CT技術(shù)原理及應(yīng)用課件

CT技術(shù)原理及應(yīng)用CT技術(shù)原理及應(yīng)用起源1917年奧地利數(shù)學(xué)家J.Radon發(fā)表論文“由給定的流型上的函數(shù)積分確定函數(shù)”，被視為層析技術(shù)的起源。JohannRadon,UberdieBestimmungvonFunktionendurchihreIntegralwertelangsgewisserMannigfaltigkeiten.BertichteSachsischederWissenchaften,Leipzig,Mathematische-physikalischeKlasse,1917,(69):262-2671963年，美國物理學(xué)家A.M.Cormack建立了現(xiàn)代投影圖像精確重建的數(shù)學(xué)方法。其首次提出在醫(yī)學(xué)成像中應(yīng)用Radon的理論，發(fā)展了從X射線投影數(shù)據(jù)重建圖像的解析數(shù)學(xué)方法。A.M.Cormack,RepresentationofaFunctionbyitsLineIntegrals,withSomeRadiologicalApplications,J.Appl.Phys.,1963,(45):2722起源1917年奧地利數(shù)學(xué)家J.Radon發(fā)表論文“由給定起源1971年10月，英國的N．Hounsfield博士，首次設(shè)計成功可用于臨床的斷層攝影裝置，并將其安裝在倫敦的一家醫(yī)院中，次年正式發(fā)表了人體頭部的CT影像，標(biāo)志著實用化的CT機(jī)的誕生HounsfieldGN.Computerizedtransverseaxialscanning(tomography)I.Descriptionofsystem,Br.J.Radiol.1973,46:1016-10221974年，美國George

Town醫(yī)學(xué)中心的工程師萊德雷（Ledley）設(shè)計出了全身CT掃描儀，并安裝在美國喬治鎮(zhèn)大學(xué)醫(yī)療中心。使CT不僅可用于顱腦，而且還可用于全身各個部位的影像學(xué)檢查。起源1971年10月，英國的N．Hounsfield博士起源1979年，Hounsfield和Cormack榮獲諾貝爾醫(yī)學(xué)生理學(xué)獎。起源基本原理CT的基本原理即由投影重建圖像包含投影與重建兩個部分基本原理CT的基本原理基本原理投影即沿探測射線的路徑對被測對象積分的過程基本原理投影即沿探測射線的路徑對被測對象積分的過程基本原理由Radon的論文“由給定的流型上的函數(shù)積分確定函數(shù)”即由多方向的積分投影來重建被積函數(shù)基本原理由Radon的論文“由給定的流型上的函數(shù)積分確定函數(shù)基本原理CT的基本原理，即由投影重建圖像投影，即Radon變換重建，即Radon逆變換基本原理CT的基本原理，即由投影重建圖像發(fā)展與應(yīng)用按應(yīng)用探測射線的不同可劃分為X射線CT中子CT超聲波CT地震波CT……按探測方式不同可分為透射CT發(fā)射CT反射CT三維CT……發(fā)展與應(yīng)用按應(yīng)用探測射線的不同可劃分為X射線CTX射線CT是利用圍繞被測對象掃描時得到的大量射線吸收數(shù)據(jù)來重建其斷層圖像的裝置。當(dāng)一束射線通過被測對象的一個斷層時，沿射線路徑的總的衰減系數(shù)為體素衰減系數(shù)的線積分，它可用一探測器進(jìn)行測量。探測器將射線強度轉(zhuǎn)換成電信號，經(jīng)過數(shù)字化后由計算機(jī)處理。通過圍繞人體的臟器在不同角度上進(jìn)行多次測量，計算出與人體某一層面上每個體素相關(guān)的吸收系數(shù)，并將該層面的二維吸收系數(shù)矩陣存儲到計算機(jī)中，所顯示的圖像上每個象素的灰度即為層面上相應(yīng)體素的吸收系數(shù)的量度，從而得到斷層面上衰減系數(shù)的分布的信息。由于CT技術(shù)得到的是人體的臟器一個斷層面的圖像，因此稱為斷層照相。X射線CTX射線CT是利用圍繞被測對象掃描時得到的大量射線吸I0

:入射X-射線強度;I

:輸出X-射線強度；

:組織的線性衰減系數(shù);x:組織的厚度。X射線CTmx朗伯定律X射線CTmx朗伯定律X射線CT射線束通過非均勻介質(zhì)：xμ1μ2μnI0IX射線CT射線束通過非均勻介質(zhì)：xμ1μ2μnI0I傳統(tǒng)X射線裝置二維X光片、縱向信息重疊；圖像后處理應(yīng)用少；密度分辨率低，不能區(qū)別軟組的細(xì)節(jié)；空間分辨率高；X射線CT

圖像重建，三維斷層、圖像清晰；通過圖像后處理，可獲得多平面圖像；密度分辨率高，對軟組織分辨率能力高；空間分辨率較低；X射線CT傳統(tǒng)X射線裝置X射線CTX射線CTX射線CTX射線CTX射線CTX射線CTX射線CT第一代CT機(jī)采取旋轉(zhuǎn)／平移方式進(jìn)行掃描和收集信息。首先X線管和相對應(yīng)的探測器作第一次同步平行移動。然后，環(huán)繞患者旋轉(zhuǎn)1度并準(zhǔn)備第二次掃描。周而復(fù)始，直到在180度范圍內(nèi)完成全部數(shù)據(jù)采集。由于采用筆形X線束和只有1－2個探測器，所采數(shù)據(jù)少，因而每掃一層所需時間長，圖像質(zhì)量差。X射線CT第一代CT機(jī)采取旋轉(zhuǎn)／平移方式進(jìn)行掃描和收集信息。X射線CT第二代CT機(jī)是在第一代CT的基礎(chǔ)上發(fā)展而來，為平移/旋轉(zhuǎn)式。X線束改為扇形，探測器增多至30個，擴(kuò)大了掃描范圍，增多了采集的數(shù)據(jù)。旋轉(zhuǎn)角度由10增至230，縮短了掃描時間，圖像質(zhì)量有所提高，但仍不能完全避免患者生理運動所引起的偽影（Artifact）X射線CT第二代CT機(jī)是在第一代CT的基礎(chǔ)上發(fā)展而來，為平移X射線CT第三代CT機(jī)的主要特點是控測器激增至300－800個，并與相對的X線管只作旋轉(zhuǎn)運動（rotate/rotatemode）。能收集較多的數(shù)據(jù)，掃描時間在5s以內(nèi)，使偽影大為減少，圖像質(zhì)量明顯提高。X射線CT第三代CT機(jī)的主要特點是控測器激增至300－800X射線CT第四代CT機(jī)的特點是控測器進(jìn)一步增加，高達(dá)1000－2400個并環(huán)狀排列而固定不動，只有X線管圍繞患者旋轉(zhuǎn)，即旋轉(zhuǎn)／固定式（rotate/stationarymode）。它和第三代機(jī)的掃描切層都薄，掃描速度都快，圖像質(zhì)量都高。X射線CT第四代CT機(jī)的特點是控測器進(jìn)一步增加，高達(dá)1000X射線CTX光球管高壓發(fā)生器探測器數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)X射線CTX光球管高壓發(fā)生器探測器數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)X射線CT第五代CT特點是掃描時間縮短到50ms，因而解決了心臟掃描。其中主要結(jié)構(gòu)是一個電子槍，所產(chǎn)生的電子束（Electronbeam）射向一個環(huán)形鎢靶，環(huán)形排列的探測器收集信息。X射線CT第五代CT特點是掃描時間縮短到50ms，因而解決了X射線CT螺旋CTX射線CT螺旋CTX射線CT多層螺旋CT對于CT技術(shù)的要求就是在最短的時間內(nèi)，得到最清晰圖像的同時，盡可能地加大檢查范圍。在螺旋CT中采用多排探測器陣列。將單排探測器（900個左右的探測器單位）改進(jìn)為幾排甚至幾十排探測器，即多層螺旋CT在Z軸方向上有數(shù)萬個探測器呈二維陣列。X射線CT多層螺旋CTX射線CT特點旋轉(zhuǎn)一周可以獲得多個斷層的圖像成像速度快，能包容較大范圍進(jìn)行容積掃描。1990螺旋CT問世19922層螺旋CT問世19984層螺旋CT問世200216層螺旋CT問世200432層螺旋CT問世200564/128層螺旋CT問世X射線CT特點X射線CTMed.ReviewNo.66X射線CTMed.ReviewNo.66發(fā)射斷層CTECT與通常CT的不同之處是射線源在成像體的內(nèi)部。ECT成像是先讓人體接受某種放射性藥物，這些藥物聚集在人體某個臟器中或參與體內(nèi)某種代謝過程，再對臟器組織中的放射性核素的濃度分布和代謝進(jìn)行成像。利用ECT不僅可得人體臟器的解剖圖像，還可得到生理，生化，病理過程及功能圖像。發(fā)射斷層CTECT與通常CT的不同之處是射線源在成像發(fā)射斷層CTECT單電子發(fā)射CTSPECT正電子CTPET發(fā)射斷層CTECT單電子發(fā)射CTSPECT單電子發(fā)射CTSPECT放射性藥物在人體內(nèi)衰變發(fā)射出單一方向上的單個光子使用γ射線照相機(jī)在外部圍繞人體旋轉(zhuǎn)，依次獲取不同方向上的收集γ射線成像由CT重建理論進(jìn)行斷層圖像重建單電子發(fā)射CTSPECT放射性藥物在人體內(nèi)衰變發(fā)射出單正電子CTPET正電子從被標(biāo)記的化合物中發(fā)出并與一個電子產(chǎn)生湮滅產(chǎn)生兩個向相反方向發(fā)射的γ光子，每一個都具有511keV的固定能量，被兩個相對的探測器同時接收b+b-~1-3mm511KeV511KeV正電子CTPET正電子從被標(biāo)記的化合物中發(fā)出并與一個電子PET裝置的原理圖

正電子CTPETPET裝置的原理圖正電子CTPET核磁共振基本原理核磁共振現(xiàn)象來源于原子核的自旋角動量在外加磁場作用下的進(jìn)動。根據(jù)量子力學(xué)原理，原子核與電子一樣，也具有自旋角動量，其自旋角動量的具體數(shù)值由原子核的自旋量子數(shù)決定，實驗結(jié)果顯示，不同類型的原子核自旋量子數(shù)也不同：質(zhì)量數(shù)和質(zhì)子數(shù)均為偶數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)為0

質(zhì)量數(shù)為奇數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)為半整數(shù)

質(zhì)量數(shù)為偶數(shù)，質(zhì)子數(shù)為奇數(shù)的原子核，自旋量子數(shù)為整數(shù)

核磁共振基本原理核磁共振現(xiàn)象來源于原子核的自旋角動量在核磁共振基本原理由于原子核攜帶電荷，當(dāng)原子核自旋時，會由自旋產(chǎn)生一個磁矩，這一磁矩的方向與原子核的自旋方向相同，大小與原子核的自旋角動量成正比。將原子核置于外加磁場中，若原子核磁矩與外加磁場方向不同，則原子核磁矩會繞外磁場方向旋轉(zhuǎn)，這一現(xiàn)象類似陀螺在旋轉(zhuǎn)過程中轉(zhuǎn)動軸的擺動，稱為進(jìn)動。進(jìn)動具有能量也具有一定的頻率。原子核進(jìn)動的頻率由外加磁場的強度和原子核本身的性質(zhì)決定，也就是說，對于某一特定原子，在一定強度的的外加磁場中，其原子核自旋進(jìn)動的頻率是固定不變的。

核磁共振基本原理由于原子核攜帶電荷，當(dāng)原子核自旋時，會核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化原子核發(fā)生進(jìn)動的能量與磁場、原子核磁矩、以及磁矩與磁場的夾角相關(guān)，根據(jù)量子力學(xué)原理，原子核磁矩與外加磁場之間的夾角并不是連續(xù)分布的，而是由原子核的磁量子數(shù)決定的，原子核磁矩的方向只能在這些磁量子數(shù)之間跳躍，而不能平滑的變化，這樣就形成了一系列的能級。核磁共振基本原理原子核磁矩方向的量子化核磁共振基本原理能級躍遷當(dāng)原子核在外加磁場中接受其他來源的能量輸入后，就會發(fā)生能級躍遷，也就是原子核磁矩與外加磁場的夾角會發(fā)生變化。這種能級躍遷是獲取核磁共振信號的基礎(chǔ)。核磁共振基本原理能級躍遷核磁共振基本原理共振吸收外加射頻場的頻率與原子核自旋進(jìn)動的頻率相同的時候，射頻場的能量才能夠有效地被原子核吸收，為能級躍遷提供助力。因此某種特定的原子核，在給定的外加磁場中，只吸收某一特定頻率射頻場提供的能量，這樣就形成了一個核磁共振信號.

核磁共振基本原理共振吸收核磁共振基本原理保持磁場不變，調(diào)節(jié)入射電磁波的頻率核磁共振頻譜學(xué)NMR調(diào)節(jié)外加電場強度核磁共振成像MRI核磁共振探測MRS核磁共振基本原理保持磁場不變，調(diào)節(jié)入射電磁波的頻率核磁共振基本原理將人體置于特殊的磁場中，用無線電射頻脈沖激發(fā)人體內(nèi)氫原子核，引起氫原子核共振，并吸收能量。核磁共振基本原理將人體置于特殊的磁場中，用無線電射頻脈核磁共振基本原理在停止射頻脈沖后，氫原子核按特定頻率發(fā)出射電信號，并將吸收的能量釋放出來，被體外的接受器收錄核磁共振基本原理在停止射頻脈沖后，氫原子核按特定頻率發(fā)核磁共振成像MRIMRI技術(shù)是核磁共振在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用。人體內(nèi)含有非常豐富的水，不同的組織，水的含量也各不相同，如果能夠探測到這些水的分布信息，就能夠繪制出一幅比較完整的人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)圖像。核磁共振成像技術(shù)就是通過識別水分子中氫原子信號的分布來推測水分子在人體內(nèi)的分布，進(jìn)而探測人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)的技術(shù)。

核磁共振成像MRIMRI技術(shù)是核磁共振在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用核磁共振成像MRI核磁共振成像技術(shù)還可以與X射線斷層成像技術(shù)（CT）結(jié)合為臨床診斷和生理學(xué)、醫(yī)學(xué)研究提供重要數(shù)據(jù)。不須注射藥物到人體內(nèi)部。相較于其它造影方法(如PET或SPECT)，是較安全的造影方法。不具放射性。因為MRI利用磁場的改變控制影像，所以不需要放射性藥物或儀器的協(xié)助，可用于小孩、幼兒、或是關(guān)于發(fā)育的研究。影像取得時間短。影像分辨率高?？臻g分辨率可達(dá)1-2mm，時間分辨率可達(dá)0.1sec。可用于小結(jié)構(gòu)、短時間的變化。核磁共振成像MRI核磁共振成像技術(shù)還可以與X射線斷層成核磁共振成像MRI核磁共振成像MRI核磁共振探測MRS核磁共振探測是MRI技術(shù)在地質(zhì)勘探領(lǐng)域的延伸，通過對地層中水分布信息的探測，可以確定某一地層下是否有地下水存在，地下水位的高度、含水層的含水量和孔隙率等地層結(jié)構(gòu)信息。目前核磁共振探測技術(shù)已經(jīng)成為傳統(tǒng)的鉆探探測技術(shù)的補充手段，并且應(yīng)用于滑坡等地質(zhì)災(zāi)害的預(yù)防工作中，但是相對于傳統(tǒng)的鉆探探測，核磁共振探測設(shè)備購買、運行和維護(hù)費用非常高昂，這嚴(yán)重地限制了MRS技術(shù)在地質(zhì)科學(xué)中的應(yīng)用。

核磁共振探測MRS核磁共振探測是MRI技術(shù)在地質(zhì)勘探超聲CTUCT以超聲波為信號檢測手段利用被測介質(zhì)對入射聲波的吸收、散射效應(yīng)以及被測介質(zhì)的不連續(xù)性(或不均勻性)引起聲波傳播速度、幅度、相位等變化從不同的角度和方位進(jìn)行掃描測量，從而獲得管道或過程容器截面的投影數(shù)據(jù)，最后，重建截面介質(zhì)分布圖象超聲CTUCT以超聲波為信號檢測手段超聲診斷醫(yī)學(xué)診斷中的超聲回波掃描技術(shù)多普勒超聲診斷技術(shù)超聲診斷醫(yī)學(xué)診斷中的超聲超聲診斷回波掃描技術(shù)的超聲診斷技術(shù)的基本原理是利用超聲波在組織界面處產(chǎn)生的反射回波形成的圖像或信號來鑒別和診斷疾病。主要用于解剖學(xué)范疇的檢測和診斷，目的是了解器官的形態(tài)學(xué)和組織學(xué)方面的狀況與變化。A型M型B型超聲診斷回波掃描技術(shù)的超聲診斷技術(shù)的基本原理超聲診斷A型超聲診斷使用單聲束來探測人體，每遇到一個界面，產(chǎn)生一個回聲，該回聲在示波器的屏幕上以波的形式顯示，界面兩側(cè)介質(zhì)的聲阻抗差愈大，其回聲的波幅愈高；反之，界面兩側(cè)介質(zhì)的聲阻抗差愈小，其回聲的波幅愈低。若超聲波在沒有界面的均勻介質(zhì)中傳播，即聲阻抗差為零時則呈現(xiàn)無回聲的平段。根據(jù)回聲波幅的高低、多少、形狀等對組織狀態(tài)作為判斷。單晶片發(fā)射，單聲束進(jìn)入人體，只能獲取一條線上的探測信息能準(zhǔn)確地顯示人體組織內(nèi)各部位間的距離超聲診斷A型超聲診斷A型超聲示意圖距離振幅A型超聲實例超聲診斷A型超聲示意圖距離振幅A型超聲實例超聲診斷超聲診斷M型超聲診斷M型超聲是輝度調(diào)制型中的一個特殊類型，主要用于心臟及大血管檢查，早期將之稱為M型超聲心動圖。探頭位置固定，心臟有規(guī)律地收縮和舒張，心臟各層組織和探頭間的距離便發(fā)生節(jié)律性的改變。所描記的是聲束所經(jīng)心臟各層組織結(jié)構(gòu)的運動軌跡。單晶片發(fā)射，單聲束進(jìn)入人體，只能獲得一條線上的回波信息；可看出各部位間在一定時間內(nèi)相互的位移關(guān)系，即心動狀態(tài)。超聲診斷M型超聲診斷超聲診斷機(jī)理：以單聲束取樣，獲得活動界面回聲，再以慢掃描方式展開特點：一維－時間運動曲線圖用途：分析心臟和大血管的運動幅度超聲診斷機(jī)理：超聲診斷超聲診斷超聲診斷B型超聲診斷原理與A型相同將回聲信號顯示為光點，回聲的強弱以點的灰（亮）度顯示。聲阻抗相差越大，反射越強，產(chǎn)生的回聲信號越亮，反之越弱，產(chǎn)生的回聲信號越暗，當(dāng)探頭在體表快速順序移動，則產(chǎn)生一行行亮點，組成一個平面，即顯示一個斷面的圖象，稱為二維切面圖象。醫(yī)生根據(jù)聲像圖所得之人體信息診斷疾病，而不是像A型超聲那樣根據(jù)波型所反映的人體信息診病。超聲診斷B型超聲診斷超聲診斷B型超聲具有如下特點：它將從人體反射回來的回波信號以光點形式組成切面圖像。此種圖像與人體的解剖結(jié)構(gòu)極其相似，故能直觀地顯示臟器的大小、形態(tài)、內(nèi)部結(jié)構(gòu)，并可將實質(zhì)性、液性或含氣性組織區(qū)分開來。超聲的傳播速度快，成像速度快，每次掃描即產(chǎn)生一幅圖像，快速地重復(fù)掃描。產(chǎn)生眾多的圖像組合起來便構(gòu)成了實時動態(tài)圖像。因而能夠?qū)崟r地觀察心臟的運動功能、胎心搏動，以及胃腸蠕動等。由于人體內(nèi)組織的密度不同，相鄰兩種組織的聲阻抗也不同，當(dāng)聲阻抗差達(dá)千分之一時，兩組織界面便會產(chǎn)生回聲反射，從而將兩組織區(qū)分開來。超聲對軟組織的這種分辨力是X射線的100倍以上。超聲診斷B型超聲具有如下特點：它將從人體反射回來的回波信號以機(jī)理：不同的光點反映回聲變化，用切面顯示正常組織與異常組織特點：二維斷面圖像，灰階/彩階實時顯示，直觀用途：及其廣泛

超聲診斷機(jī)理：超聲診斷肝臟B超心臟B超超聲診斷肝臟B超心臟B超超聲診斷超聲診斷基于多普勒原理的超聲診斷技術(shù)利用運動物體反射聲波時造成的頻率偏移現(xiàn)象來獲取人體的運動信息.主要用于了解體內(nèi)器官的功能狀況及血液動力學(xué)方面的生理病理狀況，如用于測定血液流速，心臟運動狀況及血管是否存在拴塞等。超聲多普勒技術(shù)主要由于心血管疾病的診斷中。脈沖多普勒超聲連續(xù)多普勒超聲彩色多普勒超聲超聲診斷基于多普勒原理的超聲診斷技術(shù)超聲診斷脈沖波多普勒超聲由同一個（或一組）晶片發(fā)射并接收超聲波的，它用較少的時間發(fā)射，而用更多的時間接收。采用深度選通（或距離選通）技術(shù)，可進(jìn)行定點血流測定，具有很高的距離分辨力，也可對定點血流的性質(zhì)做出準(zhǔn)確的分析。超聲診斷脈沖波多普勒超聲超聲診斷連續(xù)多普勒超聲采用兩個（或兩組）晶片，由其中一組連續(xù)地發(fā)射超聲，而由另一組連續(xù)地接收回波。遇到活動目標(biāo)（如紅細(xì)胞），反射回來的超聲已是改變了頻率的連續(xù)超聲，它被雙片探頭的另一片所接收并轉(zhuǎn)為電信號。此信號與儀器的高頻振蕩器產(chǎn)生的信號混頻以后，經(jīng)高頻放大器放大，然后解調(diào)取出差頻信號。此差頻信號含有活動目標(biāo)速度的信息。它具有很高的速度分辨力，能夠檢測到很高速的血流，這是它的主要的優(yōu)點。而其最主要的缺點是缺乏距離分辨能力。超聲診斷連續(xù)多普勒超聲超聲診斷彩色多普勒超聲其原理與脈沖多普勒和連續(xù)多普勒相同將所得的血流信息經(jīng)相位檢測、自相關(guān)處理、彩色灰階編碼，把平均血流速度資料以彩色顯示，并將其組合，疊加顯示在B型灰階圖像上。它較直觀地顯示血流，對血流的性質(zhì)和流速在心臟、血管內(nèi)的分布較脈沖多普勒更快、更直觀地顯示。對左向右分流血流以及瓣口返流血流的顯示有獨到的優(yōu)越性。但對血流的定量不如脈沖波和連續(xù)波多普勒。超聲診斷彩色多普勒超聲超聲診斷機(jī)理：利用Doppler原理對心血管內(nèi)血流進(jìn)行探測分析頻譜多普勒（PW+CW）以頻譜曲線顯示，檢測血流動力學(xué)參數(shù)

彩色多普勒血流顯像（CDFI）

彩色編碼實時顯示血流方向、速度及血流性質(zhì)超聲診斷機(jī)理：利用Doppler原理對心血管內(nèi)血流進(jìn)行探測分二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超聲診斷二尖瓣血流CDFI二尖瓣血流－PW超聲診斷超聲CTUCT反射式超聲CT反射式成像系統(tǒng)則是通過測定反向散射波從而獲得待測截面的反射率分布透射式超聲CT透射式成像系統(tǒng)通過探測不同介質(zhì)對超聲波衰減系數(shù)的分布來得到管道的截面圖像TOF(TimeofFlight)TOF方法則通過測定超聲波從發(fā)射源到接收器的傳播時間，可以得到被測介質(zhì)密度分布及被測介質(zhì)徑向流速分布。超聲CTUCT反射式超聲CT超聲CTUCTTOF(TimeofFlight)以度越時間作為投影數(shù)據(jù)Δt=t1-t2Cw為超聲波為物體在介質(zhì)中的速度，C(x,y)為物體斷面上的速度分布物體斷面上的折射系數(shù)為n（x,y）=Cw/C(x,y)超聲CTUCTTOF(TimeofFligh超聲CTUCT透射式超聲CT超聲衰減系數(shù)層析成像完全類似于X射線CT的成像原理不同在于，超聲穿越物體時的衰減系數(shù)是一個與發(fā)射頻率有關(guān)的量，當(dāng)采用低兆赫超聲且穿越介質(zhì)為軟組織時，衰減系數(shù)與發(fā)射頻率之間近似為線性關(guān)系當(dāng)發(fā)射中心頻率，沿探測路徑的線積分稱為綜合衰減系數(shù)超聲CTUCT透射式超聲CT超聲CTUCT超聲在傳輸過程中會產(chǎn)生折射，衍射，散射等現(xiàn)象，實際傳輸中不沿直線路徑傳輸在反演過程中不完全適用X射線CT技術(shù)的層析重建算法射線追蹤方法衍射層析成像基于精確場描述的層析成像超聲CTUCT超聲在傳輸過程中會產(chǎn)生折射，衍射，散中子CTX射線與原子核的外層電子發(fā)生作用，可以穿透相對厚度相對較小的物體X射線在高密度的材料中衰減更快X射線的吸收系數(shù)隨著原子序數(shù)的增加而不斷增加中子與原子核的核子發(fā)生反應(yīng)，除幾種元素，如氫、鋰、硼、鎘以外，中子的吸收系數(shù)遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于X射線中子具有在大部分重金屬中更強的穿透能力具有能夠區(qū)分輕材料和金屬的能力中子CTX射線與原子核的外層電子發(fā)生作用，可以穿透相對厚度相中子CT在材料科學(xué)中，中子照相用于檢查飛機(jī)零件的腐蝕狀況，以及水在混凝土中的滲透情況。在核工程中，利用成像技術(shù)來檢查氫化鋯包殼管，钚針，檢查放射性廢料和核彈頭。在生物學(xué)中，觀察到水在植物和木頭中的滲透。中子照相在發(fā)現(xiàn)材料中的氣孔、裂縫和輕微的缺陷方面性能優(yōu)異。最重要的是，中子照相是一種無損成像的方法。中子CT在材料科學(xué)中，中子照相用于檢查飛機(jī)零件的腐蝕狀況，以地震CTSCT以地震波為探測源自然地震人造地震以探測點接收到的地震波走時數(shù)據(jù)為投影構(gòu)建地?；蛘麄€地球的模型，這些模型對認(rèn)識地球的內(nèi)部結(jié)構(gòu)、運動及演化動力學(xué)將起到關(guān)鍵性的作用地震CTSCT以地震波為探測源地震CTSCT一次較大的地震激發(fā)的地震波，可以在很長的距離上觀測到，結(jié)果發(fā)現(xiàn)在1040突然消失了，到了1430重又出現(xiàn)！也就是說，1040到1430“銷聲匿跡”。這是因為地球內(nèi)存在一個速度很低的“核”，“影區(qū)”就是地核的影子。地震CTSCT一次較大的地震激發(fā)的地震波，可以在很過程層析成像PT使用與X射線CT相同的數(shù)學(xué)原理—Radon變換測試對象是石油、化工、冶金、動力等工業(yè)領(lǐng)域中的氣液兩相流或多相流的過程參數(shù)二維或三維分布問題過程層析成像PT使用與X射線CT相同的數(shù)學(xué)原理—Rado過程層析成像PTPT技術(shù)與醫(yī)學(xué)CT的不同之處PT技術(shù)所檢測的物場常常具有強非線性和復(fù)雜性，造成PT技術(shù)的圖像重建比醫(yī)學(xué)CT的圖像重建困難得多。PT系統(tǒng)所能采集的投影數(shù)據(jù)有限，進(jìn)一步增加了圖像重建的難度。PT系統(tǒng)所檢測的物場往往處于高速變化狀態(tài)，為做到實時動態(tài)成像，數(shù)據(jù)采集要求比醫(yī)學(xué)CT快得多，圖像重建算法的實時性要求也高得多。PT系統(tǒng)中的傳感器及數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)要安裝在工業(yè)現(xiàn)場，這要求其不僅要與檢測對象的幾何、機(jī)械、物理特性相適應(yīng)，而且還要適應(yīng)惡劣的現(xiàn)場環(huán)境(如靜電、電磁干擾、振動以及電壓波動等)。PT技術(shù)一般還要求能夠通過所采集的數(shù)據(jù)以及重建的圖像進(jìn)行有關(guān)物場特征參數(shù)的提取，如流型辨識、空隙率計算、流速流量測量等等。PT系統(tǒng)是適應(yīng)工業(yè)現(xiàn)場應(yīng)用的智能化過程參數(shù)在線實時監(jiān)測系統(tǒng)。過程層析成像PTPT技術(shù)與醫(yī)學(xué)CT的不同之處過程層析成像PT根據(jù)探測手段的不同包含核子PT光學(xué)PT電學(xué)PT微波PT核磁共振PT聲學(xué)PT過程層析成像PT根據(jù)探測手段的不同包含過程層析成像PT電學(xué)PT安裝于工藝管道或反應(yīng)設(shè)備上在交變電壓或電流的激勵下，形成以不同觀測角度掃描被測場的敏感場電容CT阻抗CT電磁感應(yīng)CT過程層析成像PT電學(xué)PT電容CTECT電容層析成像技術(shù)是根據(jù)被測物質(zhì)各相具有不同的介電常數(shù)當(dāng)各相組分分布或濃度發(fā)生變化時，將引起混和流體等價介電常數(shù)發(fā)生變化，從而使測量電極對間的電容值發(fā)生變化采用陣列式電容傳感器，各電極之間相互組合的多個測量值便可反映多相流體的濃度以及在管截面上的相分布情況，以這些電容測量值作為投影數(shù)據(jù)，通過一定的圖像重建算法，便可重建出被測物場的濃度分布圖像。電容CTECT電容層析成像技術(shù)是根據(jù)被測物質(zhì)各相具電容CTECT如果ECT裝置有8個電極，則一個完整測量過程為電極1被選為公共電極（源電極），分別對1-2，1-3，1-4，…，1-8之間的電容進(jìn)行測量。選擇電極2作為公共電極，對2-3，2-4，…，2-8的電容進(jìn)行測量。依次類推直至電極對7-8，因此，8極板ECT系統(tǒng)可以獲得28個獨立測量值電容CTECT如果ECT裝置有8個電極，則一個完整電容CTECT沿工業(yè)管道布置，探測流體截面分布外置式與被測流體不接觸，無侵?jǐn)_，但受管壁電容影響內(nèi)置式與被測流體接觸，但無管壁電容影響無隔離電極式結(jié)構(gòu)簡單，但相鄰電極本體電容大有隔離電極式相鄰電極本體電容較小，但結(jié)構(gòu)復(fù)雜電容CTECT沿工業(yè)管道布置，探測流體截面分布電容CTECT為使每對電極構(gòu)成電容測量敏感區(qū)匯聚在兩電極之間的一狹窄區(qū)域，以提高成像系統(tǒng)分辨率，測量過程中閑置電極接地，形成被測電極的屏蔽環(huán)，使敏感區(qū)匯聚效果更好。ECT中極板的數(shù)目是影響重建圖像分辨率的重要參量，極板數(shù)目越多，分辨率越高，但極板有效面積隨數(shù)目的增加而減小，電極間的邊緣效應(yīng)增加，進(jìn)一步導(dǎo)致場的不均勻性。ECT的本質(zhì)是基于靜電場的測量，電力線的疏密程度與測量的靈敏度有直接的關(guān)系，一般靠近電極的區(qū)域靈敏度比中心高，得到的數(shù)據(jù)很不精確，很難重建出高質(zhì)量的圖像，當(dāng)被測媒質(zhì)的濃度很低時，ECT的這一弱點表現(xiàn)得更為明顯。電容CTECT為使每對電極構(gòu)成