醫(yī)學(xué)成像技術(shù)-第2.3.1節(jié)

普通X射線攝影X-CT斷層圖像示意圖X射線斷面重疊像非重疊像X射線底片檢測(cè)器X射線管Chapter2.3X-CT?普通X攝影圖像與X-CT斷層圖像比較X-CT斷層圖像腿骨多層X-CT斷層圖像一、X-CT的基礎(chǔ)知識(shí)Tomography體層攝影？斷面解剖X-CT與X射線攝影相比較有很大區(qū)別，X射線攝影產(chǎn)生的是多器官重疊的平片圖像CT是用X射線對(duì)人體層面進(jìn)行掃描，取得信息，經(jīng)計(jì)算機(jī)處理而獲得重建圖像，顯示的是斷面解剖圖像，空間分辨率<0.5mm；其密度分辨力明顯優(yōu)于X線圖像，能分辨組織的密度差<0.5%；可確定受檢臟器的位置、大小和形態(tài)變化等。顯著的擴(kuò)大人體的檢查范圍，提高病變的檢出率和診斷的準(zhǔn)確率。X射線平片與CT斷層對(duì)比圖

肝癌CT平掃示：肝臟體積明顯增大，邊緣不平整，肝實(shí)質(zhì)密度不均，內(nèi)見結(jié)節(jié)狀、團(tuán)塊狀低密度癌灶，邊緣模糊，密度不均。肝右葉巨大癌灶肝內(nèi)結(jié)節(jié)狀癌灶CT的成像結(jié)果靜脈注入造影劑后CT掃描，動(dòng)脈期示：肝內(nèi)癌灶不均勻增強(qiáng)，密度增高，其內(nèi)見腫瘤壞死部分不強(qiáng)化，呈更低密度。

癌灶增強(qiáng)，密度增高瘤內(nèi)壞死部分呈更低密度靜脈早顯腫瘤血管腫瘤假包膜靜脈注入造影劑后CT掃描，靜脈期示下腔靜脈內(nèi)癌栓呈低密度充盈缺損表現(xiàn)。肝右葉癌灶腹主動(dòng)脈靜脈注入造影劑后CT掃描，靜脈期示：由于造影劑洗脫，腫瘤呈較低密度。本例見癌腫侵犯門靜脈，門脈左支受壓變形，門脈右支未見顯影。門靜脈左支受壓變形肝內(nèi)癌灶靜脈注入造影劑后CT掃描，平衡期示：肝內(nèi)癌灶隨造影劑進(jìn)一步洗脫呈低密度表現(xiàn)。本例門靜脈左支內(nèi)還可見稍低密度癌栓。門靜脈左支及其內(nèi)癌栓肝內(nèi)癌灶更多的結(jié)果心臟成像CT仿真內(nèi)窺鏡脊髓造影CTCT透視下穿刺活檢§2.3.1X-CT的基礎(chǔ)知識(shí)X-raycomputedtomography歷史：1917年奧地利Radon證明，利用x射線投影數(shù)值可重建二維或三維圖像

1972英國(guó)hounsfield發(fā)明CT，獲得第一臺(tái)頭部CT圖像，1979獲諾貝爾醫(yī)學(xué)生物學(xué)獎(jiǎng)1974應(yīng)用于臨床Ledley設(shè)計(jì)成功全身CT1989螺旋CT問世1991雙螺旋1998四層螺旋CT問世200216層螺旋CT問世200432層螺旋CT問世4-8-16-32-64-2561901

倫琴(Roentgen) 發(fā)現(xiàn)X射線(1895)1914

勞厄（Laue） 晶體的X射線衍射1915

布拉格父子(Bragg) 分析晶體結(jié)構(gòu)1917 巴克拉(Barkla) 發(fā)現(xiàn)元素的標(biāo)識(shí)X射線1924

塞格巴恩(Siegbahn) X射線光譜學(xué)1927

康普頓(Compton等六人) 康普頓效應(yīng)1936

德拜(Debye) 化學(xué)1946

馬勒(Muller) 醫(yī)學(xué)1962 沃生(Wason等三人) 醫(yī)學(xué)1964

霍奇金(Hodgkin) 化學(xué)1979

柯馬克和豪森菲爾德（Cormack/Hounsfield）醫(yī)學(xué)1981 塞格巴恩(Siegbahn) 物理同X射線有關(guān)的諾貝爾獎(jiǎng)我國(guó)CT的發(fā)展1）85年第二代CT,上海計(jì)算技術(shù)研究所等2）安科公司3）Siemens4）GE定義：運(yùn)用一定的物理技術(shù)，以測(cè)定X射線在人體內(nèi)的衰減系數(shù)為基礎(chǔ)，采用一定的數(shù)學(xué)方法，經(jīng)電子計(jì)算機(jī)處理，求解出衰減系數(shù)數(shù)值在人體某剖面上的二維分布矩陣，再應(yīng)用電子技術(shù)把此二維分布矩陣轉(zhuǎn)變?yōu)閳D像畫面上的灰度分布，從而實(shí)現(xiàn)建立斷層圖像的現(xiàn)代醫(yī)學(xué)成像技術(shù)。本質(zhì)：衰減系數(shù)成像

X-CT成像裝置與流程X-CT成像裝置主要由X線管、準(zhǔn)直器、檢測(cè)器、掃描機(jī)構(gòu)，測(cè)量電路、電子計(jì)算機(jī)、監(jiān)視器等部分所組成的。X-CT成像流程是：X線----準(zhǔn)直器----檢測(cè)器-----轉(zhuǎn)變電信號(hào)------放大電信號(hào)----轉(zhuǎn)變?yōu)閿?shù)字信號(hào)----計(jì)算機(jī)系統(tǒng)----存入計(jì)算機(jī)的存貯器----編碼----顯示圖像ＣＴ工作過程：高壓發(fā)生器模/數(shù)轉(zhuǎn)換器計(jì)算機(jī)對(duì)比增強(qiáng)器數(shù)/模轉(zhuǎn)換器顯示器照像機(jī)探測(cè)器X線管一、斷層、斷面、像素、體素?斷面：生物體的某一剖面。?斷層：體層，受檢體中接受檢查并欲建立圖像的薄層（注：兩剖面平行）。越薄兩個(gè)表面的形態(tài)結(jié)構(gòu)越接近，建立的斷面圖像越接近于解剖斷面的真實(shí)形態(tài)結(jié)構(gòu)。一般用某斷層形態(tài)結(jié)構(gòu)的某種平均來表示該解剖斷面的形態(tài)結(jié)構(gòu)。?像素(pixel)：構(gòu)成圖像的基本單元，攜帶的生物信息不同，按大小和一定坐標(biāo)人為的劃分的，即是圖像平面的面積元。一幅圖像像素越多，像素越小，畫面越細(xì)，攜帶的信息量越大。對(duì)劃分的像素進(jìn)行空間位置編碼，形成編碼排序的像素陣列。?體素(voxel)：受檢者體內(nèi)欲成像的斷層表面上按大小和一定坐標(biāo)人為的劃分的小體積元，對(duì)其進(jìn)行空間編碼，則形成體素陣列。voxel與pixel在坐標(biāo)上一一對(duì)應(yīng)。大小一般為（1-2mm）×（1-2mm）×（3-15mm）（厚），劃分的方案至少為25600個(gè)體素。

（1）斷層(體層)（2）解剖斷面X-CT圖像是斷層形態(tài)結(jié)構(gòu)的平均圖像薄層人體剖面此平均代表解剖斷面形態(tài)結(jié)構(gòu)頭部斷層（3）體素腦斷層體素體素長(zhǎng)或?qū)?～2mm高3～15mm斷層內(nèi)小體積元空間位置編碼體素體素陣列（4）像素圖像基本單元像素與體素一一對(duì)應(yīng)圖空間位置編碼像素像素矩陣每個(gè)體素的X線衰減系數(shù)排列成矩陣二、掃描與投影Scanning:用近于窄束x射線以不同的方式，按一定的順序，沿不同的方向?qū)澐趾皿w素編號(hào)的受檢體體層進(jìn)行投照，并用高靈敏度探測(cè)器接受透射一串串體素后的x射線的強(qiáng)度，從而獲得重建圖象中采用的投影數(shù)值的技術(shù)。常見有平移掃描、旋轉(zhuǎn)掃描、平移加旋轉(zhuǎn)掃描等。掃描方式的選擇著眼于加快建立圖像的速度，同時(shí)，掃描方式的采用也受算法的制約。Projection（狹義）:投照受檢體后出射x射線束的強(qiáng)度I稱為投影，投影的數(shù)值稱為投影值，投影值的分布稱為投影函數(shù)。

?CT掃描用的射線束為具有一定能譜寬度的連續(xù)窄束X射線。?窄束x射線的獲取準(zhǔn)直器用一定厚度的鉛制成，準(zhǔn)直孔徑小，能吸收散射線，通過準(zhǔn)直器后的射線可視為理想窄束，束寬決定于準(zhǔn)直孔徑寬度，1-2mm，束高決定于準(zhǔn)直孔徑高度，3-15mm。窄x射線束通過一體層，斷層厚度=束高=體素的高度寬扇形束所配置的排在圓弧上的每個(gè)檢測(cè)器都有準(zhǔn)直器?？烧J(rèn)為是多個(gè)窄束。

獲取窄束X射線的裝置或準(zhǔn)直器的示意圖

散射光子散射光子源Δy鉛準(zhǔn)直器鉛準(zhǔn)直器準(zhǔn)直器檢測(cè)器Δx受檢體窄束X射線的獲取薄扇形X射線束掃描三、圖像重建的數(shù)學(xué)基礎(chǔ)

選擇數(shù)學(xué)方法的基本思路：

根據(jù)掃描所獲取的投影值來求解成像剖面上衰減系數(shù)的分布。朗伯定律：I：透過介質(zhì)后的X射線強(qiáng)度I0：入射X射線強(qiáng)度：均勻介質(zhì)線性吸收系數(shù)(linearabsorptioncoefficient)整理得測(cè)定物質(zhì)線性衰減系數(shù)的基本關(guān)系式和基本依據(jù)

由此出發(fā)，運(yùn)用一定數(shù)學(xué)方法處理所得的多個(gè)投影值，獲取衰減系數(shù)值的二維分布矩陣。

注意：不同的物體對(duì)單能射線的衰減系數(shù)大小不同；同一物體對(duì)不同能量的射線衰減系數(shù)也不同，而CT使用的是具有一定能譜寬度的連續(xù)X射線，所以重建CT圖像時(shí)確定的每一個(gè)體素的衰減系數(shù)實(shí)際上是不同能量不同成分的衰減系數(shù)值的加權(quán)平均值。對(duì)連續(xù)能譜，可理解為用積分表示的平均衰減系數(shù)。1.射線通過非均勻物質(zhì)假定將人體劃分為具有均勻衰減系數(shù)、一定長(zhǎng)、寬、高的體素作為計(jì)算單元。dI0InI0：入射強(qiáng)度d：每個(gè)體素長(zhǎng)或?qū)挘焊鱾€(gè)體素的衰減系數(shù)I：射線出射強(qiáng)度，前述投影P：d一定時(shí)，由路徑L確定的值，可認(rèn)為廣義上的投影當(dāng)x射線通過的路徑上介質(zhì)不均勻，且衰減系數(shù)連續(xù)變化，即衰減系數(shù)是路徑的函數(shù)，則上式可化為單一X射線束在單一路徑（一維）上的投影函數(shù)：法一：直接方程法求解

令X射線沿不同路徑對(duì)受檢體投照（掃描）會(huì)得到一系列投影值，而獲得若干線性方程，獨(dú)立方程數(shù)=體素個(gè)數(shù)=所有體素對(duì)應(yīng)衰減系數(shù)的個(gè)數(shù)，聯(lián)立方程，可以求出所有體素的衰減系數(shù)的數(shù)值，得到其二維分布矩陣（衰減系數(shù)的數(shù)字圖像），利用上述求的結(jié)果重建圖像。第一代CT曾用過該方法。

缺點(diǎn)：費(fèi)時(shí)太多

舉例：直接法計(jì)算體素衰減（吸收）系數(shù)的計(jì)算法二：實(shí)際中求解衰減系數(shù)二維分布

→（x,y），P→P（x,y）引進(jìn)新坐標(biāo)系（R，）表示x射線束路徑在x-y坐標(biāo)平面的位置。設(shè)x線路徑l到坐標(biāo)中心o的距離是R，與y軸的夾角為，則x線束路徑l的直線方程為