而推断出原图像 以一个矩形物体为例 分别在 X Y 方向进行投影 得到 X Y 方向的投影数值 在重 建图像时 根据反投影法原理 从 X Y 轴方向上分别按原路径平均分配投影数值 其结果 在影像处是两个方向反投影值的叠加 即加重影像部位的显像值 在经过处理或调整基本 显像灰度值 能突出投影相重叠部分 使显像部分近似地重现原图像 下面用四个体素 设 矩阵图像的重建 作一定性说明 44 33 22 11 对四个体素矩阵作 投影 即扫描 在将投影值反投向原矩阵 0 45 90 135 的对应位置 扫描过的各个体素 上 即可将原矩阵中的四体素的特征参数值解出 其 过程如图所示 运算中的基数 cardinal number 等于所有体素的特征参数的总和 这个总和也等于 任何一方向上的投影值的总和 算法由计算机执行 2 2 反投影法的缺点 反投影法的缺点 边缘失锐 边缘失锐 若某吸收体为一小正方形 经过四个方向投影 获得的投影数值而后加回矩阵的情况 由图可以看出 重建后的图像不是正方形 变成了 星 状物 中心处吸收系数值最大 离中心越远 值越低 这就是图像的边缘失锐 由于存在星形伪影 而使得重建图像的 边缘部分模糊不清 3 滤波反投影法 滤波反投影法 1 定义 定义 利用卷积的方法 先对反投影函数进行修正 然后用反投影的方法重 建图像 又称卷积反投影法 也就是说 在反投影相加之前先用一个校正函数进行滤波 以修正图像 所以滤波反投影法又称卷积反投影法 2 反投影法和滤波反投影法的区别 反投影法是按照 X 线投影的大小作正比例的投影 卷积反投影法则是使用一种专用的过滤函数把所得的投影进行修正后再作反投影 3 优点 可以滤除简单反投影法产生的伪影 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 6 页 共 25 页6 4 滤波反投影法图示 滤波反投影法图示 所谓滤波反投影法 就是将每个投影信号在反投影之前 先进行滤波 滤波的功能是 消除边缘模糊干扰 以对高密度的钉子扫描为例 由钉子所产生的脉冲信号 滤波后在脉冲的两侧出现了负的和正的脉冲突起 这种分 布在主信号脉冲两侧的正负交替脉冲 在与其它滤波反投影信号叠加时 具有正 负抵消 的作用 从而使图像信号更加相进于实际目标 钉子所对应的脉冲信号具有较宽的频谱成 分 滤波作用使其中的高频成分有不同程度的丧失 这便是滤波后的信号出现正负交替脉 冲的原因 如果滤波器设计得恰当 当这些滤波反投影信号叠加式 辐射 状的正值和负值正好 相互抵消 因而获得边缘清晰的图像 能够十分精确的反映原来的目标 反之 如果滤波 器设计欠佳 不仅干扰信号得不到恰当的抵消 而且还会使主信号脉冲的形状有所改变 这是不希望的 所以一般设计的滤波器必须在实际应用中得到严格的检验 5 3 5 3 X X 线线 CT CT 扫描方式及扫描方式及 CTCT 发展趋势发展趋势 一 第一代一 第一代 CTCT 平移 平移 旋转扫描方式旋转扫描方式 1 1 特点 特点 1 由一只 X 线管和 1 2 个晶体探测器 detector 组成 2 由于 X 线束被准直器准直为铅笔芯粗细的笔形线束 故又称笔形束 CT 3 X 线管和探测器先做同步直线平移扫描运动 获得 240 个透射测量数据后 X 线管 和探测器停止平移 再环绕病人头颅中心旋转 1 做与上次方向相反的直线扫描运动 2 2 缺点 缺点 1 扫描时间长 2 X 线利用率低 二 第二代二 第二代 CTCT 平移 平移 旋转扫描方式 旋转扫描方式 第二代 CT 与第一代 CT 没有质的区别 它是在第一代 CT 的基础上 由单一笔形束改为 扇形线束 由一只 X 线管和 3 30 个晶体探测器组成 1 1 特点 特点 1 X 线束为 5 20 的小扇形束 所以又称小扇束 CT 2 由呈扇形排列的多个探测器代替单一的探测器 每次平移扫描后的旋转角由 1 提 高到扇面夹角角度 这样旋转 180 时 扫描时间缩短到 20 90s 3 不但可作头颅检查 实际上已具备了做全身 CT 检查的条件 2 2 主要缺点 主要缺点 在扫描过程中 由于病人的生理运动 易产生伪影 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 7 页 共 25 页7 第一代 CT 和第二代 CT 对病人运动引起的伪影特别敏感 因为在旋转期间不采集数据 如果病人运动 就会引起透射读数的差异 致使重建图像出现条纹伪影 目前 第二代 CT 已基本淘汰 三 第三代三 第三代 CTCT 旋转 旋转 旋转扫描方式 旋转扫描方式 1 1 特点 特点 1 CT 的扇形角较宽 30 45 可包含整个病人扫描层面 所以又称为广角扇束 CT 2 探测器增加到 300 1000 个 逐个依次无空隙的排列 3 X 线管和探测器无需再做直线平移运动 仅做围绕病人进行的连续旋转运动即可 因此 大大缩短了扫描时间 故全身扫描时间可缩短到 2 9s 或更短 2 2 缺点 缺点 需对相邻探测器的灵敏度差异进行校正 这是因为一个角度的投影由不同的相邻探测 器进行测量 相邻探测器的性能差异将产生同心环形伪影 目前 第三代 CT 的环形伪影已 被解决 成为当代 CT 的主流 四 第四代四 第四代 CTCT 旋转 旋转 静止扫描方式 静止扫描方式 1 1 特点 特点 1 具有更多的探测器 600 1500 个 分布在 360 的圆周上 2 扫描时 仅 X 线管做围绕病人一周的旋转运动 而探测器则固定不动 2 2 缺点 缺点 探测器数量多且在扫描过程中不能被充分利用 五 第五代五 第五代 CTCT 静止 静止 静止扫描方式 静止扫描方式 一一 动态空间重建机 动态空间重建机 整机由扫描 重建和数据分析三个部分组成 1 1 扫描部分 扫描部分 由多只 X 线管排列成半圆弧阵列 与 X 线管相对应的是影像增强 器和电视摄像系统组成的 X TV 检测器 2 2 数据采集部分 数据采集部分 采用电子时序控制的方法控制 X 线管产生 X 线 与 X 线管 相对应的 X TV 检测器顺序地接收 X 线投影数据 形成扫描过程 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 8 页 共 25 页8 二二 超高速 超高速 CTCT 扫描机扫描机 电子速电子速 CT CT 1 采用一个大型特制的扫描电子束 X 线管 在扫描机的一端安装电子枪 所产生的电 子束经加速 聚焦和磁偏转后轰击四个紧挨着的半环状钨靶 2 由于高速运动的电子束无机械惯性 所以可依次扫描一个靶环或同时轮番扫描 2 4 个靶环 由于采用排成两排的环形探测器阵列 故高速运动的电子束扫描一个靶环可得到 相邻两层的图像 如高速运动的电子束同时轮番扫描 4 个靶环 则可同时获得 8 层图像 六 六 CTCT 的发展趋势的发展趋势 一一 硬件的发展趋势 硬件的发展趋势 CT 扫描机自 20 世纪 70 年代问世以来 随着计算机技术和其它相关技术的进步 获得 了突飞猛进的发展 特别是近几年 出现了滑环技术 slipring 螺旋扫描技术 helical scan 以及在此基础上发展起来的多层面 CT 技术 使 CT 检查技术达到了一个 崭新的水平 CT 的发展趋势是 提高扫描速度 提高图像质量 简化操作 提高效率 1 1 提高扫描速度 提高扫描速度 1 1 意义 意义 1 减少运动伪影 提高图像质量 2 提高设备使用效率 2 2 方法 方法 1 滑环技术 2 螺旋扫描技术 2 2 提高图像质量 提高图像质量 1 X 线源性质和探测器的性能 2 数据数目和扫描速度 3 图像重建所用的算法 4 数据表达和显示方式 3 3 简化操作 简化操作 4 4 提高工作效率 提高工作效率 5 5 缩小体积 降低放射剂量 缩小体积 降低放射剂量 二二 设备功能的发展趋势 设备功能的发展趋势 1 1 血管成像 血管成像 CTACTA X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 9 页 共 25 页9 血管造影技术与螺旋 CT 快速扫描相结合的一种技术 它是一 SCT 扫描为基础 静脉快 速注射对比剂 应用计算机三维重建来显示血管结构的成像技术 用于颅脑血管 心脏等 的成像 2 2 3D3D 图像重建 图像重建 3 3 CTCT 引导下的介入治疗 引导下的介入治疗 4 4 仿真内镜 仿真内镜 利用计算机软件功能将 SCT 容积扫描获得的图像数据进行后处理 重建空腔内表面的 立体图像 再用电影功能依次回放 从而获得仿真内镜的效果 5 5 放疗计划 放疗计划 主要是对肿瘤进行放疗定位 5 4 5 4 X X 线线 CT CT 的组成的组成 成像系统成像系统 一台完整的 CT 由三个主要部分构成 数据采集系统 它包含 X 线高压发生器 X 线管 准直器 滤过器 探测器 扫描 架 扫描床 前置放大器及接口电路等 计算机及图像重建系统 图像显示 记录和存储系统 它包含显示器 光驱 多幅照相机 激光照相机 洗 片机等 一 数据采集系统 一 数据采集系统 一一 X X 线管发生装置 线管发生装置 与普通 线管相比 1 额定功率 热容量要大得多 2 冷却装置采用高速旋转阳极 转速 10000rpm 以上 以及油循环技术 3 目前 CT 中使用 X 线管的最大功率为 100kW 最高热容量可达 7 5MHu 4 栅控式 X 线管使扫描时 X 线管间断的发射 X 射线 称为脉冲工作方式 栅控式栅控 阳极 X 线管 即在 X 线管靠近灯丝附近做一个专门的控制栅极 5 管电压和管电流必须有足够的稳定度 CT 扫描机中一般采用闭环反馈方法稳定 X 线管的电压和电流 使其误差控制在 0 01 0 05 范围内 二二 准直器与过滤器 准直器与过滤器 准直器 准直器 作用 作用 准直器位于 X 线管前方 它的作用是 大幅度地减少散射线的干扰 减少患 者的放射剂量 决定扫描层的厚度 分类 分类 CT 用准直器分两种 一种是 X 线管侧准直器 常称为前准直器 另一种是探测 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 10 页 共 25 页10 器侧准直器 常称为后准直器 前 后准直器必须精确地对准 滤过器 亦称补偿器 滤过器 亦称补偿器 在临床 CT 的设计中就有一个假设 认为线束是单能的 但实际使用的线束是 多能 的 为了满足重建过程的需要 就要使用专门的滤过器 CT 中使用滤过器的目的有两个 吸收低能 X 线 这些低能射线对 CT 图像的形成没有任何作用 但是却增加了 病人的照射剂量 滤过的结果使射线束的平均能量升高 射线变 硬 使穿过滤过器和受检者的透射线束的能量分布达到均匀硬化 由于人体横截面类 似于椭圆形 X 线束照射时 中心射线穿透厚度大 边缘射线穿透厚度小 信号强度反差 大 射线强度也不均匀 为了削弱这一现象 在 X 线管和探测器之间 增设了滤过器 三三 探测器 探测器 探测器是一种将射线能量转换为可供记录的电信号的装置 它接收到射线照射 然后 产生与辐射强度成正比的电信号 探测器组件是由性能完全相同的探测器单元排列而成 每个探测器对应着一束窄的 X 线 如果有 n 个探测器单元 那么一次就可同时获得 n 个投 影数据 性能 1 1 效率 效率 效率是指它从线束吸收能量的百分数 理想情况下 探测器效率应该为 100 即可截获全部 X 线束能量 这将使曝光量减小 降低病人的照射剂量 影响探测器 效率的因素有两个 几何效率和吸收效率 1 几何效率 几何效率 探测器有效宽度 探测器有效宽度 无效的空间 几何效率是由每个探测器的孔径和相邻探测器间隔大小来决定 射入间隔的辐射不能 被探测器吸收 因而无助于图像的形成 理想的情况是探测器所占的范围要比间隔大 2 吸收效率 吸收效率是指辐射进入探测器而被吸收的百分率 这与探测器的厚度有 关 并在某种程度上与 X 线光子的能量有关 3 总检测效率 探测器的总检测效率是几何效率和吸收效率的乘积 实际的探测器总 检测在 50 80 之间 探测器的效率越高 在一定图像质量水平的前提下病人接受的剂量 越小 2 2 稳稳定定性性 稳定性是指从某一瞬间到另一瞬间探测器的一致性和还原性 探测器 需经常进行校准以保证其稳定性 3 3 响响应应性性 探测器的响应性是指探测器接收 记录和抛弃一个信号所需的时间 一个探测器应瞬时地响应一个信号 然后立即迅速地抛弃该信号并为响应下一个信号做好 准备 如余辉现象严重则影响下一个信号的值 为了避免余辉造成的畸变及假象 需要仔 细选择闪烁物质并进行一些软件的校正 4 4 准准确确性性 由于人体软组织及病理变化所致衰减系数的变化是很小的 因此 穿过人体的线束强度也只引起很小的变化 如果探测器对衰减系数的测量不够准确 测量 中的小误差可能被误认为信号的变化 探测器的准确性要求探测器系统必须具有如下特点 低电子噪声 线性 各探测器的 均匀一致及瞬时稳定性 2 类型 目前 CT 中常用的探测器类型有两种 一种是收集气体电离电荷的探测器 称气体探 测器 它收集电离作用产生的电子和离子 记录由它们的电荷所产生的电压信号 一种是 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 11 页 共 25 页11 收集荧光的探测器 称闪烁探测器 也叫固体探测器 1 1 气气体体探探测测器器 气体探测器是利用气体 一般采用化学性能稳定的惰性气体 电离的原理 入射的 X 线使气体产生电离 通过测量电流的大小来测得入射 X 线的强度 气体探测器由一系列单独的气体电离室构成 各气体电离室的上下夹面由陶瓷拼 成 每个气体电离室的 X 线入射面由薄铝板制成 两侧用薄钨片作为隔板分隔开 所有隔 板相互连通 加上 500V 直流电压 起收集电子的作用 各个中心收集电极引线接至相应的前置放大器 气体电离室内充满氙气 当入射 X 线进入各个气体电离室后 将气体电离 正离子由中心收集电极接收 负离子 电子 被隔板接收 正 负离子的定向运动形成电离电流 电离电流与入射的 X 线强度 光子数 成正比 很微弱 经前置放大器放大后 送入数据采集系统 电离电流会产生高温 因而 隔板和收集电极均采用钨片 隔板与 X 线入射方向一致 起到后准直器的作用 它可防止由被测病人产生的散 射线进入电离室 气体探测器的光子转换效率比固体探测器要低 采用高压氙气可以气体的密度 提高转换效率 但由于钨片机械强度有限 所以 不能采用太高的压力 这就限制了转换效率的进一步提高 但由于其几何效率高于固体探 测器的几何效率 因而实际上这两种探测器的总检测效率大致相近 气体探测器中各个气 体电离室是相互连通的一个整体 处在相同的气压 密度 纯度 温度条件下 因而有较 好的一致性 由于 kV 存在波动 CT X 线管辐射的 X 线强度不稳定 而 X 线强度变化对成像有很大 的影响 因此 一般在探测器的两端装有参考探测器 4 8 个通道 参考探测器用来测量入 射人体前的原始 X 线强度以修正探测器的测量结果 在扫描和采集数据过程中保证系统的稳定性是非常重要的 为防止探测器零位漂移 在扫描过程中需对探测器的变化进行校正 使得在每个 X 线脉冲到来之前所有探测器输出 皆为 0 此外 每天还应对系统漂移进行校正 保证在全部动态范围内的线形和稳定性 气体探测器优点 气体探测器优点 2 2 固固体体探探测测器器 1 1 闪闪烁烁探探测测器器 利用射线能使某些物质闪烁发光的特性来探测射线的装置 由于此种探测器的探测效 率高 分辨时间短 既能探测带电粒子 又能探测中性粒子 既能探测粒子的强度 又能 测量它们的能量 鉴别它们的性质 所以 闪烁探测器在 CT 扫描机中得到了广泛的应用 由图可见 闪烁探测器前面加有反射层 它是涂有白色氧化镁粉末的铝盒 它使闪烁 晶体产生的荧光光子能大部分反射到光电阴极上 在晶体与光电倍增管间放置有机玻璃制 成的光导 并涂有硅油以保证良好的光偶合 根据光电转换器件的不同分类 根据光电转换器件的不同分类 光电倍增管式 光电二极管式 1 2 根据闪烁晶体的使用材料分类 根据闪烁晶体的使用材料分类 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 12 页 共 25 页12 碘化钠 NaI 晶体 这种晶体的密度大 对 射线和 X 线有较大的阻止特性 它 1 的透明度和发光度都很高 但 NaI 晶体极易潮解 这是它的致命缺点 NaI 晶体一旦潮解 探测器效率和能量分辨力均急剧下降 以致完全不能使用 在实际应用中 碘化钠晶体被 密封在一个铝制外壳内 碘化铯 CsI 晶体 其主要优点是在空气中不易潮解 故不需铝制外壳封装 但它 2 的发光效率仅为 NaI 的 30 40 且价格昂贵 因此远不及 NaI 晶体应用普遍 闪烁晶体 在使用和保存时 应避免强光照射 否则会严重影响其性能 若因强光照射致使闪烁晶体 变色 可用长期避光的方法退色 使闪烁晶体的性能得到恢复 2 2 稀稀土土 贵贵金金属属 陶陶瓷瓷检检测测器器 采用掺杂稀土的金属的透明光学陶瓷来代替传统的闪烁晶体 与光电二级管配合构成 探测器 其特点是 X 线利用率高 达 99 1 光电转换率高 2 与光电二极管的匹配好 3 余辉小 4 稳定性好 5 容易分割制成密集型探测器阵列 6 3 两类探测器的特性比较 目前气体探测器和闪烁探测器在现代化的 CT 中都有选用 选用哪种探测器要看偏重于 哪方面的特性 1 1 温度特性 温度特性 闪烁探测器的输出信号强度与温度的关系极大 而惰性气体探测器的 信号强度与温度的关系不大 2 2 噪声 噪声 气体探测器易产生噪声和干扰源 而闪烁探测器则不易产生噪声和干扰源 其原因是气体探测器的各个气体电离室所加电压存在波动和气体电离室内绝缘体上易产生 漏电流 另外 气体电离室的隔板极薄 容易出现极小的颤动 即使隔板的极小颤动亦会 产生噪声 3 3 饱和现象 饱和现象 在闪烁探测器的线性范围内 即在闪烁探测器的特性曲线范围内 闪 烁探测器的输出电信号与入射到闪烁探测器输入面的 X 线强度成正比 并超出 CT 要求五个 数量级 但是 气体探测器在这么大的信号范围内 有可能出现饱和现象 4 4 散射线准直 散射线准直 闪烁探测器可以与一个散射线准直器组合在一起 气体探测器一般 不用附加的散射线准直器 而是利用电离室隔板同时作为散射线准直器 但效果不如专用 的准直器好 5 5 剂量利用率 剂量利用率 CT 中应用的闪烁晶体一般厚度为 5mm 实际吸收射入的 X 线可达 100 并将它们转变为光信号 但在气体探测器中 从输入窗口到电极板之间的气体层吸 收射线而不产生信号 此外 也因射入的一部分量子没有被利用而直接穿过了气体探测器 引起气体探测器的射线损失 但只要通过增加压强和加深电离室 就可以将这种效应控制 在允许的范围内 由于气体电离室很小的惰性气体泄漏就会降低室内压强 导致对 X 线的 吸收能力减弱 所以在气体电离室的机械制造时 要格外注意密封 以防止惰性气体泄漏 损失 四四 数据处理装置 数据处理装置 1 1 前置放大器 前置放大器 对探测器输出的信号进行预放大 具有高输入阻抗和良好的电磁屏蔽 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 13 页 共 25 页13 2 2 对数放大器 对数放大器 对入射 X 线强度 I0 X 线管处的 X 线强度 和透射 X 线强度 I 穿过 病人后的 X 线强度 进行对数换算 积分器 积分器 对每次采集的信号进行积分运算 计算光子总和 多路转换器 多路转换器 相当于一个单刀多掷开关 每一时刻只允许对一路积分放大的输出 信号进行 A D 转换 5 5 模拟 模拟 数字转换器 数字转换器 analoganalog toto digitaldigital converterconverter ADCADC 将模拟信号转换成二 进制的数字信号 6 6 数字数据传输 数字数据传输 一些 CT 采用了光导纤维进行数据传输 光纤传输是指使用了一个 由透镜和发光二极管组成的系统 将数据传输给计算机 这样可以消除外界的干扰 五五 扫描机架 扫描机架 分为 1 1 旋转部分 旋转部分 主要由 1 X 线管及其冷却系统 2 准直器及其控制系统 3 滤过器 4 探测器 5 数据采集系统 digital adopt system DAS 6 滑环部分 7 高压发生器 螺旋 CT 等组成 二是固定部分 2 2 固定部分 固定部分 主要由旋转支架 旋转控制电机及其伺服系统 机架主控电路板组成 3 3 扫描过程 扫描过程 扫描时 旋转电机经减速器通过齿形带带动旋转架旋转 旋转方向为顺时针 螺旋 CT 其中包括启动过程 采样过程和减速刹车过程 4 4 高压发生器 高压发生器 5 5 扫描孔 扫描孔 六六 扫描床 扫描床 1 1 扫描床的运动 扫描床的运动 一般由两个电机控制 一个是床身升降电机 另一个是床面水平移动电机 2 2 扫描床定位 扫描床定位 床板定位的精度直接决定切片位置的准确性 本系统的定位精度0 1mm 定位系统采用计算机控制 其具体工作过程是 在计算机系统设置床面位置后 发出 指令 使水平电机驱动床面水平移动 到达指定位置后 计算机系统收到光电编码器发来 的到位信号后 计算机系统发出指令 使单相交流伺服电机失电 停转 从而实现高精度 闭环的床面水平移动控制 3 3 床面板 床面板 床面板由碳素纤维制成 因为碳素纤维具有强度高 重量轻 且对 X 线衰减小等特点 床台上设有限位开关 以保证床面在正常的范围内移动 扫描架上方的数码显示板可显示 扫描床的高度 床面的水平位置和扫描架的前后倾斜角度 二 计算机和图像重建系统 二 计算机和图像重建系统 CT 计算机的功能 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 14 页 共 25 页14 1 控制整个 CT 的运行 2 图像重建 3 图像处理 4 故障诊断和分析 三 图像显示和存储系统 三 图像显示和存储系统 一一 图像显示 图像显示 1 1 原理 原理 将二维数字矩阵 数字图像 中的各像素 CT 值转换为相应的二维模拟矩阵 模拟图像 中的灰阶 2 2 显示器 显示器 CT 用图像显示系统是黑白监视器或彩色监视器 通常图像以不同 的灰度等级显示 而非图像数据 常用的有15 吋普通监视器 多以 512 512 显示矩阵和256 级灰度标尺来显示 目前常用的是大屏幕高分辨力监 视器 多以1280 1024 显示矩阵来显示 每个象素用16 位显示图像 用8 位显示游标 字符和覆盖层 二二 图像存储 图像存储 1 1 软存储 软存储 2 2 硬存储 硬存储 5 5 5 5 X X 线线 CT CT 的一些基本参数的一些基本参数 一 值 一 值 前面讲的吸收系数是一个具有物理含义的量值 在医学上 以吸收系数为依据 用 值表达人体组织密度的量值 机中的 线强度测量是相对测量 即测得的值是 一个相对值 实际应用中 均以水的吸收系数为基准 故 值定义为将人体被测组织的 吸收系数与水的吸收系数的相对差值 用公式表示 x w 式 KCT w wx 值 值的单位为 Hounsfield unit 亨 为分度因数 常取 人体各组织的 值范围如图 所示 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 15 页 共 25 页15 人体各组织 包括空气 CT 值约为 1000 1000HU 即约有 2000 个 CT 值 按照 CT 值 的定义 则水的 CT 值为 0HU 空气的 CT 值为 1000HU 致密骨质的 CT 值为 1000HU 这里需要指出的是 如果划分的体素内包含有几种不同的组织成分 则该体素的衰减 系数应取所含各种组织的成分的加权平均值 可以表述为一个积分 于是该体素的 CT 值应是衰减系数加权平均值所对应的 CT 值 在这种情况下 此平均 CT 值不能准确的与 各种组织成分的密度相对应 称为部分容积效应 在图像重建过程中可能产生伪影 称之 为部分容积伪影 二 二 CTCT 图像的像素表示图像的像素表示 像素和像素值像素和像素值 数字图像是用点阵来表示的 点称为像素 点的亮度 灰度图像 或颜色 彩色图像 用 像素值来表示 灰度图像的像素表示 yxfz 彩色图像的像素表示 3 2 1 yxfz yxfz yxfz B G R CT 图像是灰度图像 所以 单位为 HU 若图像的宽度 X 图像的高度 yxfzCT Y X Y 即为像素总和 所谓灰度是指黑白或者明暗程度 它是在图像面上表现各像素黑白或明暗程度 的量 从全黑道全白可以划分为不同的灰度 在图像面上 以灰度分布的形式显示 影 像 的本质是衰减系数成像 通过一定的算法求解各个体素的衰减系数 得到 衰减系数的二维分布 再按 值的定义将各个体素的衰减系数值转换为对应像素的 值 于是就得到一个二维分布的 值表 然后将 值转换为灰度 就得到图像面上的 灰度分布 每一个 值对应一个灰度 由于医学上对人体组织按照 2000 个 CT 值进行划 分 每个 CT 值对应一个灰度图象 理论上有 个灰度 即从全黑 对应 CT 值为 1000 到全白 对应 CT 值为 1000 有 2000 个不同的黑白或明暗分级 所以 CT 图从微观 的角度来看像是一个灰度不同 且灰度变化不连续的图像 求得衰减系数的二维分布 按照 CT 值的定义将衰减系数转换为 CT 值 将 CT 值转换为 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 16 页 共 25 页16 灰度图象 三 窗口技术三 窗口技术 窗位和窗宽窗位和窗宽 一一 为什么要使用窗口技术 为什么要使用窗口技术 如前所述 CT 图像是灰度像 一个 CT 值对应图像平面上一个灰度 CT 图像的 CT 值可 以达到 2000 个 图像从全黑到全白能显示 2000 个不同的黑白程度 也即是能显示 2000 个 不同的灰度等级 如果将每个 CT 值对应显示器的一个灰阶 则事实上存在以下两个问题 一是显示器不能显示这么多灰阶的 CT 图像 其次是我们人眼的灵敏度分辨出这么多的灰度 图象 一般人眼在全灰度范围内 从全黑到全白 当两个像素的灰度相差 60HU 时 才能 分辨出它们有不同的黑白程度 这相当于人眼在全灰度标内从全黑到全白只能分成大约 个不同的黑白分级 可见 由于人眼对黑白程度的分辨能力低 将识别不 3360 2000 出 CT 图像表现出来的许多生物信息 而 CT 的窗口技术可以解决这一问题 二二 什么是窗口技术 什么是窗口技术 窗口技术是指 CT 机放大或增强某段范围内灰度的技术 即把人体中被观测组织的 CT 值范围相对应的灰度范围定为放大的灰度范围 把放大灰度范围的上限增强为全白 下限 压缩为全白 这样就放大或增强了局部灰度范围内不同的灰度之间的黑白对比程度 1 窗口 被确定放大的灰度范围 2 窗宽 放大的灰度范围上下限之差叫窗宽 minmax CTCT 窗宽 3 窗位 放大的灰度范围的中心值 即显示器所显示的中心 CT 值 2 minmax CTCT 窗位 4 显示灰阶 前面提到 显示器不可能显示 2000 个灰阶 它只能显示有限的灰度分级 CT 机根据 所观测人体不同组织的 CT 值范围 在显示器上设置与之相对应的灰度分级称为显示灰阶 例如 显示器的显示灰阶为 64 级 某被测人体组织的 CT 值范围选为 512 或 256 从而得 出上述的 CT 值范围内每一显示灰阶所代表的 CT 值分别为 8 和 4 显然后者比前者每级显 示灰阶所代表的 CT 值跨度小 即对于前一种显示方式 各组织之间的 CT 值相差为 8 时才 能分辨出不同 而后者只要组织之间 CT 值相差为 4 就可以分辨出不同 这说明 CT 值分级 越细 有利于对低组织密度的显示 一般情况下 显示灰阶范围固定时 显示灰阶所代表 的 CT 值跨度愈小 对 CT 值显示分辨力愈高 5 窄窗宽和宽窗宽 窄窗宽显示的 CT 值范围小 每级灰阶代表的 CT 值跨度小 对组 织之间的黑白对比程度放大较大 这有利于对低密度组织或结构的显示 反之 宽窗宽的 每级灰阶代表的 CT 值跨度大 对组织或结构在密度差异之间显示的黑白对比度小 适用用 于密度差别大的组织或结构 如肺 骨质等 的显示 注意 窗口技术纯属一种显示技术 合理的使用窗口技术 只是获得组织或结构差异 上的最佳显示 不改变人体组织后结构上的真实差异 这是因为组织之间的 CT 值差异是由 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 17 页 共 25 页17 组织之间的密度差异决定的 四 分辨率 四 分辨率 1 显示分辨率 包括显示器分辨率和胶片分辨率 2 什么是对比度 是指 CT 图像表示不同物质密度差异 或对 X 射线透射度微小差异的量 表现在图像上 像素间的对比度 是它们灰度间的黑白程度对比 3 空间分辨率 1 定义 在 High Contrast 情况下区分相邻最小物体的能力 又称 High Contrast Resolution 也即显示最小体积病灶或结构的能力 抽象地说是在 CT 图像分 辨两个邻近点的能力 常用多少线对 厘米 即 LP CM 2 影响因素 1 准直器的孔径 准直器孔径的宽度和高度越小 则相应的空间分辨率越高 2 重建算法 不同的重建算法可以得到不同空间分辨率的图象 3 图像矩阵 采样频率 采样频率越高 图像矩阵越大 则空间分辨率越高 4 密度分辨率 低对比度 即物体间的密度差异很小 情况下分辨物体微小差别的能 力 又称 Low Contrast Resolution 在所用断面成像中 它是重要的性能指标之一 在实际应用当中 对比度的产生是由于密度的不同引起的 它对 X 线能量的依赖性不大 密度分辨力是衡量软组织对比度的重要指标 密度分辨力通常用百分数来表示 例如一个 X CT 系统的 CT 密度分辨力为 0 3 这就 意味着如果两部分组织的密度差别为 0 3 就可以区分开 当密度小于 0 3 时 就区分不开 了 CT 与普通 X 线照片相比 其主要优点之一就是 CT 的密度分辨力远远大于普通 X 线检 查的密度分辨力 五 噪声 五 噪声 任何成像方法都不会没有噪声 但噪声在某些成像方法中比另一些方法更为突出 在 各种成像方法中 核素成像的噪声最为严重 CT MRI 的噪声也较为明显 由于图像噪声 的存在 可使获得的图像质量不理想 最为重要的是 噪声的存在掩盖或者降低了图像中 某些特征的可见度 减小可见度的损失对对比度低的物体尤为重要 一一 噪声定义 噪声定义 指 CT 值的随机变化 指均匀物体的影像中 CT 值在平均值上下的随机涨落 其数值可 用给定区域 CT 值的标准偏差表示 二二 噪声的表现形式 噪声的表现形式 CT 图像中包含某些直观的噪声 它的存在是图像出现斑点 细粒 雪花状或者结构异 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 18 页 共 25 页18 常等 这些噪声的存在在很大程度上影响着人们对 CT 图像的评价 三三 影响噪声的因素 影响噪声的因素 1 MAS 增大 x 线的剂量可以降低噪声 对于密度差别不大的软组织检查 可以增大 MAS 剂量来降低图像噪声 而对于密度差别比较大的组织 可以降低 MAS 剂量 因为这些 部位本身具有较高的对比度 少量的噪声不会影响诊断 2 管电压 kV 管电压越高 X 线光子的能级越高 谱线能量越单一 图像噪声越小 3 重建算法 不同的重建算法具有不同的噪声水平和密度分辨率 4 层厚 1 对于软组织来说 体层越厚 噪声越低 密度分辨率越高 2 对于骨组织来说 体层越薄 噪声大 但空间分辨率好 六 伪影 六 伪影 一一 伪影定义 伪影定义 由于设备或病人所造成的 在 CT 图像上出现了原来物体中并不存在的影像 二二 伪影的表现形式 伪影的表现形式 1 条纹 Streaking 表现为图像中的高强亮度直线 不一定平行 它们可亮可暗 条纹伪影通常是由采样 过程中信号的不一致性导致的 数据的非一致性是由数据采集 机械故障或不同采集帧中 存在突然跳跃等相关过程而引起的 如病人心脏跳动等 以前面讲过的滤波反投影法重建 钉子的图像为例 一般情况下 投影空间投影数据与图像空间的一条直线相对应 相邻直 线的正 负脉冲的综合作用使得重建后的图像没有直线 当投影数据集出现非一致性是 重建过程不再具有正 负脉冲的综合抵消作用 其结果是在图像上产生线状或条纹伪影 2 阴影 Shading 出现在高对比度物体附近 例如 它们常出现在骨组织或有空气组织附近的软组织区 域 表现为或亮或暗 产生阴影的原因主要也是投影数据的不一致性 与条纹伪影不同的 是阴影一般是由一些通道或投影逐步偏离真实测量值 由于是逐步偏离 信号没有尖锐的 非连续性 这些误差的产生就没有真实的边界 阴影未有的出现的范围大学和严重程度与 发生错误的通道和错误的程度有关 有时阴影伪影会覆盖整个器官从而导致测量的偏差 3 环形和条带 Rings and bands 表现为原始图像结构上出现环形或条带 既可能是整个圆环 也可能是圆弧 由于与 正常人体组织之间容易区分 危害性并不大 环形伪影主要出现在第三代 CT 中 前面提到过的单一投影中出现误差在反投影中形成 条纹 如果同样的误差在很多投影中都出现 那么条纹两边和模糊消失就产生了圆弧 4 混杂伪影 Miscellaneous 涵盖多种伪影 它们不是很常见 X 线计算机体层成像原理与设备讲稿 第 19 页 共 25 页19 三三 伪影的影像因素 伪影的影像因素 1 运动伪影 移动条纹伪影 运动伪影 移动条纹伪影 在扫描过程中 扫描部位的随意和不随意的运动 使得射线显示从一次检测到另一次 检测的某种突然的不一致的结果 都要产生粗细不等的 黑白相间条状伪影 如病人点头 运动 侧向运动 屏不住气 吞咽动作 心脏跳动 肠蠕动等 均可产生局部的移动条纹 伪影 2 部分容积效应 部分容积效应 当 X 线穿过人体时 由于人体内各点的密度不同 而探测器不能做得太小 因而会出 现在同一个探测器上有一半是高密度的检测数据 另一半是低密度的探测数据 而在探测 器的输出信号时左右两半检测数据的平均值 这样探测器的输出信号就不能准确反映人体 某一体积的真实密度 用这样的数据重建出来的图像所产生的伪影称之为部分容积伪影 当层厚增加时 如从 1mm 到 10 名模 部分容积效应伪影增加 选择薄的层厚能预防 伪影的发生 这是因为这样扫描物体的衰减系数变化是可预料的 但同时却增加了噪声水 平 等于损失了密度分辨率 3 X 线束的硬化效应 线束的硬化效应 吸收系数和 X 线的能量有依赖关系 X 线的能量越低 吸收系数越大 X 线的能量越大 吸收系数减小 这就意味着在 X 线光谱中低能 X 线比高能 X 线更容易被滤掉 这种现象称 之为 X 线的硬化效应 一般 X 线束一单一频率 固定能量束穿过物体 可检测到比较稳定的吸收系数 实际 上从 X 线管发出的 X 线束具有以系列的频率 具有高能量和低能量的射线成分 由于硬化 效应 在 X 线穿过物体后 低能 X 线将被吸收 剩下高能级 X 线 从而使 X 线束在总体上 表现为变硬 如果在假定 X 线单能的情况下进行 CT 图像重建 那么重建后得到的图像将存 在误差 这种误差称之为硬化效应误差 由于这种误差的存在所导致的伪影 称之为硬化 效应伪影 CT 的射线硬化最典型的伪影是 杯状 Cupping 伪影 其