11 CT扫描技术
11.1 CT的基本概念
【密度分辨力】
指在低对比度情况下，图像对两种组织之间最小密度差别的分辨能力，常以百分数表示。例如：0.2%，5mm，0.45Gy，表示物体的直径为5mm，患者接受X线剂量为0.45Gy时，CT的密度分辨力为0.2%，即相邻两种组织密度值差≥0.2时，CT图像可分辨。CT图像密度值用灰阶表示。灰阶等级由2 N决定，N是二进制的位数，称为比特。比特值大，表示信息量大，量化的精度高，反之则低。影响密度分辨力的主要因素有层厚X线剂量和噪声等。
【时间分辨力】
对于静止器官的成像，时间分辨力是指影像设备单位时间内采集图像的帧数，它与每帧图像的采集时间、重建时间、螺距以及连续成像的能力有关。对于运动器官的成像，时间分辨力还指在扫描野内用于图像重建所需要扫描数据的最短采集时间，例如，在心脏扫描中，并非所有360°数据都用于图像重建，而是根据同步记录的ECG波形选取一定的心动周期重建图像，此时的时间分辨力是指分布在ECG波形相对位置上用于图像重建数据起始点到结束点的时间窗宽度。在心电门控重建中，当机架旋转速度不变时，可以采用螺旋扫描多个心动周期中同一时相获取的数据叠加来获得图像，这样时间分辨力就成了可变值，它随着用于重建图像的心动周期数的变化而变化。使用的心动周期数越多，时间分辨力越高，扫描360°所需时间越短，时间分辨力越高。
【空间分辨力】
指在高对比度的情况下，密度分辨力大于10%时图像对组织结构空间大小的鉴别能力。常以每厘米内的线对数（Lp/cm）表示。线对数越多，空间分辨力越高换算关系为：可辨最小物体直径（mm）=5÷Lp/cm。以往的空间分辨力主要表示CT成像平面上的分辨能力（也称横向分辨力，即X、Y方向）。在多层螺旋CT（MSCT应用中有纵向分辨力，它的含义是扫描床移动方向或人体长轴方向（Z轴）的图像分辨力，表示CT机多平面和三维成像的能力，即横断面图像堆叠后的剖面图像（矢状面、冠状面等）能否清晰显示的能力。这样就有了X、Y、Z三个方向的空间分辨力，当三个方向的空间分辨力基本相同时，又被称为“各向同性”。影响空间分辨力的主要因素有像素、探测器孔径、相邻探测器间距、图像重建算法、数据取样、矩阵、X线管焦点尺寸和机器精度等。其中像素是最主要的因素，扫描图像矩阵中像素越多，横向分辨力就越高。
【纵向分辨力和各向同性】
以前的CT的质量参数主要由空间分辨力和密度分辨力表示，空间分辨力主要表示CT扫描成像平面上的分辨能力（或称为平面内分辨率，也有称为横向分辨率，即X、Y方向）。在螺旋CT扫描方式出现后，由于多平面和三维的成像质量提高，出现了纵向分辨力或称Z轴分辨力。纵向分辨力的含义是扫描床移动方向或人体长轴方向的图像分辨力，它表示了CT机多平面和三维成像的能力。在CT成像范围的3个方向（X、Y和Z）的分辨力接近或一致时，这种现象称为各向同性。
【CT值】
CT值是重建图像中像素对X线吸收系数的换算值，是测量CT图像中相对密度的简便的指标。单位是亨氏单位（Hu）。当X线穿过人体不同组织后，由于X线的波长、组织的原子序数和组织的密度不同，组织的吸收系数不同。衰减系数µ值是表示物质的相对密度。
Hounsfield以水的µ 水作为标准，定义了CT值。某物质的CT值等于该物质的衰减系数µ 物与水的衰减系数µ 水之差，再除水的衰减系数µ 水的商，乘以分度系数1000。
若把人体组织的CT值界限划分为2000个单位，水的CT值为0Hu，空气和密质骨的CT值分别为-1000Hu和+1000Hu。已知人体各组织的衰减系数，根据上述公式，即可得到各组织的CT值。组织密度越大，CT值越高。在分析CT图像时，用测量CT值的方法，可以大体估计组织器官的结构情况，如出血、钙化、脂肪或液体等；此外，还可以根据CT值选择阈值进行图像后处理，根据CT值进行实时增强监视和骨密度测定等。由于CT值会因X线硬化、电源状况、扫描参数温度及邻近组织等因素发生改变，故CT值只能作为诊断的参考依据。
【螺距与准直螺距】 1. 螺距
即扫描旋转架旋转一周，检查床移动的距离与层厚或准直宽度的比值。
2. 准直螺距（又称螺距因子、射线束螺距）
不管是单层还是多层螺旋CT，螺距的计算方法是扫描机架旋转一周检查床移动的距离除以所使用探测器阵列的总宽度。如Siemens公司的16层螺旋CT每排探测器的宽度为0.75mm，当旋转一周检查床移动的距离为12mm时，16排探测器全部使用，则此时的准直螺距为1（16×0.75mm=12mm，12mm/12mm=1）。
【层厚螺距与层间距】 1. 层厚螺距（又称容积螺距、探测器螺距）
扫描机架旋转一周检查床移动的距离除以扫描时所使用探测器的宽度，并且乘以所使用探测器阵列的排数如4层螺旋CT使用2排5mm的探测器，检查床移动距离10mm，准直射线束宽度10mm，则层厚螺距为2 （10/10=1，1×2=2）。
2. 层间距
非螺旋扫描的间距为上一层面的上缘与下一层面的上缘的距离，它可以等于、小于或大于层厚，小于层厚为重叠扫描。
螺旋扫描中层间距定义为：被重建的相邻图像间长轴方向的距离，通过采用不同的间距，确定重建图像层面的重叠程度，如重建间距小于层厚即为重叠重建重建间距的大小与重建图像的质量有关，即重建间距减小，图像的质量改善，重叠重建可减少部分容积效应和改善3D后处理的图像质量。
【床速与扫描层厚】 1. 床速
是CT扫描时扫描床移动的速度，即球管旋转一圈扫描床移动的距离，与射线束的宽度有关若扫描床移动的速度增加，则射线束宽度不增加，螺距也增大，图像质量下降。
2. 扫描层厚
是CT扫描时被准直器校准的层面厚度，或球管旋转一周探测器测得Z轴区域的射线束宽度。层厚越薄，图像的空间分辨率越高，此时探测器所获得到的X线光子数减少，CT图像的密度分辨率下降。增加层厚，探测器所获得到的X线光子数就增多，密度分辨率提高，而空间分辨率下降。
CT扫描层厚的大小主要根据组织和病变的大小而定，小病灶和微小结构的显示，必须采用薄层扫描或薄层加重叠扫描，同时要适当增加X线剂量；大病灶或组织范围较大的部位，应选择厚层扫描，层厚和层间距尽量相等；但对病灶内部结构及细微信息的显示，必须进行薄层扫描，以利观察细节和测量CT值，帮助病变定性。
【部分容积效应】
CT图像上各个像素的数值代表相应单位体积CT值的平均数，同一层面中含两种或两种以上不同密度的组织，感兴趣的CT值不能真实地反映其中任意一种组织的CT值，它是该感兴趣区组织的平均CT值，这种现象称为部分容积效应（partial volume effect）。它与层厚和周围组织的密度有关，层厚越薄，所测组织与周围组织的密度差越小，CT值越接近真实组织的CT值；相反，层厚越厚，所测组织与周围组织的密度差越大，CT值就不能反映真实组织的CT值。如果感兴趣组织高于周围组织，所测得的CT值比实际CT值低；反之，如果感兴趣组织低于周围组织，所测得的CT值比实际CT值高。
减少部分容积效应的方法：一是正确设置标准的体位；二是对小于层厚的病灶，必须采用薄层扫描；三是力求在病灶中心测量CT值，感兴趣面积要小。
【周围间隙现象】
在同一扫描层面上，与该层面垂直的两种相邻且密度不同的组织，其边缘部分所测得的CT值不能真实反映各自组织的CT值。同时由于两种组织交界处相互重叠造成扫描射线束的衰减误差，导致了交界处边缘模糊不清，该现象被称之为周围间隙现象。一般地密度高的组织，其边缘CT值比本身组织的CT值低反之，密度低的，其边缘CT值比本身组织的CT值高。
【阳极热容量和散热率】
X线管阳极的热容量大，表示可承受的工作电流大，连续工作的时间可以延长，所以CT机所用的X线管阳极热容量越大越好。
与X线管性能指标有关的还有散热率，同样散热率越高，阳极的散热越快，连续扫描的能力越强。现代的螺旋CT扫描机，对X线管阳极的要求更高，因为以前的扫描是逐层进行，层与层扫描之间还可用于散热现今的螺旋扫描一般都要连续扫描几秒甚至几十秒旋转速度的提高也要求单位时间内剂量输出率高，所以必须要求X线管有良好的阳极热容量和散热率。热容量和散热率一般由MHu和kHu/min分别表示。
【单扇区和多扇区重建】
单扇区和多扇区重建目前主要用于冠脉CTA检查。根据雷登（Radon）的图像重建理论，一幅图像重建至少需要180°旋转的数据。目前，不同厂家冠状动脉CT图像的重建分别采用180°或240°的扫描数据，被称为单扇区重建；采用不同心动周期、相同相位两个90 或120°的扫描数据合并重建为一幅图像称为双扇区重建；采用不同心动周期、相同相位的4个60°扫描数据合并重建为一幅图像称为多扇区重建。单扇区重建的影像可靠性高，由于心率较快或设备扫描速度相对较慢，单扇区采集不能成像时，使用多扇区重建可以作为一种替补方法。
【扫描覆盖率与动态范围】
1. 扫描覆盖率与多层螺旋扫描方式有关，是指扫描机架旋转一周扫描所能覆盖的范围。在相同扫描时间内，螺旋扫描范围的大小或扫描时间与覆盖范围的比值被称为扫描覆盖率。一般，所采用探测器的排数越多、准直器打开的宽度越大，扫描覆盖范围越大。
扫描覆盖率的大小取决于以下两个因素：一是扫描所使用探测器阵列的宽度；二是扫描机架旋转一周的速度。如探测器阵列Z轴的总宽度为4cm，旋转一周即产生4cm的覆盖，因扫描机架的旋转时间不同，乘以一次扫描所用的总时间，即为扫描覆盖率。
2. 动态范围 是指探测器线性段最大响应值与最小可探测值之间的比值，在CT中其响应与转换的效率通常与接收器所采用的介质和材料有关。CT探测器中钨酸钙的吸收转换效率是99%，动态范围是1 000 000∶1。
【卷积核与内插】 1. 卷积核
又称重建函数、重建滤波器或滤波函数，它是一种算法函数。重建函数的选择可影响图像的分辨力及噪声等。在实际使用中，该参数可由操作人员选择。
2. 内插
是螺旋CT图像重建的一种预处理方法。其基本含义是采用数学方法在已知某函数两端数值，估计一个新的、任一数值的方法。由于CT扫描采集的数据是离散的、不连续的，需要从两个相邻的离散值求得其间的函数值。目前，单、多层螺旋CT都需采用该方法作图像重建的预处理。
【重组与重建】 1. 重组
重组是利用横断面图像数据重新构建图像的一种处理方法。如多平面图像重组、三维图像处理等。重组一般要求断面层厚薄、连续、层数多，所以，扫描和重建的横断面层厚越薄、图像的数目越多，重组后的图像质量越高、三维显示的效果越好。
2. 重建
原始扫描数据经计算机采用特定的算法处理，最后得到能用于诊断的一幅横断面图像，该处理方法或过程被称为重建或图像的重建。
【像素与体素】 1. 像素
又称像元，是数字图像的面积单元，或可被视为图像矩阵中的一个小方格。像素也是医学数字图像的最小单位，CT的像素尺寸大约在0.1～1.0mm。
2. 体素
是数字图像的立方体积单元。体素常对应于像素，如将层面的厚度视为深度，那么像素乘以深度即为体素。如被成像层面的深度为10mm，像素为1mm×1mm，则体素为10mm×1mm×1mm。
【原始数据与显示数据】 1. 原始数据
是由探测器接收，经过放大和模/数（A/D）转换后得到的数据。
2. 显示数据
是将原始数据经权函数处理后所得到的构成组织某层面图像的数据。
【窗宽与窗位】 1. 窗宽
指CT图像的显示灰阶中所包含的CT值范围，此范围内的组织，可以用不同的灰阶来显示在此范围以外的组织，则没有灰度差别，无法显示。
2. 窗位
是窗宽的中心位置，所以又称窗中心通常根据观察组织的CT值来选择窗位。同样的窗宽，由于窗位不同，其所包含的CT值范围不同。例如取窗宽为100Hu，窗位为0Hu时，其包含CT值范围为±50Hu；当窗位为40Hu时，所包含CT值范围则为-10～+90Hu。
调节窗宽、窗位能改变图像的灰度和对比度，能抑制或去除噪声和无用的信息，增强显示有用的信息，但不能增加图像的信息。
【噪声与信噪比】 1. 噪声
是指均匀物体的影像中CT值在平均值上下的随机涨落，噪声表现为图像的均匀性差，呈颗粒性，密度分辨率明显下降。其主要来源有三个方面一是探测器方面，它包括X线的量、探测器的灵敏度像素的大小和准直器的宽度；二是系统元件方面，如电子线路元件和机械震动因素；三是重建方法和散射等。
一般将噪声分为两大类，即组织噪声和扫描噪声。前者由各种组织的平均CT值的差异造成，即同一组织的CT值有一定的范围变化，不同组织也可具有相同的CT值。后者又称光子噪声，即X线穿过人体后到达探测器的光子数量有限，致使光子在矩阵内各像素上分布不均，造成扫描均匀组织的图像上各点的CT值不相等。在临床扫描工作中，在检查部位较厚、重叠较多或密度较大的组织时，为了减少原始图像的噪声量，必需增加X线光子量，即选择较高的毫安和较长的扫描时间。对于病变较小，采用薄层扫描时，由于像素量的增多，为了保证每个像素的X线光子的量，减少噪声，也应增加X线光子量。一般来说，噪声与X线光子量的关系是：X线光子量增加4倍，图像的扫描噪声减小一半。扫描时间延长1倍，图像的信息量增加1倍。这种方法主要用于密度差别较小的组织，以提高病变的检出率。
2. 信噪比（SNR）
即信号和噪声的比值，比值越大，噪声影响越小，信息传递质量越好。信噪比是评价机器性能的一项重要的技术指标。
【过滤函数】
又称重建算法，是图像重建时所采用的一种数学计算程序。CT机内部系统设置有许多的数字软件过滤器，在扫描和图像处理过程中，根据观察不同组织病变的对比和诊断的需要，选择合适的过滤函数，使图像达到最佳显示，提高图像的空间分辨率和密度分辨率。
在CT扫描和图像重建过程中，常采用标准数学算法、软组织数学算法和骨细节数学算法等三种算法。标准数学算法使图像的密度分辨率和空间分辨率相均衡，是对分辨率没有特殊要求的部位而设定的重建算法，常用于脑和脊柱的重建；软组织数学算法在图像处理上更强调图像的密度分辨率，常用于观察密度差别不大的组织，使图像显示柔和平滑，如肝、脾、胰、肾和淋巴结等；骨细节数学算法在图像处理上更强调图像的空间分辨力，主要适用于骨细节的显示和密度相差很大的组织，使图像显示边缘锐利、清晰，如内耳、肺和骨盆等的显示。
【伪影】
伪影是指在CT扫描过程中，由于种种原因（常见为设备和患者）造成正常CT图像的虚假影像。主要来源于两个方面：一是机器的性能；二是患者本身。前者主要是由于机器设备的制造不良、调试不当或机器本身的故障而造成，常造成放射状和环状伪影、高密度的界面伪影、宽条状伪影和帽状伪影。还可常常出现杯状伪影、假皮层灰质伪影、角度伪影和指纹状伪影。在水芯模型中若调试不当或采样中心的位置不适，可引起多角星形伪影。
患者自身产生的伪影主要是由于患者不合作，脏器的不自主运动、被检组织相邻部位密度差太大，以及被检部位的高密度异物等所引起。运动伪影表现为粗细不等、黑白相间的条状伪影和叉状伪影。运动伪影可用提高毫安、缩短扫描时间的方法来克服，也可采用药物镇静或安眠患者，对于内脏器官的不自主运动，可以采取肌注654-2或胰高血糖素。
被检组织与相邻部位密度差太大所致的伪影，它是由于X线经过两种密度差交界面后硬化程度不均经计算和重建在交界面处产生的现象，表现为细条状伪影。如枕骨粗隆、窦腔内的气体和胃泡气体等，可用减小组织的密度差，适当加大窗宽来克服，如在扫描前口服水来减少胃泡气体所致伪影对腹部脏器的干扰对于被检部位的高密度异物所致的伪影，常为放射状伪影，如体内手术后的银夹、骨折的钢板固定以及体内的金属异物等，影响了吸收值的计算和测量。这种伪影，CT扫描无法避免，只能通过加大窗宽来减轻干扰。
【矩阵与视野】 1. 矩阵
是数字化成像中二维排列的方格，计算机所计算的人体横断面每一点（像素）的X线吸收系数按行和列排列，行和列对像素而言又起到识别和寻址作用。目前CT机常用的矩阵有256×256，512×512，1024×1024等。在相同扫描野内，矩阵大小与像素的多少成正比，矩阵越大，像素越多，图像质量越高。矩阵分为显示矩阵和采集矩阵，为确保显示图像的质量，显示矩阵应大于或等于采集矩阵。
2. 视野（FOV）
即观察的范围，可分为扫描观察范围（SFOV）和显示观察范围（DFOV）。扫描观察范围即根据观察部位的大小选择合适的扫描野，显示观察范围应根据病变所处部位、大小和性质而定，使重建图像显示更清楚，突出病灶的细微结构。重建像素、显示野和矩阵三者的关系是：
重建像素（reconstruction pixel） =显示野（DFOV）/矩阵（matrix）
上式可以看出，如果显示野的范围不变，重建像素随矩阵的变化而变化，矩阵大，重建像素值就小，图像分辨力就高，但图像重建时间延长。如果矩阵大小固定不变，在不影响图像质量的前提下，减小显示野的范围，也可以获得较小的像素值，从而提高图像的空间分辨力，图像重建时间也大大缩短。
【扫描方式】 1. 非螺旋扫描方式
又称逐层扫描，X线束轨迹呈不相连续的环形，数据采集不连续，是真正的断面影像，此时层厚等于准直宽度。
2. 螺旋扫描方式
分单层螺旋和多层螺旋，X线束轨迹呈螺旋状，每层是一个不封闭的圆，需用插值方法重建图像。数据采集是容积数据，可以改变层厚进行回顾性重建图像。优化扫描方案可选择最小准直宽度，小螺距及尽可能薄层重建图像。
3. 电子束CT扫描方式
扫描系统结构主要由电子枪，聚焦线圈，靶环，真空容器，探测器组，高速运动的检查床和控制系统等组成，有一定的触发方式和扫描体位。扫描速度较快，时间分辨力较高，但密度分辨力和空间分辨力不及多层螺旋CT，主要用于心脏检查
4. 螺旋CT血管造影（SCTA）
指静脉内团注对比剂后，靶血管内的对比剂浓度快速达到峰值时，进行螺旋扫描，经工作站后处理，重组出靶血管的多维图像通过图像后处理，可以从任意角度和方位去观察病变。
【重建与重组】 1. 重建技术
用于原始数据经重建数学运算得到的横断面影像，可将CT图像的原始数据，改变矩阵、视野、层厚等，进行图像再次重建，还可根据所选滤波函数，改变算法，再次重建图像。比如内耳骨算法扫描后可改变为软组织算法重建图像，提高了组织间的密度分辨力，使图像更细致和柔和。一次扫描，能获得不同重建算法的数套影像，用不同窗值来观察，诊断信息更丰富。
2. 重组技术
用于重建后的数据实施的进一步的后处理，例如MPR、MIP、SSD、VR、 CTPI、CTVE等，方法较多。