第二節(jié)CT圖像

1、一、一、CT圖像特點圖像特點 1.數(shù)字化圖像數(shù)字化圖像 CT圖像是將像素按矩陣排列 構成。這些像素反映的是人體相應單位容積 (體素)的X線吸收系數(shù)。CT機機型不同其圖像 的像素大小、數(shù)目均不同。像素大小有 1.Omm1.Omm，O.5mmO.5mm， O.25mmO.25mm之分。像素數(shù)目可以是 256256個，512512個，10241024個。 像素越小，其數(shù)目越多，構成的圖像越細致、 清晰，空間分辨力(spatial resolution)越高。 CT圖像有較高的密度分辨力圖像有較高的密度分辨力，其X線吸收系數(shù)的測 量精確度可達0.5%，能分辨密度差異較小的組織， 能清楚地顯示人體某些器

2、官的解剖結構和器官內(nèi)密 度發(fā)生變化的病變組織。 CT圖像的數(shù)據(jù)采集后，可對其進行圖像后處理圖像的數(shù)據(jù)采集后，可對其進行圖像后處理。 尤其是螺旋掃描的容積數(shù)據(jù)，可改變算法，進行重 建。能對橫斷層面像進行多維、多平面的各種類型 的重組(reformation)，從任意角度，全方位觀察影 像，對病變的定位、定量、定性更準確。在重組圖 像中，不同密度的組織可以用不同的偽彩色顯示， 圖像更生動。 2.CT值和灰階值和灰階 CT值(CT number)是簡便的量 化指標。在研究CT圖像時，人們關心各組織結 構內(nèi)的密度差異，即相對密度。如果某一組織 發(fā)生病變其密度就會發(fā)生變化，這對CT診斷有 很大價值。但比

3、較和計算各組織對X線的吸收 系數(shù)非常繁瑣，于是亨氏(Hounsfield)把X線的 吸收系數(shù)換算成CT值，單位是Hu(Hounsfield unit)。亨氏定義水的亨氏定義水的CT值為值為OHu，其它不同其它不同 密度組織都與它進行比較。密度組織都與它進行比較。密度大于水的為正 值，如骨皮質(zhì)CT值為+1000Hu；密度小于水 的為負值，如空氣的CT值為-10OOHu。 人體內(nèi)密度不同的各種組織的 CT值一般位于-1000Hu+1000Hu 的2000個分度之間（圖3-1）。在 實際工作中可以用測CT值的方法， 大體估計組織器官的結構情況， 這樣就有了一個簡便的量化指標。 此外還可以根據(jù)CT值選

4、擇閾值進 行圖像后處理，根據(jù)CT值進行實 時增強監(jiān)視及骨密度測定等。但 是，CT值并不是恒定的，它受X 線管老化、電源狀況、掃描參數(shù)、 溫度及鄰近組織等因素影響，因 此在診斷中CT值只能作為參考， 而不能作為診斷主要依據(jù)。 CT圖像是將重建后矩陣中每一像素的CT值，以數(shù)字/模 擬轉換(digital to analog conversion；D/A)成相應 的不同亮暗程度的信號，并顯示在監(jiān)視器上。監(jiān)視器 所表現(xiàn)的亮度信號的等級稱為灰階(grey scale)?；?階一般有16個，但每一灰階內(nèi)又有4個連續(xù)變化的灰度， 故共有64個連續(xù)的不同灰度的過渡等級。用64級灰階 來顯示2000Hu范圍的結

5、構，每一級將分別代表31個連 續(xù)的CT值：而所顯示的16級灰階的每一級含有125Hu。 亦即物體的密度差在125Hu內(nèi)都將表現(xiàn)為同一灰度。由 于人體多數(shù)的組織器官及其病變 (特別是軟組織及實 質(zhì)性臟器等)的密度差大都在1O00Hu的范圍內(nèi)，故彼此 間不能區(qū)分。如將圖像顯示的灰度范圍擴大到2000Hu 時，則以上軟組織都將表現(xiàn)為一致的灰度，失去了應 有的密度對比，不利于診斷和鑒別診斷。 人體常用的 CT值 類別 CT值（Hu）類別CT值（Hu） 水010脾臟 5065或略低 腦脊液38胰腺4555 血漿314腎臟4050 水腫717膽囊1030 腦白質(zhì)2532脂肪-20-80 腦灰質(zhì)3040鈣化

6、80300 血液1332空氣-200以上 血塊6484肌肉4080 肝臟5070骨骼+400以上 3.窗口技術窗口技術（window technology） 是將CT 值進行適當?shù)幕译A圖像表達，提供給醫(yī)師診斷 信息的技術，包括窗寬和窗位窗寬和窗位兩個概念。窗寬窗寬 (window width)是指CT圖像上所包括的CT值范 圍。窗位窗位(window level)是窗寬的中心CT值。 窗位是以被觀察組織CT值的中心值，又稱窗中 心。同樣的窗寬，由于窗位不同，其所包括的 CT值范圍不同。例如取窗寬為1OOHu，窗位為 OHu時，其CT值范圍為+5OHu-5OHu；當窗位 為+4OHu時，其CT值

7、范圍則為-10Hu+9OHu。 窗寬內(nèi)所有的CT值用16個灰階顯示，小于窗寬 的組織結構影像能清晰顯示，大于窗寬的組織 結構則沒有灰度差別而不能顯示。 窗寬和窗位的選擇，關系到組織結構細節(jié)的顯示，在 實際操作中，根據(jù)計劃顯示結構CT值的變化范圍來確 定合適的窗寬、窗位。如腦實質(zhì)和顱骨的CT值分別是 +35Hu和+300Hu，觀察腦實質(zhì)的窗寬為100Hu，窗位 +35Hu；觀察顱骨的窗寬是1000Hu，窗位是+300Hu。當 正常組織與病變組織間密度差別較小時，應用窄窗寬 才能顯示病變。加大窗寬，圖像層次增多，組織對比 減少，細節(jié)顯示差；縮窄窗寬，圖像層次減少，對比 增強。兩者應相互協(xié)調(diào)、平衡，

8、才能獲得既有一定層 次，又有良好對比的影像。不同的機型，因性能各有 差異，窗值并不完全一致。即使同一臺機器，隨著使 用時間的變化，窗值也會有所變化。此外，電流、電 壓的改變，溫度、濕度也會使數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)發(fā)生誤差， 使CT值在一定程度上波動，影響窗寬和窗位的選擇。 窗寬和窗位的選擇不當，易導致圖像結構顯示不清楚， 嚴重者甚至不能滿足診斷要求。 在同一幅圖像上利用計算機軟件功能同 時給定二個不同的窗值，以同時顯示二 種密度差異較大的組織影像，稱為雙窗 顯示或雙窗技術（duble window technology）。雙窗技術可提供更多的 組織結構影像信息。 雙窗技術最常用于胸部CT檢查。將肺和 縱

9、隔以及胸壁同時顯示。 二、影響CT圖像質(zhì)量的變量因素 （一）算法的選擇算法的選擇 CT圖像是數(shù)字化的圖像，圖像重建的數(shù) 學演算方式有多種，根據(jù)被觀察組織的 不同和診斷需要，在掃描或圖像重建時 選擇不同的過濾函數(shù)，使重建圖像得到 最佳的顯示，提高了圖像的空間分辨力 和密度分辨力。常用的有標準算法、軟 組織算法和骨算法等。 1.標準算法標準算法 使圖像的密度分辨力和空 間分辨力均衡，通常對分辨力沒有特殊 要求的部位而設定的。適用于一般CT圖 像的重建，例如顱腦、脊柱等部位的檢 查。 2.軟組織算法軟組織算法 適用于需要突出密度分 辨力的軟組織圖像重建，特別適于密度 相差很近的軟組織顯示，圖像顯示柔

10、和 平滑。對肝、胰、脾、腎及淋巴結等腹 部器官結構，CT檢查用軟組織算法重建 圖像效果較好。 3.骨算法骨算法 這種圖像重建方法更突出強 調(diào)空間分辨力。特別適于骨細節(jié)的研究， 或對密度相差很大的組織之間的分辨。 圖像顯示邊緣銳利、清晰。如對內(nèi)耳、 肺組織、骨盆及其他骨骼等部位的檢查， 用骨算法重建圖像效果較好。 算法的選擇不當，會降低圖像的分辨力。 增加X線量，可部分彌補此不足。螺旋CT 掃描的容積數(shù)據(jù)可通過變換算法，進行 多種算法的圖像重建。 （二）（二）CTCT分辨力分辨力 CT的空間分辨力和密度分辨力，是判斷 CT機性能和圖像質(zhì)量的兩個指標。它們 互相制約，密切相關。像素小，數(shù)目多， 提

11、高了空間的分辨力，圖像較清晰。但 在X線總能量不變的條件下，每個單位容 積所獲得的光子數(shù)卻按比例減少，使密 度分辨力下降，使密度差異較小的組織 難以顯示。若需保持原來的密度分辨力， 就需要增加X線量。 1.對比度分辨力對比度分辨力（contrast resolution） 是指當細節(jié)與背景之間具有低對比度時，將一 定大小的細節(jié)從背景中辨別出來的能力。又稱 為密度分辨力或低對比分辨力（low contrast resolution）。 對比度分辨力受到像素噪聲、物體的大小、物 體的對比度和系統(tǒng)的MTF等影響，其中像素噪 聲是主要影響因素，常用像素噪聲的標準差來 表示。像素噪聲的定義是勻質(zhì)水模在限

12、定CT值 范圍內(nèi)的標準差，是在勻質(zhì)斷面圖像中像素的 點與點間CT值的隨機波動和平均值離散的測量。 固有噪聲只有在沒有偽影的圖像中才有可能測 量。 觀察對比度分辨力的另一種方法是作一條對比 度-細節(jié)曲線，這條曲線描繪出對比度與細節(jié) 大小之間能辨別的極限。對比度分辨力還會受 到褶積濾波器類型的影響。 2. .空間分辨力空間分辨力（spatial resolution） 是指 在高對比度的情況下區(qū)分相鄰兩個物體最小距 離的能力。即顯示最小體積病灶或結構的能力， 又稱高對比分辨力（high conrast resolution）。一般地說，空間分辨力由球管 焦點的尺寸和像素的尺寸所決定的，與X線劑 量

13、大小無關?？臻g分辨力可通過選擇不同的褶 積濾波器而改變。 CT的空間分辨力有一定的極限，受到探 測器孔徑的大小、采樣間隔（頻率）以 及重建算法和掃描設備的精度等因素的 限制。而X線膠片只受粒狀度大小的影響， 這就意味著CT在高對比度的情況下使用 時，如作骨骼結構或胸腔檢查，它的空 間分辨力不會超過普通X線。通過增加探 測器的數(shù)目和減小采樣間隔，可提高的 空間分辨力。 （三）噪聲（三）噪聲 均勻物體的影像中因出現(xiàn)像素的CT值參差不齊，圖 像呈顆粒性，這種現(xiàn)象稱CT的噪聲。噪聲可分為掃描 噪聲和組織噪聲。掃描噪聲是由于探測器接受的光子 數(shù)有限，使光子在矩陣內(nèi)各個像素上分布不均所致。 掃描噪聲導致密

14、度相等的組織或水在圖像上各點的CT 值不等。掃描噪聲主要與以下因素有關:探測器因素， 如探測器的數(shù)量和靈敏度、像素大小、掃描層厚等； X線量及算法選擇等因素，如管電流、掃描時間等； 電子線路及機械方面、重建或重組方法的選擇以及 散亂射線等也會引起噪聲。組織噪聲是由各種組織平 均CT值差異所致，即同一組織可能有不同的CT值，反 應不同組織也可有同一CT值，且電壓的變化也影響CT 值的測定。 噪聲使圖像的質(zhì)量降低，因此要了解噪聲產(chǎn)生 的機制和原因，并加以抑制，以提高圖像質(zhì)量。 如因為X線穿透人體到達探測器的光子數(shù)量有 限，致使光子在矩陣內(nèi)各像素上的分布不均， 導致密度相等的組織或水在圖像上的各點的

15、CT 值不相等，在診斷學上稱為掃描噪聲。掃描噪掃描噪 聲與聲與X X線量有關線量有關，因此，必須根據(jù)檢查部位的 組織厚度和密度來選擇mAs。原則上以保證圖 像質(zhì)量的mA乘以CT機所能達到的最快掃描速度 為較好搭配。一般講增加4倍的X線量，可使圖 像的掃描噪聲減半。 （四）部分容積效應（四）部分容積效應 1.部分容積效應部分容積效應 在同一掃描層面內(nèi)含有二種以上 不同密度的組織相互重疊時，所測得的CT值不能 如實反映該單位體素內(nèi)任何一種組織真實的CT值， 而是這些組織的平均CT值，這種現(xiàn)象稱部分容積 效應(partial volume effect)。部分容積效應與 CT掃描層厚和被檢組織周圍的

16、密度有明顯關系， 當評價小于掃描層厚的病變時，要考慮其CT值是 否有部分容積效應的影響，薄層掃描、小掃描視 野及大矩陣等，可減少部分容積效應。 2.周圍間隙現(xiàn)象周圍間隙現(xiàn)象 在同一掃描層面內(nèi)， 與層面垂直的二種相鄰但密度不同的組 織，其邊緣部的CT值不能準確測知，因 而在CT圖像上，其交界部的影像不能清 楚分辨，這種現(xiàn)象即為周圍間隙現(xiàn)象 (peripheral space phenomenon)。這是 掃描X線束在兩種組織的相鄰接處其測量 值相互重疊造成的物理現(xiàn)象，實質(zhì)上也 是一種容積效應。 （五）偽影（五）偽影 CT圖像中與被掃描組織結構無關的異常影 像稱偽影（artifact）。其產(chǎn)生的原

17、因 有: 1.設備原因設備原因 由于探測器、數(shù)據(jù)轉換器 損壞或傳輸電纜工作狀態(tài)不穩(wěn)定，接口 松脫，CT機使用前未作校準、球管不在 中心位置、球管極度老化或探測器敏感 性漂移等原因引起偽影，常見有環(huán)狀、 條狀、點狀、同心圓狀偽影等。 2.病人原因病人原因 來自病人方面產(chǎn)生的偽影 有:運動偽影:因掃描部位不固定產(chǎn)生。 常見的有與掃描方向一致的條狀低密度 偽影；線束硬化偽影:X線能譜原因， 如線束硬化及制造材料等原因。因掃描 范圍內(nèi)組織間密度差異較大產(chǎn)生。如掃 描范圍內(nèi)的金屬異物、鋇劑、碘油等可 產(chǎn)生條狀或星芒狀偽影；顱底、肩部、 掃描野外的肢體及胃腸道內(nèi)的氣體等亦 可產(chǎn)生偽影；被檢組織密度所致部分

18、 容積效應及周圍間隙效應等偽影，算法 選擇不當也可致偽影產(chǎn)生。 3.掃描條件不當掃描條件不當 CT檢查時，選用的掃描參數(shù) 不當，例如選用的掃描野和顯示野與掃描部位 大小不匹配或掃描參數(shù)設定過低時亦可產(chǎn)生偽 影。 偽影是由于一些非真實的或近似的CT值所引起 的異常圖像。常見的一般有下面幾種偽影： 條紋偽影，在掃描過程中，掃描部位的隨意和 不隨意的運動引起，使得射線顯示從一次檢測 到另一次檢測的某種突然的不一致性的結果， 都要產(chǎn)生粗細不等的，黑白相間的條狀偽影。 如病人點頭運動、側向運動、屏不住氣、吞咽 動作、心臟跳動、腸蠕動等，均可產(chǎn)生局部的 條紋偽影。 胃CTVE呼吸運動偽影 交疊混淆偽影，這

19、是假定在照射物體中不出 現(xiàn)高于采樣頻力的空間頻率而產(chǎn)生的。杯狀 偽影，假定在射線通過被照物體時，有效線束 能量保持不變而產(chǎn)生杯狀偽影。角度偽影， 投影曲線作等角分布時，則產(chǎn)生角度偽影。 模糊偽影，重建圖像的中心與掃描旋轉的中心 重合時，則產(chǎn)生此種偽影。帽狀偽影，病人 位于掃描區(qū)域以內(nèi)，會產(chǎn)生截止邊緣處的強帽 狀偽影。星芒狀偽影，掃描區(qū)域內(nèi)密度差異 較大產(chǎn)生，如對比劑、枕骨內(nèi)外隆凸周圍等。 環(huán)狀偽影，環(huán)狀偽影大多是由于探測器的靈 敏度不一致、采樣系統(tǒng)故障等造成的。 （六）窗口技術（六）窗口技術 詳見前述有關內(nèi)容。 （七）掃描技術參數(shù)（七）掃描技術參數(shù) 1.曝光劑量曝光劑量 X線劑量的大小是CT圖

20、像質(zhì) 量的保證，掃描時應視不同部位選擇不 同的劑量。大部分CT機改變劑量常常是 以改變管電流(mA)量或掃描時間來實現(xiàn) 的。選擇X線劑量參數(shù)的原則是，在保證 影像質(zhì)量的前提下盡可能減少病人所接 受的X線劑量。 劑量的高低影響噪聲的大小，而噪聲的 大小影響影像質(zhì)量。如果劑量太小，會 使影像噪聲加大，影像質(zhì)量下降。相反， 增加X線劑量，增加了影像的信息量，降 低了影像的噪聲，從而提高了影像的質(zhì) 量。 對檢查部位較厚的或較精細的器官，如 腰椎部、下頸上胸部、內(nèi)耳、眼眶等， 為了提高影像的質(zhì)量，要適當選擇大劑 量掃描參數(shù)或在該機允許范圍內(nèi)作長時 間掃描，以提高影像的空間分辨力和密 度分辨力。 2.層厚

21、層厚 層厚（slice thickness）為掃描時選擇的 層面厚度，是影響圖像分辨力的一個重要因素。層厚 小，圖像空間分辨力好，但探測器接受到的X線光子數(shù) 減少，其密度分辨力下降。層厚大，檢測器接受的光 子數(shù)增多，密度分辨力提高，但空間分辨力下降。所 以掃描層厚通常按需要觀察病變的大小而定。為了看 清病變細節(jié)，必須將層厚減小，以提高對小病變的檢 出率。 同時也要根據(jù)被檢結構的大小加以選擇層厚。例如檢 查內(nèi)耳、內(nèi)聽道、眼眶、椎間盤等須采取薄層掃描。 對觀察軟組織，且病變范圍較大時，選擇較大的層厚 更為合適。對病變范圍過大病人，則采用加大層厚， 加大層距的方法。為了觀察病變細節(jié)或測量CT值，可 在發(fā)現(xiàn)病變的層面，用減小層厚的方法掃描23層， 以利于