醫(yī)學成像技術-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的基礎知識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射線攝影產生的是多器官重疊的平片圖像CT是用X射線對人體層面進行掃描，取得信息，經計算機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。顯著的擴大人體的檢查范圍，提高病變的檢出率和診斷的準確率。X射線平片與CT斷層對比圖

肝癌CT平掃示：肝臟體積明顯增大，邊緣不平整，肝實質密度不均，內見結節(jié)狀、團塊狀低密度癌灶，邊緣模糊，密度不均。肝右葉巨大癌灶肝內結節(jié)狀癌灶CT的成像結果靜脈注入造影劑后CT掃描，動脈期示：肝內癌灶不均勻增強，密度增高，其內見腫瘤壞死部分不強化，呈更低密度。

癌灶增強，密度增高瘤內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癌栓呈低密度充盈缺損表現(xiàn)。肝右葉癌灶腹主動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癌灶靜脈注入造影劑后CT掃描，平衡期示：肝內癌灶隨造影劑進一步洗脫呈低密度表現(xiàn)。本例門靜脈左支內還可見稍低密度癌栓。門靜脈左支及其內癌栓肝內癌灶更多的結果心臟成像CT仿真內窺鏡脊髓造影CTCT透視下穿刺活檢§2.3.1X-CT的基礎知識X-raycomputedtomography歷史：1917年奧地利Radon證明，利用x射線投影數值可重建二維或三維圖像

1972英國hounsfield發(fā)明CT，獲得第一臺頭部CT圖像，1979獲諾貝爾醫(yī)學生物學獎1974應用于臨床Ledley設計成功全身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) 分析晶體結構1917 巴克拉(Barkla) 發(fā)現(xiàn)元素的標識X射線1924

塞格巴恩(Siegbahn) X射線光譜學1927

康普頓(Compton等六人) 康普頓效應1936

德拜(Debye) 化學1946

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

霍奇金(Hodgkin) 化學1979

柯馬克和豪森菲爾德（Cormack/Hounsfield）醫(yī)學1981 塞格巴恩(Siegbahn) 物理同X射線有關的諾貝爾獎我國CT的發(fā)展1）85年第二代CT,上海計算技術研究所等2）安科公司3）Siemens4）GE定義：運用一定的物理技術，以測定X射線在人體內的衰減系數為基礎，采用一定的數學方法，經電子計算機處理，求解出衰減系數數值在人體某剖面上的二維分布矩陣，再應用電子技術把此二維分布矩陣轉變?yōu)閳D像畫面上的灰度分布，從而實現(xiàn)建立斷層圖像的現(xiàn)代醫(yī)學成像技術。本質：衰減系數成像

X-CT成像裝置與流程X-CT成像裝置主要由X線管、準直器、檢測器、掃描機構，測量電路、電子計算機、監(jiān)視器等部分所組成的。X-CT成像流程是：X線----準直器----檢測器-----轉變電信號------放大電信號----轉變?yōu)閿底中盘?---計算機系統(tǒng)----存入計算機的存貯器----編碼----顯示圖像ＣＴ工作過程：高壓發(fā)生器模/數轉換器計算機對比增強器數/模轉換器顯示器照像機探測器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）。越薄兩個表面的形態(tài)結構越接近，建立的斷面圖像越接近于解剖斷面的真實形態(tài)結構。一般用某斷層形態(tài)結構的某種平均來表示該解剖斷面的形態(tài)結構。?像素(pixel)：構成圖像的基本單元，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，攜帶的信息量越大。對劃分的像素進行空間位置編碼，形成編碼排序的像素陣列。?體素(voxel)：受檢者體內欲成像的斷層表面上按大小和一定坐標人為的劃分的小體積元，對其進行空間編碼，則形成體素陣列。voxel與pixel在坐標上一一對應。大小一般為（1-2mm）×（1-2mm）×（3-15mm）（厚），劃分的方案至少為25600個體素。

（1）斷層(體層)（2）解剖斷面X-CT圖像是斷層形態(tài)結構的平均圖像薄層人體剖面此平均代表解剖斷面形態(tài)結構頭部斷層（3）體素腦斷層體素體素長或寬1～2mm高3～15mm斷層內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應圖空間位置編碼像素像素矩陣每個體素的X線衰減系數排列成矩陣二、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，沿不同的方向對劃分好體素編號的受檢體體層進行投照，并用高靈敏度探測器接受透射一串串體素后的x射線的強度，從而獲得重建圖象中采用的投影數值的技術。常見有平移掃描、旋轉掃描、平移加旋轉掃描等。掃描方式的選擇著眼于加快建立圖像的速度，同時，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射線束的強度I稱為投影，投影的數值稱為投影值，投影值的分布稱為投影函數。

?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射線的獲取準直器用一定厚度的鉛制成，準直孔徑小，能吸收散射線，通過準直器后的射線可視為理想窄束，束寬決定于準直孔徑寬度，1-2mm，束高決定于準直孔徑高度，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檢測器都有準直器?？烧J為是多個窄束。

獲取窄束X射線的裝置或準直器的示意圖

散射光子散射光子源Δy鉛準直器鉛準直器準直器檢測器Δx受檢體窄束X射線的獲取薄扇形X射線束掃描三、圖像重建的數學基礎

選擇數學方法的基本思路：

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

由此出發(fā)，運用一定數學方法處理所得的多個投影值，獲取衰減系數值的二維分布矩陣。

注意：不同的物體對單能射線的衰減系數大小不同；同一物體對不同能量的射線衰減系數也不同，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圖像時確定的每一個體素的衰減系數實際上是不同能量不同成分的衰減系數值的加權平均值。對連續(xù)能譜，可理解為用積分表示的平均衰減系數。1.射線通過非均勻物質假定將人體劃分為具有均勻衰減系數、一定長、寬、高的體素作為計算單元。dI0InI0：入射強度d：每個體素長或寬：各個體素的衰減系數I：射線出射強度，前述投影P：d一定時，由路徑L確定的值，可認為廣義上的投影當x射線通過的路徑上介質不均勻，且衰減系數連續(xù)變化，即衰減系數是路徑的函數，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：法一：直接方程法求解

令X射線沿不同路徑對受檢體投照（掃描）會得到一系列投影值，而獲得若干線性方程，獨立方程數=體素個數=所有體素對應衰減系數的個數，聯(lián)立方程，可以求出所有體素的衰減系數的數值，得到其二維分布矩陣（衰減系數的數字圖像），利用上述求的結果重建圖像。第一代CT曾用過該方法。

缺點：費時太多

舉例：直接法計算體素衰減（吸收）系數的計算法二：實際中求解衰減系數二維分布

→（x,y），P→P（x,y）引進新坐標系（R，）表示x射線束路徑在x-y坐標平面的位置。設x線路徑l到坐標中心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