CT设备原理

CT设备原理 CT设备 第一节 概述 一、发展简史 CT设备的问世，是医学诊断史上的重大革命。1895年，伦琴发现X线，为CT的诞生打下了基础。1917年，奥地利数学家Radon提出了图像重建理论的数学。他指出对二维或三维的物体可以从 各个不同的方向上投影，然后用数学方法计算出一张重建的图像。美 国物理学家柯马克(A.M.cormack)于1963年9月和1964年10月在“应用物理杂志”上发表两篇“用线积分表示一的方法及其在放射学 上的应用”的系列文章,并将这一方法应用于简单的CT模拟装置。 1967~1970年，英国的Hounsfield博士提出了体层成像的方法。此方法仅需要从单一平面获取投影的读数。因此，每个光束通路都可 以看作是联立方程的许多方程之一，通过解这组联立方程就能获得该 平面的图像。根据这个原理，采用数学模拟法加以研究，然后以同位 素做射线源进行实验，用9天的时间采集数据，2.5小时重建一幅图像，最终得出能够区分相差4%的衰减系数的实验结果。 1972年，英国豪斯菲尔德(G.N.Hounsfield)研制出世界上第一台用于临床的CT，利用这台CT首次为一名妇女诊断出脑部的囊肿，取得了世界上第一张病人CT照片。Hounsfield和Ambrose在英国放射学上正式发表论文，宣告CT的诞生;同年11月，在北美放射学会(RSNA)年会上向全世界宣布。1974年，美国George Town大学医学中心的工程师Ledley研制出世界上第一台全身CT。此后，CT的发展非常迅猛，在近30年的时间内，已先后从头颅CT发展到螺旋CT和超高速CT。 CT的发明被认为是:自1895年伦琴发现X线以来，在放射医学、医学物理和相关学科领域里，没有能与之相比拟的发明。为此， Hounsfield和Cormack获得了1979年的诺贝尔生理和医学奖。 (一)第一代CT(平移+旋转扫描方式) 第一代CT多属头部专用CT，由一只X线管和1-2个晶体探测器(detector)组成。由于X线束被准直器准直为铅笔芯粗细的笔形线 452 束，故又称笔形束CT。X线管与探测器连为一体，X线管产生的笔形束穿过病人头部照射到与其相对的探测器上，X线管和探测器先做同步直线平移扫描运动。获得240个透射测量数据后，X线管和探测器停止平移，再环绕病人头颅中心旋转1?，做与上次方向相反的直线扫描运动。获得240个测量数据后，停止平移，再旋转1?，重复上述过程，直到180?，得到180组由240个测量数据组成的平行投影值，即完成了数据的采集过程(如图12-1所示)，用于图像重建的数据个数为180×240。第一代CT的缺点是:X线利用率很低;扫描时间长，检查一个层面需用3~5min，故仅能用于头颅检查。为了提高效率，可再加一个探测器，一次扫描可同时对两个层面进行数据采 集，获得二个层面图像。这样，提高了第一代CT的工作效率和X线的利用率，但因扫描速度慢，且采集的数据少，故重建的图像质量较 差。第一代CT已被淘汰。 图12-1 第一代CT (二)第二代CT(平移+旋转扫描方式) 第二代CT与第一代CT没有质的区别。如图12-2所示，它是在第一代CT的基础上，由单一笔形束改为扇形线束，由一只X线管和3~30个晶体探测器组成。由于X线束为5?~20?的小扇形束，所以又称小扇束CT。由呈扇形排列的多个探测器代替单一的探测器，每次平移扫描后的旋转角由1?提高到扇面夹角角度，这样旋转180?时，扫描时间缩短到20~90s，第二代快速CT有30个以上的探测器，扫描时间减至18s。为了提高图像质量，也有的采用240?、360?平移加旋转扫描，这种CT比第一代CT各项指标均有提高，不但可作头颅检查，实际上已具备了做全身CT检查的条件。如Pfizer 0200FS型、δ-50型、EMI5005型、CT-HF型、TCT-35A型、SCT-100N型等，都属该类CT。它们的主要缺点是:在扫描过程中，由于病人的生理运动，易产生伪影。 图12-2 第二代CT 第一代CT和第二代CT对病人运动引起的伪影特别敏感，因为在旋转期间不采集数据，如果病人运动，就会引起透射读数的差异， 453 致使重建图像出现条纹伪影。目前，第二代CT已基本淘汰。 (三)第三代CT(旋转-旋转扫描方式) 如图12-3所示，第三代CT的扇形角较宽(30?~45?)，可包含整个病人扫描层面，所以又称为广角扇束CT，探测器增加到300~1000个，逐个依次无空隙的排列。扫描时，X线管和探测器无需再做直线平移运动，仅做围绕病人进行的连续旋转运动即可。因此，大大缩短 了扫描时间，故全身扫描时间可缩短到2~9s或更短。但需大mA，为此，均选用旋转阳极X线管。全身CT一般都采用此种扫描方式。第三代CT的优点是:结构较简单，使用操作方便，可获得较理想的CT图像。其缺点是:需对相邻探测器的灵敏度差异进行校正，这是因为 一个角度的投影由不同的相邻探测器进行测量，相邻探测器的性能差 异将产生同心环形伪影。目前，第三代CT的环形伪影已被解决，成为当代CT的主流。 图12-3 第三代CT 在第三代CT基础上发展起来的滑环式螺旋CT，特别是近几年来各大厂家研究开发的多层面CT更是未来一段时期的主导产品。 (四)第四代CT(旋转-静止扫描方式) 如图12-4所示，第四代CT具有更多的探测器(600~1500个，分布在360?的圆周上)。扫描时，仅X线管做围绕病人一周的旋转运动，而探测器则固定不动。扇形线束角度也较大，扫描速度可达 1~5s。其工作原理和第三代CT没有本质的区别，仅是第三代CT的一个变形。第四代CT的出现原因是第三代CT在扫描过程中，从几何结构上讲，每一个探测器只接受穿过病人扫描层面内的某一环形部 组织的X线衰减信息，当探测器性能不稳定时，容易引起环形伪影而研制的。当第三代CT采用稳定可靠的高效率探测器之后，并从软件上解决了环形伪影的产生条件和配置了软件校正措施，第四代CT则因探测器数量多且在扫描过程中不能被充分利用，相对于第三代CT已失去了明显的优越性。故第四代CT只有个别厂家曾经生产过。 图12-4 第四代CT (五)第五代CT(静止-静止扫描方式) 454 如图12-5所示，第五代CT由一个大型特制扫描电子束X线管、一组由864个固体探测器构成的阵列和一个数据采样、图像处理、数据显示的计算机系统组成。864个固体探测器均分为两组(432个)，分别安装在两个216?的固定环内。每个固体探测器作为一个数据采集单元。它由一个X线—可见光转换晶体、一个光—电转换硅二极管和一个前置放大器构成。以上三者必须做到最佳匹配，以提高稳定度 和精度。 图12-5 第五代CT 第五代CT的工作过程是:电子枪产生的电子束经强电场加速(沿X线管长轴方向)、并通过聚焦线圈聚焦和电磁线圈偏转后、轰击到4个紧挨的210?环型靶面(靶环)上。X线管侧的准直器将X线准直成扇角为30?、厚为2cm的扇形束，X线穿过病人病人层后，由环形探测器阵列测量透射后的X线强度分布，经A/D转换后，输送到大容量存储器中，再进行图像重建。由于高速运动的电子束无机械惯性， 所以可依次扫描一个靶环或同时轮番扫描2-4个靶环。由于采用排成两排的环形探测器阵列，故高速运动的电子束扫描一个靶环可得到相 邻两层的图像。如高速运动的电子束同时轮番扫描4个靶环，则可同时获得8层图像。每层的厚度1cm，八个层面的总厚度为8cm。即:可一次性检查病人的整个心脏。第五代CT采用的大型X线管的技术条件是:管电压为130kV;管电流为300~800mA;焦点面积为2mm 6×4mm;热容量为9×10HU;靶最大冷却速率为300kHU/min;焦点面轨道长为330cm;靶基的质量比传统X线管大100倍。第五代CT系统可存贮38次连续心博(每次心博两层，共76层)的心电起博数据。扫描时间为30ms、50ms或100ms，最大扫描速率为每秒24次扫描，重建矩阵为256×256或400×400，重建时间为10s。第五代CT不仅适用于检查心脏，而且适用于检查易动病人，是一种新型的CT。其缺点是造价昂贵。 二、现状与发展趋势 CT扫描机自20世纪70年代问世以来，随着计算机技术和其它相关技术的进步，获得了突飞猛进的发展。特别是近几年，出现了滑 455 环技术(slipring)、螺旋扫描技术(helical scan)以及在此基础上发展起来的多层面CT技术，使CT检查技术达到了一个崭新的水平。CT的发展趋势是:简化操作、缩短扫描时间、提高检查效率(一次 扫描获得的层数更多)和图像质量。 目前，投入临床应用的有2层CT、4层CT、8层CT。从发展的角度看,希望X线管旋转一周就能获得更多的层面，即可完成一个脏器的扫描，真正实现所谓的容积扫描(volume Scan)。还有些科研机构正在开发应用平板探测器替代传统探测器的多层CT扫描机，并已有了雏型机。还希望X线管旋转一周就能可完成一个运动脏器的扫描，此类设备称为锥形CT扫描机(cone beam CT)。锥形CT扫描机投入临床应用尚需一定的时日，有许多技术难点尚待克服。目前已有 一种锥形线束颌面外科专用CT扫描机在意大利问世，它采用平板探测器作为CT扫描机的探测器，其面积为15cm×15cm(实际采集面积为13cm×13cm)，509×509矩阵，像素为30μm，每次采集的数据量为94MB，X线管和探测器围绕病人旋转一周需要70秒，图像重建时间为20秒。因此，它只能用于头颅和颌面外科一些非运动器官的检查。它是锥形CT的一个雏形(图12-6)。从技术角度看，目前锥形CT扫描机面临的难点是:?克服锥形线束伪影(cone beam artifact);?改进图像重建算法;?提高大量数据的处理速度;?提高平板探测 器的性能;?克服机械结构限制。随着科学技术的不断进步，上述难 点最终必将得到解决，真正的容积CT将会在不远的将来问世。 图12-6 锥形线束CT扫描方式图 第二节 工作原理 常规X线摄影是X线穿过人体所构成的投影像，是人体三维结构的二维重叠显示，其结果必然使人体内部组织影像互相重叠，不易 分辨出病灶的确切位置和细节。此外，常规X线摄影对于吸收系数很接近的组织肝脏、胰脏中的病变难以区分，这些部位在临床上被视为 常规X线诊断的盲区。X线CT扫描机能对被检查的人体进行横断体层成像，彻底解决了内部重叠显示问题，而且能将人体各种组织对X线的吸收系数以相当精确的数字(CT值)表示出来，因而对软组织 456 中的病变也能正确诊断。X线CT扫描机与常规X线体层摄影的原理和成像方法也完全不同，它没有纵向体层摄影时上下层模糊影像对目标体层的影响，因为它是由被检查层各点CT值经数学方法重建出来的图像。 一、线衰减系数µ 将较窄的X线束穿过人体某一横断层面，则设置在人体对面的探测器可获得该层面的信息。但如何将这些信息还原为该层面的图像，即图像重建，则要借助于人体各组织对X线具有不同衰减系数的特征来实现。均匀的X线到达人体时，部分被反射、散射，部分被体内组织吸收衰减再由人体穿出。X线在人体被衰减的程度，按组织对X线的衰减系数µ和组织厚度D以指数函数关系发生变化，其关系式为 -µDI=Ie (12-1) 0 或 I10µ=lg (12-2) ID 式中:I为入射X线强度;I为穿过病人衰减后的X线强度;D0 为组织厚度(均一密度)，µ为线性衰减系数。 (12-2)式中的D、I、I均通过测量获得，如果吸收体是均一密0 度的，则线性衰减系数µ可由该式直接求出。但是，沿X线束穿过的人体各组织密度一般是非均一的。为了简化计算程序，可以认为是由大量各不相同的密度单元体所组成。设单元体厚度为ΔD，当单元体被分割得越细小，其体内密度越接近一致，见图12-7。 图12-7 大量均一密度单元体组成的病人组织结构 X线射入第一个单元体的强度为I，经第一个单元体衰减后的X0 线强度为I，则 1 ,,,D1I=I10e 式中µ是第一个单元体的衰减系数。此后，I成为射入第二个11单元体的X线强度;设第二个单元体的衰减系数为μ，则被第二个2单元体衰减后的X线强度 ,,D,2I=I21e 457 ,D,,,D,,12可见 I=(I) 20ee ,(,，,),D12=I0 e „„ 由此可知，从病人最末一个单元体n穿出的X线强度为 ,(,,D，,,D，？？，,,D)12nI=I n0e ,(,，,，？？，,),D12n=I(12-3) 0 e 式中，μ是第n个单元体的衰减系数。 n 由(12-3)式可得 I10μ+μ+……+μ= (12-4) ln12n,DIn 由此可见，若已知I、I和ΔD，则可求出沿X线穿过的病人各0n 组织的“衰减系数之和”。 二、工作原理 上述X线穿过人体各组织的“衰减系数之和”可求出，但各单元的具体衰减系数仍不能一次求得。因各单元体的衰减系数不等，不能以平均法求得，而且密度均匀体和非均匀体衰减系数之和有许多几率可能相同，如图12-8所示。因此，需要从一个横断面的许多视角射入X线，以便测得大量“衰减系数之和”，即所谓数据采集过程，随后建立n元一次方程组求解，即可得到各单元体的衰减系数。若一幅图像有n×m个像素，则需解n×m个n元一次方程，方能求出一个层面各单元体的衰减系数。 图12-8 不同组织的衰减系数之和可能相等的示意图 除联立方程之外，还有许多计算方法亦可求出各单元体的衰减系数，当各单元体的衰减系数均已求出，利用这些数据即可建立体层图像。所以，一般将计算出各单元体衰减系数的过程称为图像重建。一幅较好的图像至少由几十万至上百万个单元体(像素)组成。当然，这么大数量的计算量是由计算机完成的。在医学上，由于总是涉及吸收系数不甚方便，Hounsfoield便定义了一个新的概念CT值，作为表 458 达组织密度的统一单位。 CT值的计算为 ,,,χ水，αCT值= (12-5) ,水 式中α为分度因子，是一个常数，其值等于1000。 这样我们就把一幅重建的人体横断面图像看作一个CT值的矩阵，常规人体组织的CT值如表12-1。数据采集的基本组成部分是X线管、滤过器、准直器和探测器，如图12-9所示。此外，为了从不同视角获取数据，还需要一个扫描机架。X线管、探测器环绕患者作360?旋转，以获取大量原始数据。如Pronto XE型CT，探测器通道数为576，采集速率为800投影面/秒，扫描时间1s则采集原始数据量为576×800×1=460800个。 图12-9 数据采集的基本构成 表12-1 病人各组织的CT值 组织 CT值 组织 CT值 骨 60~1800 肝脏 16~80 血 30~80 乳房 -120~-50 蛋白质 20~40 脂肪 -220~-200 灰质 30~40 肺 -950~-180 空气 -1000 水 0 三、基本构成 一台完整的CT由三个主要部分构成:?数据采集系统。它包含X线高压发生器、X线管、准直器、滤过器、探测器、扫描架、扫描床、前置放大器及接口电路等;?计算机及图像重建系统;?图像显示、记录和存储系统。它包含显示器、光驱、多幅照相机、激光照相机、洗片机等。如图12-10所示。 459 扫描架 X线高压 X线管 发生器 显示器 准直器 图像 相机 洗片机 中央控制显示、器及图像记录、 重建系统 光盘存储 存储 探测器 工作站 前 置 A/D 放大器 图12-10 CT的基本构成方框图 第三节 基本参数 一、分辨力 (一)空间分辨力 空间分辨力(spatial resolution，SR)是指在高对比情况下鉴别细微的能力，即显示最小体积、病灶和结构的能力。它与X线管焦点大小、探测器尺寸、相邻间隔、采样间隔、系统的噪声指标以及图像重建中卷积滤波函数等因素有关。 空间分辨率测量方法很多。有点扩散函数的半宽度法，调制传递函数的截止频率法，星型频闪模型可分辨的辐条宽度法，以及分辨成排圆孔大小法，最常见的模型是丙烯树脂板制成的圆孔模型测试卡如图12-11所示: 图12-11 圆孔模型测试卡 圆孔模型测试卡具体的测量方法是:扫描出圆孔图像后，将窗宽调至最小，通过调节窗位来分辨出一组最小孔径，即为其空间分辨率。 (二)低对比分辨力 低对比分辨力是当细节与背景间具有低对比度时，将一定大小的细节从背景中鉴别出来的能力。 低对比分辨力测试卡如图12-12所示。由1种不同直径的聚乙烯树脂棒组成。这种叫做PPE树脂的比重为1.07，CT值为-10，和水的 460 系数差约1%。能分辨的最小直径即为低对比分辨力。 图12-12 低对比分辨力测试卡 二、伪影 CT图像是经计算机处理的人体各部位图像。有时由于各种因素 的影响而产生被检体不存在的假象，此种假象通称为伪影(artifact)。它是由于一些非真实性的或近似CT值所引起的。常见的伪影有下述4种: (一)移动条纹伪影 在扫描过程中，扫描部位的随意和不随意的运动，使得射线显示 从一次检测到另一次检测的某种突然的不一致的结果，都要产生粗细 不等的，黑白相间条状伪影。如病人点头运动、侧向运动、屏不住气、吞咽动作、心脏跳动、肠蠕动等，均可产生局部的移动条纹伪影。 (二)环状伪影 环状伪影主要由探测器的灵敏度不一致造成。它主要出现在图像 的高对比度区域，并有可能向低对比度区域发散，这将导致图像质量 下降。环形伪影常见于第三代CT。 (三)放射状伪像 放射状伪像大多为前置放大器不稳定。X线扇形束通过的部分如准直器(collimator)等有松动或扫描器的滑环和电刷(brush)之间接触电阻过大所致(一般滑环与电刷间接触电阻要求小于0.3Ω)。 (四)雪花状伪像 雪花状伪影主要由X线不稳定或X线管出现轻微放电造成。 三、基本参数 (一)扫描时间 扫描时间为获得一幅CT重建图像所需的X线辐射时间。通常是指:扫描过程中，X线管旋转一周所用的时间。例:CT-Pronto型螺旋CT的扫描时间为0.6s、1s、1.5s、3s。 (二)重建时间 重建时间为重建一幅完整CT图像所需时间。目前CT重建时间多在1~5s之间。例:CT-Pratico型螺旋CT的重建时间为1s。 461 (三)层厚 层厚是指X线扇形束在横断面上的放射厚度。它由准直器设定的X线束的厚度来决定。 (四)矩阵 CT用矩阵是二维(行和列)排列的方阵，常用下列两种矩阵: 1(采样矩阵 它由探测器的采样通道数和采集一幅图像的投影数(number of view)决定。 如CT RADIX-Turbo型螺旋CT。采样通道数为760，每秒采集投影数为750Views/s。如选用的扫描时间为1s，则采样矩阵为760×750。如选用的扫描时间为2s，则采样矩阵为760×(750×2)，即760×1500。 2(重建矩阵 它由一幅重建图像的各个像素构成。目前CT常用重建矩阵为320×320或512×512。 四、螺旋CT的专用参数 螺旋CT的扫描方式与常规CT的扫描方式不同，螺旋扫描是在患者以匀速通过旋转的X线管的扫描野时进行的。运动的X线扫描产生的路径是扫描体运动速度的函数，扫描路径形成一条螺旋线。它 有三个专用参数:螺距(pitch)、螺旋因子(pitch factor)和重建间隔。 (一)螺距 螺距为X线管旋转一周时扫描床的水平位移。 (二)螺旋因子 螺旋因子为螺距与层厚相除所得的商。螺旋因子为1.0表示层厚等于螺距，即层厚等于X线管旋转一周时扫描床的水平位移。一般情况下，所选螺距因子越小，扫描相同部位所用的时间越长，图像质量 越高，但病人的受照剂量升高。反之，所选螺距因子越大，扫描某个 部位所用的时间越短，病人的受照剂量降低，但图像质量下降。当病 人的密度在Z轴上变化剧烈时，应选用小的螺旋因子。例如头部的弯曲部分或血管的弯曲部分可选用0.5或1.0的螺旋因子。当病人的密度在Z轴上变化不大时，可选用大的螺旋因子，以缩短扫描相同部位的扫描时间;亦可在相同扫描时间内增加扫描的覆盖区域。又比如如 462 选用1.5的螺旋因子，则X线管每旋转一周，扫描床的水平位移比准直器限定的层厚超过50%。若选用的层厚为10mm，则X线管每旋转一周时扫描床的水平位移为15mm。胸部、腹部、骨盆的扫描选用大的螺旋因子较理想。另外，选用大的螺距因子进行扫描，适用于利用 对比剂改善血管和周围组织密度，获得最大对比效果的血管影像。它 具有扫描时间短，可消除运动伪影，而且病人一次憋气就可完成整个 检查部位的螺旋扫描，提高了影像质量(如图12-13)。 图12-13 螺旋因子分别为1.0、1.5的覆盖图 (三)重建间隔 重建间隔指被重建的相邻两层横截面之间沿Z轴方向的距离。螺旋CT的一个重要特点是可以做回顾性重建，就是说在获得了原始的螺旋扫描数据(即被扫描螺旋线包围的一段容积内的数据)基础上， 可以根据临床的需要对被扫描容积范围内的任意截面进行重建。此时 的重建间隔不同于常规CT的扫描厚度、层间隔的概念，因为螺旋CT是容积扫描，不管扫描时采用什么螺距系数，对其原始数据的回顾性 重建可选用任意间隔，并且间隔大小的选择与图像质量无关。 由于螺旋扫描快速采集的体积数量和计算机功能的大大增加，使得三维重建、多平面、任意方向的重建功能实现。可以显示三维的血 管造影，模拟口腔全景摄影(且能对牙床进行多剖面重建)。模拟内窥镜技术等等，大大增强了CT的应用范围。 第四节 数据采集系统 数据采集系统的作用是将X线管辐射的X线经滤过后再经准直器准直成窄的扇形束，穿过病人所需成像的横截面，测得透射X线束的强度，并将其转变为可提供计算机应用的数字信号。系统的构成包 括X线高压发生器、X线管、准直器、滤过器、探测器、扫描架、扫描床和前置放大器及接口电路等。 一、X线管 (一)基本结构 X射线管是产生X线的器件。一般由阴极、阳极和真空玻璃管(或金属管)组成。CT机上使用X线管与一般X线机上使用的X线管结 463 构基本相同，也有固定阳极X线管和旋转阳极X线管两种。安装时固定阳极管的长轴与探测器平行，旋转阳极X线管的长轴与探测器垂直。 固定阳极X线管主要应用在第一、二代CT机中，而第一、二代CT机现已被淘汰，故在此不做介绍。 目前，各厂家生产的主导机型为第三代CT扫描机，管电流一般在100~600mA，扫描时间在0.5~7S之间，管电压在100~140KV之间。通常CT每扫描一层图像约需数百毫安秒，为了满足诊断需要，通常 要连续进行数十层扫描。故CT用X线管要求具有较大热容量，基于以上原因，CT管结构、靶面材料、灯丝热变形系数、旋转轴承的自由膨胀系数、高温下的真空保持等，都要求有特殊的工艺措施才能保 证在上述严格条件下正常运转。当前的CT管靶面多采用新型复合靶结构，配有较大体积的石墨基以增大热容量。外壳多为金属或陶瓷材 料，同时配有油循环系统以使产生的热量尽快扩散。如图12-14、图12-15所示。 图12-14 X线管与管套 (二)性能参数 目前，CT用X线管的热容量多为0.5~5MHU，而普通CT用X线管的热容量均在2MHU以下。例如HITACHI CT-W450用S-780型X线管的热容量为0.75MHU，CT-W550用GS-1580型X线管的热容量为1.5MHU。螺旋CT用X线管的热容量多为2~5MHU。例如HITACHI CT-Turbo用GS-2070型X线管的热容量为2MHU，选购件GS-3070型X线管的热容量为3.5MHU。X线管是一种价格较贵的寿命元件。根据X线管的热容量不同，国际上通常把扫描4~6万次做为CT管的质保寿命。但随着CT用X线管制造技术的提高，目前1.5MHU以上的X线管，扫描10余万次较为普遍。2MHU以上X线管扫描20余万次甚至30~40余万次仍能正常工作。一般情况下，热容量越大，扫描次数越多。CT用X线管的寿命除与自身的制造技术有关外，正确调试和应用也是影响其寿命的重要因素。如每天开机后或开机后中间有 两个小时以上没有扫描，须先对X线管进行预热(warm up)，以使X 464 线管能适应大条件扫描。kV、mA和旋转阳极启动、运转电压均须符合X线管的要求。油循环系统及冷却风扇运行良好。在不影响图像质量的条件下尽量使用小条件等。 如图12-15所示，油循环装置通过油管与管套内绝缘油相通，油循环装置由马达控制，通过绝缘油将管套内热量传递出来，同时油循环装置上备有风扇，及时将热量扩散，有些CT上油循环的速率随油温的升高而加快，以加快热量的散发。 图12-15 油循环装置 图12-16(1)是X线管组件的接线图。图12-16(2)是X线管组件的线路图。H、H、H是旋转阳极启动电机的定子线圈接线柱，789 L、L是油循环装置电源，H、H之间接X线管的温度保护和油流11000 速开关，以保护X线管。 图12-16 X线管组件接线图 二、探测器 探测器是一种将射线能量转换为可供记录的电信号的装置。它接收到射线照射，然后产生与辐射强度成正比的电信号。探测器组件是由性能完全相同的探测器单元排列而成，每个探测器对应着一束窄的X线。如果有n个探测器单元，那么一次就可同时获得n个投影数据。 (一)性能 探测器最重要的特性是它们的效率、稳定性和响应性，此外，准确性也是其特性之一。 1(效率 效率是指它从线束吸收能量的百分数。理想情况下，探测器效率应该为100%。即可截获全部X线束能量，这将使曝光量减小，降低病人的照射剂量。影响探测器效率的因素有两个:几何效率和吸收效率。 (1)几何效率:几何效率=探测器有效宽度/(探测器有效宽度+无效的空间)。 如图12-17所示，几何效率是由每个探测器的孔径和相邻探测器间隔大小来决定。射入间隔的辐射不能被探测器吸收，因而无助于图像的形成。理想的情况是探测器所占的范围要比间隔大。 465 图12-17 决定探测器效率的诸因素 (2)吸收效率:吸收效率是指辐射进入探测器而被吸收的百分率，这与探测器的厚度有关，并在某种程度上与X线光子的能量有关。 (3)总检测效率:探测器的总检测效率是几何效率和吸收效率的乘积。实际的探测器总检测在50%~80%之间。探测器的效率越高，在一定图像质量水平的前提下病人接受的剂量越小。 2(稳定性 稳定性是指从某一瞬间到另一瞬间探测器的一致性和还原性，探测器需经常进行校准以保证其稳定性。在第一、二代扫描机中，每次平移运动结束后都要校准探测器。第三代扫描机每天仅校准一次。当第三代扫描机探测器的响应偏离正常情况时，环状的伪影将在该体层扫描图像中产生。第四代扫描机在每一次旋转期间对探测器校正两次，第一次校准是沿着运动扇形射束的前缘，第二次沿着后缘。 3(响应性 探测器的响应性是指探测器接收、记录和抛弃一个信号所需的时间。一个探测器应瞬时地响应一个信号，然后立即迅速地抛弃该信号并为响应下一个信号做好准备，如余辉现象严重则影响下一个信号的值。为了避免余辉造成的畸变及假象，需要仔细选择闪烁物质并进行一些软件的校正。 4(准确性 由于人体软组织及病理变化所致衰减系数的变化是很小的，因此，穿过人体的线束强度也只引起很小的变化。如果探测器对衰减系数的测量不够准确，测量中的小误差可能被误认为信号的变化。 探测器的准确性要求探测器系统必须具有如下特点:低电子噪声、线性、各探测器的均匀一致及瞬时稳定性。 (二)类型 目前，CT中常用的探测器类型有两种，一种是收集荧光的探测器，称闪烁探测器，也叫固体探测器。一种是收集气体电离电荷的探测器，称气体探测器。它收集电离作用产生的电子和离子，记录由它们的电荷所产生的电压信号。 1(闪烁探测器 闪烁探测器是利用射线能使某些物质闪烁发光 466 的特性来探测射线的装置。由于此种探测器的探测效率高，分辨时间短，既能探测带电粒子，又能探测中性粒子;既能探测粒子的强度，又能测量它们的能量，鉴别它们的性质。所以，闪烁探测器在CT扫描机中得到了广泛的应用。闪烁探测器有时也称固体探测器。它的结构如图12-18所示。 图12-18 闪烁探测器的结构图 由图可见，闪烁探测器前面加有反射层，它是涂有白色氧化镁粉末的铝盒。它使闪烁晶体产生的荧光光子能大部分反射到光电阴极上。在晶体与光电倍增管间放置有机玻璃制成的光导，并涂有硅油以保证良好的光偶合。 使用最普遍的闪烁晶体是激活碘化钠(NaI)晶体。这种晶体的密度大，对γ射线和X线有较大的阻止特性。它的透明度和发光度都很高。但NaI晶体极易潮解，这是它的致命缺点。NaI晶体一旦潮解，探测器效率和能量分辨力均急剧下降，以致完全不能使用。在实际应用中，碘化钠晶体被密封在一个铝制外壳内。 另一种适用的闪烁晶体是碘化铯(CsI)晶体。其主要优点是在空气中不易潮解，故不需铝制外壳封装。但它的发光效率仅为NaI的30%~40%，且价格昂贵。因此远不及NaI晶体应用普遍。闪烁晶体在使用和保存时，应避免强光照射，否则会严重影响其性能。若因强光照射致使闪烁晶体变色，可用长期避光的方法退色，使闪烁晶体的性能得到恢复。 光电倍增管是一种光电转换器件，通过它可把光子转换成电子。它不同于其它的光电转换器件，如光电管、光电池等，光电倍增管可把微弱的光按比例地转换为较大的电信号，这就是它的倍增作用。光电倍增管的工作是建立在光电效应、次级电子发射和电子光学的基础上的，它一般由光电阴极、次阴极和收集阳极等三部分组成，如图12-19所示。 图12-19 光电倍增管 光电阴极是接收光子而发射电子的电极。它一般是将Sb-Cs或K-Sb-Cs等光电材料，用真空蒸发的方法附着在管子端部透明的内表 467 面而构成。光电阴极的材料决定了光电倍增管的光谱响应范围。 次阴极即次级电子倍增极。光阴极发射的光电子通过一聚焦系统打在第一阴极上，第一阴极发射的电子打在第二阴极上，„„。次阴 极各级间电压是依次递增的，电子数亦逐次增加，直到被阳极收集为 止。次阴极的数目通常为9~14个不等，所以最后阳极所收集的电子数量是很可观的。次阴极一般也以Sb-Cs等光电材料制成，此外也可用Ag-Mg、Cu-Be等合金材料。 收集阳极是最后收集电子并输出信号的电极，它一般用电子逸出功较大的普通材料制成。 外界环境对光电倍增管的影响很大。为避免外界磁场和电场的干扰，应采取严密的屏蔽措施，通常是在光电倍增管的外面罩上一个与 阴极同电位的合金罩。光电倍增管工作在强辐射场时还会产生各种辐 射效应，在这种情况下，应对整个环境加以辐射屏蔽。 CT常用的各种闪烁晶体的性能，如表12-2所示。CT扫描机上所用的探测器一般用NaI、CsI、CsF等闪烁晶体，再与光电倍增管2 组合起来，闪烁晶体的发光光谱和光电倍增管的感光度分布尽量选择 一致。在前述的荧光晶体内常加入少量的，因为铊受X线照射时发出可见光，可提高转换效率。但加入铊的缺点是会产生时间较长的残光，有时会对信息的收集产生干扰，故加入铊时应尽量避免残光的发生。 表12-2 部分闪烁晶体性能表 名 称 最大 衰减 截止 余辉 吸水性 转换 波长 系数 波长 指数 效率 (mm) (mm) (%) (μs) NaI(T1) 410 0.23 320 1.85 吸 100 CaF(Eu) 435 0.90 405 1.44 不吸 50 2 CsI(Na) 420 0.63 300 1.84 吸 85 CsI(T1) 565 1.00 330 1.80 不吸 45 CsF 330 0.05 320 1.48 吸 5 KI(T1) 426 0.24/2.50 325 1.71 吸 24 468 2(气体探测器 气体探测器是利用气体(一般采用化学性能稳定的惰性气体)电离的原理，入射的X线使气体产生电离，通过测量电流的大小来测得入射X线的强度。气体探测器的结构如图12-20所示。 图12-20 气体探测器的结构图 气体探测器由一系列单独的气体电离室构成。各气体电离室的上 下夹面由陶瓷拼成。每个气体电离室的X线入射面由薄铝板制成，两侧用薄钨片作为隔板分隔开，所有隔板相互连通，加上500V直流电压，起收集电子的作用。各个中心收集电极引线接至相应的前置放大 器，气体电离室内充满氙气。当入射X线进入各个气体电离室后，将气体电离，正离子由中心收集电极接收，负离子(电子)被隔板接收。正、负离子的定向运动形成电离电流。电离电流与入射的X线强度(光子数)成正比，很微弱，经前置放大器放大后，送入数据采集系统。 电离电流会产生高温，因而隔板和收集电极均采用钨片。隔板与X线入射方向一致，起到后准直器的作用，它可防止由被测病人产生的散 射线进入电离室。气体探测器的光子转换效率比固体探测器要低。采 用高压氙气可以气体的密度，提高转换效率。但由于钨片机械强度有 限，所以不能采用太高的压力，这就限制了转换效率的进一步提高。 但由于其几何效率高于固体探测器的几何效率，因而实际上这两种探 测器的总检测效率大致相近。气体探测器中各个气体电离室是相互连 通的一个整体，处在相同的气压、密度、纯度、温度条件下，因而有 较好的一致性。 由于kV存在波动，CT X线管辐射的X线强度不稳定，而X线强度变化对成像有很大的影响。因此，一般在探测器的两端装有参考 探测器4~8个通道。参考探测器用来测量入射人体前的原始X线强度以修正探测器的测量结果。 在扫描和采集数据过程中保证系统的稳定性是非常重要的。为防 止探测器零位漂移，在扫描过程中需对探测器的变化进行校正，使得 在每个X线脉冲到来之前所有探测器输出皆为0。此外，每天还应对系统漂移进行校正，保证在全部动态范围内的线形和稳定性。 469 3(两类探测器的特性比较 目前气体探测器和闪烁探测器在现代化的CT中都有选用。选用哪种探测器要看偏重于哪方面的特性。 (1)温度特性:闪烁探测器的输出信号强度与温度的关系极大。所以，采用此探测器的系统有的必须用调节加热或冷却的办法来稳定探测器的温度。然而惰性气体探测器的信号强度与温度的关系不大。 (2)噪声:气体探测器易产生噪声和干扰源，而闪烁探测器则不易产生噪声和干扰源。其原因是气体探测器的各个气体电离室所加电压存在波动和气体电离室内绝缘体上易产生漏电流。另外，气体电离室的隔板极薄，容易出现极小的颤动。即使隔板的极小颤动亦会产生噪声。 (3)饱和现象:在闪烁探测器的线性范围内，即在闪烁探测器的特性曲线范围内，闪烁探测器的输出电信号与入射到闪烁探测器输入面的X线强度成正比，并超出CT要求五个数量级。但是，气体探测器在这么大的信号范围内，有可能出现饱和现象。为了避免此情况的出现，必须仔细探测器系统，例如间隔的距离、气体压力以及气体电离室工作电压等等。 (4)散射线准直:闪烁探测器可以与一个散射线准直器组合在一起。气体探测器一般不用附加的散射线准直器，而是利用电离室隔板同时作为散射线准直器，但效果不如专用的准直器好。此外，气体探测器本身产生的散射线比闪烁探测器要多。散射线源主要来自很厚的射线输入窗铝板和窗口到电极板的气体层。 (5)剂量利用率:CT中应用的闪烁晶体一般厚度为5mm，实际吸收射入的X线可达100%，并将它们转变为光信号。闪烁探测器中没有技术上必须的、吸收射线较多的盲层，但在气体探测器中，从输入窗口到电极板之间的气体层吸收射线而不产生信号。此外，也因射入的一部分量子没有被利用而直接穿过了气体探测器，引起气体探测器的射线损失，但只要通过增加压强和加深电离室，就可以将这种效应控制在允许的范围内。由于气体电离室很小的惰性气体泄漏就会降低室内压强，导致对X线的吸收能力减弱，所以在气体电离室的机械制造时，要格外注意密封，以防止惰性气体泄漏、损失。 470 (三)探测器的补偿设置 目前应用的CT探测器通道数一般为500~1200。CT档次越高，探测器通道数越多。例如CT-W550型CT的探测器通道数为576，CT-PRATICO型CT的探测器通道数为768通道，CT-Prima型CT的探测器通道数则为896。目前，越来越多的CT选用固体探测器。 探测器的位置在球管正下方，在扫描过程中探测器和球管位置相对固定，共同围绕患者进行连续旋转扫描运动。但X线穿过患者后到达探测器的采样途径并非正对每个通道的中心而是偏离中心1/4通道，即所谓探测器的补偿设置(offset detector)。通过这种设置在不增加探测器通道数的情况下围绕患者旋转360?所得采样数据可提高一倍，如图12-21所示。在没有增加设备成本的情况下减少了伪影，提高了图像质量。 图12-21 探测器的补偿设置 三、准直器 准直器位于X线管前方。它的作用是:?大幅度地减少散射线的干扰，减少患者的放射剂量;?决定扫描层的厚度。 CT用准直器分两种:一种是X线管侧准直器，常称为前准直器;另一种是探测器侧准直器，常称为后准直器。前、后准直器必须精确 地对准，如图12-22所示。 图12-22 前、后准直器示意图 准直器可决定扫描层的厚度。常见CT扫描层的厚度为1mm、2mm、3mm、5mm、7mm、8mm、10mm。准直器结构简单，但要求非常精确，图12-23为CT-Pronto型螺旋CT的准直器结构示意图。 图12-23 CT-Pronto型螺旋CT准直器结构示意图 其中，?为补偿器;?为控制电机;?、?为联动齿轮;?、?分别为与准直器叶片?、?相连的辅助杆;?为叶片运行通道的固定 锁;?、?、?、?、?分别为10mm、7mm、5mm、3mm(或1mm)、2mm的层厚传感器。 控制电机?运转带动齿轮?、?转动，从而由?、?带动准直器叶片?、?沿运行通道的固定锁?运动，从而使准直器叶片?、?的 471 间距改变。层厚一旦选好，准直器叶片?、?的间距就由相应传感器 决定，如表12-3所示。 表12-3 准直器叶片?、?的间距与相应传感器的关系 Slice thickness 10mm 7mm 5mm 3mm(1mm) 2mm Large Large Large Large Small Space between 4mm 2.8mm 2.0mm 1.2mm 0.8mm Collimator plates Stop position E D C B A Photosensor? ON - - - - Photosensor? - ON - - - Photosensor? - - ON - - Photosensor? - - - ON - Photosensor? - - - - ON 四、滤过器 X线具有连续变化的波长。在CT扫描机最初的实验中，人们使用的是单能射线，因为它们能够遵循郎伯(Lambert-Beer)指数衰减定律。在临床CT的设计中就有一个假设，认为线束是单能的，但实际使用的线束是“多能”的，为了满足重建过程的需要，就要使用专 门的滤过器。CT中使用滤过器的目的有两个:?吸收低能X线，这些低能射线对CT图像的形成没有任何作用，但是却增加了病人的照射剂量。滤过的结果使射线束的平均能量升高，射线变“硬”;?使 穿过滤过器和受检者的透射线束的能量分布达到均匀硬化。由于人体 横截面类似于椭圆形，X线束照射时，中心射线穿透厚度大，边缘射线穿透厚度小，信号强度反差大，射线强度也不均匀。为了削弱这一 现象，在X线管和探测器之间，增设了滤过器。其形状如图12-24所示。 图12-24 滤过器 五、数据测量装置 数据测量装置位于探测器阵列和计算机之间，如图12-25所示。 472 它的任务是将探测器输出的微弱信号经过前置放大、模数转换后送往 计算机，供计算机进行图像重建用。其基本构成如图12-26所示。 图12-25 数据测量装置在CT中的位置 图12-26 数据测量装置的基本构成 1(前置放大器 将探测器输出的信号进行预先放大。 2(对数放大器 对入射X线强度I(X线管处的X线强度)和0 透射X线强度I(穿过病人后的X线强度)进行对数换算。 3(模拟/数字转换器(analog to digital converter，ADC)将模拟信号转换成二进制的数字信号。 4(数字数据传输 一些CT采用了光导纤维进行数据传输。光纤传输是指使用了一个由透镜和发光二极管组成的系统，将数据传输 给计算机。这样可以消除外界的干扰。 六、扫描机架 CT的机架由两部分组成。一是旋转部分，主要由X线管及其冷却系统、准直器及其控制系统、滤过器、探测器、数据采集系统(digital adopt system，DAS)、滑环部分、高压发生器(螺旋CT)等组成。二是固定部分，主要由旋转支架，旋转控制电机及其伺服系统，机架 主控电路板组成。如图12-27所示。 图12-27 扫描机架结构图 扫描时，旋转电机经减速器通过齿形带带动旋转架旋转，旋转方向为顺时针(螺旋CT)其中包括启动过程、采样过程和减速刹车过程。 采样过程中，球管旋转并持续放出X线，X线穿过受检者后信号被探测器接收，完成360?采样，一次扫描结束后，所获得的扫描数据信号经过前置放大器放大和A/D转换，传送至图像处理系统。 高压发生器一般均采用高频逆变式，体积较小，分阴极、阳极两部分，分别装于旋转部的左右两边，使旋转部较为平稳。 扫描孔是一贯穿扫描架前后的孔，借助于安装在扫描孔中的激光束装置对病人进行扫描定位，一般CT的孔径为65~75mm。 CT的扫描架可做偏离垂直平面的前后倾斜，以满足病人进行不 473 同部位检查的需要，倾斜角度一般在?20?~?30?之间。 七、扫描床 扫描床由床面和底座构成，它是扫描病人的载体。扫描床的运动一般由两个电机控制:一个是床身升降电机;另一个是床面水平移动电机。为了保证扫描位置的精确，无论是垂直方向床身的升降还是水平方向床面的移动都应平稳。 下面以CT-C3000型螺旋CT的扫描床为例介绍扫描床的结构。CT-C3000的扫描床采用“马架”结构，即采用一种交叉支架，支点在中间，上端连接床面，下端连接底座。其最低高度、进头高度以及进体高度、最高高度的控制都是通过安装在底座上的行程开关实现的。另外，在绕线轮上有一根尼龙线，它可带动编码器用来测量扫描床的高度，并在操作面板上显示。 由单相交流伺服电机(水平电机)带动同步齿型带驱动床面的水平移动。在水平电机旁边设有一个光电编码器，它可测量床面水平移动的相对位置。可由计算机控制、面板控制和手拖动三种方式使床面水平移动。方式的转换由扫描床尾部下面的一个手动离合器完成。 (一)扫描床定位 床板定位的精度直接决定切片位置的准确性，本系统的定位精度不大于0.1mm。 定位系统采用计算机控制。其具体工作过程是:在计算机系统设置床面位置后，发出指令，使水平电机驱动床面水平移动，到达指定位置后，计算机系统收到光电编码器发来的到位信号后，计算机系统发出指令，使单相交流伺服电机失电、停转。从而实现高精度、闭环的床面水平移动控制。 (二)床面板 床面板由碳素纤维制成。因为碳素纤维具有强度高、重量轻、且对X线衰减小等特点。CT-C3000型螺旋CT的床面板比较长，达2060mm，床面水平移动的最大距离为1600mm，床台上设有限位开关，以保证床面在正常的范围内移动。扫描架上方的数码显示板可显示扫描床的高度、床面的水平位置和扫描架的前后倾斜角度。 床高度指示:0~550mm 474 床水平运行指示:0~1600mm，1m显示误差<5mm。 第五节 计算机及图像重建系统 CT的整个系统是用计算机来管理的。通常选用一台主计算机与多台微机共用来执行系统管理、任务分配和外设控制等任务。具体的内容是:?控制和监视整个扫描过程，并将采集的数据送入存储器;?CT值的矫正和输入数据的扩展;?与操作者对话并控制扫描等信息的传送;?图像重建的程序控制;?故障诊断及分析。 同时，采用专用计算机(又称阵列处理机或阵列处理器)来执行图像重建和处理的任务。阵列处理机与主计算机相连，其本身不能独立工作，而是在主计算机的控制下，进行图像重建和处理。 一、测量数据的校正 对患者扫描结束后，应用取得的原始数据进行图像重建，在此过程中，为了得到忠实于患者的横断层图像，必须在图像处理过程中，对原始数据进行一些校正。 (一)原始数据零点漂移校正 零点漂移包括探测器的暗电流、前置放大器的零漂、探测器及其连接电缆的震动噪声等。对此，应进行原始数据的零点漂移校正(offset correction)。即从测量的原始数据中清除掉这些零点漂移。如图12-28所示。 图12-28 原始数据中的零点漂移校正 (二)参考校正 由于管电压存在波动，使球管发出的X线强度即使通过了滤过器也并非完全一致，因此对影像影响较大，因此应进行参考校正 (reference correction)。在探测器两端分别装有4~8个参考通道，这些参考通道直接接收X线入射而非通过患者，以修正X线强度不同对影像的影响，如图12-29所示。 图12-29 参考校正 (三)空气校正 由于探测器每个通道性能不能完全一致，即使入射到探测器各个通道的X线强度完全一致，通过预置放大器的输出也不会完全一致。 475 消除这种差别所做的校正叫做空气校正(air correction)。通过减去只扫描空气所得到的参考值来实现。校正参数预先储存，需要时读出。 (四)体模校正 体模校正(phantom calibration)主要目的是校正探测器通道的非线性和X线硬化效应引起的非线性，消除环行伪影，提高图像质量。所以，更换图像处理线路板和球管时，一定要重做体模校正，否则严重影响图像质量。 (五)Log转换 xx穿过患者的X线强度以e方式减少，通过e函数反函数的Log变换补偿后得到必要的X线密度值。在Log转换时需预先设置Log参数表，Log函数值在 Log转换时从此参数列表中读出。 (六)环行校正 如果具体某一探测器的输出值与周围存在不同，重建后会形成一环行伪影，为消除环行伪影而进行的校正叫做环行伪影校正。 二、图像重建 上述各种校正的过程叫做预处理。下面的处理需在预处理后进 行:?平行线束转换;?滤过处理;?反投影计算。这三种处理被称之为图像重建。 (一)平行线束转换 X线管辐射出的X线经准直器准直，形成一定扇角和厚度的扇形束。扇形束数据通过平行束转换成平行束数据，并通过展开探测器使每一个采集面(view)得到平行线束。平行束转换时，是以扇形面数据插值的方式实现的。 (二)滤波 在转换为平行线束后进行滤波，它包括图像重建时调整的滤波参数和操作台上设定的滤波函数两部分。一般来讲，滤波参数和滤波函数决定了滤波值的大小，滤波由滤波参数和平行束转换结果运算得 到，计算公式为 R[K]=ΣFliter(i)?Para(K-i) 式中:R[K]为结果;Fliter(i)为滤波参数值;Para(K-i)为平行束 476 转换结果。 这个运算处理是通过傅立叶变换实现的，从真实空间转换至频域空间。在频域空间中，复杂运算转化为简单的乘法运算，滤波参数和平行束转换也是通过简单乘法运算得到。 (三)反投影计算 滤波后的数据是分别以View和Channel为坐标的投影数据，这些数据经反投影运算转换成坐标系内的图像象素数据。每个View的滤波结果的反投影形成图像，反投影的数据以空气为0基准，空气的CT值为-1000，执行反投影的处理过程称为后处理。处理后的结果存于硬盘中。 三、计算机处理体系和硬件 现在，CT中的计算机体系结构采用多重处理技术，其目的是为了提高处理速度和运算能力。具体的有流水线处理方式、并行处理方式和分布处理方式。不同公司生产的CT采用的处理方式不同。例如:GE公司的Pace、Sytec2000和3000型CT的计算机的体系结构采用并行处理方式;Picker公司的P-2000型CT的计算机的体系结构采用分布式处理方式，西门子公司的Somatom-Plus型CT的计算机的体系结构采用流水线处理方式。 (一)流水线处理方式 流水线处理方式(pipeline processing)采用了生产上的流水线概念，把每条指令分为若干个顺序的操作，每个操作分别由不同的处理器实施。这样可以同时执行若干条指令，对每个处理器来说，每条指令中的同类操作像流水线一样被连续加工处理。这样可以提高计算机工作速度和提高各个处理器的使用效率。如Somatom-Plus CT扫描机选用了一台32位的主计算机和一个叫西门子医学图像处理器的图像处理系统。该系统是一个采用流水线处理方式的多处理器系统，这一体系结构显著地提高了图像重建的速度，可以做到扫描一完成，就可在监视器上看到图像。图12-30所示为流水线处理的原理，除把图像重建过程中的重要步骤，如预处理、褶积和反投影分别指派给各个独立的处理器进行控制和协调外，还要承担扫描机架和病床的运动和人 477 机对话等任务。 图12-30 流水线处理方式原理方框图 (二)并行处理方式 并行处理方式(parallel processing)是由三台多任务计算机通过系统总线耦合成一系统，分别形成扫描处理器、显示处理器和文件处理器。扫描处理器中采用二台阵列处理器和一台反投影处理器，使其重建速率为每秒6400万次浮点运算。显示处理器中采用一台独立的阵列处理器用于整形、放大、窗位控制和图像分析。 并行处理器结构体系如图12-31(1)、(2)和(3)所示。 图12-31 并行处理方式原理方框图(三个示例) (三)分布式处理方式 由分布式处理方式(distributed processing)组成的系统在结构上由若干台独立的处理器构成，各台处理器可分别处理同一程序的各个子程序，也可按功能分别处理一道程序的各个阶段。每台处理器都有自己的局部存储器，因而能独立承担分配给它的任务。这些处理器在逻辑上和物理上是连在一起的，可在统一操作系统控制下工作，相互间可以通信。系统具有动态分配任务的能力，能自动进行任务调度和资源分配。其优点是:?可靠性高，其中一台处理器失效，对总系统影响不大;?灵活性高，由于系统模块化，便于扩充、替换和更换部件;?经济性好，可以用价格便宜的微处理器，便于推广。 分布式处理体系结构的一个例子是Picker公司的专用图像处理器系统，如图12-32所示。它用于IQ Premier，IQ T/C和PQ-2000CT成像系统。该处理器系统有12台独立的处理器，它们通过各总线连接，有40MB/s的速度。扫描机界面提供前端电子设备，它有数据采集、模数转换和实时对数转换作用。32MB存储器是一个信息传递存储器，它能识别数据并实施预处理，随后是几个单板阵列处理器，每个都能进行每秒5000万次以上浮点运算，合起来可达二亿多次浮点运算。这一设计的特点是允许阵列处理器高速实施容积重建任务，反投影处理器以它的多流水线体系结构为特点，使图像连续通过流水线速度为80毫微秒/象素。还有一块CPU板(8MB)耦合CT控制台和 478 存储装置。这一体系结构可以使扫描、重建和显示同时进行，真正达到多任务同时实施。 图12-32 分布式处理方式原理方框图 四、软件 随着CT技术的不断发展，用于CT的软件也越来越多，使自动化程度大大提高，操作也越来越方便。目前此类软件可以分为两大类:基本功能软件和专用功能软件。 (一)基本功能软件 基本功能软件是指各类CT扫描机均需具有的扫描功能、诊断功能、显示和记录功能、图像处理功能及故障诊断功能等软件。它形成了一个以管理程序为核心，能调度几个互相独立软件的系统。常用的独立软件有预校正、平面扫描、轴位扫描、图像处理、故障诊断、外设传送等，如图12-33所示。 图12-33 基本功能软件的组成 管理程序和各独立软件的联系方式有三种: 1(人机对话方式 由操作者通过控制台或终端输入信息或命令，管理程序接到这些指令，便调用相应的功能软件。值得指出的是在现代CT扫描机中，操作者可以用键盘对话，也可以用触摸监视器屏幕来对话。 2(条件联系方式 某个程序在运行过程中，发出一个命令信息，可以要求管理程序调度相应的软件进行工作。 3(返回处理方式 某个程序在执行过程中发生错误，则返送信息给管理程序，由其统一处理。 (二)专用功能软件 目前，专用功能软件多种多样，并在不断开发之中。专用功能软件的不断改进和更新在一定程度上取代了扫描方式的发展。专用功能软件主要有: 1(动态扫描(dynamic scan)软件 其工作方式是在选定了扫描的起始位置、终止位置、厚度、层距和其他一切必要的扫描技术参数后，整个扫描过程自动逐层进行。这一功能对病人注射对比剂后，需在限定时间内完成整个检查，是非常重要的。 479 2(快速连续扫描(fast continue scan)软件 其功能是对某一感兴趣区域自动做多次快速扫描。它可以与心电图配合，用来研究心脏 某一部位随时间变化的情况。 3(定位扫描(scanogram or scout)软件 其功能是在所希望的角度上固定X线管和探测器，然后在病人检查床自动送入的同时进行曝光，得到所需的定位扫描像。 4(目标扫描(object scan)软件 其功能是仅对感兴趣区域的层面进行扫描，而对其它区域采取较大厚度、层距或间隔扫描。 5(平滑过滤(smoothing cupping filtering)软件 其功能是使所有相邻的不同组织界面得到平滑过滤，产生平均CT值，有效地提高相邻区域间的对比。 6(三维图像重建(three dimension imaging reconstruction)软件 其功能是在薄层连续重叠扫描或螺旋扫描的基础上重建出三维立 体图像。 7(高分辨力CT(high resolution CT)软件 用于对肺部弥漫性间质病变和结带病变检查。 8(定量骨密度测定软件 用于对骨矿物质的定量测量。 9(氙气增强CT扫描软件 其功能是用氙气作增强剂来测量脑血流量。 第六节 图像显示、记录和存储系统 由计算机和图像重建系统提供的数字图像，可以通过数/模转换，显示在监视器上供医生观看，可以直接存储在磁性载体上供以后需要 时调用，也可以永久性地记录在胶片上。为了完成上述任务，CT上配置了图像显示、记录和存储系统。 一、图像显示系统 CT用图像显示系统是黑白监视器或彩色监视器。通常图像以不同的灰度等级显示，而非图像数据。常用的有15吋普通监视器，多以512×512显示矩阵和256级灰度标尺来显示。目前常用的是大屏幕高分辨力监视器，多以1280×1024显示矩阵来显示。每个象素用16位显示图像，用8位显示游标、字符和覆盖层。 480 二、图像存储系统 CT图像可以通过监视器以模拟信号形式存储于胶片上，但多以数字数据的形式来存储。采用数字存储方式有许多优点，如可以方便地进行图像处理和图像转换，减少图像丢失的可能性，缩小图像归档所占的空间。 存储CT图像所需的容量估算如下:一幅512×512×2bytes(16位)的CT图像将需0.5MB的存储量。如果一次CT检查包括大约50幅图像，则需25MB存储量。若一天进行50次检查(即检查50病人)，则需1.25GB存储量。 CT中使用的存储装置主要有磁盘、数字录像带、光盘和硬盘、胶片等。 三、图像记录系统 对CT图像的硬拷贝记录(胶片记录)的要求是严格的，因为这些图像是诊断的依据。要求图像有好的密度分辨力和高的空间分辨力，以区分组织在密度上细微差异。能满足这些要求的有两种类型的胶片记录系统:阴极射线管(cathode ray tube，CRT)型多幅相机和激光型多幅相机。 (一)阴极射线管型多幅相机 阴极射线管型(CRT)多幅相机利用电子束扫描的阴极射线管把视频信号变为图像信号，显示在监视器的屏幕上，再经光镜折射和透射系统把屏幕上的图像聚焦后根据需要的幅式，投照在胶片的相应部位上，使其感光，如图12-34所示。因为一张胶片上可摄取多幅不同规格的图像，故称作多幅照相机。它的收传片机构如图12-35所示。当操作者按下键后，一张未曝光的胶片从供片盒被吸盘吸起，送到第一组传动滚筒，经第二、三组传动滚筒到达曝光台上，此时传感器将辨别胶片的大小及位置是否妥当。预先选定的编程格式将限定每次影像曝光在胶片上的位置。完成所有曝光后，胶片被机械拨杆送到第三组滚筒，开始沿收片方向转动，经第二、四滚筒后送入收片盒，此时有传感器检查胶片的安放情况，并继续为曝光台供片。 图12-34 多幅照相机原理图 481 图12-35 多幅照相机的收传片示意图 (二)激光型多幅照相机 激光型多幅照相又称激光照相机或激光打印机，目前被广泛应用于CT、MRI、DSA、发射型CT(emission CT，ECT)及其它数字化成像设备。它的用途与CRT型多幅照相机相同，但原理和结构则完全不同，它用激光束在胶片上逐行进行扫描使胶片感光。 1(激光型多幅照相机的基本组成 如图12-36所示是一台激光照相机的结构示意图，它主要由以下几部分构成: 图12-36 激光相机结构示意图 (1)供片单元:从供片盒取出1枚胶片并送往传送单元。 (2)打印单元:激光光束的扫描速度和胶片的传送速度相配合进行打印。 (3)传送单元:从供片单元向打印部、以及从打印部向收片部传送胶片。 (4)收片单元:打印后的胶片进入收片盒，与自动冲洗机直接连接时，把胶片输出方向切换开关切换到PROCESSOR处，由传送单元传送到自动冲洗机。 (5)激光单元:使用调制器把图像数据调制为激光光束的强弱，由高速旋转的多棱镜反射后在胶片上扫描打印。 (6)电控部:进行机械动作及电信号的控制，包括接收从诊断装置来的图像信号的接口，数据的存储以及打印需要的存储器等。 (7)供片盒:多数供片盒的最大容量为100张明室用包装胶片，多为36cm×43cm(14″×17″)。 (8)收片盒:大多最大容纳胶片为50张或100张。 (9)吸盘单元:用多个吸盘(多为4~6个)吸起1张胶片并把它送到传送单元。 2(激光型多幅照相机成像原理 如图12-37、12-38所示。 图12-37 激光束路径图 图12-38 图像形成原理图 激光相机图像的形成:?从激光管放出的激光，经视听调制器 482 AOM(acoustic optical modulater)调制，随着图像数据变强或变弱。?通过AOM的激光，由扩束器调整成适合扫描的光束。?靠多面转镜的旋转，激光形成水平的扫描。?用圆柱透镜校正多面转镜反射面的倾斜误差，用f?θ透镜使不同角度的扫描变成水平强度均匀的扫描。?经过f?θ透镜的光，再经反射镜反射扫描滚筒上的胶片。 激光器(激光源)有两种，即半导体激光器和气体激光器。常用的气体激光器有氦-氖(He-Ne)激光器、氦-镉(He-Gd)激光器、氩激光器、二氧化碳激光器和氮激光器，其中以氦-氖激光器最简单最可靠，它发出的激光波长为633nm。值得指出的是所使用的胶片应当与激光器发出的光谱相匹配，即胶片上的感光材料应当对此种波长的光最敏感，感光效率最高。激光束强度的调整器，对于半导体激光束，是通过内部电流调整来完成，气体激光器则借助于外部调节来完成(如极性滤过采用声光耦合器)。 3(激光照相机与CRT型多幅照相机相比有以下优点:?激光束有很好的聚焦性、方向性，反应极其迅速，以毫微米级计算，这样的激光束直接投照到胶片上防止了伪影，如轮廓线、光栅线、失真等，具有比CRT型多幅照相机高的分辨力，而且不会受视频放大传输、显示管宽度一致性、亮度的分布、线性度等因素的影响。?系统采用计算机控制，功能多，幅式多样。可以自编程序制作35mm幻灯片，视频输入可作90?旋转。输入存储器的图像在打印之前可以清除，重新排列，然后打印。打印之前还可以选择拷贝的数量，自动完成，提高效率。而CRT型多幅相机是一次性选择图像，按键后即曝光，无法更改，每次只能完成一次拷贝。系统内装有硬盘，可以连续打印，可以使存储、打印同时进行，以至供多机共同使用。 第七节 螺旋CT简介 一、特点 在常规的X线扫描过程中，X线管围绕着静止不动的病人旋转，采集来自某一层面组织的各个方向的透射X线数据。完成了该层面的数据采集后，通过床面的平移，扫描下一层相邻面。这一过程重复多次，直到若干相邻层面的数据采集任务完成。这种扫描过程(或称数 483 据采集方式)，可以清晰的分为四个步骤。具体见图12-39所示。 图12-39 逐层扫描CT的四个工作步骤 第一步:X线管和探测器围绕病人旋转加速到额定的转速; 第二步:旋转中的X线管产生X线，穿过病人待检查层面的射线照射在探测器上，由探测器测得360?方向上的相应透射值(原始数据)。此时要求病人必须屏住呼吸，同时也意味着供给X线管电源的电缆必须有足够的长度，以允许X线管旋转360?; 第三步:X线管减速直到停止，病人恢复呼吸; 第四步:病床进行平移，使紧挨着的另一层组织位于CT的扫描层面。同时放松电缆，以保证下一次X线管的360?快速旋转。 这四步扫描过程依次重复直到全部需要进行扫描的横截面被完 成扫描。很明显，只有第二步是有效地进行数据采集工作的，其余均 为准备工作，故耗费在第一、三、四步上的时间称作扫描间的延误时 间。 逐层扫描方式是一层一层进行的，它有如下缺点:?需要较长的扫描时间。它是由“启动-停止”的工作模式所决定的，也是为病人呼吸、床面推进、电缆放松所必须的;?成像中会产生遗漏人体某些 组织的情况。这是因为病人呼吸的相位，在前后两次扫描中不是完全 相同的，使相邻两扫描之间的组织造成遗漏;?不能准确地重建三维 图像和多方位图像;?应用提高对比度技术时，在对比度提高最明显 时段，只扫描了有限的几个层面。 为了克服以上缺陷，20世纪80年代末人们提出了螺旋CT扫描的概念。1989年的RSNA年会上首次出现了螺旋CT物理性能研究和临床应用方面的文章。 在螺旋CT扫描中，数据的采集不是一层一层进行的，而是连续的容积式的。在扫描过程中，X线管连续地围绕病人旋转，与此同时承托着病人的扫描床匀速地向机架的扫描孔内推进(或匀速地离开扫 描孔)，这样X线束在病人身上勾画出一条螺旋线轨迹，因此称之为螺旋CT。螺旋线限定了人体组织的一段容积，所以这一技术也叫作容积扫描，如图12-40所示。要实现螺旋扫描，完成连续的容积式数 484 据采集，必须满足下列要求:?依靠滑环技术使X线管能连续地沿着一个方向转动;?扫描床能做同步匀速直线运动;?使用大功率、高热容量和散热率的X线管;?具有螺旋加权算法软件;?选用计算速度快、存储容量大的计算机系统。 图12-40 螺旋CT扫描原理图 二、螺旋扫描装置 (一)滑环技术 常规CT的X线管系统的供电和信号(数据)传递均由电缆完成。扫描时X线管在机架内只能做往复旋转运动，且电缆易缠绕，扫描速度难以提高。20世纪70年代末由Varian联合公司率先提出和实施滑环技术，解决了上述问题。 滑环技术用一个滑环和电刷代替电缆，滑环在转动时一直与电刷保持良好的接触，经电刷和滑环完成向X线管供电和信号的传递，如图12-41所示。 图12-41 滑环技术示意图 在CT中，滑环与X线管和探测器系统结合在一起，构成旋转部件，机架上的静止部分与优质电刷相连，利用电刷和旋转滑环的紧密接触，实现动静两部分的连接。这样X线管在扫描过程中可以始终向一个方向旋转而不必担心电缆的缠绕，从而提高了扫描速度。 依据滑环上电压的高低，可分高压滑环技术和低压滑环技术。 1(高压滑环技术 机架外的高压发生器产生X线管所需的高电压，通过电缆和电刷传输到高压滑环上，而后经高压滑环输入X线管，如图12-42所示。 图12-42 高压滑环技术原理图 2(低压滑环技术 外部将数百伏的低压经导线和电刷传输到低压滑环上，由低压滑环输送给高频高压发生器，后者在扫描过程中与X线管同时旋转。高频高压发生器产生的高电压通过很短的一段高压电缆，输送给X线管，如图12-43所示。 图12-43 低压滑环技术原理图 这两种方式各有其优、缺点。高压滑环技术的优点是高压发生器 485 放在机架外部，可以不受体积重量的限制，发生器功率容量做得大， 又不增加旋转机架的重量，使扫描速度更快。而且也不需要担心滑环 与电刷接触处因电流过大而引起的温度升高问题。其缺点是高压滑环 易引起机架旋转部件与静止部件、接触臂、电刷之间的高压放电，由 此还会引发高压噪声，影响数据采集。低压滑环技术的优点是对绝缘 要求不高，安全、稳定、可靠。其缺点是高频高压发生器体积和重量 受到限制，制造大功率的高频高压发生器有相当的技术难度，且增加 了旋转部分的重量，扫描速度较高压滑环低。从目前的发展来看，低 压滑环技术是发展的趋势。 下面以CT-PRONTO为例，介绍一下低压滑环基本结构，如图12-44所示。 图12-44 低压滑环的基本结构图 其中?是滑环部分共23个通道;?为高压初级电源刷，如图12-45所示;?是小电流电源及信号刷。如图12-46所示，共有4ch~23ch计20道电刷。其中4ch~6ch是旋转阳极供电刷，7ch~23ch是信号刷，21ch~22ch是从前置放大器输出的数据信号。每个ch由11条合金细丝组成。扫描过程中，电刷和旋转滑环紧密接触，一般要求6个月保养一次。滑环的清扫用专用的工具来进行。电刷的清扫方法如图12-47所示。用两根棉棒沾上无水酒精后夹紧电刷清扫，如遇磨损严重的用 镊子夹起后从根部剪掉，如图12-48所示。如需剪掉的太多，则需更换新的电刷，将电刷装回滑环时要注意使电刷和滑环压紧，更要注意 电刷间不要相互交插，如图12-49所示，以免引起机器故障。 图12-45 高压初级电源刷 图12-46 小电流电源及信号刷 图12-47 电刷的清扫方法 图12-48 剪除示意图 图12-49 电刷交插示意图 (二)螺旋扫描技术 20世纪70年代末刚出现滑环技术时，曾将其用于第三代和第四 486 代CT，由于X线管热容量不够高、校正扫描床运动的内插计算法还未解决等原因，并未用于螺旋CT扫描，直到机架内的滑环、高精度的步进电机、大容量的X线管、高速大容量的计算机系统和新的图像重建方式等各方面都取得了相应的进展和改进，螺旋扫描技术才应运而生。这是一种崭新的技术，它借助滑环技术，使X线管在机架内连续旋转曝光。X线管曝光的同时，扫描床做连续同步移动，进行扫描并连续采集病人的容积数据。主要优点是: 1(扫描速度非常快 通常1s内可以旋转360?，从而有效地缩短扫描时间，使病人更容易接受和忍受CT检查中的屏气要求。多数病人可以在一次屏气中完成扫描，避免了呼吸运动引起的扫描遗漏，减少了病人移动产生的伪影。 2(连续扫描和连续采集数据可以获得容积数据 通过回顾性重建能够得到任意位置的层像和高质量的三维重建图像，提高了病灶检出率。 3(快速无层间隔扫描可以充分发挥对比剂的对比度增强作用 几乎可使全部扫描都在增强高峰期完成，不但能获得最佳增强效果，还可减少对比剂用量。 螺旋扫描技术带给图像重建最突出的问题是原始数据采集的不对称现象。传统的CT是逐层扫描，X线管在病人需要成像层面(扫描层面)内，围绕病人转动，形成一个完整的圆形闭合环。螺旋扫描中的X线管对病人是沿螺旋面转动，其扫描形成的原型闭合环有偏差，如图12-50所示。因此要重建垂直于人体长轴横截面图像就缺少投影数据，常用的方法是利用螺旋CT扫描的原始投影数据进行内插，使用插值法来组合成需要成像层面的完整投影数据。 图12-50 常规CT与螺旋CT扫描层面的几何形状 三、多层面螺旋CT技术 多层面螺旋扫描技术是指采用宽探测器技术，即探测器的列数增加，扫描时不用常规的层面或螺旋CT扫描准直宽的扇形线束，而采用可调节宽度的锥形线束。根据所采集的厚度来选择锥形线束的宽度，后者则可激发不同数目的探测器，从而实现一次采集可同时获得 487 多层图像的技术。 (一)多层面螺旋CT的探测器阵列 多层面螺旋CT的核心之一是探测器的结构和数据采集系统。其探测器在Z轴方向的数目从传统的一排增加至几排甚至几十排(因而也称之为多排探测器CT机-multirow detector CT)。其排列方式基本上有两种类型。一类是均等分配的(也称对称形探测器)即在Z轴方向的多排探测器宽度是一致的，如图12-51(1)所示在Z轴方向有16排探测器，每排探测器是等宽度的，每排探测器的宽度是1.25mm;如图12-51(2)所示在Z轴方向上有34排探测器，靠近中央的4排每排宽度为0.5mm，其余30排每排宽度为1mm。另一类探测器的宽度是不均等分配的(也称为非对称性探测器)，如图12-51(3)所示在Z轴方向上有8排探测器，每排探测器的宽度不等，从中间向两边，其宽度分别为1、1.5、2.5、5mm。这种多排结构的探测器可以通过不同的组合来确定扫描部位的厚度。例如对图12-51(1)所示，对16排探测器的排数及电子开关的接法用不同的组合，分别可以得到 2mm×0.625mm、4mm×1.25mm、4mm×2.5mm、4mm×3.75mm、4mm×5mm、2mm×10mm层厚的图像如图12-52所示。图12-51(3)对探测器及电子开关的接法用不同的组合，分别可以得到4mm×1mm、4mm×2.5mm、4mm×5mm、2mm×10mm层厚的图像，如图12-53所示。另外它也可以不直接用每组数据通道产生的显示重建图像，而将相邻 两数据通道中的数据进行图像融合后加以显示，例如对4mm×1.25mm，我们可以经过两两融合产生2×2.5mm层厚的图像，也可以四通道融合产生1×5mm图像，这样做的好处，通过融合减少了部分容积效应，从而减少了部分容积效应造成的伪影。 图12-51 几种类型的探测器排列结构 图12-52 对称型探测器组合方式 图12-53 非对称型探测器组合方式 (二)多层螺旋CT的重建方法 多层螺旋CT(multi-slice helical CT)的重建算法(reconstruction algorithms)不同于单层螺旋CT扫描的。它主要采用了三种技术: 488 1(优化采样扫描(optimized sampling scan) 它是通过调整采样位置，获得补偿信息，从而达到缩短采样间隔，使多层螺旋CT在相同扫描范围内，获得多于单层螺旋CT扫描信息。 2(滤过内插法(filter interpolation) 它是采用Z轴方向滤过重建优先采样扫描信息，取代常规的螺旋内插法。此内插法主要分为 两步:?应用邻近资料进行线性内插法，进行重新采样;?对重新采 样资料进行滤过重建。这样实现了多层面CT扫描机可根据探测器列数，准直宽改变图像层厚，从而达到多层扫描。 3(扇形重建到锥形重建的转变 单层螺旋CT扫描的X线在扫描架内呈扇形线束，而多层螺旋CT扫描除在扫描架内呈扇形外，以锥形形式向外辐射，从而产生锥形线束多样性效应。探测器列数增多， 则相应的锥形线束多样性(cone-beam divergent effect)增加，获得信息增加。 (三)多层螺旋CT新概念 1(探测器准直宽(detector collimation)和X线束准直宽(X-ray beam collimation) 单层螺旋CT(single slice helical CT)的层厚由X线束准直宽决定，且其影响Z轴扫描速度和空间分辨率。多层螺旋CT的层厚由探测器列数和后重建决定。公式为D=N×d，其中D为X线束准直宽，d为探测器准直宽，N为探测器列数。单层螺旋CT探测器准直宽等于X线宽，N为探测器列数。单层螺旋CT探测器准直宽等于X线束准直宽，而多层螺旋CT准直宽则为1/N的X线束准直宽。比如4列探测器，探测器准直宽为1.25mm，那么N为4，d为1.25mm，X线束宽则为5mm。 2(螺旋因子的优化(optimized pitch factor) 单层螺旋CT的螺旋因子是螺距除X线束准直宽。通常为提高图像质量，选择pitch factor为1~1.5，且图像质量随着pitch值增大而降低。多层螺旋CT的螺旋因子与单层螺旋CT的螺旋因子有所不同，pitch factor为螺距除探测器准直宽，也即1/N X线束准直宽，公式为pitch factor = S/d，其中S为螺距，d为探测器准直宽。例如4层螺旋CT采用5mm的探测器准直宽(X线束准直宽为20mm)。螺距为15，pitch factor则为 489 3，而不是0.75。如某台多层螺旋CT机提供的螺旋因子为3或6。前者为高图像质量模式(high quality，HQ)，通过优化采样扫描，提高Z轴空间分辨率，从而提高图像质量;后者则为高速模式(high speed，HS)，则为提高床移速度，缩短扫描时间。临床通常采用前者，后者 主要用于长时间屏气扫描，如腹部盆腔联合扫描，大范围的CT血管造影;例如主动脉弓到wills环，全肺动脉CT血管造影以及需要短时间内完成扫描，如创伤、不配合的病儿等。 (四)多层螺旋CT的优点及展望 1(优点 多层螺旋CT机与单层螺旋CT机比较有以下六个优点:?进一步缩短了扫描时间，并且可以延长扫描覆盖长度;?图像质量 提高，尤其是Z轴方向分辨率的提高;?可以任意组合层面的厚度;?在取得同样图像质量的前提下，可减少病人的照射量;?延长了X线管的使用寿命，节约了运行费用;?CT血管造影可节省造影剂用量。 2(展望 多层螺旋CT机随着探测器数量和材料的改进，计算机技术提高，容积数据采集将会有更大进步—数据量大、速度快、分辨率高，必将成为21世纪CT技术研究的热点。 490 491