多層螺旋CT的原理與技術(shù)

第1章多層螺旋CT的原理與技術(shù)

近年來，隨著CT成像能力的迅速發(fā)展，臨床應(yīng)用特別是CT血管成像技術(shù)的臨床應(yīng)用不

斷拓寬。只有掌握CT運(yùn)行的基本原理，才能更好地理解CT血管成像（CTA）的潛力和限度

第一節(jié)CT的成像原理與結(jié)構(gòu)

一、CT成像的基本原理

圖1-1CT的成像原理。

常規(guī)X線平片或透視是利用人體內(nèi)不同密度組織對(duì)于X線穿透后吸收能力不同的原理成

像的。當(dāng)X線透過人體后，因不同部位衰減程度不同，而在膠片或熒光屏上形成相應(yīng)組織或

器官的圖像。CT仍然是利用X線的穿透性來成像。為了解決常規(guī)X線成像中不同臟器的空間

重疊問題，CT采用高度準(zhǔn)直的X線束圍繞身體某一厚度的特定層面進(jìn)行掃描，掃描過程中

由靈敏的檢測器記錄下X線穿透此層面后的衰減信息。由模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器將此模擬信息轉(zhuǎn)

換成數(shù)字信息，然后輸入電子計(jì)算機(jī)（圖1-1）。

依照物理學(xué)原理，X線穿透人體組織后會(huì)產(chǎn)生衰減，衰減的程度與物質(zhì)的密度和厚度有

關(guān)。人體組織所構(gòu)成的物質(zhì)不同，因此對(duì)透射的X線可產(chǎn)生不同程度的衰減，稱為“衰減系

數(shù)”不同。假設(shè)X線的初始強(qiáng)度為Io,組織的厚度為d,衰減系數(shù)中衰減后的X線強(qiáng)度為I,則

1=5

CT設(shè)備成像中，X線束“掃描”一個(gè)成像層面意味著從不同角度透射人體，得到可滿足重

建數(shù)據(jù)所要求的多個(gè)投影信息。每個(gè)方向上投射的X線都將穿過層面內(nèi)投射軌跡上的所有體

素，到達(dá)檢測器時(shí)，受到的衰減將是各體素衰減作用的總和，以衰減系數(shù)N表示，則

(gl+|a2+|J3+lJ4)d

I=Ioe'-……D1=l

D2=2

D3=3

D4=4

圖1-2CT投影與重建。

掃描中，隨著不斷地改變投影角度，則得到各個(gè)投影方向上的大量數(shù)據(jù)集合，通過計(jì)

算機(jī)實(shí)施相應(yīng)的重建數(shù)學(xué)運(yùn)算，最終可得到層面內(nèi)每個(gè)像素的X線衰減信息（圖1-2）。這

些X線衰減數(shù)據(jù)即組成數(shù)字矩陣，為了使圖像直觀化，此數(shù)字矩陣經(jīng)數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換后，以

由黑至白的不同灰階表示層面內(nèi)不同位置組織所造成的X線衰減強(qiáng)度，即將每一像素的X線

衰減系數(shù)轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的灰度值，可通過圖像顯示器輸出就得到所成像層面的圖像，這樣此

層面內(nèi)的諸解剖結(jié)構(gòu)就可清晰地顯示出來。

二、CT的基本結(jié)構(gòu)

雖然目前CT設(shè)備經(jīng)過30多年的發(fā)展，出現(xiàn)多種設(shè)備類型，但是CT的主要結(jié)構(gòu)組成從功

能組成上依然分為以下四部分：掃描部分、計(jì)算機(jī)系統(tǒng)、操作控制部分以及圖像的存儲(chǔ)與

顯示系統(tǒng)。

1.掃描部分

包括X線發(fā)生系統(tǒng)、準(zhǔn)值器、檢測系統(tǒng)、掃描架以及檢查床等。主要結(jié)構(gòu)包括：

Q）X線發(fā)生系統(tǒng)

此部分的基本功能是提供成像所需的穩(wěn)定X線束，包括X線球管、高壓發(fā)生器和冷卻系

統(tǒng)等。CT機(jī)的X線球管，一般采用旋轉(zhuǎn)陽極球管。球管焦點(diǎn)較小，約0.6~2mm大小。球管的

熱容量均較大，最新的可達(dá)500萬熱力單位，以適應(yīng)連續(xù)大范圍掃描的需要。為保證CT機(jī)球

管的正常工作，還需要輔助的高壓發(fā)生器提供一個(gè)穩(wěn)定的高壓以及相應(yīng)的球管的冷卻系統(tǒng)

O

（2）準(zhǔn)值器

位于球管的X線出口處，為窄縫樣設(shè)計(jì)，可根據(jù)掃描要求調(diào)整為不同的寬度，用以對(duì)特

定厚度的某部位進(jìn)行成像。

（3）檢測系統(tǒng)

包括位于掃描架內(nèi)的檢測器、檢測回路和模數(shù)轉(zhuǎn)換器等，其主要任務(wù)是檢測人體對(duì)X線

的吸收量。

檢測器分為氣體和固體兩大類。較早期的設(shè)備多使用氣體檢測器，其采用氣體電離的

原理，當(dāng)X線使氣體產(chǎn)生電離時(shí)測量所產(chǎn)生電流的大小來反映X線強(qiáng)度的大小。常用氣體為

債氣。固體檢測器，當(dāng)接收X線能量時(shí)可將其轉(zhuǎn)換電信號(hào)，進(jìn)行光電換能。包括閃爍晶體檢

測器等，閃爍晶體有碘化鈉、碘化鈉、鴇酸鎘和楮酸鈿等，但是早期的檢測器在能量轉(zhuǎn)換

時(shí)損失較大；而目前使用較多的稀土陶瓷檢測器的光電轉(zhuǎn)換效率大為提高。

檢測器、CT球管以及準(zhǔn)值器等都位于掃描架內(nèi)，共同構(gòu)成了X線-檢測系統(tǒng)，掃描過程

中X線或間斷脈沖式，或連續(xù)發(fā)射；檢測器不斷檢測X線吸收量，然后將所采集的數(shù)據(jù)經(jīng)過

模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換輸入計(jì)算機(jī)系統(tǒng)。

2.計(jì)算機(jī)系統(tǒng)

計(jì)算機(jī)系統(tǒng)的主要任務(wù)有兩方面：一是掃描的控制，包括掃描架和檢查床的運(yùn)動(dòng)、X線

的產(chǎn)生、數(shù)據(jù)的采集以及各部件之間的信息交換等；二是承擔(dān)數(shù)字處理和圖像重建的任務(wù)

,即將采集的數(shù)據(jù)經(jīng)過數(shù)學(xué)計(jì)算得到相應(yīng)層面的數(shù)字矩陣。

CT設(shè)備的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)少者只有一臺(tái)計(jì)算機(jī)，但由于任務(wù)量較大，常采用多臺(tái)計(jì)算機(jī)并

行處理的方式，以提高采集和處理速度。按照所負(fù)擔(dān)的任務(wù)分為主計(jì)算機(jī)和圖像處理計(jì)算

機(jī)兩部分。圖像處理計(jì)算機(jī)與主計(jì)算機(jī)相連接，負(fù)責(zé)處理多組數(shù)據(jù)，本身不能獨(dú)立工作。

3.操作控制部分

操作控制部分主要包括操作臺(tái)，通過操作臺(tái)輸入整個(gè)CT操作或控制命令，進(jìn)行掃描程

序，掃描曝光條件的設(shè)定與選擇，控制X線-檢測系統(tǒng)的工作。同時(shí)檢查前通過此部分要輸

入有關(guān)圖像識(shí)別的多種數(shù)據(jù)和資料（包括患者檢查號(hào)、患者基本資料、體位等），檢查后

還要控制圖像的顯示，以及窗寬、窗位的選擇等。

隨著CT設(shè)備的不斷改進(jìn)和提高，操作臺(tái)的性能也日趨完善。目前的操作臺(tái)已集操控和

顯示于一體，使用方便、功能全。為了提高工作效率，常配備與CT相連的CT診斷和后處理

工作站，方便圖像的瀏覽和后處理。

4.圖像的存儲(chǔ)與顯示系統(tǒng)

圖像的存儲(chǔ)設(shè)備包括磁盤、磁帶等。掃描的原始數(shù)據(jù)最初存貯在CT設(shè)備的緩沖區(qū)，待

掃描完成，原始數(shù)據(jù)經(jīng)過相應(yīng)處理后所得的圖像數(shù)據(jù)則存入CT磁盤的圖像存儲(chǔ)區(qū)。磁盤的

容量，隨機(jī)器種類而不同。為了方便大量患者檢查數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)，CT設(shè)備常還需要另外的接

口，可以將數(shù)據(jù)讀取到外源的存儲(chǔ)器，如高密度磁帶或磁盤，這些外源的存儲(chǔ)設(shè)備可大量

記錄圖像數(shù)據(jù)。近年來，磁光盤應(yīng)用也逐漸增加，存儲(chǔ)量較大，但檢索更方便。

圖像顯示系統(tǒng)，CT機(jī)本身多采用顯示器，早期為灰度等級(jí)較高的黑白顯示器，灰階的

顯示可達(dá)16~64級(jí)?，F(xiàn)由于后處理技術(shù)的發(fā)展和需要，多采用彩色顯示器。檢查結(jié)果目前仍

需用照相機(jī)以膠片的形式輸出圖像給患者，多采用激光照相機(jī)與CT設(shè)備相連輸出膠片，直

觀方便，但成本較高、不易保存。

目前，隨著影像設(shè)備數(shù)字化的進(jìn)展，國內(nèi)已有不少醫(yī)院開始為患者，檢查后提供光盤

形式的圖像，此種形式的圖像不僅可以有常規(guī)的橫斷面圖像，而且可以包括彩色與立體的

圖像信息。

第二節(jié)CT設(shè)備的發(fā)展

自Housfiled于1969年設(shè)計(jì)發(fā)明了第1臺(tái)CT原型機(jī)至今，CT設(shè)備先后經(jīng)過不同的設(shè)計(jì)和

發(fā)展，按照采集方式的不同可分為以下類型：

—,層

自從CT原型機(jī)至1989年之前，CT設(shè)備采用的是層面采集方式，即每次掃描采集一個(gè)層

面的信息，掃描時(shí)檢查床是靜止不動(dòng)的，掃描完成后檢查床移動(dòng)一定距離再進(jìn)行下一個(gè)層

面的掃描。這種設(shè)計(jì)的原因是CT掃描架內(nèi)的X線管連接著高壓電纜，受電纜的制約每次掃

描管球旋轉(zhuǎn)后必須復(fù)位，再開始下一次掃描。除少數(shù)不發(fā)達(dá)地區(qū)使用外，層面采集方式的C

T機(jī)已退出主流。

二、螺旋CT

螺旋CT采集方式發(fā)展的基礎(chǔ)是滑環(huán)技術(shù)的開發(fā)與應(yīng)用。該設(shè)計(jì)是在掃描架內(nèi)置一個(gè)環(huán)

形滑軌即滑環(huán)，X線球管可以從滑環(huán)上得到電源(早期為高壓電源，現(xiàn)已發(fā)展為低壓電源)

,這樣X線球管就能夠擺脫了傳統(tǒng)的電纜，在滑軌上連續(xù)繞患者旋轉(zhuǎn)和不斷發(fā)射X線束。檢

測器仍采用層面采集CT的設(shè)計(jì)模式，在滑環(huán)上與X線管同步連續(xù)旋轉(zhuǎn)。

圖1-3(a)層面采集掃描方式與(b)螺旋采集掃

螺旋CT與層面采集CT另外一點(diǎn)不同之處是，在X線管在滑環(huán)上連續(xù)旋轉(zhuǎn)時(shí)，檢查床不

再是靜止不動(dòng)，而是在整個(gè)信息采集過程中做勻速的縱向移動(dòng)。這樣，X線束在人體上的掃

描軌跡不再是垂直于身體長軸的平面，而是連續(xù)的螺旋狀，此即為螺旋掃描方式（圖1-3）

第1臺(tái)臨床實(shí)用的螺旋CT設(shè)備在1989年問世，這種新的掃描方式不僅大大提高了掃描速

度，而且在設(shè)備的硬件（如X線管的熱容量）、患者檢查的方式、重建理論等方面引發(fā)了一

次新的突破性發(fā)展。螺旋CT的出現(xiàn)具有明顯的意義：①掃描層面之間不需再做停頓，可連

續(xù)快速掃描，大大提高了掃描速度，每層采集時(shí)間可減少到0.75秒~1.5秒；②在層面采集CT

檢查過程中，由于是逐次屏氣掃描，體部，如肝膽胰脾的微小病變很容易在不同屏氣時(shí)被

遺漏，螺旋CT連續(xù)掃描可防止體部微小病變的遺漏；③螺旋CT的掃描和重建方式有利于數(shù)

據(jù)進(jìn)行三維后處理，為CT后處理技術(shù)的發(fā)展打下了基礎(chǔ)。

較早開發(fā)的螺旋CT設(shè)備是以螺旋狀掃描軌跡逐層地采集信息，和以后發(fā)展的設(shè)備對(duì)比

,也稱為“單層螺旋掃描"CT。

三、多層螺旋CT

1999年，GE>Siemens、Marconi和Toshiba四家醫(yī)療設(shè)備公司同時(shí)推出了新一代的CT設(shè)

計(jì)，此次CT技術(shù)的進(jìn)步也是發(fā)生在X線-檢測系統(tǒng)（圖1-4）。X線束由扇形改為錐形束，即

增大Z軸方向上X線的厚度；而檢測器也由一列的設(shè)計(jì)增大在Z軸方向上的排列數(shù)目，增加

為多列，形成具有一定寬度的檢測器陣列。通過把多列檢測器檢測到的信息進(jìn)行不同的組

合，可以同時(shí)得到4個(gè)層面的螺旋掃描的信息，稱多排檢測器螺旋掃描CT,簡稱“多層螺旋C

多層螺旋掃描方式大大提高了信息的采集速度，每4層的采集時(shí)間可降低到0.3秒~0.5秒

=2000年后，在4層螺旋CT基礎(chǔ)上，又先后出現(xiàn)了8層、16層乃至64層的多層螺旋CT。這樣

,CT掃描的效率又得到了更大的提高，單位時(shí)間內(nèi)可掃描更大的解剖范圍。

隨著掃描速度的提高，多層螺旋CT對(duì)硬件的要求也相應(yīng)提高。要完成如此快速的掃描

意味著機(jī)架內(nèi)近一噸重的構(gòu)件在幾分之一秒內(nèi)旋轉(zhuǎn)一周，其重力速度可達(dá)13G以上。常規(guī)機(jī)

械式傳動(dòng)裝置已不適用，掃描構(gòu)件在滑環(huán)上的快速旋轉(zhuǎn)引入了磁浮技術(shù)。止匕外，連續(xù)大范

圍掃描對(duì)于CT球管的熱容量也提出了更高的要求；短時(shí)間內(nèi)處理幾倍的數(shù)據(jù)量，對(duì)計(jì)算機(jī)

的運(yùn)算能力也有更高的要求。

由于多層螺旋CT技術(shù)的出現(xiàn)，CT的時(shí)間分辨力有了較大程度的提高，最新的64層螺旋

CT時(shí)間分辨力可縮短至幾十毫秒，能夠用于心臟和冠狀動(dòng)脈的成像。多層螺旋CT的出現(xiàn)再

次促進(jìn)了CT技術(shù)的發(fā)展，其所帶來的優(yōu)勢主要表現(xiàn)在：①時(shí)間分辨力大大提高，使原CT成

像有困難的運(yùn)動(dòng)器官，如心臟和冠狀動(dòng)脈的成像成為可能；②由于設(shè)備能力的提高，可進(jìn)

行連續(xù)大范圍掃描，如全身成像，并且可在掃描后針對(duì)不同部位進(jìn)行不同層厚、不同重建

與重組方式的顯示；③對(duì)于腹部臟器，單次掃描時(shí)間明顯縮短，這樣可以進(jìn)行精確的多期

像掃描，有利于病變的定性和發(fā)現(xiàn)微小病變。

四、雙源CT與能譜CT

雙源CT是在64層CT技術(shù)之上，采用2個(gè)高壓發(fā)生器、2個(gè)球管、2套探測器組和2套數(shù)據(jù)

采集系統(tǒng)來采集CT圖像。兩個(gè)球管在X-Y平面上間隔90。，也就是說，機(jī)架旋轉(zhuǎn)90。即可獲得

180。的數(shù)據(jù)，使單扇區(qū)采集的時(shí)間分辨力達(dá)83毫秒，基本實(shí)現(xiàn)了冠狀動(dòng)脈CT的臨床常規(guī)應(yīng)

用。雙源CT設(shè)備還實(shí)現(xiàn)了能量CT的臨床常規(guī)應(yīng)用。當(dāng)雙源CT的2個(gè)球管分別以管電壓80

kV/100kV和140

kV同時(shí)、同層掃描時(shí)，可同時(shí)獲的低能和高能數(shù)據(jù)，實(shí)現(xiàn)雙能量CT成像，獲得同一組織在

不同能量射線下所具有的不同X射線衰減特性，從而可區(qū)分不同的組織結(jié)構(gòu)成分特征，鑒別

病變性質(zhì)等。CT能量成像技術(shù)的價(jià)值還在于可以增加實(shí)質(zhì)器官與對(duì)比劑的區(qū)別，明顯降低

背景噪聲因素影響，避免線束硬化偽影和容積效應(yīng)造成的小病灶遺漏和誤診，提高小病灶

和多發(fā)病灶的檢出率。

除了雙源雙能量CT之外，快速千伏切換的單源CT設(shè)備也可實(shí)現(xiàn)能量CT成像，除了獲得

基物質(zhì)圖像，還可獲得一系列特定能量水平的CT圖像，即單能量（keV）圖像，用于去除

硬化偽影、優(yōu)化圖像質(zhì)量和對(duì)比噪聲比、進(jìn)行物質(zhì)定量分析以及通過能譜數(shù)據(jù)的綜合分析

進(jìn)行病變定性診斷等。能量CT徹底改變了常規(guī)CT幾十年來的傳統(tǒng)診斷模式，在獲得混合能

量圖像的同時(shí)，還可以一次掃描得到單能量圖像以及不同物質(zhì)（水、碘、鈣等）的圖像。C

T能譜成像對(duì)于常規(guī)CT單一密度參數(shù)成像提供了全新的解決手段。

第三節(jié)CT的掃描參數(shù)

一、準(zhǔn)值器寬度

從X線管發(fā)射出的X線束需要進(jìn)行準(zhǔn)值，以減少不必要的輻射劑量，成為成像層面所需

要的形態(tài)，同時(shí)還保護(hù)檢測器不受到散射。根據(jù)不同的設(shè)備類型，準(zhǔn)值器有多種不同的結(jié)

構(gòu)設(shè)計(jì)。

準(zhǔn)值器位于CT掃描架的兩個(gè)位置：接近X線球管（前準(zhǔn)值器）和接近檢測器（后準(zhǔn)值

器）?；颊咔皽?zhǔn)值器用于形成特定形狀的X線束，由兩部分組成：第一部分是固定的準(zhǔn)值器

,保證X線束在橫斷面上呈扇形形狀；第二部分是可調(diào)節(jié)的準(zhǔn)值器，可以在縱軸方向上變化

不同的準(zhǔn)值，以獲得所需的X線束厚度。此X線束厚度就是臨床應(yīng)用中經(jīng)常提到的準(zhǔn)值器寬

度。例如，在64x0.5mm檢測器結(jié)構(gòu)的64層螺旋CT中，準(zhǔn)值器寬度為32mm；而在16x1mm檢

測器結(jié)構(gòu)的16層螺旋CT中，準(zhǔn)值器寬度為16mm；此距離指扇形X線束通過掃描中心點(diǎn)時(shí)的

距離。

二、床速和螺距

在螺旋掃描方式中，CT掃描床移動(dòng)速度是一項(xiàng)密切關(guān)系圖像質(zhì)量、輻射劑量、掃描時(shí)

間和覆蓋范圍的重要參數(shù)。多層螺旋CT和寬X線束范圍有助于在每次掃描架旋轉(zhuǎn)期間內(nèi)有

更快的移床速度。

螺距是主要用于定量評(píng)價(jià)CT床速的參數(shù)，其定義為X線管每旋轉(zhuǎn)36（TCT掃描床移動(dòng)的

距離除以準(zhǔn)值器的寬度。螺距是沒有單位的參數(shù)。當(dāng)床速與準(zhǔn)值器寬度相等時(shí)，螺距為1。

當(dāng)床速小于準(zhǔn)值器寬度時(shí)，螺距小于1,掃描數(shù)據(jù)會(huì)有部分重疊。螺距越小，重疊的部分越

多。對(duì)于4層螺旋CT,采用4x1.0mm的準(zhǔn)值器，床速為每轉(zhuǎn)6mm的參數(shù)設(shè)置時(shí)，螺距等于6/（

4xl）=6/4=1.5o對(duì)于64層螺旋CT,采用64x0.5mm的準(zhǔn)值器，床速為每轉(zhuǎn)48mm的參數(shù)設(shè)置

時(shí)，螺距仍等于48/（64x0.5）=1.5。

螺距對(duì)于多層螺旋CT圖像質(zhì)量的影響要比單層螺旋CT小，但其與圖像質(zhì)量、偽影、輻

射劑量之間的關(guān)系更為復(fù)雜，有些也有爭議。螺距的最佳選擇取決于檢測器的設(shè)置和CT投

影數(shù)據(jù)的內(nèi)插算法模式。一些廠家推薦在多層螺旋CT中使用一組固定大小的螺距值，而其

他廠家則建議可任意選擇不同的螺距值?？傊?，采用較高的螺距時(shí)，由于層面形態(tài)增寬可

致Z軸分辨力下降。采用較低的螺距時(shí)，可改善Z軸分辨力，但是要維持相同的信噪比則會(huì)

產(chǎn)生更高的輻射劑量。在特定臨床條件下，進(jìn)行掃描參數(shù)的螺距值設(shè)定時(shí)，應(yīng)當(dāng)認(rèn)真考慮

圖像質(zhì)量與輻射劑量之間的平衡。

實(shí)際臨床應(yīng)用中，多層和單層螺旋CT選擇螺距值范圍為1~2；但在心臟CT需要低螺距

的重疊掃描，以保證獲得足夠的連續(xù)采樣掃描數(shù)據(jù)。止匕外，低螺距值掃描能更有效地減少

多層螺旋CT的相關(guān)偽影，這在多平面重組和3D圖像中更為明顯。

三、管電壓和管電流

恰當(dāng)?shù)剡x擇CT的掃描參數(shù)對(duì)于優(yōu)化輻射劑量和圖像質(zhì)量是至關(guān)重要的。在管電流保持

恒定而降低管電壓時(shí)，或者管電壓恒定而降低管電流時(shí)，會(huì)減低X線管的輸出量和對(duì)患者的

輻射劑量。但是，不恰當(dāng)?shù)亟档凸茈妷嚎蓪?dǎo)致組織的CT值和噪聲明顯增加，尤其是在肥胖

患者。對(duì)于大多數(shù)CT設(shè)備，只能進(jìn)行幾個(gè)管電壓值的選擇。成人的常規(guī)體部CT采用120~14

OkV的管電壓進(jìn)行；對(duì)于兒童，絕大多數(shù)采用8OkV的管電壓進(jìn)行掃描，以降低輻射劑量。

在選擇管電壓值的過程中，其它需考慮的因素還有碘，例如CT血管成像中所使用的碘

對(duì)比劑，當(dāng)選擇8OkV時(shí)可產(chǎn)生CT值升高，這是由于此時(shí)光量子的能量（約為kV能量的一半

）接近于碘原子的K峰（即33.2keV）。這樣，120kV時(shí)對(duì)比增強(qiáng)250HU的對(duì)比劑濃度，在80

kV時(shí)可產(chǎn)生400HU的對(duì)比增強(qiáng)。然而在實(shí)際應(yīng)用中，即使采用目前最大的X線管電流，80k

V在肥胖患者或諸如成人腹部和盆腔等較厚身體部位的掃描中還是不夠的。止匕外，較低能量

的光量子的X線吸收更高，可能會(huì)造成更大的有效輻射劑量。

與管電壓相比，管電流的選擇更加靈活，常見的范圍從20mA到800mA不等。與管電壓

相比，調(diào)節(jié)管電流的實(shí)際優(yōu)點(diǎn)是它對(duì)圖像質(zhì)量的影響更為直接。因此，控制管電流或旋轉(zhuǎn)

時(shí)間是一種比管電壓更常見和實(shí)用的減少輻射劑量的方法。例如對(duì)于胸部CT,肺部結(jié)節(jié)普

查的參數(shù)可以采用20mAs,120kV,而常規(guī)臨床檢查的參數(shù)為120mAs、120kV。

在單層螺旋CT中，更高的螺距會(huì)導(dǎo)致層厚增大，這樣當(dāng)管電流恒定時(shí)，每個(gè)層面的噪

聲保持不變；而在多層螺旋CT中，增加螺距不一定會(huì)造成層厚增加。當(dāng)層厚不變時(shí)，如管

電流恒定，增大螺距可降低輻射劑量并增加圖像噪聲。為了使噪聲水平保持不變，提高螺

距時(shí)必須增大管電流。

這樣，就需要介紹新的術(shù)語——有效mAs,它的定義為mAs除以螺距的值。螺距為2時(shí)2

00mAs與螺距為1時(shí)100mAs掃描方式時(shí)的有效mAs值相等，這使兩種掃描方式的輻射劑量和

噪聲相同。

四、重建方式

在投影重建過程中可以采用多種不同的濾過模式。濾過是通過卷積核（或重建算法）

來進(jìn)行的，它可以犧牲圖像的銳利度來降低背景噪聲。

當(dāng)進(jìn)行更多細(xì)節(jié)的顯示時(shí)，采用高分辨力的重建方式或算法，如骨算法或肺算法，可

產(chǎn)生更高的空間分辨力，但圖像噪聲會(huì)增加；而低分辨力的重建方式，如軟組織或平滑算

法，可降低圖像噪聲，但空間分辨力也降低。在圖像重建中，可根據(jù)具體臨床任務(wù)對(duì)圖像

的要求來選擇適合的重建方式。部分CT設(shè)備可常規(guī)產(chǎn)生不同重建方式的圖像，如在胸部CT

掃描后可產(chǎn)生軟組織和肺算法的圖像。

五、層面和螺旋掃描方式

隨著螺旋和多層螺旋CT技術(shù)的進(jìn)展，螺旋掃描已成為標(biāo)準(zhǔn)的CT掃描方式。層面掃描方

式仍然有一些臨床應(yīng)用，如對(duì)比劑的團(tuán)注監(jiān)控、CT灌注、介入應(yīng)用和心電門控的冠狀動(dòng)脈

鈣化CT檢查，上述檢查或者在同一位置反復(fù)進(jìn)行掃描，或者在不同的CT掃描位置間采集圖

像有一個(gè)延遲時(shí)間間隔。

層面掃描方式中所采集的圖像數(shù)目，取決于開通的檢測器層數(shù)（或通道數(shù)）。在圖像

重建過程中，聯(lián)合處理鄰近層面檢測器的信號(hào)，可以降低每次掃描的圖像數(shù)量，同時(shí)增加

圖像的層厚。例如，對(duì)于16x0.5mm的掃描方式，可提供16幅0.5mm層厚的圖像、8幅1.0mm

層厚的圖像，或2幅4.0mm層厚的圖像。在螺旋掃描方式中，也要根據(jù)具體的應(yīng)用情況處理

好圖像數(shù)目與層厚之間的平衡。

六、層厚

層厚的選擇取決于具體的臨床應(yīng)用、定量檢查和顯示的要求。薄層圖像可提供清晰的

解剖細(xì)節(jié)，但數(shù)據(jù)量和閱讀圖像的時(shí)間會(huì)增加。此外，薄層圖像較厚層圖像需要更長的采

集時(shí)間，圖像噪聲也更大。臨床常規(guī)診斷應(yīng)用的層厚為5mm。對(duì)于3D顯示、CT血管成像或

篩查肺小結(jié)節(jié)的圖像，通常是以1至2mm的層厚進(jìn)行采集。對(duì)于細(xì)微結(jié)構(gòu)定量檢測的一些臨

床應(yīng)用（如冠狀動(dòng)脈的小斑塊或潁骨結(jié)構(gòu)），可能需要0.4至0.6mm的層厚。

在單層螺旋CT中，所采集的掃描投影數(shù)據(jù)確定了固定的層厚。與此不同的是，在多層

螺旋CT中，掃描架每次旋轉(zhuǎn)期間所得到的螺旋數(shù)據(jù)可產(chǎn)生不同層厚的圖像。然而，層厚不

能低于采集期內(nèi)所使用的檢測器的寬度。例如，16層螺旋CT采用16x0.5mm檢測器設(shè)置的掃

描方式可產(chǎn)生0.5、1、1.5、2、3、4、5mm等不同的層厚。采用較大層厚時(shí)，所重建的圖像

數(shù)目會(huì)減少，而每幅圖像的噪聲會(huì)降低。

在重建過程中采用較小的間隔形成部分重疊的圖像，可以提高對(duì)容積數(shù)據(jù)的3D顯示能

力，有更好的圖像質(zhì)量。重疊重建的CT圖像還可通過增加所瀏覽圖像的數(shù)量，獲得橫過病

灶中心的高對(duì)比圖像，從而提高對(duì)小病灶的檢測率。減小層厚還可減輕重組圖像的階梯偽

影。

多層螺旋CT圖像重建靈活性的提高，改善了其臨床應(yīng)用效率。例如，采用較窄的檢測

器進(jìn)行胸部CT掃描，首先產(chǎn)生層厚較大的圖像用于進(jìn)行瀏覽和診斷。如果需要薄層的圖像

以更好地顯示結(jié)節(jié)，可以很容易地從投影數(shù)據(jù)中再次重建得到。同一掃描的投影數(shù)據(jù)也可

重建薄層圖像，進(jìn)行3D顯示和CTA。通過將幾個(gè)薄層的信息疊加產(chǎn)生較厚層的圖像，此功

能對(duì)于需要較窄檢測器寬度來減輕部分容積效應(yīng)的檢查是很有幫助的。例如，頭部檢查中

部分容積效應(yīng)所致的黑線或低密度區(qū)，在采用較窄檢測器寬度設(shè)置時(shí)可以明顯減輕。

第四節(jié)CT的輻射劑量

對(duì)大部分患者而言，CT掃描是其接受輻射劑量最大的醫(yī)療檢查。隨著現(xiàn)代CT掃描儀數(shù)

量的增多和臨床應(yīng)用的擴(kuò)展，CT檢查時(shí)患者的輻射劑量已成為臨床非常關(guān)注的潛在問題。

盡管降低輻射劑量可導(dǎo)致圖像噪聲增加和圖像質(zhì)量下降，但輻射劑量超過一定水平后并不

能改善診斷影像的質(zhì)量，只能在患者體內(nèi)造成更多的輻射損傷。應(yīng)仔細(xì)設(shè)計(jì)和評(píng)估每次CT

檢查的掃描方案，控制輻射劑量。根據(jù)具體的臨床適應(yīng)證和技術(shù)特點(diǎn)，選擇并調(diào)整恰當(dāng)?shù)?/p>

個(gè)性化掃描方案對(duì)減少輻射劑量是至關(guān)重要的。

一、基本輻射劑量的測量

輻射劑量可以按不同的單位來進(jìn)行衡量。輻射暴露量是定量測定輻射劑量的最基本方

法，它與單位體積的空氣內(nèi)X線束所產(chǎn)生的電離量有關(guān)。它以庫侖/千克（C/Kg）或倫琴（R

）為單位（lR=2.58xlO-4C/Kg）輻射暴露的結(jié)果是患者體內(nèi)所吸收的輻射吸收量，它

以拉德（rad）或格瑞（Gy）為單位（lrad=10mGy）。輻射暴露量的概念與輻射源有關(guān)，

是一個(gè)測量得到的量，而輻射吸收量是與身體相關(guān)的概念，必須通過暴露量結(jié)合轉(zhuǎn)換系數(shù)

計(jì)算得到。從輻射暴露量計(jì)算輻射吸收量的影響因素，取決于吸收物質(zhì)（例如空氣、軟組

織和骨骼）和物體暴露于輻射中的位置。

所吸收的輻射劑量并不能說明器官對(duì)于輻射損害的敏感性。因此，組織的等效或有效

輻射劑量是輻射吸收量乘以組織類型相關(guān)的輻射權(quán)重系數(shù)。權(quán)重系數(shù)對(duì)于X線來講大致上都

是一樣的，因此等效劑量與吸收劑量有同樣的數(shù)值，它以毫西沃特（mSv）或雷姆（rem）

為單位（10mSv=lrem）。有效輻射劑量將單個(gè)器官的吸收劑量依照其輻射敏感性進(jìn)行權(quán)重

而后進(jìn)行相加。有效輻射劑量可以估計(jì)全身的輻射劑量，或者比較局部放射學(xué)操作中對(duì)身

體局部產(chǎn)生相同程度危險(xiǎn)的劑量。有效輻射劑量有利于評(píng)價(jià)和比較特定放射學(xué)檢查的潛在

生物學(xué)危險(xiǎn)。

二、CT特定的輻射測量參數(shù)

CT中基本輻射劑量的參數(shù)是CT劑量指數(shù)（CTDI）,它代表CT劑量模型中的輻射吸收

劑量，以格瑞（Gy）或拉德（rad）為單位。CTDI有三種變化：CTDIioo.CTDIw和CTDIvol

oCTDLoo是指用100mm長的電離室所測得的輻射暴露量。電離室位于圓柱狀有機(jī)玻璃的頭

部（直徑16cm）或體部（直徑32cm）模型內(nèi)，測量一次橫斷面掃過程中100mm距離上的輻

射暴露量。因?yàn)槟Ｐ椭行暮屯庵艿妮椛浔┞读坎⒉幌嗤ㄟ^將1/3的中心值和2/3的外周值

相加來計(jì)算CTDLoo的加權(quán)平均值。此加權(quán)平均后的輻射暴露量乘以吸收系數(shù)（33.7Gy/C/Kg

或O.87rad/R）后，可被轉(zhuǎn)換為加權(quán)平均后的吸收劑量（CTDIw）。

在臨床實(shí)踐中，掃描范圍是感興趣的體積（相當(dāng)于多個(gè)鄰近層面），而非單個(gè)層面。

特定層面內(nèi)的輻射劑量由于掃描鄰近層面時(shí)的影響而進(jìn)一步升高。累積或容積輻射劑量直

接與連續(xù)螺旋掃描的空間距離有關(guān)。為了描述這種層面之間的重疊效應(yīng)，在CTDIw的基礎(chǔ)

上，引入了容積CTDI（CTDIvol）的概念。連續(xù)掃描之間的重疊程度取決于掃描時(shí)的床速

,在螺旋CT中采用螺距進(jìn)行描述。當(dāng)螺距小于1,掃描出現(xiàn)重疊。螺距越小，重疊程度越大

o層面重疊或螺距小于1的掃描方式，較層面不重疊的掃描方式會(huì)產(chǎn)生更大的容積CTDI。這

樣，容積CTDI（CTDIvol）等于CTDIw/螺距。CTDIvol的計(jì)量單位為格瑞（Gy）。CTDIvol

目前是衡量CT輻射劑量的最常用指標(biāo)，也已在當(dāng)前大多數(shù)的CT掃描設(shè)備中進(jìn)行了標(biāo)注和顯

示，可以在不同影像學(xué)檢查方案之間進(jìn)行輻射劑量的比較。

但是，CTDIvol沒有評(píng)價(jià)掃描的范圍或連續(xù)掃描的總量。為克服此缺陷，引入了劑量和

范圍的乘積DLP（DLP=CTDIvolx掃描距離）。DLP代表特定CT檢查的整體輻射劑量，以m

Gyxcm來表示。結(jié)合特定器官所決定的危險(xiǎn)權(quán)重系數(shù)，通過DLP和轉(zhuǎn)換系數(shù)，可計(jì)算出身體

典型部位的有效輻射劑量。CT掃描的有效輻射劑量可通過特定CT設(shè)備的幾何形態(tài)和X線束

量的劑量分布來計(jì)算，它與管電流、管電壓、掃描范圍和螺距有關(guān)。

三、影響輻射劑量的CT掃描參數(shù)

通過調(diào)節(jié)管電壓、管電流、螺距、掃描時(shí)間和掃描范圍，可以調(diào)整輻射劑量。當(dāng)管電

流恒定時(shí)減少管電壓，或者管電壓恒定時(shí)減少管電流，均可減少X線管的輸出量，這樣可減

少對(duì)患者的輻射劑量。更實(shí)用的改變輻射劑量的方法是調(diào)節(jié)管電流或者旋轉(zhuǎn)時(shí)間，而非調(diào)

整管電壓。調(diào)節(jié)管電流比調(diào)節(jié)管電壓的優(yōu)點(diǎn)是它對(duì)圖像質(zhì)量的影響更直接。輻射劑量和圖

像噪聲受管電流和掃描架旋轉(zhuǎn)時(shí)間乘積的影響。圖像噪聲水平恒定時(shí)，120

kV條件下采用較高的mAs值，與140

kV采用較低mAs值產(chǎn)生的輻射劑量相似。因此在實(shí)際臨床中，kVp-mAs的組合可靈活進(jìn)行

，取決于CT檢查醫(yī)師的選擇。

螺旋CT的輻射劑量受螺距的影響，對(duì)于單層螺旋CT設(shè)備，如管電壓和管電流不變，輻

射劑量和掃描時(shí)間隨螺距增加而呈線性降低。單層螺旋CT高螺距選擇的缺點(diǎn)是，隨著螺距

的增大，部分容積效應(yīng)增加。對(duì)多層螺旋CT,螺距和輻射劑量的關(guān)系并不完全是線性的。

當(dāng)采用高螺距時(shí)，常需要增加管電流以補(bǔ)償圖像噪聲的增加，這樣增加螺距不一定會(huì)直接

導(dǎo)致輻射劑量減少。在圖像噪聲水平保持恒定時(shí)，采用有效管電流可使有效劑量不受螺距

的影響。

CT掃描設(shè)備的許多物理學(xué)方面的特性可導(dǎo)致輻射劑量增加，CT掃描儀減小輻射劑量的

效能被稱為CT的幾何學(xué)效率。通常多層螺旋CT因?yàn)闄z測器陣列單元之間的間隔和使用較寬

的X線束，較單層螺旋CT的幾何學(xué)效率更低。在單層螺旋CT設(shè)備中，半影區(qū)的X線束輻射

仍然在形成圖像時(shí)得到使用。在多層螺旋CT設(shè)備中，與中心或陰影部分相比，利用此部分

X線束會(huì)導(dǎo)致X線束強(qiáng)度測量的不一致。因此，多層螺旋CT掃描儀半影區(qū)的X線束不會(huì)對(duì)形

成圖像有作用，只會(huì)造成患者的輻射劑量增加。準(zhǔn)值器寬度越大，由于半影區(qū)所浪費(fèi)的輻

射劑量的百分比就越小。這種效應(yīng)在4通道多層螺旋CT采用窄準(zhǔn)值器方式運(yùn)行時(shí)最明顯，隨

著檢測器排數(shù)的增加而逐步減小，因?yàn)榘胗皡^(qū)相對(duì)于每排檢測器所占的比例部分逐步降低

0

四、減少輻射劑量的方法

必須仔細(xì)選擇CT的掃描參數(shù)，以患者接受的最小的輻射劑量，獲得所需要的滿足診斷

的圖像。應(yīng)根據(jù)患者的體重大小和解剖區(qū)域，選擇恰當(dāng)?shù)膾呙鑵?shù)。兒科患者可能較成人

接受非常低的輻射劑量，就可獲得相同的圖像質(zhì)量。

減少輻射劑量的常用方法是降低X線管的管電壓和/或管電流。當(dāng)管電流不變時(shí)，管電

壓從120kV降至80kV可降低70%的輻射劑量，但80kV主要用于兒科患者的CT成像，因?yàn)閷?duì)

于大多數(shù)成人的CT檢查其X線穿透力明顯不足。建議根據(jù)體重對(duì)兒科患者進(jìn)行分組，以優(yōu)

化管電流，可明顯低于成人的水平。一些特殊的臨床應(yīng)用，如肺癌或結(jié)腸息肉普查，可以

采用明顯低于常規(guī)臨床CT檢查的管電流進(jìn)行，從而大大降低輻射劑量。

體部橫斷面圖像的形態(tài)，從頭到腳的變化很大，有些體部區(qū)域的形態(tài)明顯偏離圓形。

這樣，可以在逐層的基礎(chǔ)上調(diào)整管電流，從而優(yōu)化每個(gè)體部區(qū)域的輻射暴露量，而不是在

整個(gè)掃描期間維持固定的管電流。例如，胸部的橫斷面是橢圓形的，X線束從前后方向穿過

,就要比從側(cè)方穿過胸部時(shí)衰減要少。當(dāng)X線束繞胸部旋轉(zhuǎn)時(shí)，可利用此衰減差異來降低管

電流，同時(shí)可保持信噪比不變。這種方式已廣泛用于當(dāng)前的CT掃描設(shè)備中，可根據(jù)具體解

剖部位來調(diào)整管電流。

目前的CT掃描設(shè)備中可采用兩種類型的自動(dòng)管電流調(diào)節(jié)技術(shù)：角度（橫斷面）和縱軸

調(diào)節(jié)。角度調(diào)節(jié)技術(shù)是在管球每次旋轉(zhuǎn)期間根據(jù)患者幾何形狀來調(diào)整管電流，從而在明顯

不對(duì)稱的身體區(qū)域，如肩部和盆腔，補(bǔ)償X線衰減的較大變化。管電流調(diào)節(jié)可以通過分析前

后位和側(cè)位定位像或通過實(shí)時(shí)評(píng)價(jià)檢測器的信號(hào)來實(shí)現(xiàn)?？v軸調(diào)節(jié)技術(shù)是在Z軸方向上當(dāng)移

動(dòng)到不同的身體區(qū)域時(shí)，如從胸部到腹部，調(diào)整管電流的大小，以降低或維持足夠的輻射

劑量。最新的自動(dòng)化管電流調(diào)節(jié)方法結(jié)合了角度和縱軸調(diào)節(jié)技術(shù)兩者的優(yōu)勢。

輻射劑量的減少可能導(dǎo)致圖像噪聲增加和降低圖像質(zhì)量，改善低劑量CT圖像質(zhì)量的另

外方法就是采用降低噪聲濾過的圖像重建方法。

第五節(jié)心臟CT

多層螺旋CT的時(shí)間和空間分辨力明顯提高，提供了心臟CT成像的可能。以前，電子束

CT是心臟CT的首選方法。盡管目前多層螺旋CT的時(shí)間分辨力還不如電子束CT,但多層螺

旋CT有更高的空間分辨力。采用0.3~0.5s的旋轉(zhuǎn)時(shí)間和心電圖觸發(fā)或門控（簡稱心電門控）

掃描技術(shù)，多層螺旋CT可方便地提供無運(yùn)動(dòng)偽影的心臟和冠狀動(dòng)脈CT圖像。

為了產(chǎn)生無運(yùn)動(dòng)偽影的心臟和冠狀動(dòng)脈解剖圖像，心臟的CT掃描必須與采集心電圖信

號(hào)同步進(jìn)行。有兩種類型的心電圖同步技術(shù)：前瞻性心電門控和回顧性心圖門控。在前瞻

性心電門控中，在R波開始后以預(yù)先確定的延遲點(diǎn)以層面掃描方式掃描心臟。延遲期的選擇

可以是相對(duì)值（R-R間期的百分?jǐn)?shù)）或絕對(duì)值（ms）；可以是順向的（由新的R波觸發(fā)）或

逆向的（基于先前的一系列R波）。多層螺旋CT可同時(shí)獲得多個(gè)平行的連續(xù)層面，覆蓋一

定范圍的心臟。在回顧性心電門控中，通過連續(xù)螺旋掃描對(duì)心臟進(jìn)行成像，同時(shí)記錄心電

圖信號(hào)。在所采集的掃描數(shù)據(jù)中，根據(jù)心電圖信號(hào)回顧性選擇所需要的期相，通常是舒張

期，進(jìn)行圖像重建。采用回顧性心電門控技術(shù)可造成輻射增加，即在整個(gè)心臟周期連續(xù)采

集掃描數(shù)據(jù)，但僅有部分?jǐn)?shù)據(jù)被用于圖像重建。最終，回顧性心電門控檢查的輻射劑量，

要比前瞻性心電門控高。

心臟多層螺旋CT的2個(gè)主要應(yīng)用是冠狀動(dòng)脈鈣化積分和冠狀動(dòng)脈血管成像。冠狀動(dòng)脈鈣

化積分檢查無需應(yīng)用對(duì)比劑，通常利用前瞻性心電門控方式進(jìn)行。因?yàn)殁}化積分檢查的目

的是對(duì)冠狀動(dòng)脈鈣化進(jìn)行定量，它相對(duì)于非鈣化的軟組織本身就具有很高的組織對(duì)比，可

在不降低檢查診斷價(jià)值的基礎(chǔ)上減少輻射劑量。其他的大部分用于評(píng)價(jià)心臟的形態(tài)、功能

和冠狀動(dòng)脈解剖結(jié)構(gòu)的心臟CT檢查，是通過靜脈注射對(duì)比劑后采用回顧性心電門控的螺旋

掃描方式進(jìn)行。

心臟的多層螺旋CT檢查常具有較高輻射劑量，其主要原因包括：（1）

較寬的全劑量時(shí)間：目前心臟CTA檢查多采用回顧性心電門控技術(shù)，在整個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)進(jìn)行

不間斷的全劑量螺旋掃描，完成對(duì)整個(gè)心臟的容積數(shù)據(jù)采集，這大大增加了患者接受的輻

射劑量。前瞻性心電門控的層面掃描方式的輻射劑量遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于回顧性心電門控的螺旋掃描

方式。（2）

較高的管電流：心臟CTA不僅要清晰顯示整個(gè)冠狀動(dòng)脈樹各級(jí)分支的形態(tài)，而且需要對(duì)粥樣

硬化斑塊進(jìn)行定量和定性分析，因此必須同時(shí)具有較高的空間分辨力和良好的密度分辨力

,這就必然導(dǎo)致mAs的升高，而增加輻射劑量。（3）

較小的螺距：由于心臟CT檢查需要良好的空間分辨力和密度分辨力，經(jīng)常采用較大的掃描

重疊（如螺距為0.3~0.4）,以確保在掃描容積內(nèi)有足夠的無間隔連續(xù)采樣數(shù)據(jù)。低螺距造

成更大的輻射劑量。

目前，降低心臟CT檢查輻射劑量的技術(shù)主要包括：前瞻性心電門控技術(shù)、大螺距掃描

技術(shù)、低管電壓技術(shù)、心電圖調(diào)制電流技術(shù)、自動(dòng)曝光控制技術(shù)和迭代重建技術(shù)等。

1.前瞻性心電門控技術(shù)

前瞻性心電門控技術(shù)是指在心血管CTA時(shí)，球管的曝光由同步心電圖信號(hào)控制，X線球

管只在心動(dòng)周期的特定期相曝光掃描，特定期相外無X線產(chǎn)生。掃描床在掃描期間位置固定

不動(dòng)，完成數(shù)據(jù)采集后移動(dòng)到下一位置由后續(xù)心電脈沖觸發(fā)掃描。藉此通過幾個(gè)位置的曝

光和移床，完成整個(gè)心臟的數(shù)據(jù)采集。由于只在特定的期相進(jìn)行掃描，大大減少了X線曝光

的時(shí)間，與回顧性心電門控技術(shù)相比，患者接受的輻射劑量最多可降低90%左右。

盡管前瞻性心電門控技術(shù)的研究目前取得了一系列成果，但其在臨床應(yīng)用中尚存在一

些問題。由于多數(shù)CT設(shè)備受到探測器寬度的限制，在進(jìn)行前瞻性心電門控技術(shù)CTA檢查時(shí)

,需要患者長時(shí)間的屏氣，容易導(dǎo)致患者心率的波動(dòng)，影響圖像質(zhì)量甚至造成檢查失敗。

此外，前瞻性心電門控技術(shù)只能獲得1個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)特定期相的圖像，不能用于心功能的評(píng)

價(jià)。

2.低管電壓技術(shù)

降低CT輻射劑量的另一種方法就是低管電壓掃描技術(shù)。臨床實(shí)踐中，為了獲取高質(zhì)量

CT圖像，心血管CTA檢查通常采用120kV或140kV的掃描條件。將管電壓從120kV降至100

kV,輻射劑量可降低25%~54%,而CTA圖像質(zhì)量無明顯差異。

止匕外，在管電壓降低時(shí)，X線光子能量也隨之減低，使得光子能量更接近含有高原子序

數(shù)元素的組織或結(jié)構(gòu)（如骨骼、含碘的組織或血管等）的“K邊緣”，光電效應(yīng)增強(qiáng)，這些組

織或器官的CT值將隨之升高。根據(jù)這一原理，低管電壓CTA技術(shù)在降低輻射劑量的同時(shí)，

還可增加血管的CT值，適度減少對(duì)比劑的用量。

但是，在臨床工作中應(yīng)當(dāng)注意低管電壓CTA技術(shù)的適用范圍：對(duì)于體質(zhì)指數(shù)V25kg/m2

的患者此項(xiàng)技術(shù)效果較好，對(duì)于體質(zhì)指數(shù)在25kg/m2以上者，會(huì)存在圖像質(zhì)量降低的問題。

3.大螺距掃描技術(shù)

一般而言，在CT成像時(shí)輻射劑量與螺距大小成反比。常規(guī)心臟CTA檢查輻射劑量較高

的原因之一就是采用了小螺距的掃描模式。最近出現(xiàn)的雙源Flash

CT具有兩套獨(dú)立的128排探測器，可以實(shí)現(xiàn)大螺距CTA掃描，螺距達(dá)3.0~3.4,在300

ms內(nèi)完成整個(gè)心臟的無縫掃描，從而降低輻射劑量。

4.心電圖調(diào)制電流技術(shù)

采用回顧性心電門控技術(shù)，可以采集得到心動(dòng)周期的所有階段掃描數(shù)據(jù)。但是在大多

數(shù)情況下，只用舒張期的掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建。因此對(duì)于大多數(shù)檢查，僅在舒張期要求

有較高的管電流，在心動(dòng)周期的其他階段可以使用較低的管電流。這樣利用回顧性心電門

控實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)管電流，可降低輻射劑量，同時(shí)還保持了回顧性心電門控螺旋掃描的優(yōu)點(diǎn)。但

是由于需要根據(jù)患者前一次R-R間期對(duì)下一個(gè)R-R間期的進(jìn)行預(yù)測，此技術(shù)在心律不齊患者

中的應(yīng)用受到限制。

5.自動(dòng)曝光控制技術(shù)

自動(dòng)曝光控制技術(shù)是一種自動(dòng)管電流控制技術(shù)。在CT掃描過程中，根據(jù)受檢部位不同

的幾何形狀，通過自動(dòng)反饋功能，實(shí)時(shí)調(diào)整球管電流，降低患者接受的輻射劑量。自動(dòng)曝

光控制技術(shù)在降低輻射劑量的同時(shí)，并不會(huì)引起CTA圖像質(zhì)量的降低。

6.迭代重建技術(shù)

除了上述方法外，多層螺旋CT的后處理算法方面也做了大量的研發(fā)工作，以進(jìn)一步降

低輻射劑量，其中以“迭代重建技術(shù)”最具代表性，如自適應(yīng)統(tǒng)計(jì)迭代重建算法(Adaptive

StatisticIterativeReconstruction,ASIR)、圖像空間迭代重建(IterativeReconstructioninImage

Space,IRIS)技術(shù)、自適應(yīng)迭代劑量降低(AdaptiveIterativeDose

Reduction,AIDR)技術(shù)和iDose技術(shù)等。與傳統(tǒng)的濾過反投影(FilteredBackProjection,

FBP)算法相比，應(yīng)用ASIR技術(shù)不僅可以降低CT圖像的噪聲，提高圖像質(zhì)量，還可以在同等

信噪比水平下顯著降低輻射劑量。

伴隨著CT硬件和軟件的不斷更新?lián)Q代，以及各種心血管CTA新技術(shù)的不斷開發(fā)和應(yīng)用

,高端CT設(shè)備輔以各種低劑量檢查技術(shù)，在提高圖像質(zhì)量上有了長足的改善，降低了患者

所接受的輻射劑量，也是今后一段時(shí)間內(nèi)CT應(yīng)用和發(fā)展的方向。

第六節(jié)CT影像后處理的顯示方式

雖然到目前為止，診斷疾病還是以橫斷面顯示的圖像為主，隨著CT技術(shù)的發(fā)展，掃描

中得到的數(shù)據(jù)不再是某一個(gè)或某幾個(gè)層面的信息，螺旋CT的出現(xiàn)使得能夠獲得整個(gè)掃描范

圍內(nèi)的容積信息；16層及以上多層螺旋CT的出現(xiàn)導(dǎo)致Z軸方向上的分辨力大大提高，達(dá)到了

各向同性體素的要求，從而極大地促進(jìn)了CT后處理技術(shù)的發(fā)展。另一方面，多層螺旋CT檢

查中得到的數(shù)據(jù)量成倍增加，一次掃描可以得到數(shù)百乃至近千幅圖像，如何方便快捷地顯

示所得到的大量數(shù)據(jù)，也需要CT后處理技術(shù)的發(fā)展為此大量信息的顯示提供幫助。

所謂CT后處理技術(shù)即是指在掃描完成影像獲取以后，利用計(jì)算機(jī)功能對(duì)所采集一定范

圍的三維容積數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，改善圖像質(zhì)量或有目的地選擇顯示其中所關(guān)心的內(nèi)容。根據(jù)

所得到圖像的顯示方式不同，可分為二維和三維的顯示方式。

一、二維顯示方式

所謂二維顯示方式的后處理技術(shù)是指所顯示的圖像內(nèi)的各像素之間沒有前后位置差別

,都位于同一個(gè)顯示平面內(nèi)。我們可以通過不同的方向和層面位置的變化來判斷三維體積

內(nèi)各器官與結(jié)構(gòu)的空間位置關(guān)系。

(―)多平面重組(Multi-PlanarReformation,MPR)

ffl1-5冠狀多平面重組顯示肝靜脈

多平面重組是目前應(yīng)用最廣，也是最簡單和耗時(shí)最少的后處理技術(shù)。它是指在一定范圍

的容積掃描所得的組織結(jié)構(gòu)內(nèi)，任意截取三維體積的冠狀、矢狀或任意角度方向的影像，

成像平面位于任意方向或斜面，成像的厚度為1個(gè)至數(shù)個(gè)體素，約為0.4mm~lmm。由于層面

的層厚一般較薄，不存在各種在成像層面內(nèi)的重疊問題，因此所顯示圖像中各像素的CT值

不需作任何處理(圖1-5)。

多平面重組可以彌補(bǔ)常規(guī)橫斷面顯示的不足，從而多方向、多角度地顯示立體結(jié)構(gòu)的

圖1-6在橫斷面(b)內(nèi)劃出兩側(cè)彎曲走行的腎動(dòng)脈，經(jīng)曲

面重組后可在同一個(gè)平面(a)內(nèi)顯示。

空間位置關(guān)系。由于不進(jìn)行任何閾值選擇或CT值的處理，圖像最為可靠；但是由于每層僅

能顯示一個(gè)較薄的層面，顯示復(fù)雜的立體結(jié)構(gòu)時(shí)相對(duì)繁瑣并且對(duì)觀察者的空間位置的判斷

有較高要求。

(二)曲面重組(CurvedPlanarReformation,CPR)

曲面重組與多平面重組原理類似，都是對(duì)所采集三維容積進(jìn)行某二維方向的截取，但

二者稍有不同，曲面重組所截取的層面方向不在局限為固定的平面，可以根據(jù)感興趣解剖

結(jié)構(gòu)的具體走行而任意畫線，而后將所畫曲面內(nèi)的像素顯示于一幅平面圖像內(nèi)，從而獲得

該曲面的結(jié)構(gòu)二維圖像(圖1-6)。

三、多平面容積重組(Multi-PlanarVolumeReformation,MPVR)

多平面容積重組依然是采用平面方式截取容積內(nèi)的掃描信息，但與多平面重組方式不

同的是，多平面容積重組所截取的平面具有較大的厚度，所截取的范圍內(nèi)具有較多的結(jié)構(gòu)

,彼此相互重疊，所以此技術(shù)常必需配合采用最大或最小密度投影技術(shù)，這樣可以消除部

個(gè)容積效應(yīng)，使此厚度范圍內(nèi)的所有感興趣的高密度或低密度結(jié)構(gòu)在同一個(gè)層面內(nèi)清楚顯

示O

該方法可以選擇性地顯示某范圍區(qū)域內(nèi)迂曲走行的高密度或低密度結(jié)構(gòu)，如高密度的

血管或骨骼、低密度的氣管，可顯示一定厚度范圍內(nèi)走行的結(jié)構(gòu)，并有利于觀察其與周圍

結(jié)構(gòu)的關(guān)系。

1、最大密(強(qiáng))度投影(MaximumIntensityProjection,MIP)

M9(tail

圖1-7MPVR+MIP后處理技術(shù)顯示肝移

植術(shù)后狹窄的肝動(dòng)脈，與MPR只顯示

一個(gè)薄的層面不同，MPVR能顯示一定

空間肉售次主一行的不同南底性珈.

最大密（強(qiáng)）度投影是在多平面容積重組技術(shù)截取一定厚度的成像容積后，對(duì)沿層面垂

直方向上每一投影軌跡上的多個(gè)體素?cái)?shù)據(jù)，選擇其中最大密（強(qiáng)）度的值重組為一幅二維

圖像的技術(shù)，常可用于CTA、骨骼等的顯示（圖1-7）。

最大密度投影是對(duì)沿一定方向?qū)⒁欢ê穸鹊娜莘e數(shù)據(jù)中最大密（強(qiáng)）度的體素投影于

一個(gè)平面內(nèi)，這樣可在該成像層面內(nèi)形成連續(xù)的血管影像。因?yàn)榇诉^程不作閾值選擇，故

不丟失與X線衰減信息、，可反映微小的密度差別；缺點(diǎn)是不能區(qū)分密度近似的結(jié)構(gòu)；不能充

分顯示重疊結(jié)構(gòu)的關(guān)系。

2、最小密（強(qiáng)）度投影（MinimumIntensityProjection,MinIP）

圖1-8二維顯示方式（a）中所有的像素沒有前后位置的差別，而三維

顯示方式（b）中通過亮度、陰影、顏色和透明度的變化區(qū)分不同的前

后位置關(guān)系。

基本原理與最大密（強(qiáng)）度投影相同，仍然是在平面容積重組技術(shù)截取一定的成像容積

后，不同的是在沿層面垂直方向上每一投影軌跡上的多個(gè)體素?cái)?shù)據(jù)處理時(shí)，選擇其中最小

的密（強(qiáng)）度的值重組為一幅二維圖像的技術(shù)。這樣最小密（強(qiáng)）度投影適合顯示密度低

的結(jié)構(gòu)，如充氣的結(jié)腸或氣道等。

二、三維顯示方式

二維顯示方式始終存在的問題是，要在一個(gè)平面內(nèi)顯示立體的三維空間結(jié)構(gòu)，不同前

后位置的空間關(guān)系的必然會(huì)重疊而受到限制。為了克服二維顯示方式的不足，對(duì)容積內(nèi)的

像素信息進(jìn)行綜合顯示，出現(xiàn)了不同的三維后處理技術(shù)。

盡管各種三維處理方式的過程可能不同，圖像特征有明顯的差別，但是所有三維顯示

方式共同的原理與特點(diǎn)是：在所顯示的圖像中，通過不同閾值的選擇和透明度的處理，忽

略部分不感興趣的密度結(jié)構(gòu)，只針對(duì)性地顯示感興趣的密度結(jié)構(gòu)；假定投射光源從一定角

度照射掃描容積，通過不同的亮度、陰影和顏色的變化來顯示不同結(jié)構(gòu)的空間位置關(guān)系。

這樣，所要觀察的結(jié)構(gòu)就可以在一幅圖像中得到立體直觀的顯示（圖1-8）。

三維顯示方式的優(yōu)點(diǎn)是，圖像立體直觀性強(qiáng)，顯示結(jié)構(gòu)的空間位置關(guān)系一目了然，但

是也有明顯的缺點(diǎn)，處理過程相對(duì)繁瑣、耗時(shí)較長；閾值選擇處理時(shí)要丟失部分X衰減信息

；人為參與過程相對(duì)較多，更易受操作者主觀因素的影響。

1、表面遮蓋顯示（ShadedSurfaceDisplay,SSD）

圖1-9表面遮蓋顯示技術(shù)顯示門靜脈海

綿樣變患者迂曲的門靜脈系統(tǒng)。

表面遮蓋顯示是將容積掃描的數(shù)據(jù)按數(shù)學(xué)模式進(jìn)行計(jì)算處理，將超過預(yù)設(shè)的CT閾值的

相鄰像素連接而重組成不同明暗、顏色區(qū)別的圖像，可顯示復(fù)雜的、重疊結(jié)構(gòu)的三維關(guān)系

及相關(guān)結(jié)構(gòu)的表面形態(tài)。表面遮蓋顯示的圖像特點(diǎn)是高于所設(shè)閾值的結(jié)構(gòu)都得到顯示，低

于閾值的結(jié)構(gòu)完全不能顯示，各結(jié)構(gòu)之間沒有透明度的變化（圖1-9）。

人體中骨或增強(qiáng)后的血管與周圍組織有最明顯CT值差異，故表面遮蓋顯示技術(shù)常用于

骨或血管結(jié)構(gòu)的顯示，可以清楚地觀察二者的表面形態(tài)，特別是血管瘤等異常結(jié)構(gòu)。但因

為數(shù)據(jù)處理時(shí)低于所設(shè)定閾值的結(jié)構(gòu)完全不能顯示，這樣表面遮蓋顯示處理過程中會(huì)丟失

較多的信息，特別是小血管，鄰近稍低密度的結(jié)構(gòu)也無法得到觀察。

2、容積再現(xiàn)(VolumeRendering,VR)

容積再現(xiàn)是比表面遮蓋顯示更加復(fù)雜的技術(shù)，

與表面遮蓋顯示不同的是它可設(shè)定幾個(gè)不同的閾值

,分別用不同的顏色表示；而對(duì)于一定范圍內(nèi)低于

或高于所設(shè)定閾值的結(jié)構(gòu)，容積再現(xiàn)技術(shù)通過給予

相應(yīng)不同的透明度進(jìn)行顯示處理。此方式較表面遮

蓋顯示在重組過程中丟失的數(shù)據(jù)信息少，通過不同

的透明度和偽彩技術(shù)處理，低于所設(shè)定閾值一定范

圍內(nèi)的結(jié)構(gòu)也得到顯示，可更好地顯示較多解剖結(jié)

構(gòu)的空間關(guān)系，給以近似真實(shí)的三維感受。

容積再現(xiàn)圖

圖l-io容積再現(xiàn)技術(shù)顯示的門靜脈系

統(tǒng)，通過不同的透明度，不僅可顯示血管,像不僅可顯示血

還可見血管周圍的結(jié)構(gòu)，如肝臟。管三維立體結(jié)構(gòu)

,而且可顯示血

圖1-11透明化處理顯示的結(jié)腸。

管與周圍組織的關(guān)系(圖1-10)。目前在各領(lǐng)域中的應(yīng)用較多。

3.透明化處理

透明化處理是在對(duì)掃描獲得的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行閾值選擇，重組出相應(yīng)結(jié)構(gòu)的外表面形態(tài)

后，對(duì)于此結(jié)構(gòu)進(jìn)行透明處理，這樣不僅可以看到該結(jié)構(gòu)的外部形態(tài)，而且可觀察管腔內(nèi)

部的結(jié)構(gòu)有無異常。如充氣結(jié)腸的透明化處理(圖1-11)。

4.仿真內(nèi)窺鏡(VirtualEndoscopyfVE)

仿真內(nèi)窺鏡技術(shù)是利用計(jì)算機(jī)軟件功

能將掃描獲得的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行后處理，將

觀察角度置于生理管腔(如氣管、膽管、

血管等)內(nèi)，對(duì)管腔內(nèi)壁作表面重建，調(diào)

節(jié)不同的明暗度與色彩，重建出空腔器官

內(nèi)表面的立體圖像，并可變換觀察者所在

位置，如旋轉(zhuǎn)不同角度觀察，或沿管腔前

進(jìn)或后退，類似纖維內(nèi)窺鏡所見(圖1-12

)0

仿真內(nèi)窺鏡可直觀地顯示管腔內(nèi)部的

病變，如對(duì)充氣胃腸道的顯示。單純的仿

真內(nèi)窺鏡由于觀察位置的不斷變化會(huì)給定

位造成困難，因而常結(jié)合其他后處理手段

綜合顯示。

圖1-12仿真內(nèi)窺鏡技術(shù)顯示的結(jié)腸內(nèi)腫塊突

出粘膜表面。

第七節(jié)CT的一些基本概念

一、像素(Pixel)和體素(Voxel)

(a)(b)

圖1-13(a)像素與(b)體素。

像素(Pixel)是構(gòu)成圖像的基本單位，即圖像可被分解成的最小的獨(dú)立信息單元。因

為圖像是二維的，所以像素也是沒有“厚度”概念的，其最大特點(diǎn)就是一個(gè)二維的概念。體素

(Voxel)是指像素所對(duì)應(yīng)的體積單位，與像素不同點(diǎn)在于，體素是一個(gè)三維的概念，是有

厚度差別的，圖像所對(duì)應(yīng)的層厚就是體素的“高度''(圖1-13)。

二、矩陣(Matrix)

每幅圖像都有數(shù)目不同的像素所構(gòu)成，像素的多少通常用矩陣來表示，它是指構(gòu)成圖

像的矩形面積內(nèi)每一行和每一列的像素?cái)?shù)目，如256x256,512x512等。在視野大小相同情

況下，矩陣數(shù)目越大，像素就越小，圖像則越清晰。

CT圖像矩陣的數(shù)目在行和列的兩個(gè)方向上常是相同的，但在其他類型圖像中也可以不

同，如192x256的圖像矩陣也是可以的。

三、CT值(CTvalue)

由CT的原理已經(jīng)知道，不同各種組織對(duì)X線有不同的衰減系數(shù)悶但是在臨床使用中，

為了比較方便，不直接使用衰減系數(shù)而是采用不同組織相對(duì)于水的衰減系數(shù)的比值關(guān)系。

對(duì)于組織M的CT值的計(jì)算公式如下:

IxI

其中國和區(qū)1分別為組織M和水對(duì)X線的衰減系數(shù)。為了紀(jì)念Hounsfield對(duì)CT技術(shù)的貢

獻(xiàn)，CT值的單位被稱為Hounsfield單位，縮寫為HU。

通過上面公式，可以得到幾種典型組織的CT值。①水的CT值：MH2o=l,CT值=0

HU；②空氣CT值：|ii空氣a0,CT值。-1000

HUo其他人體內(nèi)主要組織的CT值參見表1-1。

表1-1常見人體組織的CT值(HU)

組織CT值(HU)組織CT值(HU)

骨組織>400肝臟50-70

血塊64-84脾35-60

腦白質(zhì)28-32胰腺30-55

腦灰質(zhì)32-40腎臟25-50

腦脊液3~8肌肉40-55

血液13-32脂肪-100--20

滲出液>15漏出液(蛋白＜30g/L)<18

通過上表可以看出，組織密度越大，CT值越高。通過CT值，我們可以量化組織的X線

圖1-14不同人體組織的

CT值范圍。

吸收系數(shù)，反映不同組織的密度差別；一旦某種組織發(fā)生病變，可以通過病變CT值的測量

，輔助判斷病變成分與性質(zhì)。但需要指出的是，CT值并不是恒定不變的，會(huì)因X線硬化、

電源狀況、掃描參數(shù)、溫度和鄰近組織等因素發(fā)生改變，因此要在診斷中做出合理的判斷

O

四、窗寬(WindowWidth,WW)和窗位(WindowLevel,WL)

通過CT值的概念，已經(jīng)知道人體組織的密度差別較大：肺部含有大量的空氣，CT值接

近-1000；骨骼含有密度很高的礦物質(zhì)，最高的CT值接近+1000,這樣CT值的變化范圍僅不

計(jì)小數(shù)點(diǎn)以下，就有2000個(gè)HU的變化（圖1-14）。人眼所能夠分辨的顯示器上的灰階變化

大致在128個(gè)左右。為了提高對(duì)較小密度差別間組織的分辨能力，在CT圖像的顯示過程中引

入了窗技術(shù)，即通過窗位和窗寬的設(shè)置，有針對(duì)性地觀察特定的部位和組織，突出感興趣

結(jié)構(gòu)在圖像中的對(duì)比和層次。

窗寬（WW）是指為最佳地顯示所感興趣結(jié)構(gòu)而設(shè)置的CT值范圍，該范圍上下的CT值

均以完全白或黑的色調(diào)顯示，即該范圍以外的CT值差別在圖像上將無法顯示。窗寬范圍的

中點(diǎn)即所謂的窗位（WL）,通常它應(yīng)是對(duì)應(yīng)于最佳顯示興趣結(jié)構(gòu)的CT值，用來設(shè)置為窗寬

的中心。例如，腦實(shí)質(zhì)的CT值約為35HU左右，大多數(shù)顱內(nèi)病變CT值的變化在-30至

+100HU范圍內(nèi)。所以頭窗的窗位選擇在35~40HU,窗寬范圍選擇在80~100HU左右（具體

數(shù)值會(huì)因設(shè)備和習(xí)慣不同稍有差別），這樣的頭窗設(shè)置有利于腦實(shí)質(zhì)的觀察。而對(duì)于顱骨

的觀察，就要選擇骨窗，窗位700HU,窗寬2000HU左右。

在CT圖像中，若減小窗寬范圍，會(huì)突出不同組織間的差別，圖像的反差加大，但看起

來較粗糙。這樣做的好處是，密度差較小的病灶由于增大反差變得容易發(fā)現(xiàn)，如在肝臟的

檢查中，可適當(dāng)減小窗寬有利于較低密度差別病灶的檢出；而另一方面，如果加大窗寬，

圖像的反差會(huì)減小，層次會(huì)豐富些，圖像看起來較柔和，但是密度差別較小的病灶不易觀

察。在腹部CT檢查時(shí)，適當(dāng)放寬窗位，則可以使腹部的脂肪和氣體的密度有所區(qū)別。在臨

床工作中，應(yīng)根據(jù)具體的情況，恰當(dāng)?shù)貙?duì)CT圖像的窗寬和窗位加以調(diào)整，將能夠獲得更多

的診斷信息。當(dāng)然這種調(diào)整是有限度的。

五、分辨力

圖像的分辨力是衡量CT設(shè)備圖像質(zhì)量的重要指標(biāo)，它主要包括空間分辨力、密度分辨

力和時(shí)間分辨力幾方面的內(nèi)容。

1.空間分辨力（SpatialResolution）

圖像中可分辨的鄰接物體的空間幾何尺寸的最小極限，即影像中對(duì)細(xì)微結(jié)構(gòu)的分辨能

力。圖像的空間分辨力與單位面積內(nèi)的像素?cái)?shù)目成正比，像素?cái)?shù)目越多則空間分辨力越高

O

2.密度分辨力（DensityResolution）

圖像中可分辨的密度差別的最小極限，即影像中細(xì)微密度差別的分辨能力。圖像的密

度分辨力也與單位面積內(nèi)的像素?cái)?shù)目有關(guān)，在其他條件不變的情況下，矩陣數(shù)目越大，每

個(gè)像素的體積越小，所接受的光量子數(shù)則越少，密度分辨力越低。

比較CT等數(shù)字化成像設(shè)備與普通平片可以發(fā)現(xiàn)，CT等設(shè)備圖像的矩陣數(shù)目都有限，CT

常用512x512的矩陣，而普通平片的每個(gè)像素為很小的銀鹽顆粒，矩陣數(shù)目要遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于數(shù)字

化成像設(shè)備。這樣，數(shù)字化成像方式，包括CT、MRLCR等與傳統(tǒng)平片相比實(shí)際上是提高

了密度分辨力，而降低了空間分辨力。

3.時(shí)間分辨力（TemporalResolution）

指單位時(shí)間內(nèi)設(shè)備所能最多采集圖像的幀數(shù)，與設(shè)備的性能參數(shù)有關(guān)，如采集時(shí)間、重

圖1-15部分容積效應(yīng)。

建時(shí)間、顯示方式、連續(xù)成像的能力等。在進(jìn)行腹部實(shí)質(zhì)臟器病變的檢查過程中，常需進(jìn)

行增強(qiáng)檢查，在增強(qiáng)后進(jìn)行連續(xù)快速的多期相掃描，可以獲得更多的信息。因此，設(shè)備的

時(shí)間分辨力，即設(shè)備的掃描速度和連續(xù)掃描能力對(duì)于運(yùn)動(dòng)器官和體部臟器的檢查是至關(guān)重

要的。

六、部分容積效應(yīng)(PartialVolumePhenomenon)

在層面成像方式中，如同一層面內(nèi)含兩種以上不同密度的物質(zhì)，兩物質(zhì)在同一層面內(nèi)

橫行走行并互相重疊，即當(dāng)同一個(gè)體素內(nèi)含有兩種以上組織成份時(shí)(圖1-15),該體素的C

T值不能反映任何一種物質(zhì)，實(shí)際上是各種組織CT值的平均。例如當(dāng)一個(gè)體素內(nèi)同時(shí)含有骨

骼和肌肉，其CT值可能與肌肉類似，但實(shí)際上該體素內(nèi)并不含有肌肉組織的成分。因此，

在高密度區(qū)內(nèi)的小低密度病灶的CT值常偏高，而在低密度區(qū)內(nèi)的小高密度病灶的CT值常偏

低。這點(diǎn)在臨床觀察時(shí)一定要注意。

七、重建(reconstruction)、回顧性重建(retrospective

reconstruction)和重組(reformation)

重建(reconstruction)是將CT掃描中檢測器所采集的原始數(shù)據(jù)(raw

data)經(jīng)過特殊的數(shù)學(xué)算法，如反投影法或傅利葉法等計(jì)算得到掃描(橫斷)層面內(nèi)每個(gè)體

素的CT值或密度值，形成所需要的數(shù)字矩陣與(橫斷面)CT圖像。

回顧性重建(retrospective

reconstruction)是指為了更好地顯示圖像的細(xì)微結(jié)構(gòu)，對(duì)掃描所得的原始數(shù)據(jù)(raw

data)再次有針對(duì)性地進(jìn)行重建，改變和選擇最佳的視野大小，視野中心和矩陣數(shù)目，根據(jù)

需要選擇特定的算法，如骨、軟組織、細(xì)節(jié)或標(biāo)準(zhǔn)等，多層螺旋CT還可以改變再次重建圖

像的層厚和層數(shù)，從而提高組織間的密度分辨力，使圖像更加清晰、細(xì)致、柔和，提高對(duì)

細(xì)微結(jié)構(gòu)的敏感性。常用在顆骨內(nèi)聽骨鏈、肺內(nèi)結(jié)節(jié)或細(xì)微結(jié)構(gòu)以及垂體病變的顯示。

重組(reformation)是指對(duì)已經(jīng)重建好的橫斷面CT圖像，通過計(jì)算機(jī)技術(shù)對(duì)全部或部分的

掃描層面進(jìn)行進(jìn)一步后處理，采用不同的方向和不同的顯示技術(shù)，多角度、多方式立體地

顯示解剖結(jié)構(gòu)和病變范圍，常用的后處理重組方式包括多平面重組、表面遮蓋顯示、容積

再現(xiàn)和仿真內(nèi)窺鏡等。這些不同的顯示技術(shù)可以彌補(bǔ)CT橫斷面顯示的不足，從不同方向，

直觀、立體顯示解剖結(jié)構(gòu)或病變形態(tài)。

八、螺距(Pitch)

螺旋CT出現(xiàn)以后，由于采用了新的掃描方式的重建算法，在掃描過程中球管每旋轉(zhuǎn)一

周床所移動(dòng)的距離不一定與層厚相同，檢查床移動(dòng)的距離可以等于、小于或大于層厚。為

了衡量檢查過程中檢查床移動(dòng)的快慢，設(shè)定了一個(gè)評(píng)價(jià)指標(biāo)——