CT技師上崗考試原理部分指南

CT技師上崗考試指南

原理部分2.1CT成像的基本原理

CT是醫(yī)學影像領域最早使用數(shù)字化成像的設備。

CT圖像的基本特征可用兩個詞概括：即“數(shù)字化”和“體積信息”。數(shù)字化圖像的最小單位為像素；而無論層厚大小，橫斷面的掃描層面始終是一個三維的體積概念。

根據雷登（J.H.Radon）的數(shù)字成像基本原理，一幅人體層面的圖像可從任意方向產生，但目前CT成像所采用的方式是橫斷面成像。2.1.1CT與普通X線攝影比較

●普通X線攝影也是利用X線的穿透作用，通過病人后的X射線由于X線透過物體后的衰減差，形成一幅射線衰減強度不同的圖像，該衰減圖像被感光材料或其它感光記錄裝置接收，能被人眼識別，用于醫(yī)學影像診斷。

●與CT比較，普通X線攝影有一些缺點。首先是影像重疊，因為普通X線攝影是利用近似為點狀的X射線源發(fā)出X射線，通過物體的衰減吸收后，在接收介質上得到的是一幅二維的、各組織結構互相重疊的圖像，其密度的大小受X線穿過一個三維物體衰減投影值大小的影響，并且沿射線方向的投影沒有空間上深度的分辨能力。其次是密度分辨力低，普通X線攝影或透視只能區(qū)分密度差別大的臟器如肺、骨骼等，對密度差別不大的臟器如肝、胰等大部分組織臟器則無法顯示，或須借助對比劑才能顯示。第三是常規(guī)X線攝影基本根據被照射物體質量的變化，而無法區(qū)分總體質量相同數(shù)量有所不同的變化，如一個物體體積相同，但物質的密度和原子序數(shù)不同；另一個物體密度和原子序數(shù)相同，但物體體積不相同，結果經X線照射后可產生相同的灰階密度。

●普通體層攝影是X線球管和膠片同時相向運動，而中間作為支撐的某一點則固定不動，結果使得支撐點（欲觀察平面）層面圖像清晰，相應的上下層面模糊，獲得體層攝影的效果。除去X線攝影上述的三個缺點，普通體層攝影還有一些不足之處，即觀察層面外的結構只是模糊并未去除，它還是存在于最終的照片上；其次由于照射野較大，大量的散射線影響照片的質量。普通X線攝影和普通體層攝影的共同缺點是密度分辨力較差，它們無法分辨射線衰減差較小或組織密度較接近的組織和器官，如脂肪、水、胰臟、肝臟和腦的灰質、白質等?！褡鳛閄線攝影和體層攝影共同使用的成像介質膠片，它只能區(qū)分5-10%的X線強度差，其敏感性不足以區(qū)分密度差如此小的組織和器官，而且，一經照片記錄成像，對比度和灰度則無法調節(jié)。

●普通X線攝影的成像方式是，在X線行進方向上射線衰減強度的疊加投影，其最終在接受介質顯示的是一個總和密度或衰減值；而CT或層面成像則是直接計算層面中的每一個體素值，各個體素之間的密度差或對比值只由該體素所包含的組織成分決定，基本不受鄰近組織或重疊結構的影響。●由于普通X線攝影成像方式的限制，上述普通X線攝影的三大缺點，采用任何改進措施如增加輻射劑量、改變接收器類型或采用數(shù)字圖像處理，都無法根本改變這種情況。

●CT的成像或數(shù)據采集主要包括兩個方面的內容：從不同方向檢測射線通過被成像物體后的空間分布量，以及從所采集的數(shù)據中計算無重疊的圖像。

●普通X線攝影中，通過物體后的射線衰減強度被記錄，并以灰階形式顯示用于診斷；在CT掃描中，不僅通過物體后的射線衰減強度被記錄，而且從X射線源至探測器之間未通過物體的原發(fā)射線也被記錄，并用于計算每一條射線的衰減值。2.1.2

X射線的衰減和衰減系數(shù)

●CT的成像是利用了X射線的衰減特性，這一過程與X線的基本特性有關。

●X射線通過病人后產生衰減，根據LambertBeer定律衰減，其通過人體組織后的光子與源射線是一個指數(shù)關系，在CT成像中是利用了衰減的射線并重建成一個指定層面的圖像。衰減是射線通過一個物體后強度的減弱，其間一些光子被吸收，而另一些光子被散射，衰減的強度大小通常與物質的原子序數(shù)、密度、每克電子數(shù)和源射線的能量大小有關。●在一勻質的物體中，X線的衰減與該物質的行進距離成正比。這是X線通過均勻物質時的強度衰減規(guī)律，是經典的勻質物體線性衰減系數(shù)公式。

●單一能譜和多能譜射線的衰減不一樣，單一能譜又稱單色射線，其光子都具有相同的能；多能譜射線或多色射線中的光子具有的能量則各不相同。實際應用中的情況則以多能譜射線為主。

●多能射線譜通過物體后的衰減并非是指數(shù)衰減，而是既有質的改變也有量的改變。即經衰減后光子數(shù)減少，射線的能量增加，并使通過物體后的射線硬化。在實際應用中，我們不能簡單地將等式I=I0e

-μd直接應用于CT多能射線譜的射線衰減，而只能用一大致相等的方法來滿足這一等式。

●根據X線的基本特性，我們已知道X線的吸收和散射有光電作用和康普頓效應，那么多能射線通過一個非勻質物體后的衰減大致可以用下述等式表示：

I=I0e－(μp+μc）d

式中μp是光電吸收的線形衰減系數(shù)，μc是康普頓吸收的線形衰減系數(shù)。光電作用主要發(fā)生在高原子序數(shù)組織中，在某些軟組織和低原子序數(shù)的物質中則作用較??；康普頓效應是發(fā)生在軟組織中，在密度有差別的組織中康普頓效應的作用則有所不同。另外，光電作用與射線能量大小有關，而康普頓效應并非像光電作用那樣隨能量的增加而增加。2.1.3

CT數(shù)據采集基本原理

2.1.3.1

CT數(shù)據采集基本原理

●CT的掃描和數(shù)據的采集是指由CT成像系統(tǒng)發(fā)出的、一束具有一定形狀的射線束透過人體后，產生足以形成圖像的信號被探測器接收，同時，所產生的掃描數(shù)據與最終形成圖像的空間分辨力、偽影密切相關。

●在成像系統(tǒng)中，基本組成或必備的條件是具有一定穿透力的射線束和產生、接收衰減射線的硬件設備，其中，對射線束的要求包括它的形狀、大小、運動的路徑和方向?！馛T的成像是透射射線按照特定的方式通過被成像的人體橫斷面，探測器接收穿過人體的射線，將射線衰減信號送給計算機處理，經計算機重建處理后形成一幅人體內部臟器的橫斷面圖像。

●現(xiàn)在使用的CT機，一般有兩種不同的數(shù)據采集方法，一種是一層一層即逐層采集法（序列掃描），另一種是容積數(shù)據采集法（螺旋掃描）。

●逐層采集是X射線管圍繞病人旋轉，探測器同時接收采樣數(shù)據，然后掃描機架停止旋轉，病人床移到下一個掃描層面，重復進行下一次掃描，一直到全部預定的部位掃描完成。其間每一次只掃描一個層面。容積數(shù)據采集法是螺旋CT掃描時采用的方法，即病人屏住呼吸的同時，掃描機架單向連續(xù)旋轉X線球管曝光，病人床同時不停頓單向移動并采集數(shù)據，其采集的是一個掃描區(qū)段的容積數(shù)據。

●在傳統(tǒng)CT掃描方法數(shù)據采集的第一步，

X線球管和探測器圍繞病人旋轉，根據不同的空間位置，探測器依據穿過病人的衰減射線采集數(shù)據，這一相對衰減值可由下式計算：

源射線強度（I0）

相對衰減值

=ln

衰減后射線強度（I）

●一般來說，一幅CT圖像需要幾百個采樣數(shù)據，而每一個采樣數(shù)據由相當量衰減射線構成。所以，一次掃描全部衰減射線可有下述關系式：

衰減射線總量

=

采樣數(shù)×每次采樣射線量2.1.3.2

對CT數(shù)據采樣過程中的注意點

在理解采樣過程中，我們還必須注意下述的情況：

●X線球管與探測器是一個精確的準直系統(tǒng)；

●球管和探測器圍繞病人旋轉是為了采樣；

●X線球管產生的射線是經過有效濾過的；

●射線束的寬度是根據層厚大小設置嚴格準直的；

●探測器接收的是透過人體后的衰減射線；

●探測器將接收到的衰減射線轉換為電信號（模擬信號）；CT掃描成像的基本過程是由X射線管發(fā)出的X射線經準直器準直后，以窄束的形式透過人體被探測器接收，并由探測器進行光電轉換后送給數(shù)據采集系統(tǒng)進行邏輯放大，而后通過模數(shù)轉換器作模擬信號和數(shù)字信號的轉換，由信號傳送器送給計算機作圖像重建，重建后的圖像再由數(shù)模轉換器轉換成模擬信號，最后以不同的灰階形式在監(jiān)視器上顯示，或以數(shù)字形式存入計算機硬盤，或送到激光相機拍攝成照片供診斷使用。2.1.3.3

CT圖像形成的步驟

●病人被送入機架后，X線球管和探測器圍繞病人旋轉掃描采集數(shù)據，其發(fā)出的X射線經由球管端的準直器高度準直。

●射線通過病人后，源射線被衰減，衰減的射線由探測器接收。探測器陣列有兩部分組成，前組探測器主要是測量源射線的強度，后組探測器記錄通過病人后的衰減射線。

●參考射線和衰減射線都轉換為電信號，由放大電路進行放大；再由邏輯放大電路根據衰減系數(shù)和體厚指數(shù)進行計算、放大。

●經計算后的數(shù)據送給計算機前，還需由模數(shù)轉換器將模擬信號轉換為數(shù)字信號，然后再由數(shù)據傳送器將數(shù)據傳送給計算機。

●計算機開始處理數(shù)據。數(shù)據處理過程包括校正和檢驗，校正是去除探測器接收到的位于預定標準偏差以外的數(shù)據；檢驗是將探測器接受到的空氣參考信號和射線衰減信號進行比較。校正和檢驗是利用計算機軟件重新組合原始數(shù)據。

●通過陣列處理器的各種校正后，計算機作成像的卷積處理。

●根據掃描獲得的解剖結構數(shù)據，計算機采用濾過反投影重建算法重建圖像。

●重建處理完的圖像再由數(shù)模轉換器轉換成模擬圖像，送到顯示器顯示，或送到硬盤暫時儲存，或交激光相機攝制成照片。2.1.4

CT值的計算和人體組織CT值

2.1.4.1

CT值

CT中，X射線的衰減系數(shù)以值表示。衰減系數(shù)值在CT中很難定量，它完全取決于所使用的光譜能量。CT值，是由CT發(fā)明人亨斯菲爾德創(chuàng)建設定的、專用于CT的計量單位，是重建圖像中一個像素的數(shù)值。在實際應用中該值是一個相對值，并以水的衰減系數(shù)作為參考。CT值的計算公式如下：

μ組織

－μ水

CT值

=

k

μ水

式中μ組織是組織的吸收系數(shù)，μ水是水的吸收系數(shù)，k是常數(shù)。2.1.4.2人體組織CT值

CT值的大小與組織的線性衰減系數(shù)有關，每一個對應的數(shù)值都可用相應的灰階表示。一般地說，軟組織的μ值接近水的μ值，肌肉的μ值約比水μ值高5%，而脂肪的μ值約比水μ值低10%，腦灰白質間的μ值差約0.5%，比水μ值高約3.5%，骨的μ值約為水的兩倍。

在CT的實際應用中，我們將各種組織包括空氣的吸收衰減值都與水相比較，并將致密骨定為上限+1000，將空氣定為下限-1000，其它數(shù)值均表示為中間灰度，從而產生了一個相對吸收系數(shù)標尺。后來CT在臨床上的作用被確認后，人們?yōu)榱思o念亨斯菲爾德的不朽功績，將這一尺度單位命名為HU，現(xiàn)在臨床應用中，均采用HU作為CT值的測量單位。2.1.4.3

CT值的實際計算

線性衰減系數(shù)μ值的衰減受射線能量大小和其它一些因素的影響，射線能量改變后可產生穿透后光子衰減系數(shù)的變化，如射線能在60、84和122keV時，水的線性衰減系數(shù)可分別為0.206,0.180和0.166，同時光子能量大小也會影響CT值。

通常，CT值的計算是根據73keV時的電子能計算的，即CT掃描時有效射線能為230kVp，通過27cm厚的水模后得到的電子能。CT掃描一般都使用較高的千伏值（120～140），這主要是因為：

●減少光子能的吸收衰減系數(shù)；

●降低骨骼和軟組織的對比度；

●增加穿透率，使探測器能夠接收到較高的光子流。

使用較高的千伏值可增加探測器的響應系數(shù)，例如頭顱掃描中，顱骨和軟組織之間的吸收差，可顯示在顱骨邊緣軟組織內的小病灶和減少射線束硬化偽影。由于CT值受射線能量大小的影響，在CT機中采取了一些措施，如CT值校正程序，從而保證了CT值的準確性。2.1.5.1CT窗口技術的概念

CT的圖像是由許多像素組成的數(shù)字圖像。掃描后得到的原始數(shù)據在計算機內重建后的圖像是由橫行、縱列組成的數(shù)字陣列，也被稱為矩陣。如CT圖像的矩陣橫行和縱列大小為80×80，則產生6400個像素。

由于任意掃描厚度的層厚都具有一定的深度，對于一個二維的矩陣而言，層厚是一個第三度的概念，即深度。像素加上第三度深度后，被稱作為體素。

在臨床應用中我們可以根據掃描的需要改變掃描野(FOV)，從而可改變像素的大小。掃描野是指X線照射穿透病人后到達探測器，能被用于圖像重建的有效照射范圍。根據已知的掃描野和矩陣大小，我們還可以利用下式計算出像素的大小：

掃描野

像素尺寸(d)=

矩陣尺寸

一般，CT機的像素大小范圍可在0.1-1.0mm之間，那么體素的大小不僅僅根據掃描的層厚（深度），也和矩陣尺寸、掃描野有關。

CT掃描圖像的形成是X射線透過人體后的衰減，其數(shù)字矩陣中的每一個像素都可由相應的CT值表示，而像素由成像介質顯示后又以灰階形式表示，故一幅CT掃描圖像同時包含了這兩個要素。因而，CT圖像的每一個像素在掃描中可被看作為由不同衰減的CT值組成，而在圖像的顯示時則顯示為由一組灰階組成。目前，CT數(shù)字圖像的灰階大都為12個比特（212＝4096），即CT值范圍從-1024HU至3071HU。由于無論是視頻監(jiān)視器甚至膠片都無法在一幅圖像上同時記錄全部的灰階，因此在限定范圍內顯示診斷所需感興趣區(qū)信息的方法，被稱之為數(shù)字圖像中的窗口技術或窗寬、窗位調節(jié)。一般而言，人眼識別灰階的能力大約在60級左右。在上述全灰度標尺范圍內，只有當兩個像素的灰度相差60HU時，人眼才能分辨出它們之間的黑白差，這相當于在全灰度范圍內把從全黑到全白的灰階只分成68個級差。目前，CT顯示系統(tǒng)灰階顯示的設定一般都不超過256個灰階。

窗寬和窗位的調節(jié)在CT機中通常受操作臺控制，調節(jié)窗寬窗位旋鈕能改變圖像的灰度和對比度，窗寬增加灰階數(shù)增加，灰階變長，顯示圖像中所包含的CT值也增加，同樣小窗寬的顯示圖像則包含較少的CT值。

窗寬窗位的調節(jié)屬于數(shù)字圖像處理技術，它能抑制或去除噪聲和無用的信息，增強顯示有用的信息，但無論如何調節(jié)，窗寬窗位的改變不能增加圖像的信息，而只是等于或少于原來圖像中已存在的信息。在CT圖像中，一般CT值較低的部分（像素）被轉換為黑色，而CT值較高的部分則被轉換為白色。

由于人眼和顯示器件無法顯示如此多的灰階，在實際應用中，我們常把顯示灰階（窗寬）設定在某個范圍內。在顯示窗中，已設定高于窗寬上限的像素全部被顯示為白色，而低于窗寬下限的像素全部被顯示為黑色。一般情況下，窗寬增大圖像對比度降低，而窗寬減小圖像對比度增高。窗位需根據不同的組織器官相應調節(jié)，通常按照所需顯示組織或器官的平均CT值設置，即大致等于被顯示解剖結構的平均CT值。另外，窗位的設定除了確定圖像灰階顯示的位置外，還將影響圖像的亮度。

2.1.5.2窗寬、窗位及其使用原則

根據窗寬和窗位的設計概念，我們可以計算出一幅顯示圖像大致的CT值范圍。方法是將窗位減去窗寬除2和窗位加上窗寬除2，即為該窗設置的CT值范圍，用數(shù)學式表示如下：

C-W/2～C+W/2

式中C是窗位，W是窗寬。如某一腦部圖像的窗寬和窗位分別是80和40，那么它所顯示的CT值范圍為0～80。

●目前常用的窗都屬于線性窗，即當窗寬和窗位中某一設定不變而變化另一設置時，它的變化是線性的；而雙窗、Sigma窗則屬于非線性窗，它們的窗寬、窗位調節(jié)不能使窗的顯示呈線性變化，如窗位調高圖像變黑，或反之。●雙窗是一種最普通的非線性窗。它的優(yōu)點是能把兩種不同類型的軟組織同時在一張照片上顯示，可以節(jié)省膠片，一般常用于肺部圖像的顯示。雙窗的缺點是：在兩種窗設置的移行區(qū)會形成一個邊緣效應，對某些疾病的診斷可能造成一些影響。

窗寬、窗位使用通常遵循的原則是：

●寬窗寬(400～2000HU)通常是用于組織密度差別較大的部位，如肺、骨骼；

●窄窗寬(50～350HU)往往是用來區(qū)分組織密度較為接近的圖像，如顱腦、肝臟2.2CT的基本概念和術語

2.2.1體素與像素（VoxelandPixel）

體素是體積單位。在CT掃描中，根據斷層設置的厚度、矩陣的大小，能被CT掃描的最小體積單位。體素作為體積單位，它有三要素，即長、寬、高。通常CT中體素的長和寬都為1mm，高度或深度則根據層厚可分別為10、5、3、2、1mm等。

像素又稱像元，是構成CT圖像最小的單位。它與體素相對應，體素的大小在CT圖像上的表現(xiàn)，即為像素。2.2.2采集矩陣與顯示矩陣

矩陣是像素以二維方式排列的陣列，它與重建后圖像的質量有關。在相同大小的采樣野中，矩陣越大像素也就越多，重建后圖像質量越高。目前常用的采集矩陣大小基本為：512×512，另外還有256×256和1024×1024。

CT圖像重建后用于顯示的矩陣稱為顯示矩陣，通常為保證圖像顯示的質量，顯示矩陣往往是等于或大于采集矩陣。通常采集矩陣為512×512的CT，顯示矩陣常為1024×1024。2.2.3原始數(shù)據（RawData）

原始數(shù)據是CT掃描后由探測器接收到的信號，經模數(shù)轉換后傳送給計算機，其間已轉換成數(shù)字信號經預處理后，尚未重建成橫斷面圖像的這部分數(shù)據被稱為原始數(shù)據。

2.2.4重建與重組

原始掃描數(shù)據經計算機采用特定的算法處理，最后得到能用于診斷的一幅橫斷面圖像，該處理方法或過程被稱為重建或圖像的重建。

重組是不涉及原始數(shù)據處理的一種圖像處理方法。如多平面圖像重組、三維圖像處理等。在以往英文文獻中，有關圖像的重建的概念也有些混淆，三維圖像處理有時也采用重建(reconstruction)一詞，實際上，目前CT的三維圖像處理基本都是在橫斷面圖像的基礎上，重新組合或構筑形成三維影像。

由于重組是使用已形成的橫斷面圖像，因此重組圖像的質量與已形成的橫斷面圖像有密切的關系，尤其是層厚的大小和數(shù)目。一般，掃描的層厚越薄、圖像的數(shù)目越多，重組的效果就越好。2.2.5算法、重建函數(shù)核與濾波函數(shù)

算法是針對特定輸入和輸出的一組規(guī)則。算法的主要特征是不能有任何模糊的含義，所以算法規(guī)則描述的步驟必須是簡單、易操作并且概念明確，而且能夠由機器實施。另外，算法只能執(zhí)行限定數(shù)量的步驟。

重建函數(shù)核或稱重建濾波器、濾波函數(shù)。CT的掃描通常需包含一些必要的參數(shù)，有的參數(shù)可由操作人員選擇，有的則不能。重建函數(shù)核是一項重要的內容，它是一種算法函數(shù)，并決定和影響了圖像的分辨力、噪聲等等。●在CT臨床檢查中，可供CT圖像處理選擇的濾波函數(shù)一般可有高分辨力、標準和軟組織三種模式，有的CT機除這三種模式外，還外加超高分辨力和精細模式等。

●高分辨力模式實際上是一種強化邊緣、輪廓的函數(shù)，它能提高分辨力，但同時圖像的噪聲也相應增加。軟組織模式是一種平滑、柔和的函數(shù)，采用軟組織模式處理后，圖像的對比度下降，噪聲減少，密度分辨力提高。而標準模式則是沒有任何強化和柔和作用的一種運算處理方法。2.2.6卷積(Convolution)

卷積是圖像重建運算處理的重要步驟。卷積處理通常需使用濾波函數(shù)來修正圖像，卷積結束后，形成一個新的用于圖像重建的投影數(shù)據。請參見“重建函數(shù)核”條。

2.2.7內插(Interpolation)

內插是采用數(shù)學方法在一已知某函數(shù)的兩端數(shù)值，估計該函數(shù)在兩端之間任一值的方法。CT掃描采集的數(shù)據是離散的、不連續(xù)的，需要從兩個相鄰的離散值求得其間的函數(shù)值。目前，很多螺旋CT都采用該方法作圖像的重建處理。內插的方法有很多種，如線性內插(單層螺旋掃描CT常用)、濾過內插和優(yōu)化采樣掃描(多層螺旋掃描CT采用)2.2.8準直寬度、層厚與有效層厚

準直寬度是指CT機球管側和病人側所采用準直器的寬度，在非螺旋和單層螺旋掃描方式時，所采用的準直器寬度決定了層厚的寬度，即層厚等于準直器寬度。但是，在多層螺旋掃描方式時，決定層厚的是所采用探測器排的寬度。

有效層厚指掃描時實際所得的層厚，由于設備制造的精確性原因，標稱1mm甚至0.5mm的層厚設備制造廠家無法做到如此精確，一般都有一定的誤差，其誤差范圍大約在10％～50％之間，層厚越小，誤差越大。一般，層厚的誤差與掃描所采用的方式和設備的類型無關。2.2.9螺距(Pitch)

單層螺旋螺距的定義是：掃描機架旋轉一周檢查床運行的距離與射線束寬度的比值（參見螺旋掃描一節(jié)）。該比值(pitch)是掃描旋轉架旋轉一周床運動的這段時間內，運動和層面曝光的百分比。在單層螺旋CT掃描中，床運行方向(Z軸)掃描的覆蓋率或圖像的縱向分辨力與螺距有關。

多層螺旋螺距的定義基本與單層螺旋相同：即掃描旋轉架旋轉一周檢查床運行的距離與全部射線束寬度的比值。2.2.10掃描時間和周期時間

掃描時間是指X線球管和探測器陣列圍繞人體旋轉掃描一個層面所需的時間，常見的有全掃描（360°掃描），其它還有部分掃描（小于360°掃描）和過度掃描（大于360°掃描）。

從開始掃描、圖像的重建一直到圖像的顯示，這一過程稱為周期時間。

一般周期時間與上述因素有關，多數(shù)情況下是上述兩個因素的總和，但目前的CT機的計算機功能強大，并且都有并行處理和多任務處理的能力，所以，在一些特殊掃描方式情況下，掃描后的重建未結束，就可以開始下一次的掃描。所以，周期時間并非始終是掃描時間和重建時間之和。2.2.24動態(tài)范圍

動態(tài)范圍是指最大的響應值與最小可探測值之間的比值，其響應與轉換的效率通常與接受器所采用的物質有關。CT探測器中鎢酸鈣的吸收轉換效率是99％，動態(tài)范圍是1000000:1。

2.2.25零點漂移

CT成像的整個過程中，是一個系列的、多部件參與的過程。成像中的主要部件如探測器之間由于存在掃描參數(shù)和余輝時間的差異，以及X線輸出量的變化，CT機執(zhí)行下一次掃描時各通道的X線量輸出也不相同，有的通道是零，而另一些可能會是正數(shù)或負數(shù)，導致探測器接收到的空氣CT值不是－1000，這種現(xiàn)象被稱為探測器的零點漂移。2.2.26頭先進和足先進

頭先進和足先進是CT檢查體位擺放的專用術語。頭先進含義是檢查床運行時，頭朝向掃描機架方向，掃描從頭方向往下（朝向足）；而足先進則表示檢查床運行時，足朝向掃描機架方向，掃描則從足方向往上（朝向頭）。

2.2.27掃描覆蓋率

掃描覆蓋率與多層螺旋掃描方式有關，含義是指機架旋轉一周掃描覆蓋的范圍，在相同的掃描時間內，掃描的覆蓋范圍又稱掃描覆蓋率。掃描覆蓋率的大小主要取決于以下兩個因素：一是掃描所使用探測器陣列的寬度，二是掃描機架旋轉一周的速度。因掃描機架的旋轉時間不相同，乘以一次掃描所用的總時間，即為掃描覆蓋率。3.1.4單層螺旋CT的圖像重建

由于非螺旋掃描，X射線是以不同的方向通過病人獲取投影數(shù)據，并利用平面投影數(shù)據由計算機重建成像，因此非螺旋掃描每一層的投影數(shù)據是一個完整的圓形閉合環(huán)，而螺旋掃描每一層的圓形閉合環(huán)則有偏差。

螺旋掃描是在檢查床移動中進行，覆蓋360度角的數(shù)據用常規(guī)方式重建會出現(xiàn)運動偽影。為了消除運動偽影，必須采用數(shù)據預處理后的圖像重建方法，從螺旋掃描數(shù)據中合成平面數(shù)據，這種數(shù)據預處理方法被稱為線性內插法。線性內插的含義是：螺旋掃描數(shù)據段的任意一點，可以采用相鄰兩點掃描數(shù)據通過插值，然后再采用非螺旋CT掃描的圖像重建方法，重建一幅螺旋掃描的平面圖像。目前最常用的數(shù)據內插方式線性內插方法有兩種。它們是360°線性內插和180°線性內插。360°線性內插算法在螺旋掃描方法出現(xiàn)的早期被使用，它是采用360°掃描數(shù)據向外的兩點通過內插形成一個平面數(shù)據。這種內插方法的主要缺點是由于層厚敏感曲線（SSP）增寬，使圖像的質量有所下降。

180°線性內插是采用靠近重建平面的兩點掃描數(shù)據，通過內插形成新的平面數(shù)據。180°線性內插和360°線性內插這兩種方法最大的區(qū)別是，180°線性內插采用了第二個螺旋掃描的數(shù)據，并使第二個螺旋掃描數(shù)據偏移了180°的角，從而能夠靠近被重建的數(shù)據平面。這種方法能夠改善SSP，提高成像的分辨力，進而改善了重建圖像的質量。3.2.3多層螺旋CT的圖像重建

3.2.3.1概念

多層螺旋掃描的圖像重建預處理，基本是一種線性內插方法的擴展應用。

但是，由于多層螺旋掃描探測器排數(shù)增加，X球管發(fā)出的是孔束射線而不是以前的扇形束，它的射線路徑加長，射線束的傾斜度也加大，在橫斷面圖像的重建平面沒有可利用的垂直射線。另外，由于采用多排探測器和掃描時檢查床的快速移動，如果掃描螺距比值選擇不當，會使一部分直接成像數(shù)據與補充成像數(shù)據交迭，使可利用的成像數(shù)據減少，圖像質量衰退。為了避免上述可能出現(xiàn)的情況，多層螺旋的掃描和圖像重建，一般要注意螺距的選擇并在重建時作一些必要的修正。

多層螺旋CT掃描與單層螺旋CT相比，掃描采用的射線束已超越扇形束的范圍，被稱之為孔束（或錐形束）射線。由于射線束的形狀改變，因此在圖像重建中產生了一些新的問題，最主要的是掃描長軸方向梯形邊緣射線的處理。3.2.3.2重建預處理類型與方法

⑴重建預處理類型

目前多層螺旋CT圖像重建預處理主要有兩種處理類型，一種是圖像重建預處理不考慮孔束邊緣的預處理，另一種是在圖像預處理中將孔束邊緣部分的射線一起計算。4層螺旋CT掃描儀大部分采用不考慮孔束邊緣的預處理。

⑵重建預處理方法

根據各生產廠商采用方法的不同，通常有以下幾種重建預處理方法：

·