精选总结-CT原理与技术

CT原理与技术 医工 1 什么是CT CT是指由投影重建图像 由Hounsfield发明 经历了五代 利用CT扫描成像系统 完成数据采集 图像重建 图像显示过程 对CT的评价可以从CT剂量 系统参数及伪影来判定 2 CT测什么 线性衰减系数 干涉散射 光电效应 康普顿效应的总和在CT所用的较高能量的X射线中 康普顿效应起主导作用朗伯 比尔定律 当一单色线束通过一密度均匀的小物体时 其能量与物质的原子相互作用减弱 减弱程度与物质的厚度和组成成分或吸收系数有关 CT值 不具有很强的描述性 很大程度上取决于X射线光谱能量 相对于水计算出来的 为CT值 CT值 骨密质1000空气 1000水0脑白质 脑灰质凝固的血 血液 3 历史 伦琴 发现X射线Rodon 图像重建Bracewell 绘制太阳微波发射图像Hounsfield CT扫描机 头部 Ledley 全身CT扫描机 4 各类CT扫描机 第一代 平移 旋转扫描式 笔形扫描线束 时长伪影大第二代 平移 旋转扫描式 扇形线束 射线利用率低第三代 旋转 旋转扫描式 较宽的扇形角第四代 旋转 静止扫描式 扇形线束角度大 对散射线及其敏感第五代 电子束X射线管 对射线源要求比较高螺旋CT SSCT 对整个容积进行快速连续扫描多层面螺旋CT机 MSCT 探测器呈弧面排列双源CT显微CT工业CT 5 CT扫描成像系统 6 数据采集 球管发射X射线 穿过人体的X射线有探测器测量 从各个角度采集数据 每次采样的断面数据都存储到计算机的存储器中 三种扫描模式 定位像 确定要扫描的病变部位 选择扫描层和扫描区域 普通X线图像 球管和探测器不动 床移 轴向扫描 包括数据采集阶段和非数据采集阶段 一个层面扫描 移动床 下一个层面扫描 螺旋扫描 X射线源与患者扫描床同时移动 扫描时间短 7 在SSCT 单层面螺旋CT 中 螺距定义为 机架旋转一周进床距离d与扫描时设置准直器宽度s的比值 Pitch d s vt s v是进床速度 t是机架旋转一周所用的时间利用系统部件 球管 探测器 准直器 滤过器 滑环 对数放大器 模数转换器 接口电路等 8 球管 原理 管内高速运动的电子轰击在靶面上 电子运动骤然受阻 就是就辐射出X射线 组成 球管外壳 作用 保证电子在真空管内能够自由加速 运动不受阻 隔热与绝缘类型 玻璃外壳 金属陶瓷外壳阴极 作用 发射电子 并使电子聚焦去轰击阳极 组成 灯丝 钨丝聚焦杯 把到达阳极的电子聚焦成一个窄束 阳极 电子被加速至阳极 在阳极受阻 由于电子和靶材料之间的碰撞 使得阳极产生热和电磁辐射 分类 固定阳极 不能满足高负载的性能要求 旋转阳极 提高热容量 提高功率 焦点小 绝缘油散热和冷却 9 球管的技术指标 几何参数 焦点 实际焦点是指灯丝辐射的热电子在靶面上的轰击面积 有效焦点是指球管的实际焦点在垂直于球管轴线方向上的投影 大电流 高功率时使用大焦点 小电流 低功率时使用小焦点 靶面倾角 一般选为7 物理参数 最大热容量 管电压 管电流 曝光时间的乘积冷却速率电参数 最高管电压 最高管电流 最长曝光时间 10 高压发生器 作用 产生X射线的能量来源 一方面提供球馆所需的高压电场 另一方面供给球管以灯丝加热电流组成 直流电路DCC 逆变器 高压变压器工作方式 脉冲或连续 脉冲要求有较高的瞬时功率 第三代用的是脉冲方式 连续对发生器的最大功率要求比较低 MSCT用连续方式 常见故障 球管放电 旋转异常 高压打火 11 滤过器 球管产生多能线束 而兰博比尔衰减定律要求单能线束 滤过器使射线逼近单能 至于球管与患者之间作用 吸收低能X射线 使平均能量升高 射线变 硬 使穿过滤过器和受检者的投射线束的能量分布达到均匀硬化 分类 平板滤过器 铜 铝 在FOV范围内调节X射线光谱的均匀性楔形滤过器 12 构建图像 FOV 指扫描期间所测量的区域 决定了再x y平面X射线的照射范围 FOV和矩阵共同决定了像素的大小 像素是显示图像的基本单元 像素 FOV 矩阵大小体素 在应用中将被扫描的人体分成许多密度均匀的小立方体 体素是构成CT图像的基本单元 体素 FOV slice 层厚 矩阵例如 FOV 32cm 矩阵为320 320 层厚5mm像素 x y x 2 y 2 320mm 320 2 1mm 2体素 d 1mm 2 5mm 5mm 3 13 准直器 前准直器 放置在球管和受检患者之间后准直器 放置在探测器的前端在SSCT中的作用 前准直器控制线束在与人体平行方向上的宽度 从而控制扫描层厚度 层厚灵敏度剖面线取决于前准直器 后准直器作用是过滤散射线 有些SSCT中没有安装后准直器 因为求点的焦点足够小 前后准直器必须精确对准 否则有条形伪影 在MSCT中的作用 d D N D为前准直器 d为后准直器 约为探测器排的间距及探测器排的准直器 N为探测器排的数目 而在SSCT中 d D 所以MSCTz周体积覆盖范围和z轴分辨力 层厚 都优于SSCT 层厚大于探测器单元大小 层厚由后准直器决定层厚小于探测器单元大小 前准直器和探测器共同决定层厚 14 探测器 作用 将X射线能转换为可供记录的电信号的装置 通过测量它接受的X涉嫌量 然后产生与X射线量成正比的电信号 类型 气体探测器 惰性气体 氙气电离 量子探测效率低 低端使用固体探测器 X射线照射闪烁晶体使之瞬间发光 利用光电倍增管将这种闪烁晶体转换为电信号 再用电子线路和器件将它们放大并存储下来 几何利用率在50 80 常用材料 铊激活碘化钠晶体 极易潮解 铊激活碘化铯晶体 钨酸镉晶体 闪烁晶体探测器 稀土陶瓷探测器 利用率高 纳米探测器 白水晶 宝石探测器 宝石加稀有元素 15 探测器的特性 一 效率 指照射的X射线束转化为有用信号的百分比 量子探测效率 QDE 吸收效率 随着探测器厚度 线性衰减系数增加 QDE增大 几何效率由每个探测器的孔径和与关系到每个探测器所占空间的比来决定的 总的检测效率 几何效率和吸收效率的乘积 二 稳定性 从某一瞬时到另一瞬时探测器的一致性和还原的可能性 探测器的零位漂移及增益的变化程度 三 响应性 探测器接受 记录和抛弃一个信号所需的时间 响应速度越快 就可以消除余晖或磷光 防止余晖造成的畸变和伪影 16 四 准确性 要求低电子噪声 线性 各探测器的均匀一致性及瞬时稳定性 五 辐射损伤 降低防伪影 六 余晖 由于杂质的存在使少量受激电子陷入返回基态周期较长的激发态 产生较长的衰减时间常数 Hilight探测器通过掺杂西游元素消除 七 热稳定性 17 MSCT探测器 排 CT探测器在z轴方向的物理排列数目 即有多少探测器层 CT数据采集系统同步获得图像的能力排的数目并不严格等于层面数 矩形探测器阵列 均匀分布 自适应探测器阵列 混合矩阵探测器阵列 18 参考探测器 测量入射人体前的原始X射线 平板探测器 用于显微CT中 碘化铯闪烁体层探测器故障 扫描空气获得校正因子 19 数据采集系统 前置放大器 对数放大器 对数压缩积分器 每个角度下的X光子的总和多路转换器 各路积分器输出信号经多路混合器变成一路A D转换器 逼近式A D转换器和双积分式A D转换器 20 滑环 电缆多 使扫描架的旋转角度范围小 滑环技术CT机中的转动部分和固定部分间采用碳刷 滑环接触的链接方式组成 传导设备操作与控制信号的低压环 供应球管与变压器电源的高压环 向探测器输入输出数据的数据环由高压滑环上电压不同分高压滑环和低压滑环 低压馈电 碳刷属于磨损消耗品 碳粉会引起短路和放电等 同时滑环上有高压电 要防止电击 21 其他 机架 龙门架 扫描平面可以倾斜 30 放疗定位CT属于大孔径CT机架驱动方式 钢带驱动 不适合长时间快速扫描 磁悬浮驱动 气垫驱动检查床 床面要能够降到尽可能低的位置 扫描床的水平定位和运行速度要有很高的精度 一般选用碳化纤维材料 计算机系统 控制整个CT系统 数据处理 预处理 零点漂移校正 参考校正 空气校正 体模校正 图像重建 22 CT图像重建 利用的系统部件 工作站和计算机等术语采样几何形状 第一代第二代CT 平行投影 第三代 扇形投影 多排CT 锥形投影Shepp Logan体模 数据仿真的经典头部模型 phantom函数投影 由物体本身的密度和投影路径决定弦图 重建前采集一层CT的投影分布图 纵轴表示探测器单元 横轴表示投影角度 弦图可用于检测CT系统是否正常 当某一探测器单元失效 弦图内则含有一条竖直的直线Radon变换 23 傅里叶变换重建算法 中心切片定理 一个三维 二维 物体的二维 一维 投影的傅里叶变换精确地等于物体的傅里叶变换的中心截面 中心直线 重建方法 收集CT扫描各角度投影 每一投影 计算1DFT 规整2D坐标FT平面 通过2D反FT算回原回影像特点 需要插值 空间中某一样本的误差将影响整个图像 需要存储完一维数据再进行二维逆变换 要求硬件内存大 等待时间长 难实现目标重建 有时插值需补大量0 矩阵太大 24 反投影法 将每次 投影 中心放回矩阵之中 并继续取阀门的射线和 要求的未知的 25 减去背景值 一个方向探测出的值的和 如1 5 除以最大公约数 得出与未知的对应的矩阵 26 即 各个方向 横向 纵向 左斜 右斜 都探测其吸收系数 四个矩阵相加 得到的结果再减去背景值 再除以最大公约数 即得原图像矩阵 对于任何复杂形式的薄层可以认为是密度不同的像素点的几何 经过反复投影叠加 在每个点所对应的位置上形成了星形图像缺点 反投影法是利用穿过某些像素的所有射线的投影值反过来估算该像素的吸收系数值 这样就把从各个方向上得到的投影看成这个方向上的像素具有同等贡献 邻近结构对反投影图像中所有点的密度都要产生影响 星形伪影 改进 滤波反投影法 27 滤波反投影 BP和FBP的区别是FBP是BP基础上进行滤波运算 卷积运算 P 表示对应于 角度的单位投影的傅立叶变换 里层的积分是P 的逆傅立叶变换 记为g t 在空间域 它表示单位投影被一频域响应为 的函数做滤波运算 故称之为滤波反投影 28 FBP实现步骤 平行束 29 滤波反投影特点 采用先修正 再反投影的做法 得到原始的密度函数 滤波反投影重建图像的基本做法是 在某一投影角下取得投影函数 一维函数 后 对其作滤波处理 得到一个经过修正的投影函数 然后再将此修正后的投影函数作反投影运算 得出所需的密度函数 滤波反投影法在实现图像重建时 只需作一维的傅里叶变换 由于避免了费时的二维傅里叶变换 滤波反投影法明显地缩短了图像重建的时间 30 图像显示 窗口技术 利用系统部件 数模转换器 D A 图像显示器 照相机 接口电路等窗位 WL 对应于灰度级中心位置的CT值窗宽 WW 表示所显示CT值的范围CT值比所设置的窗口下限低的组织在图像内显示为黑色CT值比所设置的窗口上限高的组织在图像内显示为白色 31 CT剂量 CT剂量和普通放射剂量的区别普通放射剂量分布区域大 一般集中在皮肤表面 衰减近似指数 CT剂量分布在窄带内 边缘与中心分布不均匀 且属于多层扫描 剂量大 普通放射 CT 32 单次扫描的CT剂量描述方法 CTDI CTDI是长度剂量除以断层厚度的商 33 CTDIw CTDIair CTDIw 中心点和边缘点的加权平均值CTDIW普遍采用 目前已由IEC建议将加权CTDI标于CT操作台的控制面板上 加权CTDI可以很好地反应所选择的参数直接把笔形电离室放置于机架的等中心点位置 计算器官剂量和有效剂量时都需要拿CTDIair作输入参数 34 在扫不同圈数时剂量相差很大CTDIvol了却没变化为了评估不同扫描范围下的剂量 提出了剂量长度乘积 DLP K是转换因子 35 多次扫描的剂量描述方法 多次扫描平均剂量 MSAD 表示从一系列层厚中受照射区域的平均吸收剂量值 36 CTDI的测量方法 笔形电离室法 原理 电离室通过截取射束和感受所有剂量分布曲线的剂量来计算有效积分 电离室发射的电荷正比于分布曲线的区域 工具 剂量体模 有机玻璃或水当量塑料 笔形电离室 剂量读数仪等热释光剂量计 TLD 法测量CTDI存在的问题 均匀体模不能有效模拟人体所接收的射线量测量体模的纵向长度无法满足体部照射的长度 37 影响CT剂量的因素 mAs管电流 kVp管电压 Scanslices scandegree扫描角度 scantime扫描时间slicethickness层厚 Pitch螺距 38 基于调制技术的剂量降低方法 一 自动毫安控制技术 自动曝光控制技术 降低管电流 依据年龄调制 依据扫描部位调制 喉部值小胸腹部值大 依据旋转角度调制 混合调制技术二 基于心电调制的剂量降低方法 回顾性心电门控 可以回顾性选择R R间期的任意心动时相重建冠状动脉图像 缺点是辐射剂量利用率低 前瞻性心电门控 要求受检者是稳定窦性心率 三 基于螺距调制的剂量降低方法 可变螺距 减少剂量损失四 基于管电压调制的剂量降低方法 39 与设备硬件相关的降低剂量的方法 一 球管相关技术 偏焦点辐射电子束收集器二 滤过器 蝴蝶结滤过器 肥胖者用大滤过器三 改进的准直器技术 动态准直 用于MSCT中 提高剂量效率的角度来降低CT剂量 2D防散射准准直器四 改进DAS系统降低辐射剂量 40 与设备操作相关的剂量降低方法 一 对敏感部位的屏蔽 眼睛等软组织 机架倾斜或放衰减性物质铋二 合理的操作方法来降低剂量 扫描部位放置于正中 41 低剂量成像技术 后处理技术 重建后对图像进行噪声滤除 仅对小FOV适应迭代重建算法 42 空间分辨力 又称几何分辨力或高对比度分辨力 HCR 指在高对比度 目标和背景CT值差值大于100H 情况下识别两个相邻物体的最小距离 即显示最小体积病灶或结构的能力 纵向分辨力是HCR在z轴方向的延伸表示方法 线对法 每厘米可分辨的线对数 lp cm 4lp cm表示1cm可分辨1 8 具有主观性 调制传输法 MTF 系统对不同频率的细节的成像能力 MTF较高意味着能较好地恢复原有信息 MTF 1重现理想 MTF 1空间分辨力受损 43 影响HCR的主要因素 有效探测器尺寸 制约HCR的根本 孔径大 HCR低 焦点大小 焦点到等中心点距离FID 焦点到探测器距离FDD 孔径 像素点 FOV 矩阵 HCR 层厚 HCR 噪声 采样间隔 采样率 HCR卷积函数形式 提高算法可以提高HCR 44 改善HCR的技术方法 1 4detectorshift 1 4探测器偏置Flyingfocalspot 飞焦点Attenuatingcomb 衰减梳WWandWL 窗宽和窗位 显示 45 HCR检测方法 主观法 利用周期性结构体模直接测量 影响因素多 客观法1 PSF 对理想点源或狄拉克函数的响应 结构简单易处理 但数据量小 受噪声影响大 结果重复性差 误差较大2 LSF 在均匀背景材料中嵌入一定面积的 一定厚度的金属薄片 用其弥散程度反映空间分辨力 46 纵向分辨力 又称有效层厚或者成像层厚 对3D重建尤为重要表示方法 灵敏度剖面线SSP 表示垂直于扫描平面的系统响应特性 理想形状为矩形 实际是高斯形影响因素 单层面准直器对层厚的影响 焦点较小时有效层厚精确性好 螺距 180 内插算法 半扫描 高分 360 线性内插算法 全扫描 噪声低 诊视床的步进距离 47 提高纵向分辨力的有效方法 重叠重建测量方法 利用交叉金属斜面 线 斜面 线 利用部分体积效应 需扫描的层面比较多 48 噪声 定义 CT值的随机变化 即在均匀物体的影像中CT值在平均值的随机涨落 主要来源是量子噪声 电气噪声和重建算法引起的噪声 表征方法 标准偏差 SD 表示噪声 噪声功率谱 NPS 表示噪声影响因素 剂量大噪声小 层厚大噪声小 算法 滤过函数减少噪声 受检者体型越胖噪声越大测量方法 扫描均匀体模 然后在图像上选取一定尺寸的ROI 对此ROI测量SD值 49 密度分辨力 又称低对比度分辨力 LCR 指目标和背景的CT值小于10H 表征方法 LCR为3mm 0 5 表示当目标和背景CT值相差5H 时 能分辨目标的最小直径为3mm 所有能影响CTDI的因素都会影响LCR测试工具和方法 主观方法 扫描带有许多孔的圆柱形模型 通过往孔中注入不同的物质来改变孔与背景的对比度 统计学法 在同样的条件下测量多个同样大小的低对比度物体的值 50 时间分辨力TR 衡量MSCT的重要参数 主要包括扫描时间 重建时间与周期时间影响因素 机架旋转时间小 TR大 数据采集模式 回顾性心电门控技术 螺旋扫描 前瞻性心电门控 非螺旋扫描 可以提高TR 重建方法 部分扫描重建多扇区重建测量 体模由有机玻璃构成 圆柱形原理 在机架旋转采集数据时 让测试体模与机架同步旋转 由于在均与测试体模中植入了一个高密度的物质 CT图像会出现一段圆弧 通过圆弧测量TR 51 伪影 重建CT值与物体真实CT值的系统差异分类 条纹 高强度直线 阴影 常出现在高对比度附近 较难识别 环形和条带 主要出现在第三代CT中 噪声越大越分不清 混杂伪影CT比普通放射伪影更多 52 混淆伪影 帧混淆伪影 帧采样不足 边缘出现放射性条纹射线混淆伪影 探测器欠采样 在高密度周围出现放射状条纹香农采样定理 原始数据采集频率至少是最高频率的2倍校正方法 xy方向提高空间分辨力 通过调整时间域内的采样率 相邻采样间隔的距离可以调节 第四代CT 不适用于多层面等技术 现在已经不用 1 4探测器偏移 采样密度得到提高 中心通道内插数据误差小 与中心通道距离越大 误差越明显 飞焦点 后处理方法 自适应帧合成技术 53 风车伪影 在螺旋采集数据时 z轴方向采样不足引起的 冠状面图像上表现为条带影响因素 螺距越大 伪影越明显 当螺距不变时 准直器层厚越大 风车伪影越明显 重建层厚不同风车伪影表现不同校正方法 薄层扫描 厚层重建提高z轴采样率 54 截断伪影 SFOV设置恰当 可避免大多数截断伪影产生 病人体形过大超出扫描野范围 不管有没有放置在中心都会发生投影截尾使用算法校正 55 部分容积效应 PVE 伪影 定义 如果一个物体只