第二章　计算机体层成像

第一节　CT发展概况

自伦琴（Wilhelm Conrad Röntgen）1895年发现X线以来，这种不可见的射线逐步被人们认识，广泛地应用在医学领域。普通X线影像是把具有三维立体解剖组织的结构和密度，借助于某种介质（如胶片、荧光屏、影像板、探测器等）以二维影像的方式表现出来。其实质是，X线透过被曝射物体时，借助其内部组织的厚度和密度产生了射线对比，而形成了重叠影像。但相邻的器官或组织之间厚度和密度差别较小时，边缘不锐利，对X线的吸收差异不明显，不能形成对比而构成有诊断意义的图像。使用人工对比剂进行造影检查可使普通X线检查不能显示的器官显影，但存在一定的局限性，一些器官或组织，特别是由软组织构成的器官仍不能显影。影像的分辨力不高。

计算机体层成像（computed tomography，CT）装置的出现实现了影像诊断的一个飞跃，解决了普通X线摄影不能解决的很多问题。通过对被曝射物体进行扫描，可以测量出正常组织与病变组织或者不同的病变组织之间的X线吸收系数（或衰减系数），用于定量分析，可以把组织间的微小X线差异表现在图像上，即不仅有不同密度的器官、组织或病变的横断面影像，而且有反映各自对X线吸收多少的数据，即吸收系数，最终以CT值的形式量化了某一组织对X线吸收的多少。由于图像是来自吸收系数的转换，因此，通过计算机进行图像处理，使图像的密度或灰度可调节到近于对某些组织或病变进行观察的密度，不像X线照片各部位影像的灰度不能调节。CT诊断的特点是检查方便、迅速而安全，检查时只要患者不动地卧于检查床上，即可顺利完成检查，易为患者所接受，而且随访方便；CT存在X线辐射问题，以前认为一般CT辐射剂量不超过容许剂量，与所得到的影像诊断资料相比，可以忽略不计，但最近以美国和欧洲为核心的一系列研究认为应该通过改善检查方式和慎重选择病例的方法控制患者所接受的辐射剂量；CT图像是真正的横断面图像，近期发展的多排CT甚至可以直接提供任意斜面的图像，密度分辨力高，可直接显示X线照片无法显示的器官和病变。与核素扫描和超声图像相比，CT图像相对空间分辨率高，解剖关系明确，病变显影更好。近几年随着CT技术的不断发展，CT的检查范围迅速扩大，体内的某些动态器官如心脏、动脉、冠状动脉及中空性器官如胃肠等均可进行CT扫描检查，采用各种成像技术，取得清晰的断面、三维图像供临床诊断和治疗所用，因此，病变的检出率和诊断的准确率不断提高。

一、单排CT

1969年英国EMI研究中心从事计算机和重建技术研究工作的Hounsfield在研究模型识别技术时认识到，如果X线从各个方向通过一个物体后，对所有经过物体衰减后的X线能量进行测量，那么就有可能得到这个物体内部的信息。并且，该信息通过某种数学转换后可用图像的形式表示出来。经过大量的实验与研究，终于在1971年9月设计成计算机横断体层成像装置，并安装于Atkinson-Morley医院，在神经放射诊断学家Ambrose医生的指导下做临床实验。受当时成像装置及计算机处理能力的限制，处理一幅头部的图像约需20min，后来借助微处理器使处理时间减少到4min左右，至此CT的临床实验获得成功，应用于临床，取得了满意的诊断效果。它使对X线吸收差别小的脑组织和脑室以及病变本身在图像中显示出来，并真正获得了颅脑横断面图像。这种检查方法称为计算机体层成像。这一成果于1972年4月在英国放射学研究年会上由Hounsfield和Ambrose发表，同时宣告EMI扫描机诞生。1973年在《英国放射学杂志》上报道，引起人们极大的关注。这种图像质量好、诊断价值高而且又无创伤、无痛苦、无危险的诊断方法是放射诊断领域中的重大突破，促进了医学影像诊断学的发展，实现了医学影像诊断的一次飞跃。由于对医学的重大贡献，Hounsfield和从事CT图像重建研究工作的Cormack教授一起获得了1979年的诺贝尔生理学或医学奖。但是，受到当时探测器、计算机及机械结构的限制，CT检查只能应用于头部。1974年美国George Town医学中心的工程师Ledley通过进一步研究，设计成全身CT扫描装置，可以对全身各个解剖部位进行CT检查，扩大了检查范围。此后，CT装置在设计上有了更大的发展，临床应用也日趋普遍。

单排CT根据探测器排列方式和扫描方式的不同分为四代，分别介绍如下。

（一）第一代CT

如图1-2-1A所示，第一代CT为旋转-平移扫描方式。X线管是油冷固定阳极，X线束呈笔形束，探测器只有2～3个。扫描时X线管和探测器环绕被检体作相向往复平移运动，X线管每次旋转1°角，同时沿旋转反方向作直线运动扫描。下一次扫描，再旋转1°并重复前述扫描过程直至完成180°以内的180个平行投影值。第一代CT扫描时间极长，X线利用率很低，一个断面图像需要35min，一般只能应用头颅扫描。

（二）第二代CT

如图1-2-1B所示，第二代CT仍为旋转-平移扫描方式。X线源为具有一定夹角的扇形束，例如10°角，探测器数量相对增加到数十个，有16个或30个探测器，与第一代相比旋转的角度较大，例如转10°角，这样扫描18次，即可完成一个层面的扫描。由于探测器较多，获得信息多，扫描次数相对减少，扫描时间缩短到20～90s。与第一代CT装置相比缩小了探测器的孔径，加大了矩阵及提高了采样的精确性，图像质量明显改善，初期的全身扫描装置即用这种扫描方式。

（三）第三代CT

如图1-2-1C所示，第三代CT改变了扫描方式，为旋转-旋转式（rotate/rotate，R/R）。也可称为旋转式。X线源呈30°～45°较宽的扇形束，探测器的数目明显增加，可达几百个。被检体位于扇形束中，X线管与探测器相对同时运动，以被检体长轴为中心，行90°或180°旋转，旋转同时进行扫描。这样，可由多个方向获得信息。由于探测器数目多，所得信息多。旋转又与扫描同时进行，使一个层面的扫描时间进一步缩短，可以秒计，为2～4s。在旋转扫描过程中X线管产生X线，透过人体进入探测器，能获得更多信息。在滑环技术未出现之前，旋转-旋转方式当X线管作360°旋转扫描后，X线管和探测器系统仍需反向回到初始扫描位置。20世纪90年代初出现的螺旋CT扫描方式，按其基本结构仍然归类为第三代CT，但是由于采用了滑环技术，取消了往复式的旋转，呈单向的连续旋转，使扫描的时间更短，应用最多。

（四）第四代CT

如图1-2-1D所示，第四代CT扫描方式为旋转-静止式（rotate/stationary，R/S）。X线束的扇形角度比第三代CT更大，探测器增加到几千个，固定排列在360°的圆周上呈环形，被检体的长轴在环形的中心，X线管可在环形排列的探测器内作360°的旋转，而探测器不动。X线管旋转同时进行扫描，同X线管所发射的扇形束相对的探测器接受透过被检体的X线。扫描时间可缩短到2～5s。

第四代CT的另一种扫描方式如图1-2-1E所示，探测器排列成环状，X线管在环形排列的探测器外边，当旋转扫描时，对着线束的探测器同时作垂头运动（nutation）。扫描方式为旋转-垂头式（rotate/nutation，R/N）。探测器可达4 000多个，完成一个层面的扫描时间为3～30s。

二、螺旋CT

20世纪90年代初，对CT装置又作了改进，出现了螺旋CT扫描（spiral CT scan，helical scan）。它是在旋转式扫描的基础上，依赖于滑环技术与扫描床匀速移动而实现的。滑环技术的出现改变了以往的CT供电方式，使得X线发生系统的供电只经电刷和滑环完成，克服了传统CT扫描时球管作往复旋转运动，电缆易缠绕的弊端，可使X线管作单向连续旋转并进行连续扫描，明显提高了扫描速度。在扫描期间，机器连续旋转，X线连续产生，在连续取样的同时床以一定的速度沿纵轴匀速前进或后退。球管旋转和连续移床同时进行，使X线扫描的轨迹呈螺旋形，并且是连续的，没有间隔时间（图1-2-2），使整个扫描时间大大缩短。由于是连续扫描，可得到扫描区域的容积数据，不再是某一层面的采集数据。螺旋CT的一个重要特点是可作回顾性重建，可重建任意层面的图像，而且重建的三维图像比普通CT清晰。

螺距（pitch）是螺旋CT出现以后提出的一个重要的扫描参数，即X线管螺旋扫描一周期间进床距离与扫描层厚或射线束宽度的比值。该比值是扫描旋转架旋转一周床运动的这段时间内，运动和层面曝光的百分比。它是一个无量纲的量，并可由式1-2-1表示：

式中s是扫描旋转架旋转一周床运动的距离，W是射线束的宽度，即扫描的层厚，R是扫描旋转架旋转的周数。

螺旋CT扫描螺距等于零时与非螺旋CT相同，通过被检体的曝光层面在各投影角也相同。螺距等于0.5时，层厚数据的获取，一般采用两周扫描架的旋转及扫描；在螺距等于1.0时，层厚的数据采用扫描架旋转一周的扫描；在螺距等于2.0时，层厚的数据只得到扫描架旋转半周的扫描。因此，增加螺距使探测器接收的射线量减少，并使图像的质量下降，而相反在同一扫描范围的射线量增加，图像质量改善。在单层螺旋CT扫描中，床运行方向（Z轴）扫描的覆盖率或图像的纵向分辨率与螺距有关。由于单层、双层、多层螺旋CT的数据采集与重建算法各有不同，因此在不同发展阶段螺距被赋予了不同的概念。单层扫描的螺旋CT以1∶1的螺距扫描时重建图像的质量最好，大于1∶1时突出了时间分辨力，图像质量则有所衰减；多层螺旋CT曾提出以3∶1的螺距扫描可获最好的图像质量，以6∶1的螺旋扫描时则可获较好的时间分辨力及可接受的图像质量。事实上，由于多层螺旋CT容积性采集的数据量已足以重建各种可满足诊断要求的图像，可根据扫描范围和指定的完成时间由设备自动设置最佳的螺距。为了防止螺距概念的混乱，国际电工协会（IEC）规定，多层螺旋CT螺距的概念仍为扫描旋转架旋转一周检查床运行的距离与全部射线束宽度的比值。

螺旋CT由于扫描时间明显缩短，所以对不合作的患者易行扫描，对于任一个部位一次屏气即可完成扫描，从而容易清除呼吸运动带来的层面位置变化，避免层面遗漏或重叠。适合于运动器官如肺与肝的动态扫描（dynamic scanning），还可进行CT血管造影（CT angiography，CTA），在使用静脉注射对比剂后应用三维重建的后处理功能，可以去除皮肤、肌肉、骨骼等不需要显示的结构，清晰显示三维的血管和内脏结构，用于诊断脑血管瘤、大动脉瘤、大动脉炎、肺动脉血栓或瘤栓、动脉狭窄及内脏血管异常。CT骨三维成像（3D bone reconstruction）可以去除皮肤、肌肉、血管、内脏等结构，清晰显示骨的结构，适用于肋骨、骨盆、股骨、颅骨、脊柱等部位的复杂性和隐匿性骨折的诊断，对显示骨肿瘤、骨病、骨髓炎的病变范围、累及程度和临床分期有重要的帮助。CT仿真内镜（CT virtual endoscopic）将螺旋三维容积数据经过转换后处理，可以模仿光学纤维内镜观察方式，适用于胃、结肠、气管等病变的检查。

三、电子束CT

电子束CT（electron beam CT，EBCT），是CT的一种特殊类型，于1983年首先应用于临床。X线源用电子枪发射电子束（electron beam），射向一个环形钨靶，环形排列的探测器收集信息，故又称电子束CT（图1-2-3），使扫描时间缩短到50ms，适用于检查心血管的快速扫描。EBCT与常规CT的主要区别在于X线源。常规CT是用一个X线球管来发射X线，将此X线球管装入扫描架，由扫描架环绕患者做机械性的往复运动来实现X线对患者的扫描；而EBCT则是由电子枪发射电子束，在聚焦线圈的作用下聚集成高能的电子束，通过电子枪内的偏转线圈使电子束按照一定的方向轰击扫描床下的靶环，由靶环产生往返运动的X线，以对患者进行扫描。所以EBCT的扫描速度要远远高于普通CT，使成像时间明显缩短。因而用EBCT检查运动的器官（如心脏大血管等）能得到清晰的图像，实现了电影CT，带来了CT技术的一次革命。

电子束CT主要应用于心脏和常规容积扫描。心脏检查有钙化及斑块检查、冠状动脉造影、心肌灌注、心脏功能分析等。可提供高质量的空间分辨率和时间分辨力的图像，能清楚显示主动脉、肺动脉、冠状动脉及左、右心房、室结构，可获得器官、组织的灌注及血流动力学资料，有助于评价心脏功能，为精确诊断得到更详尽的心血管病理材料，实现了实时电影对心脏大血管的检查。对先天性、后得性心血管疾患的诊断有重要作用。而且只用一次屏气就可以完成检查，扫描时间短，对小儿、老年和急症病例有重要价值。常规容积扫描如连续容积扫描（continuous volume scanning，CVS）是采集连续数据，获得组织连续的断面图像的检查方式，扫描速度快、图像质量高、剂量低，应用于全身扫描。

四、多层螺旋CT

多层螺旋CT（multi slices helical CT，MSCT）出现在1998年，是基于多排探测器技术的成熟而出现的球管一次曝光可以同时获得多个层面（4～640层）图像数据的成像系统（图1-2-4）。多层螺旋CT与单层螺旋CT的根本差异在于探测器的排数及其排列方式。单排螺旋CT的探测器在Z轴方向只有单行排列，层面的厚度单纯依靠准直器调节。多层螺旋CT沿Z轴方向探测器呈多行排列，数以千计的探测器与多个数据系统相连，因此，也称多排螺旋CT。

在多层螺旋CT近三十年的发展过程中，探测器从4排、16排、64排增加到320排；出现了两个X线球管的双源CT；近年来进入能量成像阶段，CT技术从解剖成像向功能成像及对物质定性、定量检查迈进，更加关注图像质量、辐射剂量和拓展临床应用范围。在驱动系统上多层螺旋CT多采用磁悬浮技术电磁驱动使扫描机架的旋转速度明显增快，最快的旋转速度可以达到0.25s/周，提高了时间分辨率。多层螺旋CT能够轻松完成全身大范围扫描，速度快、层数多、切层薄，图像空间分辨力高、图像质量高，后处理功能强大，解决了运动器官、多期相动态增强扫描及功能成像问题，实现了高清血管成像、冠心病的常规筛查和多器官的灌注成像。能量成像技术是近年来CT领域里的热点技术，可以分离部分组织成分，显示更微小的病变，具有广阔的应用前景。降低辐射剂量一直是CT设备和技术追求的目标和努力的方向。从智能滤线栅技术、自动毫安技术、智能管电压扫描技术到前门控轴位扫描技术等，业界一直不断尝试并取得了较大进步。近年CT低剂量技术研究的热点是迭代重建技术，这种技术可以在保证图像质量的前提下，有效降低CT的辐射剂量，必将普及应用。

CT设备和技术的发展日新月异，产品更新换代速度加快，临床应用更加广泛，临床诊断价值日益凸显。

五、PET/CT与图像融合

由于CT具有检查方便、图像空间分辨率高等优点，而其他影像学手段有各有不同的优势，如磁共振扫描能反映组织器官化学信号改变，但又存在空间分辨率低的缺点，因此人们就想到将不同影像手段相互融合，产生能够克服各自缺点的方法。其中比较成功革新就是PET/CT的出现。

正电子发射体层成像（positron emission tomography，PET）是一种利用放射性核素示踪技术，分析组织生物化学及器官的功能、血流和代谢变化情况的影像技术，近几年应用于核医学影像的诊断。PET又可称为湮没光断层成像，采用共线对置探测器并采用符合探测技术来探测正负电子湮没事件中释放的光子，由计算机将收集到的数据进行处理，重建图像，再现衰变核素的放射性分布。PET的显著特点是可以在分子水平进行功能成像，灵敏度高、特异性好，能够反映器官功能改变。但是，解剖结构不是很清楚，单纯依靠PET图像不能对肿瘤病灶进行精确定位，尤其位于腹部、盆腔及头颈部的病灶定位更为困难。而CT具有较高的空间分辨率，能够清晰显示人体解剖结构，提供严格的解剖位置信息，将二者图像融合在一起，会得到很好的互补。

1999年，宾夕法尼亚匹兹堡大学Ton nsend博士等研制了PET/CT装置，将PET与具有高空间分辨率的螺旋CT安装在同一机架上，PET的2个锗酸铋（BGO）探测块安装于螺旋CT的支架上，在探头连续旋转的过程中获取数据并通过光电滑环系统读取数据，一次扫描可同时获得PET、CT及PET与CT的融合图像。对定位诊断肿瘤、指导肿瘤放疗计划、选择活检部位及监测疗效有重要的临床价值。例如在目前开展的冠心病检查中，我们利用CT空间分辨率高的特点进行冠状动脉成像，显示冠状动脉狭窄的部位、性质和程度，再利用PET功能成像的特点显示相应动脉供血区的缺血程度，对于判断心肌存活和侧支循环建立情况就可以有深入了解，并进一步指导病例的治疗方式。今后，PET/CT将进一步提高探测灵敏度、减少发射的扫描时间、增加显像的轴向视野、改善CT质量，提高PET/CT图像融合的精度。

第二节　CT基本结构

CT装置主要由扫描装置、计算机系统和图像显示与存储系统组成。

一、扫描装置

（一）X线管

作为CT扫描用的X线管基本结构与一般X线管相同，但球管的热容量远远大于普通X线机的球管。螺旋CT采用大功率X线管，为了适应多层螺旋扫描，提高热容量，采用各种技术加快散热和增加球管效率：增加靶面的直径和厚度；靶面的形态也有新的变化，采用节段阳极，承载功率负荷，消除局部过热膨胀造成的阳极龟裂，提高阳极寿命；靶面使用不同的材料；采用液体轴承来替代过去的滚轴轴承，液体轴承的主要成分是液态的镓基金属合金，可以增加球管的散热率，减少噪声和振动；采用“飞焦点”技术，即X线管阴极发出的电子束，曝光时交替使用，其变换速率约1.0ms，利用锯齿形电压波形的偏转，导致电子束的瞬时偏转，使高压发生时电子的撞击分别落在阳极靶面不同的位置上，从而提高了阳极的使用效率，并能相应提高球管的热容量，目前最大的热容量已经达到10兆。

（二）高压装置

CT装置与普通X线机的高压发生器基本结构相同，均是给球管提供高电压的装置，可以将交流单相220V或三相380V的低电压提高或变换到直流50～150千伏（kV）的直流高电压，有三相全波整流和逆变两种方式，分为连续式和脉冲式两种高压发生器。CT装置对高压的稳定性要求很高，高压值的变化直接反映X线能量的变化，因此，在CT装置的高压系统中需要采用高精度的反馈稳压措施。为了减小高压发生器和高压滤波电容的体积，提高电压的转换效率和可控精度，目前CT装置中广泛使用逆变方式的高压发生器。它的工作原理是将低频、低压的交流电源经整流滤波后变为几百伏的直流电源，经直流逆变，转换成高频、高压电源，输送给高压变压器初级。这种高压发生器产生的直流高压波形平稳，其电压波动范围小于1%，工作效率大为提高。

（三）探测器

探测器是一种光电转换元件，是CT装置数据采集系统中的关键元件。其作用是X线扫描时，探测器可以探测X线的辐射强度，将接受到的透过被检体的射线能量不失真地转换为可供记录的电信号，X线强度与电流信号之间存在着确定的关系。探测器作为换能器件应满足以下基本要求：①工作性能稳定，有良好的再现性。稳定性指探测器响应的前后一致性，如果探测器的稳定性较差，则CT机必须频繁地校准来保证信号输出的稳定。②具有良好的线性转换特性，即探测器将X线光子俘获、吸收和转换成电信号的能力。③大的动态范围，动态范围指在线性范围内接收到的最大信号与能探测到的最小信号的比值。即对较大范围的X线强度具有良好的反应能力及均匀性。④具有高的检测效率。⑤体积小、灵敏度高，在较少X线辐射时能够获得足够大的信息强度。⑥残光少而且恢复常态的时间快。

探测器的种类很多，根据X线通过一定物质所产生的效应分为两种探测器。一种是收集电离电荷的探测器，分为气体探测器和固体探测器；另一种是收集荧光的射线探测器，称为闪烁探测器。目前已出现多排探测器以及正在研发的平板探测器，分别进行介绍。

1.气体探测器

气体探测器的基本结构由高压极板、信号电极、绝缘极板和一个充有一定压力气体的密封容器组成，气体多采用化学性能稳定的惰性气体氙气（Xenon，符号Xe）、氪气（Krypton，符号Kr）。气体的压力一般在20个大气压左右。气体探测器的基本工作原理是收集电离室内的气体被X线电离后形成的电荷记录辐射强度，当X线光子入射时与气体相互作用，产生成对的光电离子，由收集电极集中后产生与X线强度成比例的电流。该电流由其他元器件经过一系列转换作为扫描信息输入计算机最终形成影像。第三代CT装置的探测器主要用氙气。气体探测器的稳定性好、响应时间快、无余辉产生，但由于检出效率低，空间分辨率较差，需要定期充气等缺点，目前CT装置中已很少应用。

2.闪烁探测器

闪烁探测器的基本结构由闪烁晶体、光导及光电倍增管组成，整个装置外部用铅屏蔽。闪烁探测器的基本原理是利用一些无机晶体对X线（或γ射线）的光子吸收特性，产生与X线（或γ射线）辐射强度成比例的荧光，将荧光经光电转换元件转换成电流信号。由于闪烁探测器对X线强度吸收和转换效率高，在CT装置中大量使用。常用的闪烁晶体材料有碘化钠晶体（NaI）、碘化铯晶体（CsI）、锗酸铋晶体（Bi₄Ge₃O₁₂，BGO）、氟化钙晶体（CaF₂）、钨酸镉晶体（CdWO₄）。晶体中常常放入微量的增光或减少余辉的激活物质如铊（TI）。碘化钠晶体的密度大，具有较高的能量转换能力和分辨能力，其缺点之一是余辉较大，在遮断X线后0.1s内，其强度与原来的强度相比，还有10-2～10-3的余辉；另一缺点是容易潮解，一旦发生潮解，探测X线效率急剧下降，以致完全不能使用。第一、二代CT装置的探测器由碘化钠晶体与光电倍增管组成。碘化铯晶体相对不容易发生潮解，但发光效率仅为碘化钠晶体的30%～40%，而且价格昂贵。锗酸铋晶体与碘化钠晶体及氟化钙晶体相比优点较多，应用广泛。铋原子序数较高（83），比重较大，能量吸收系数比碘化钠高3倍左右。检出效率较高，无余辉，不潮解。第四代CT装置常应用。

3.固体探测器

固体探测器主要是指半导体探测器，由闪烁晶体和光电二极管组成。光电二极管的基本结构与半导体元件的PN结相似，其工作原理与常用的PN结二极管相似，当光照射光电二极管时在PN结空间电荷区产生空穴和电子即载流子，在PN结处形成P区和N区的少量载流子作定向运动，形成光电流。照射光的强度与形成的光电流的大小成正比，光强度越强，形成的光电流越大。光电二极管的光电转换效率与照射光的强度近似呈线形关系。光电二极管具有结构简单、光电变换的线性较好等优点，容易实现微型化，可以做成体积较小的探测器。其缺点是容易受外界环境的温度、电场、磁场等干扰，应用时需要进行适当的屏蔽或电子电路补偿。最新的固体探测器是采用两种新型的闪烁晶体材料耦合光电二极管做成，它们分别是钨酸钙和高纯度的、稀土氧化物陶瓷。稀土氧化陶瓷实际上是掺杂了一些像钇、钆之类金属元素的超快速氧化陶瓷，其采用光学方法使这些材料和光电二极管结合在一起。钨酸钙的转换效率和光子俘获能力是99%，动态范围为1 000 000∶1；而氧化稀土陶瓷的吸收效率也是99%，闪烁晶体的发光率却是钨酸钙的3倍。

4.多排探测器

随着科技的发展，在1980年左右出现了多排探测器，即在Z轴（人体长轴）方向增加了探测器的排数，4～320排，球管旋转一周可以同时得到4～640层图像。最大Z轴覆盖的宽度可以达到160mm。按照探测器排列方式的不同分为等宽型（对称排列）和不等宽型（非对称排列）。多数是由稀土陶瓷材料制成的固体探测器。目前最先进的多层螺旋CT机的探测器都采用超高速稀土陶瓷材料做成。

5.平板探测器（flat panel detector，FPD）

平板探测器目前已应用在直接数字化摄影和数字减影血管造影中。探测器多数应用非晶硒（a-Se）为光电材料，当X线照射非晶硒层时，由于光电导性按照X线曝光量产生一定比例的正负电荷，将X线转换成电子信号。这种平板探测器Z轴最大覆盖宽度可达到300mm，远远超过任何一种探测器。球管旋转一周可以获得整个Z轴宽度区域的图像，但是由于采集的数据量极大，重建一幅图像需要十几分钟，同时受X线锥形线束和计算机运算能力的制约，目前不能应用于临床，随着研发的深入，在不远的将来会很快应用在CT装置中。

（四）准直器

准直器位于X线管射线的出口端（前准直器）和探测器接收X线的入口端（后准直器），可以减少散射线的干扰，决定扫描的层厚，提高图像的质量。X线管侧准直器需要更精确的设计。受X线管焦点几何投影的半影影响，焦点越大，半影越大，所以球管前常采用多层准直器。探测器侧的准直器用于减少散射线并限制层厚，但不能决定像素的长和宽，像素的长和宽与扫描野的尺寸、采样间隔及计算机软件有关。狭窄的前准直器可以提高图像的Z轴空间分辨率，但是，由于进入探测器的光子相对减少，噪声加大，要得到满意的图像需要增加扫描的条件。前准直器的宽度即X线扇束的宽度，平行扫描时等于扫描层厚，螺旋CT容积扫描时代表扫描轨迹的厚度，对Z轴的空间分辨率起主要决定作用。在非螺旋和单层螺旋扫描方式时，所采用的准直器宽度决定了层厚的宽度，即层厚等于准直器宽度。多层螺旋CT的前准直器的作用是设定射线束宽度、层数和层厚的组合范围。

（五）检查床

CT扫描检查床具有将患者送进扫描机架内，精确固定在欲扫描位置的功能，同时严格受控于计算机匀速前进或后退，完成平行扫描和螺旋扫描。检查床应能够升降运动，以方便患者上下，同时还能够纵向移动。CT扫描检查床的移动精度要求很高，绝对误差小于±0.5mm，高档CT应小于±0.25mm。根据CT检查的需要，检查床有承重和床面材质两个方面的要求，承重是确保特殊体型患者的检查需要；床面材料必须由易被X线穿透、能承重和易清洗的碳素纤维组成。

（六）扫描机架

机架是一个与检查床相垂直安装的框架，里面安装各种成像部件。如滑环、X线球管、高压发生器、准直器、探测器和数据采集系统等。

机架的孔径和倾斜范围两项性能指标在应用中较为重要，孔径指机架的开口大小，CT机的机架孔径为70～78cm。以前的CT机架都能够倾斜，以适应不同患者情况和各种检查的需要，倾斜角度通常为±12°～±30°。随着探测器宽度不断增加，机架内部结构复杂精密，近年出现的双源CT、256层CT的机架已不具备倾斜功能，转而推崇容积螺旋扫描。

二、计算机系统

（一）主机系统

CT扫描所用计算机系统应具有高速运算、大容量数据储存和检索的功能，由中心处理装置（central process unit，CPU）、主储存装置、辅助储存装置、显示装置和操作台等组成。

中心处理装置与主储存装置是计算机的中心，进行数据的收集和运算。完成控制和监视扫描过程，进行数据管理、图像重建、故障诊断及分析等。

辅助储存装置主要用光盘和磁盘，用于储存图像的数据。磁盘储存的图像数据受中心处理装置所控制，可即时依指令显示图像。磁盘容量多少不等。

显示装置用阴极射线管。用黑白电视显示装置，目前多应用高分辨率的专业显示器，也可用彩色显示及液晶显示装置。

操作台可输入扫描参数、患者资料；发出开始或停止采集数据的指令，控制扫描；显示和储存图像；系统故障诊断。

（二）工作站

工作站（workstation）原指一类电子计算机，其系统规模比微型机大，一般运行UNIX操作系统，具有三维图像处理功能，如Sun、HP、SGI等。现在由于微型机的硬件功能增加，许多医学三维图像处理的计算机系统基于微型机也能够处理三维图像，均称作工作站。工作站与扫描系统的计算机连接，具有独立完成图像处理、三维重建、影像分析、图像的排版打印、图像的网络传输等功能，医生可以独立进行诊断。

（三）网络应用（数字影像与通信接口）

在临床中，数字成像设备的不断应用，数字成像技术日趋成熟，计算机技术飞速发展，CT扫描层厚已经达到0.6mm，较单排CT层数以百为单位增长，信息采集量越来越大，这种变化决定了放射影像诊断应该建立在资源共享、综合分析的基础上，所以网络应用势在必行。图像存储与传输系统（picture archiving and communications system，PACS）是建立在医学成像、图像处理、工作站及网络设计、数据库、软件工程基础之上的技术含量高、操作性很强的高新技术，能够全面解决医学图像获取、显示、存储、传送和管理的综合系统。

系统借助网络不但可以将数字图像传送到影像科诊断医生的显示器进行诊断，而且还可以传送到临床医生的显示器里进行调阅，协助临床诊疗。

目前在CT及其他影像信息的传播中，普遍采用数字影像与通信3.0标准作为信息格式基础，它是医学影像和相关的数字信息在计算机之间通信的一个工业标准。美国放射学会（American College of Radiology，ACR）与美国国家电子制造商协会（National Electrical Manufacturers′s Association，NEMA）共同组成的联合委员会在1993年11月发布了数字影像与通信（digital imaging and communications in medicine，DICOM）3.0标准，其中包括了一致性、信息目标定义、服务分类的技术指标、数据词典、信息交换、网络通信、点对点通信、介质存储及文件格式，允许建立多种文件夹且可存入多幅图像。它能够支持几乎所有的数字化影像设备、医院信息管理系统（hospital information system，HIS）和信息放射学系统（radiology information system，RIS）。医学影像设备只有采用该标准或把不符合此标准的影像通过某一种转换方式转换成该标准的影像格式才能完成影像设备之间的相互传输或存储等。

三、图像显示与存储

（一）图像显示

CT扫描后经过处理得到的图像除在显示工作站上显示外，仍然需要使用照片直接显示图像。将图像信息转换成照片所使用的设备为多幅照相机和激光照相机两种，后一种设备目前应用广泛。

多幅照相机又称为阴极射线管（cathode radiation camera，CRT）照相机，由成像系统、胶片储存、传片系统及控制系统组成。其工作原理是依靠电子束的阴极射线管把视频信号转变为图像信号，显示在照相机内部的视频显示器屏幕上，该显示器与诊断台面的显示器通过视频电缆相连，进行同步显示，再通过光镜折射和透镜系统把视频显示器屏幕上的图像聚焦后投影在胶片上，使胶片感光。根据所选的幅式设定，每选择一幅图像，通过微机处理器控制，使显示器和聚焦透镜系统移动，把屏幕图像投影到胶片相应的位置。快门启动一次，曝光一幅图像。由于受到阴极射线管扫描方式的限制及操作的不便，得到的照片质量不高，该种照相机逐渐被淘汰，已经很少应用。

激光照相机目前应用较多，分为干式和湿式两种。干式激光照相机不使用显定影剂，通过照相机内部的热鼓成像，较为环保，目前应用较多。湿式激光照相机仍然使用显定影剂冲洗照片。激光照相机基本结构由信号处理系统、激光打印系统、胶片传送系统和控制系统组成。其基本工作原理是使用激光发生器发出的激光束，经过调制器调制和发散透镜发散后投影到多棱光镜，激光束经过多棱光镜镜面折射，聚焦成点状光源直接照射到胶片上。多棱光镜是在沿胶片X轴面方向上高速旋转，所以，点状光源在胶片上沿X轴方向移动，完成“行式打印”。胶片同时在高精度电机带动下，精确地在Y轴方向上均匀地向前移动，完成整张胶片的幅式打印。调制器的调制受图像数字信号控制。主成像装置把图像像素单元的灰度值以数字方式输入激光照相机的存储器中，并且以此值直接控制每一像素单元的激光强度。如果由计算机按顺序输出与激光束在胶片上的位置的同期信号，就可以将相应的电信号作为平面影像由激光照到胶片上。曝光后的胶片经过显影、定影处理，即可获得一张激光照片。目前，医用激光照相机采用两种类型激光发生器，一种是使用波长为633nm的氦氖（He-Ne）激光器，另一种是使用波长为780～830nm的半导体激光器。应分别使用相应波长的激光胶片，不能混用以免影响图像的质量。

（二）图像的存储

CT图像的数据可储存于磁盘、光盘、磁光盘、硬盘及PACS网络等介质中，作长期存储，需要时可以随时调阅。在硬件的设置上，硬盘、磁盘和光盘等是分列的。通常一次扫描后，由数据采集系统采集的原始数据先存储于硬盘的缓冲区，待扫描完成后，经重建处理后的图像，再存入硬盘的图像存储区，从磁盘、光盘等存取图像往往也通过硬盘作中介。磁盘存储量相对较小，已经不适应现代CT装置采集的数据量要求，基本被淘汰。光盘以其容量大、存储方便快捷、价格低廉而广泛应用。硬盘兼有存储容量大和存储速度快而稳定的特点，是目前应用最普遍的图像存储器。PACS存储容量更大而且具有可拓展功能，已经应用于临床，但是受医院条件限制，在基层医院发展较慢。随着多层螺旋CT装置的广泛应用，CT图像调阅、传输形式的改变，应用PACS势在必行。

第三节　CT成像原理

CT装置利用X线的特性，以X线束环绕被检体某一选定体层层面进行扫描，利用探测器测定透过被检体具有信息的剩余X线量，转变为可见光，通过光电转换转变为模拟的电信号，借助模数转换器（analog-to-digital converter，A/D converter）将电信号转换为数字信号，送给计算机进行数字化处理，得出该层面组织各个单位容积的吸收系数，然后重建形成图像。重建后的图像由数模转换器（digital-to-analog converter，D/A converter）转换成模拟信号，以不同的灰阶形式在显示器上显示或直接传输给各种载体打印照片、存储等。CT装置成像原理基于物理原理和数学原理，前者利用X线的特性使被检体的组织、器官产生不同的衰减射线投影。后者利用数学原理，即任何物体均可通过其无数投影的集合重建图像。

一、CT装置成像的物理原理

根据物理学可知，X线束具有一定的能量和穿透能力，当X线穿过被检体时射线强度呈指数规律衰减，即物体对X线的吸收和散射，吸收和散射的多少与物体的密度、厚度、原子序数及X线能量的强度有关。在CT成像中物体对X线的吸收占主导地位，而散射作用可以忽略。当X线穿过单一（假定均匀物体）的物体时，遵循以下衰减规律，即朗勃-比尔（Lambert-Beer）吸收定律在X线学中的表达式。I=I₀e-μl I₀为入射的X线强度；I为衰减后的X线强度；μ为衰减系数，l为物体的厚度。负号表示入射的X线强度被物体吸收而减少。对于均匀的物体其衰减系数是一定的。实际人体的组织或器官由多种成分和不同的密度构成，各点对X线的吸收系数是不同的，CT装置就是要测量出这些点的不同吸收系数，为了便于理解，采用数学中矩阵的概念假定将沿着X线束通过的物体分割成许多小的单元（n个），以至于每个小的单元接近于单质均匀的密度体，其吸收系数接近常值，则朗勃-比尔表达式应为：I=I₀e-（μ1+μ2+μ3+……μn）l。通过数学方法即可将式中的不同μ值即各个小单元的衰减系数计算出来，重建处理成图像。

二、CT装置成像的数学原理

图像的数学原理可以简单地理解为由计算机求解上述各个小单元的μ值过程。数学中采用数字矩阵的方式将选定层面分割成若干个体积相同的小的立方体即体素，根据被检体不同组织吸收系数不同，通过各个不同方向的扫描获得每个体素的衰减系数，排列成不同衰减系数的数字矩阵，应用计算机对矩阵内的数据进行处理，转换成由黑到白连续的灰阶方块即像素，最终形成图像。

（一）矩阵、像素与体素

矩阵（matrix）：

是一个数学的概念。表示一个横成行、纵成列的数字方阵，如同把一个被测体的选定层面加上一个栅格。CT装置中分为采集矩阵和重建矩阵。矩阵大小决定图像的分辨率，受到计算机容量的限制，采集矩阵越大，选定层面内分割的体素越多，组织内的密度越接近单一均匀密度，计算的衰减系数越准确，图像的空间分辨率就越高。CT装置的矩阵实际是衰减系数的矩阵。

像素（pixel）：

又称为象元，具有空间上二维的概念，是组成图像矩阵的基本单位。像素的大小受选择重建矩阵大小的限制，矩阵增大，像素增多变小，图像空间分辨率提高。

体素（voxel）：

体积单元的略语，具有空间上三维的概念，是构成CT图像的最小体积单元。代表图像中被检体某一部位的一定厚度。当体素变小即层面选择较薄时探测器接收的光子数相对减少，为保证CT图像的质量，必须增加X线的剂量。

（二）图像重建方法

早在1917年澳大利亚数学家Radon就从数学原理上证明了二元或三元物体由投影的无限集合可重建图像。物体断层层面的各个单位容积从多个方向X线扫描所得的投影数据，经计算机快速运算，即可经图像重建的处理过程而重建图像。重建图像的数学方法有多种，包括：①直接矩阵法（direct matrix method）或逆矩阵法（matrix inversion method）；②单纯重合法（linear superimposition method）或逆投影法（back projection method）；③逐次近似法（iterative approximation method），或称为迭代法。其中又分为代数复元技术（algebraic reconstruction technique，ART），或称为代数重建法、同时逐次复元技术（simultaneous iterative reconstruction technique，SIRT）或称为联立迭代重建法、最小逐次近似技术（least iterative technique，LSIT）或称为迭代最小重建法；④解析法，其中又分为二维傅里叶变换重建法、空间滤波反投影法、褶积反投影法。

反投影法又称总和法或线性叠加法。它是利用所有射线的投影累加值计算各像素的吸收值，从而形成CT图像，或者说是某一点（像素）的（吸收）值正比于通过这一点射线投影的累加。直接反投影法的主要缺点是成像不够清晰，需要花费大量的计算时间并且分辨率不高，目前已不采用这种算法成像。但这种方法却是CT其他成像算法的基础。

代数重建法首先对一幅图像的各像素给予一个任意的初始值，并利用这些假设数据计算射线束穿过物体时可能获得的投影值，然后用这些计算值和实际投影值比较，根据两者的差异获得一个修正值，再用这些修正值修正各对应射线穿过物体后的诸像素值。如此反复迭代，直到计算值和实测值接近并达到要求的精度为止。目前的临床用CT扫描机已不采用这种重建方法。

滤波反投影法的成像方法是在反投影之前，对所有的投影数据进行滤过或卷积，使图像没有所谓的“星月状”（starlike）晕伪影。其成像的过程大致可分成三步：首先是获取全部的投影数据并作预处理。在这一过程的开始是先取得各投影数据的衰减吸收值并将其转换成重建所需的形式，如果数据中有射线硬化产生，同时将其校正。经过预处理的数据又称为原始数据（raw data），该原始数据可存入硬盘，在需要时可再取出为重建图像用。其次是将所得数据的对数值与滤波函数进行卷积，其间需通过大量的数学运算，同时采用的滤波函数还需考虑图像的分辨率和噪声等。通常，高分辨率的算法可使解剖结构的边缘得到增强并改善分辨率，但噪声也相应增加。最后，进行反投影，可以根据系统显示的区别选定矩阵大小（如512×512和1024×1024等），经滤波后的原始数据被反投影成像并可通过监视器显示。通常，重建后图像的大小与是否采用放大（zoom）有关；图像的亮度与X线通过物体后的衰减有关。

傅里叶重建法也是解析法之一。傅里叶重建的基本方法是用空间和频率的概念表达一幅图像的数学计算方法。假定有一张X线照片，可以将该照片看成一幅空间图像，就是说，在空间概念中不同的解剖结构是由灰阶来表示的。一幅X线照片的空间图像可由f（x，y）表示，并可用傅里叶变换的方法转换成由频率F（u，v）表示的图像，经过运算再将频率图像用反傅里叶变换的方法转换成空间图像。采用傅里叶方法重建的图像可以使一幅频率图像通过改变频率的幅度来做图像的处理，如边缘增强、平滑处理等。频率信号便于图像质量的测试，如采用调制传递函数（MTF）的方法测试图像的质量。

迭代重建算法在CT发展的早期就已出现，但由于重建模型和算法实现相对复杂，计算量巨大，在实际应用中停滞不前。近年来，得益于计算机技术和图像重建算法的不断发展以及低剂量成像的需求，迭代重建技术又逐步在CT领域受到广泛关注。迭代重建算法的基本原理是：首先对X线光子分布进行原始估计，在此基础上估算每个投影方向上探测器获得的可能计数（即正投影），再将正投影数据与探测器实际采集的投影数据进行比较，用于更新原始估计数据；不断重复此过程，直至下一次迭代结果无限接近。目前各公司已推出并改进了多种迭代重建算法，技术还在不断更新完善中。

三、CT值

（一）CT值的概念

如前所述，CT图像的形成如同对被检体某一选定层面分成若干体积相同的体素进行扫描，根据被检体不同组织对X线衰减（吸收）系数不同，经过计算机以一定的方式进行计算获得每个体素的X线衰减系数（μ值），排列成数字矩阵，经过数模转换器把数字矩阵中的每个数字转换成由黑到白不同灰阶的小方块，即像素，显示在显示器上，构成CT图像。就是说CT扫描可以通过图像形式进行诊断，也可以通过测量μ值来区分不同组织的密度进行诊断。但是由于用μ值来直接表示不同组织的量十分不方便，记忆十分困难。所以Hounsfield重新定义了一个CT值来表达该物理量，以作为表达组织密度的单位，应用方便。CT值定义为被测的各种物质吸收系数μ_M与水对X线吸收系数的相对比值。即将被检体的受测物质衰减系数μ_M与水的衰减系数μ_W作为比值计算，并以骨皮质和空气的衰减系数分别作为上下限进行分度，从-1 000到+1 000约2 000个分度，这样就可以得出CT值。

CT值的计算公式如式1-2-2所示：

α为分度因数（scaling factor）。应用EMI单位，分度系数为500，现在均用亨氏单位，符号为Hu（Hounsfield），分度因数为1 000

μ_W系水的衰减系数，为1

μ_B系骨的衰减系数，为1.9～2.0

μ_A系空气的衰减系数，为0.0013，近于0，代入上述公式

每一个亨氏单位的变化相当于0.1%衰减系数的变化。因此可以看出CT值是反映物质衰减系数的另外一种形式，由于用整数表示了μ值的大小，便于记忆，应用方便。但CT值并不是绝对值，而是以水的CT值为0的相对值。人体组织的CT值界限可分为2 000个分度。上界是骨的CT值，为+1 000Hu，下界是空气的CT值，为-1 000Hu。这种分度包括了由密度高的骨到密度最低的器官内所含气体的CT值。

但是CT值并不是绝对不变的数值，它与X线管电压有关。由X线的结构可知X线源是一束波长不等的连续光谱，并非单一波长的射线，在组织内的光电吸收和康普顿吸收的比例不同，因此，CT值会随着管电压的高低而改变，在某种管电压下扫描CT值会有差异。尽管这种差别对临床应用并无明显影响，但在进行定量分析，比较不同CT装置所得同一组织的CT值时，应该了解所用的管电压，否则也会造成误差。此外，某一正常或病理组织的CT值还会受到部分容积效应的影响，因此，在组织密度的定量分析上CT值虽有很大的价值，但也有一定的限度。

（二）部分容积效应与周围间隙现象

CT图像上，各个像素所示数值是代表相应单位组织容积整体的CT值。如在像素内有两种以上横行走行的组织结构时，则不能如实地反映各个组织结构的CT值。如EMI MK1型装置。扫描用X线束宽为3mm，对24cm正方形一边以1mm为间隔，测量240个点的透过X线量。这样透过相邻部分的X线束必有重叠，所测CT值也有重叠。因此判断各个CT值时，需经常考虑此点。

1.部分容积效应

在同一扫描层面内含有两种以上不同密度横行走行而又互相重叠的物质时，则所测得的CT值不能如实反映其中任何一种物质的CT值。这种现象即为部分容积效应或称部分容积现象（partial volume phenomenon）。在诊断中，由于部分容积效应的存在，致使小于层面厚度的病变虽可显示影像，但所测CT值并不能真实反映该图像所代表的病变组织的CT值。病变组织如比周围组织密度高而其厚度小于层面厚度，则测得的CT值比实际组织的小。反之，病变组织密度比周围组织的密度低时，而其厚度小于层面厚度，则测得的CT值比实际组织的CT值高。因此，对于小的病灶CT值的评价要注意，以免误诊。

采用薄层扫描或部分重叠扫描和加大重建矩阵，可以减少部分容积效应的影响，提高图像水平和诊断质量。图1-2-5是在1cm层厚的层面内不同厚度物体所测CT值的情况。

由于部分容积效应的影响，层面内不同结构物体边缘如被斜行横断，则其轮廓由于CT值的不准确而显示不清。例如侧脑室侧壁，与层面内斜行走行的导水管和没有扩大的侧脑室下角轮廓显示不清就是这种原因（图1-2-6）。眼眶横断层面图像中，视神经的CT值不真实也是该原因。

2.周围间隙现象

在一个层面内，与层面垂直两个相邻且密度不同的物体，其物体边缘部的CT值不能准确测得，结果在CT图像上，其交界的影像不能清楚分辨，这种现象为周围间隙现象（peripheral space phenomenon），这是因为扫描X线束宽，透过X线测量的间隔和像素大小之间不一致的缘故（图1-2-7）。例如MK1型CT装置，扫描线束为3mm宽，透过X线测量间隔为1mm，而像素大小为1.5mm×1.5mm。结果是相邻接的测量值相互重叠。

周围间隙现象的存在，使密度不同的物体交界处，在密度高的物体边缘，其CT值小，而在密度低的物体边缘，其CT值大。例如扫描水中的苏合香烯（styrol）圆柱模型，其CT值为60U（EMI单位），而其边缘的CT值小60U。如圆柱直径小于4mm，则不能显示出其本来的CT值，而明显小于本来的CT值。密度差别小的物体相邻时，交界处影像不清，图像上辨别不出密度上的差别。另外，密度较周围物质高的物体，其影像大，而且密度差别大，则影像也越大。

基于上述原因，CT图像上所示某一结构或病变的形状、大小和CT值并不一定与它本身的真实情况相一致。各个像素所示CT值也不一定能准确代表相应组织容积的CT值。

四、窗宽与窗位

窗口技术是CT检查中用以观察不同密度的正常组织或病变的一种显示技术，包括窗宽（window width）和窗位（window level）。由于各种组织结构或病变具有不同的CT值，CT本身能够分辨约2 000个甚至更多的灰阶，而人眼在上述全灰度标尺范围内，只有当两个像素的灰度相差60Hu时才能分辨出它们之间的黑白差，这相当于在全灰度范围内把从全黑到全白的灰阶只分成33个级差。所以，必须有一种技术来调节人眼与灰阶显示之间的差别，这种方法在CT中被称为窗口技术或窗宽、窗位调节。欲观察某一组织结构细节时，应选择适合观察该组织或病变的窗宽和窗位，以获得最佳显示。

窗宽是CT图像上显示的CT值范围，在此CT值范围内的组织和病变均以不同的模拟灰度显示。采用窗宽技术使CT值高于此范围的组织和病变，无论高出程度有多少，均以白影显示，不再有灰度差异；反之，低于此范围的组织结构，无论低的程度有多少，均以黑影显示，也无灰度差别。这样用白或黑覆盖了不需要观察部位的CT值。增大窗宽，则图像所示CT值范围加大，显示具有不同密度的组织结构增多，但各结构之间的灰度差别减小，对比度降低，观察图像的层次相对增多。减小窗宽，则显示的组织结构减少，然而各结构之间的灰度差别增加，对比度明显增加，相应观察图像的层次减少。如观察脑质的窗宽常为-15～+85Hu，即密度在-15～+85Hu范围内的各种结构如脑质和脑脊液间隙均以不同的灰度显示。而高于+85Hu的组织结构如骨质及颅内钙化，其间虽有密度差，但均以白影显示，无灰度差别；而低于-15Hu组织结构如皮下脂肪及乳突内气体均以黑影显示，其间也无灰度差别。

窗位是窗的中心位置，可以理解为打开不同窗宽的钥匙。采用不同的窗位，可以相应得到不同位置的窗宽。同样的窗宽，由于窗位不同，其中所包括CT值范围的CT值也有差异。例如窗宽同为100Hu，当窗位为OHu时，其CT值范围为-50～+50Hu；如窗位为+35Hu时，则CT值范围为-15～+85Hu。通常，欲观察某一组织结构及发生的病变，应以该组织的CT值为窗位。例如脑质CT值约为+35Hu，则观察脑组织及其病变时，选择窗位以+35Hu为妥。

由上可见，同一CT扫描层面，由于选择不同的窗宽和窗位可获得各种观察不同组织结构的灰阶图像。例如同一CT扫描层面用两个不同窗技术所取得的两幅颅脑图像。当选择窗宽100Hu、窗位为+35Hu时，脑质结构及其病变显示最佳，而骨质变化显示不清。但提高窗位为+300Hu，窗宽为800Hu时，则可清楚显示出颅壁的骨质破坏和增生，而脑质结构及其病变显示不佳。因此，为显示欲观察的组织及其病变，应在CT操作台上选择适当的窗宽与窗位，并用多幅照相机加以记录。一旦摄成胶片，图像的灰度即不能改变。

五、CT分辨率

CT的分辨率是判断CT性能和图像质量的重要指标，掌握CT的各种分辨率，有利于了解CT的各种性能和提高图像的质量。

（一）空间分辨率

空间分辨率（spatial resolution）又称高对比分辨率，是指某一物体与其周围介质的X线吸收差异较大时，CT装置对该物体结构微小细节影像的识别能力。常用的表示方法是能分辨最小圆孔的直径的大小（mm），或者用每厘米内的线对数的多少（LP/CM）。空间分辨率与探测器孔径的宽窄及相互之间排列的距离大小有关，探测器的孔径愈窄和相互之间排列的距离愈小，扫描后得到图像空间分辨率愈高。另外，空间分辨率还与图像重建中采用的卷积滤波函数形式、像素大小、被检物体吸收系数的差别以及CT装置本身的噪声等因素有关。通过选择较薄的扫描层厚、采用较大的扫描矩阵减小像素可以相应地提高空间分辨率，但是，由于选择层面较薄，探测器接受到的X线光子数减少，需要适当提高X线剂量。

（二）密度分辨率

密度分辨率（density resolution）又称低对比分辨率。是指某一物体与其周围介质的X线吸收差异较小时，CT装置对该物体的密度微小差别的识别能力。常用百分数表示。如某设备的密度分辨率为0.35%，即表示两物质的密度差大于0.35%时，该设备能够将它们分辨出来。密度分辨率与被检物体的大小、X线剂量、噪声等因素有关，通过加大X线剂量，即增加探测器吸收的光子数，提高其信噪比，相对降低其噪声或者增大被检物体的几何尺寸可以提高密度分辨率。CT装置的密度分辨率明显高于X线照片，它可以分辨X线照片所无法分辨的组织，虽然两个相邻的软组织密度差别不大，仍可以产生密度对比而形成影像。

空间分辨率和密度分辨率密切相关且相互制约，空间分辨率与像素的大小有关。矩阵大、像素小、数目多、图像清楚，空间分辨率提高，但是在X线源总能量不便的条件下，每个单位容积（体素）所得的光子却按比例减少，致使密度分辨率下降，噪声加大，使密度差异微小的组织不易区分。如果保持原来的密度分辨率，则需要增加X线源的能量。这样，就需要提高CT的X线发生装置的性能和考虑患者所接受的射线剂量。

（三）时间分辨率

时间分辨率（temporal resolution）为单位时间内可采集影像的最多帧数，反映为单一层面的成像时间及可连续采集影像的能力，由于多层螺旋CT的出现，旋转一周的时间缩短到250～500ms，重建算法相应改变，计算机的重建速度和容量的加大，时间分辨率已经提高到几十毫秒。随着时间分辨率的不断提高，CT装置真正可以扫描心脏、大血管等动态器官，得到高质量的图像。如在多层螺旋CT心脏成像时，时间分辨率的高低则决定了CT机在这方面临床应用的适应性和范围。

（四）Z轴分辨率及Z轴覆盖率

在CT扫描方式出现螺旋扫描后，由于多平面和三维的成像质量提高，出现了应用上的一个新的概念即纵向分辨率，也可以称为Z轴分辨率。纵向分辨率的含义是扫描床移动方向或人体长轴方向的图像分辨细节的能力，它表示的是CT机多平面和三维成像的能力。扫描的最薄层厚决定Z轴方向的分辨能力，目前最薄的采集层厚已经达到0.4mm，选择最薄的层厚扫描目的在于真正实现各向同性体素采集，从而达到最佳的各类重建效果。纵向分辨率的高与低，其结果主要涉及与人体长轴方向有关的图像质量，例如矢状或冠状位的多平面图像重组。目前，4层螺旋CT的纵向分辨率约1.0mm，16层螺旋CT的纵向分辨率是0.6mm，而64层螺旋CT的纵向分辨率达到0.4mm，64层以上CT设备已经可以做到0.3mm各向同性。

Z轴覆盖率可以理解为球管旋转一周在Z轴方向上所覆盖的扫描范围，随着多层螺旋CT的出现，Z轴方向探测器的排数增加，使得Z轴覆盖宽度最大已经达到1 600mm，由于Z轴覆盖宽度的增加明显缩短了扫描时间，加快了扫描的速度。还在研发的平板探测器应用于CT后会明显增加Z轴的覆盖范围，单周旋转一次可能覆盖整个人体器官。

六、CT伪影

CT图像是扫描被检体后由计算机处理而得到的图像。有时由于各种因素的影响会产生被检体本身不存在的假象，这种在被检体中不存在而出现在重建的CT图像上所有不同类型的图像干扰和其他非随机干扰影像统称伪影。在图像上多表现为不同条纹或干扰痕迹，可通过一定的方法加以克服。伪影产生的原因大体可归结以下几种。

（一）物理原因

主要是由于X线质量引起。如量子噪声、散射线、X线硬化效应等。各种电子元器件工作时产生的量子噪声，通过增加X线剂量可以削弱其影响。一般CT装置都有X线硬化校正，但当物体成分之间对X线衰减能力相差很大时，超出装置硬化校正的范围，会产生图像质量下降。适当增加采样频率以及改变算法，可以在一定程度上克服该种伪影。

（二）被检体原因

①运动伪影：运动伪影是在扫描过程中被检体的自主与非自主运动所造成，如体位移动、躁动、呼吸、心脏搏动、肠蠕动等均可引起伪影的发生。主要表现在图像上条纹状伪影。影响CT图像质量。在实际使用过程中训练好患者，做好检查前心理准备，提高扫描速度，缩短扫描时间可以克服运动伪影的产生。②体内高密度异物伪影：如医用硫酸钡、人工关节、金属异物等均可造成放射状、带状或线状的高密度条纹状伪影。通过调整扫描基线角度或调整窗宽与窗位有可能减少伪影的干扰，提高图像质量。体内高密度异物伪影对图像后处理如血管三维重建、冠状动脉扫描重建的图像影响极大，一般情况下不能完成该项目检查。

（三）CT装置原因

①数据处理参数选择不当。②图像重建算法不完善。③扫描系统装置不稳定。如X线发生装置高电压波动、测量电子电路的温度漂移以及探测器的灵敏度不一致等。④数据采集系统重复性不良。⑤显示装置不稳定，如灰阶不良，阴极射线管性能较差。⑥环境因素如温度、湿度。由于CT装置的原因而产生的典型伪影常为环状伪影。常见于第三代CT机。多数是由于探测器灵敏度的不一致性造成，通过空气的校准可以克服。少数是由于探测器损坏造成，空气校准无效，更换损坏探测器后方能去掉伪影。

从伪影产生的原因可以看出，伪影产生的原因极其复杂，形态多种多样，影响因素广泛，不但影响图像中的某一部分，而且有可能影响整个图像，甚至延误诊断。在临床应用时，要针对不同形态伪影，具体分析影响因素，采取有效措施加以改善。在克服伪影过程中除部分典型伪影外没有更具体的措施和较好的办法，需要在实践中不断摸索，积累经验，才能更好地提高图像质量。

第四节　CT检查方法

一、平扫

即非增强扫描。这种扫描适用于观察自然对比度比较高的器官，如肺部、骨骼等。尽管没有使用造影剂，但平扫根据不同的部位和目的仍有许多参数选择余地。

首先在扫描方式上可以有轴位扫描（axial scan）和螺旋扫描（spiral scan）两种选择。轴位扫描是在扫描瞬间检查床处于停止状态，球管旋转进行扫描，完成一个层面后停止扫描，将检查床移动到下一层面进行扫描。螺旋扫描则是在扫描的同时进床。两种扫描方式各有其优点，轴位扫描是非连续扫描，可以使用较大的球管电流，因此可以得到较高的图像质量，但扫描速度较慢，在进行长距离扫描需要的时间较长，有时患者难以配合。因此这种扫描方法目前多用于观察小范围、需要较高分辨率的场合，如胸部的高分辨扫描等。螺旋扫描的速度快，得到的是连续容积图像，得到的图像可以不同的层厚和间距重建，有些扫描机甚至可以从原始采集的数据中直接提取数据进行三维重建。因此这种扫描方式多用于扫描运动的器官或需要进行三维重建观察的器官，如心脏的扫描、消化道的扫描等。

按照扫描的体位，除了最常用的标准水平面断层扫描外还可在头部使用冠状面扫描，在脊柱间盘使用斜面扫描，有时还使用多种体位扫描，如胸腹部某些病变为了观察其重力依赖性改变而使用仰卧位和俯卧位扫描。

为了提高局部分辨力，可以使用高分辨率扫描。高分辨率扫描一般要求使用轴位或螺旋扫描方法，使用较高的X线量，较薄的层厚，一般在1.5mm以下，以减小部分容积效应。使用高分辨算法进行图像重建。

CT的影像噪声与放射剂量的平方根成正比（图1-2-8），同时与检测对象的吸收率成反比。应用这一原理，对于对X线吸收率比较低的扫描，如肺扫描或儿童的扫描，可以适当降低放射剂量，即进行低剂量扫描。实验研究表明，在上述部位的扫描，即使把辐射剂量减少到标准剂量的1/4～1/3，图像的密度分辨率下降仍不明显。在对密度分辨率比较低的扫描中，如肺部的体检扫描，还可以把辐射剂量降得更低。这样就大大减少了患者受到的辐射损伤，使患者可以在短期内进行多次复查。

另外，随着多层CT心脏检查技术的开展，门控扫描应用越来越广泛。门控扫描有心电门控和呼吸门控，即分别以心电图信号或呼吸肌电信号作为门控基础。心电门控又有前置门控和后置门控两种。前置门控是根据前3～5个心动周期的搏动，预测下一个心动周期R波的位置并在相应时相触发扫描。CT进行的实际是轴位扫描。由于探测器宽度的限制，需要在下一个心动周期进行移床，扫描方式为步进式轴位扫描。这种方法扫描速度慢，图像容易受心率变化和环境因素干扰，不适用于心率快和心律失常的患者。后置门控是在CT螺旋扫描过程中同步记录心电图，然后根据心电图期相回顾性提取相应层面的扫描数据重建图像。这种方法获得的数据量较大，可以重建心动周期任何期相的影像，但患者受到的辐射剂量也较大。

二、造影扫描

造影扫描与普通扫描的区别是在扫描前或扫描中需要向体内引入造影剂。

就像普通X线检查中一样，CT检查也使用阴性造影剂，如空气等，或阳性造影剂，如碘剂等，来增加靶器官与周围的对比。但与普通X线检查不同的是，CT还在某些情况下使用中性造影剂，如水等，其目的是使靶器官，如胃肠道等空腔器官充分扩张，避免由于褶皱折叠造成的诊断困难，同时又不至于遮盖由其他阴性或阳性造影剂造成的改变。

在CT扫描中也经常使用两种以上的造影剂，以充分显示靶器官的改变。如在胃肠道检查中联合应用阴性和阳性造影剂，或联合应用中性和阳性造影剂，以充分显示胃肠道壁的改变。在腹部其他器官的检查中，也经常联合应用中性和阳性造影剂，以避免胃肠道影像对靶器官的干扰。

造影剂的引入方式也可以分为直接引入和间接引入，直接引入即造影剂不经过代谢而直接到达靶器官，如口服、灌肠、静脉注射等；间接引入是指造影剂需要通过体内代谢后才能到达靶器官，如胆道造影剂、肾盂造影中的碘剂等，胆道造影很多情况下造影剂需要经静脉给药。需要注意的是，一般的碘剂在体内存在泌尿系和胆系的竞争性代谢情况，如胆道造影剂有少量经过肾脏排泄，当胆道出现严重梗阻时，大部分造影剂可能都通过肾脏排泄，从而使胆系无法显影，同样的道理，当出现严重肾功能障碍时，经泌尿系统排泄的造影剂也可能无法得到满意的强化。

静脉给药的方法常用的为静脉滴注和快速推注（又称团注法）两种。静脉滴注方法一般是在需要观察造影剂在体内的代谢过程或体内的血管分布时使用，如在进行胆道增强CT扫描中，造影剂需要通过缓慢的代谢过程才能在胆系内汇集，汇集后又不会很快流走，这时使用慢速滴注即能达到满意的效果，又能减少体内的碘剂负荷，降低副作用的发生概率。而快速推注法则体现血流在靶器官进入和流出的情况，并进一步反映靶器官的血管分布，例如在夹层动脉瘤的观察中，短时间内快速推注扫描，可以观察到造影剂首次流经病灶部并在真腔内通过，随着血流循环稀释后可以进入假腔的情况。

目前在CT扫描中最常用的是静脉快速推注的增强扫描。其原理是经静脉快速注射造影剂，由于造影剂注射速度较快，可以在血管内完全取代血液，形成高对比段。随着注射结束，血流速度减慢，造影剂逐渐被稀释，与周围对比减低。经过若干次循环后，造影剂均匀分布于全血并进入血管外间隙，并逐渐随代谢排出体外。当我们对靶器官进行扫描时，会发现器官内动脉在短期内迅速强化，并持续一段时间，这就是造影剂首次通过靶器官时的强化情况，我们把这段造影剂持续强化的时间称为窗口时间。在窗口时间内完成扫描，就能得到满意的靶器官的动脉相影像。窗口时间的长短取决于注射的方法、注射时间的长短及患者的血流动力学状况；窗口时间内的强化程度与造影剂的浓度和注射速度呈正相关。造影剂从动脉经过毛细血管进入静脉系统，这时扫描就会得到静脉相。有些器官，如肝脏等，具有双重血供，其主要供血来自门静脉系统，它的强化时间与静脉相相似。当造影剂均匀分布于全血后扫描，就得到所谓实质相或称平衡相。

在团注扫描中，为了节省造影剂用量和减轻副作用，应在静脉注射后迅速达到窗口期并维持其浓度，这就要求静脉注射速度远远高于普通药物的静脉注射速度。目前多使用高压注射器来完成这一任务。高压注射器一般由操作台、推进器、注射针筒和连接管构成。操作台可以完成注射参数的设置、注射的启动，有些操作台还允许与CT扫描机连接，由CT机来完成扫描的启动，这样使扫描时相的把握更准确。推进器除推进装置外一般还附带有针筒加热装置，可以把造影剂加热至与人体温度接近，这样既减少了患者的不适感，又降低了造影剂的黏度系数，使注射更加顺利。高压注射器的参数设置，一般包括压力限制、注射速度、注射时间或总给药量。有些高压注射器允许设置多个时相，即在扫描不同阶段分别以不同的速度注射。某些高压注射器配备了两个针筒，可以分装不同的造影剂分别注射。如在一支针筒内装入碘剂，另一支装入生理盐水，在注射过程中先注入造影剂，然后以同样的速度注入生理盐水，使生理盐水推动造影剂前进，避免造影剂因血流速度减慢而被很快稀释，延长窗口期时间，减少造影剂用量。

使用高压注射器推注造影剂可以严格控制注射的速度、注射时间和注射药量，也避免了工作人员接受辐射。但是它也有一些缺点，其中最重要是可能出现造影剂外渗。因为注射速度极快，如果造影剂注射至血管外，则可在瞬间出现较大水肿区，如果没有及时发现并停止注射，则可造成大量造影剂外渗，局部形成软组织高度肿胀，严重者形成局部皮肤软组织损伤，甚至造影剂进入肌肉间隙，造成血管压迫而形成远端血运障碍。出现这种情况，多数是由于注射压力过大，造成注射过程中针头移位、穿过血管壁、退出血管腔或者造成血管破裂。其危险因素很多，患者的血管脆性增加，如患有糖尿病血管病、周围血管病，如雷诺病、多次反复静脉注射造成的静脉炎等；患者是否应用激素类或抗凝药物，是否正在进行化疗等都可以增加其发生概率。对于轻度造影剂外渗，无需特殊处理就会很快吸收，较重的情况可以局部冷敷或同时局部应用激素类药物以减轻炎症反应，对于怀疑出现软组织坏死或血运障碍者，应与外科会诊，必要时手术治疗。

在团注造影增强中，造影剂的用量取决于注射速度和注射时间。注射的速度又取决于所需要的对比度大小和使用造影剂的浓度。注射速度越快，与周围对比越高。一般高压注射器允许的注射速度从1ml/s到20ml/s甚至更高，但我们常用的注射一般为2～8ml/s。造影剂的注射时间，取决于扫描所需要的窗口期时间长短，而需要窗口时间的长短取决于扫描范围大小和CT机的扫描速度。扫描范围越长，扫描时间越长，消耗造影剂量越大；CT机的扫描速度越快，扫描时间越短，造影剂消耗越小。为了减少造影剂副作用的发生，减少患者所受辐射剂量，我们应该在保证影像质量的条件下，尽量减小扫描范围、使用快速扫描方法。

对于团注增强扫描，根据不同的扫描目的、不同的器官及CT扫描条件的限制，可以使用不同的扫描方案。对于了解一个期相就足够，或者扫描速度较慢，仅仅能完成一次扫描时，可以使用单次增强扫描。例如对于主动脉的扫描，或者怀疑大动脉狭窄进行的扫描，进行一个动脉相扫描就可以完成诊断。而对于多数实质性病变，最好能完成动态多时相扫描。动态扫描就是在造影剂通过靶器官的动脉期、静脉期及实质期分别进行扫描。这种扫描的理论依据是多数肿瘤和炎症性病变都存在血供异常。肿瘤因为肿瘤因子的作用而产生大量新生的畸形肿瘤血管，这样就是肿瘤的血供异常丰富，而且血液在这样的血管内滞留时间延长。在动态增强扫描中，肿瘤显示为血供丰富的病变，而且肿瘤的静脉和实质期表现为持续强化。在炎症性病变，由于炎症因子的刺激，使动脉充血，血供增加。在增强扫描中，也表现为病变的血供丰富和持续强化。而在良性肿瘤或肿瘤样病变，动态扫描往往表现为动脉相和延迟相的持续低水平强化。

为了进一步区别肿瘤和炎症性病变，或者早期发现缺血性病变，还可以经静脉团注造影剂后，在造影剂首次通过受检组织的过程中对选定层面进行快速扫描，从而得到一系列动态图像，然后分析造影剂首过过程中所对应体素的密度变化，从而得到反映血流灌注情况的参数，并组成新的数字矩阵，通过数模转换，以相应的灰度或颜色表现出来，即可得到灌注图像，这就是所谓CT灌注扫描。CT灌注常用参数有组织血流量（CBF），即单位时间内流经一定体积组织的血容量（ml/min）；组织血容量（CBV），即一定体积的组织内的含血量（ml）；平均通过时间（MTT），即指血液流过组织的毛细血管床所需要的时间（s）；峰值时间（TTP），即造影剂通过组织的峰值时间（s）。灌注扫描不仅对良、恶性病变的鉴别有一定意义，而且还可以应用于脑血管急性病变的早期检出、急性梗死组织或移植器官的存活情况监测等。

现在随着多层螺旋CT的推广应用，完成单个扫描方案的时间已经很快，这样就允许在单次注射后完成两个部位以上的复合扫描。例如对于怀疑为肺栓塞的患者，对肺动脉进行单个动脉期扫描就足以确定诊断，但是考虑到在我国下肢静脉血栓脱落是造成肺栓塞的最主要原因之一，为了确定深静脉血栓的有无，可能需要再进行一次扫描，这时如果CT扫描的速度足够快，就可以在肺动脉扫描后直接加扫下肢静脉期。对于肺癌或体部其他恶性肿瘤患者，脑转移有无是决定患者预后的重要因素，对于这类病例，可以在靶器官的动态扫描完成后进行一次脑部的增强延迟扫描，这样对转移灶的检出率远远高于非增强扫描。复合扫描的优点是可以省略一次造影剂注射，既减少了副作用的发生，又减轻了患者的负担。

尽管增强检查有很多优点，但由于需要注射造影剂，并不适合所有患者。对碘剂存在严重过敏反应者应为绝对禁忌证；存在肾功能损伤或心功能不全者，造影剂注射均有可能加重病变，应视为相对禁忌证。存在其他不适合快速注射造影剂者，也应该结合临床慎重考虑使用增强检查。

第五节　CT扫描的放射损伤及放射防护

自从CT出现以后，由于其对影像诊断的重大影响，它的应用越来越普遍，在很多领域甚至被认为是不可替代的。但是，随着CT检查数量的增多，其对患者造成的辐射损伤也越来越大。根据英国的一项调查，从1989年到1999年的10年间，CT检查的数量占所有放射线检查数量的比例从2%增加到4%，而其辐射剂量比例也从20%增加到40%，按照这种发展速度，到2009年，CT的辐射剂量可能占到所有辐射剂量的80%。这种快速增长大大增加了CT对患者造成的损伤。根据调查，患者所承受的辐射剂量每增加10mSv，其发生恶性肿瘤的可能性就增加1/2 000。更为严重的是，儿童的组织器官对放射损伤的敏感性要比成年人高10倍。另外，CT的放射剂量与普通照相有很大区别，它不是一成不变的，由于CT扫描的方式不同，同一部位扫描的放射剂量从最小到最大的变异系数可以高达10～40。这说明我们有可能通过改变扫描方式来减少放射剂量。因此，我们在进行必要的CT检查时，必须考虑到患者的放射防护问题。

由于CT扫描过程中，球管是围绕身体转动的，位于边缘部分的X线束可能并未照射到人体。因此，CT的辐射剂量与人体接受的剂量并不相同，在同样的检查中，受检者体格越大，接受的辐射剂量也越大。同时，在身体边缘和中心部分受到的辐射剂量也不同，从边缘到中心，辐射剂量呈线性下降。再者，不同年龄段人群对同等剂量辐射的敏感程度不同，儿童的敏感度要比成人高10倍。在相同人体内，不同器官对辐射的敏感度也不同。以上因素使评估CT的辐射损伤变得非常复杂。

在CT表征X线辐射剂量的参数中，最重要的是CT剂量指数（computed tomography dose index，CTDI）。CTDI表征的是沿Z轴方向CT单层扫描所吸收的辐射剂量除以相应的层厚。将模体内垂直于断层平面方向（Z轴）上Z点的辐射剂量D（Z）沿Z轴从-∞到+∞对剂量曲线积分，除以标称层厚T与扫描断层数乘积，其表达式即。其单位是J/kg，即毫戈瑞（mGy）。在多层CT扫描中，使用多层扫描平均剂量（multiple scan average dose，MSAD）作为剂量测量参数。在轴位扫描中，MSAD与层厚及层数相关，在螺旋扫描中，MSAD与螺距相关。

CTDI及MSAD与扫描设备及扫描方式有关，可以通过笔式离子室、热光剂量计或胶片等设备分别测量模型表面（CTDI_P）和核心（CTDI_C）的CTDI值，并计算出在标准扫描条件下的CTDI权重（CTDI_W）。CTDI_W=1/3CTDI_C+2/3CTDI_P，在非标准扫描条件下，CTDI_W根据扫描条件进行矫正，并表示为CTDI_vol。在多层CT中，这个参数为MSAD_W。CTDIw代表了单个标准扫描方案的辐射强度，它与扫描长度的乘积，就表示该扫描方案的全部吸收剂量，表示为计量长度乘积（dose length product，DLP）。DLP的计算公式为：DLP=CTDI_W•N•T，其中T代表标准层厚，而N在轴位扫描中表示扫描层数，在螺旋扫描中代表球管转数，其单位是mGy.cm。

不同组织器官在吸收同样的辐射剂量后所产生的损伤是不同的。器官受辐射所产生的损伤剂量称为有效剂量，单位是毫希沃特（mSv），其量纲与辐射剂量相同，为J/kg。一个部位各个器官在单位长度所受辐射与产生的损伤的比值称为转换系数。一次扫描人体所受到的损伤，即有效剂量，可以通过公式：有效剂量=转换系数×DLP来计算。表1-2-1给出欧洲测量的各部位的转换系数。

在实际工作中，我们应该在保证扫描质量的前提下，努力减少辐射剂量。具体方法上可以考虑：①扫描前应明确目的，使扫描区域集中在感兴趣区，减少不必要的扫描长度。②改变扫描条件，使用低剂量扫描。CT扫描中降低扫描剂量会增加影像噪声，但是为了减少患者损伤，必须在影像质量和辐射剂量间寻找平衡。尤其是在儿童，由于其对辐射敏感度高，更不能为了追求质量而盲目增加扫描剂量。一般认为图像质量保持在对于普通患者群体在不同医院之间能够进行正确观察的最低水平即可。③减少不必要的重复扫描，尤其是在增强动态扫描中，应尽量减少不能明显提高诊断价值的重复扫描。表1-2-2给出了欧洲对常见扫描的推荐剂量。

第六节　CT数据分析

传统的对CT影像的分析主要是对扫描完成后的横断面图像的分析，包括图像伪影和噪声的分析、不同影像代表的可能组织状态等。随着CT成像技术的飞速发展和多层螺旋CT的应用，对于图像的提取和计算方法日益丰富，各种三维重建技术广泛应用，使得CT的诊断结果分析可以从图像的提取重建就开始进行，从而把传统意义的图像分析变成了数据分析。数据分析应该包括以下几个方面：图像的提取重建、图像的三维重建分析和影像的诊断分析。

数据的重建，就是把CT探测器采集到的信息重建成用来诊断或进一步进行其他分析的断层图像。

对于轴位扫描而言，各个层面之间采集到的原始数据是不连续的，因此在数据提取中只能得到层厚与采集时一致的成倍的横断面图像。而对于螺旋扫描而言，原始数据的采集是连续的。这时我们就可以把原始数据按照大于原始采集厚度的任意值分割，得到任意层厚和任意间隔的图像。某些扫描机还允许直接从原始数据中重建矢状面、冠状面和任意斜面的断层图像，这样能在不损耗原始信息的前提下得到最高分辨率的非水平断面图像。

在图像的提取过程中，采用不同的滤过系数会得到不同质量的图像。常用的滤过算法包括平滑算法、标准算法和高分辨算法（骨算法）。各个CT生产商又根据不同的扫描目的增加了许多不同的算法。一般来说，不同的算法对断层图像的影响是通过改变图像的噪声和组织对比度表现出来的。图像的组织分辨率越高，其噪声就越大，感官图像质量越差（图1-2-9）。但是对于有很好自然对比度的组织，如骨组织和肺组织，我们在观察时往往采用比较大的窗宽，这是较大的噪声会湮没在较大的窗宽里，而较高的组织分辨率则会给我们提供更多的信息。相反，如果对这类组织进行平滑重建，则器官的轮廓边缘就会模糊不清。同样道理，对于自然对比比较差的部位，如脑部、腹部等，过分使用高分辨算法会使组织噪声过大，甚至无法分辨。在实际工作中，我们应该根据观察图像的窗宽和下一步分析的目的采用适当的算法进行图像提取。

第七节　三维重建原理与方法

人体是由不同的组织按照复杂的三维结构组合而成的，这些结构相互毗邻、缠绕或者包含，形成人们难以想象的关系。X线平片因为前后重叠而难以分清不同组织、器官的这种相互关系，使其诊断价值低于断层影像。断层影像通过把三维关系转化为二维关系而使人们更容易理解。在诊断过程中，我们需要通过经验、知识和想象把二维的图形在大脑中还原成三维关系，从而对病变的大小、毗邻关系进行判断。在相对简单和粗略的位置关系中，这一点不难做到。但当我们需要对复杂关系进行判断，或者对病变大小或位置关系必须做出精确判断时，单凭人脑是很难做到的，这时就需要计算机进行三维重建。三维重建的目的，主要是直观显示目标内部或其与周围的三维关系，同时可以通过测量体积、长度、距离及角度等进行准确判断，也可以应用于进行对目标的介入治疗或手术治疗的引导及某些疾病的进展定量分析。随着计算机技术的不断发展，三维重建的技术也越来越完善，目前我们常用的三维重建方法有多平面重组、表面遮盖重建显示、最大（最小）密度投影、容积再现和仿真内镜技术。

多平面重组（multi-planar reformation，MPR）是将多个连续的平面断层图像组成三维模型，再将模型沿冠状面、矢状面或者任意斜面甚至曲面断开，并形成的新的断层图像。这个新的断层图像与标准的水平断层图像一样，也是由不同的像素组成的，不同的是原始图像不同断层之间的距离决定了这个新断层的像素大小，也就是空间分辨率。所以，原始断层的纵向距离越小，MPR图像的空间分辨率越高。如果原始图像的纵向距离过大，在MPR断层上就会出现阶梯状伪影。如果原始图像的纵向分辨率与水平分辨率相同，即图像里的每个体素的三维大小相同，我们称这样的体素为各向同性（isotopic）。由这样的数据形成的MPR断层在任何方向上都具有相同的分辨率。MPR图像仍然是二维图像，但是它能从不同角度反映目标的解剖关系，而且保留了像素的CT值信息，可以进行密度测量。曲面的MPR图像可以了解复杂目标的解剖结构。其缺点是没有直接展示三维模型，因此不能直接进行三维测量。

表面遮盖显示（shaded surface display，SSD）是将连续平面图像形成的三维模型，以不同CT值或CT值范围为界限形成多组界面，并以光照和投影的方式，显示不同界面之间的关系。SSD的优点是目标的三维关系明确清晰，不易混淆。各个组织和器官都有确切的边界，容易进行三维关系的测量，如不同目标之间距离的测量、角度的测量及病变或器官容积的测量等。其缺点是在大量的原始数据中仅保存了简单的界面关系，而内部信息丢失，无法进行内部结构的进一步分析。同时由于器官的界面是由人为规定的CT值或范围确定的，造成明显失真，不能反映形态复杂器官的实际情况，形态受主观影像较大，因此可重复性差。

最大（最小）密度投影（maximum/minimum intensity projection，MIP/MinIP）方法应用比较广泛，它是在三维的数据库中，根据密度变化的比率，提取与周围密度对比最大（最小）的部分构建实体的三维模型，投影到显示屏的结果。因为造影剂和骨组织与周围密度明显高于周围，使用最大密度投影可以自动提取上述目标加以显示。同样，如果要观察气体或脂肪组织等比周围密度低的目标，就可以使用最小密度投影方法。这种方法由于使用了计算机自动提取模型，使目标的形态准确，失真小，可信度高。通过使三维目标简化，突出目标与周围的对比，使目标的三维关系显示清楚。由于具有以上优点，最大（最小）密度投影方法曾广泛应用于磁共振、超声和CT等影像学数据的三维重建。这种方法的主要缺点是对于与周围对比度不高的实体目标，如脑、腹部器官等，很难提取准确的影像；另外，由于这种方法一般仅使用灰度对比，对于微小病变有时会受周围物体遮盖而被忽略；而且这种方法在显示相对简单的三维关系时比较可靠，对于复杂的关系，由于相互遮盖，很难做出准确的判断。最大（最小）密度投影方法主要应用于增强CT的血管显示，富血供肿瘤和含气结构的显示（图1-2-10）。

容积再现（volume rendering，VR）又称容积渲染重建，这种方法收集全部体素，并给特定CT值体素赋予相应的颜色、亮度、对比度和透明度。并把相应结果映射到显示平面上。人为改变体素的亮度和对比度，可以在不失真的情况下改变组织与周围的对比度，突出目标的形态。通过不同的颜色可以更好地区分不同的组织和器官。通过改变透明度可以更形象地显示不同组织和器官的三维相互关系。容积再现保留了全部原始的断层数据，使目标的三维现实层次更丰富，形态准确、逼真（图1-2-10），不仅可见显示与周围有较高对比度的增强血管、骨组织和空气组织，而且对于对比度不高的软组织器官之间的关系有很好的显示，这种方法也适合于展示复杂组织或器官之间的关系，如肿瘤对周围组织的侵犯等。但是，也正是由于容积再现采用了全部数据，没有给特定目标确定表面界限，使得三维的距离、角度和容积的测量无法实现；同时，复杂结构的显示也增加了因不同组织或器官之间相互遮盖而产生的错误判断；另外，容积再现使用实际体素作为显示的基本构成要素，如果体素不具有各向同性，则不同角度观察到的图像质量就会有显著差别。

仿真内镜（virtual endoscope，VE）技术并不是一种三维重建的方法，而是一种三维显示技术。普通的显示方式是把不同方法建立的三维模型旋转并投射到显示平面上进行观察，而仿真内镜方法则是将视点沿一定线路进入三维模型内部飞行（fly through），将内部结构的投影显示在平面上。仿真内镜可以像普通纤维内镜那样沿空腔脏器（如肠道、气管）内部飞行（图1-2-11），也可以沿着具有固定边界的非空腔脏器（如血管、输尿管、骨骼围成的腔隙）内部飞行。这种方法的优点是有利于了解目标的走行及内部有无狭窄或隆起、凹陷性病变。仿真内镜的三维模型可以用表面遮盖显示方法建立，也可以用容积再现方法建立，前者的优点是管腔具有明确的边界，计算机可以自动计算飞行路线，三维关系也比较清楚，缺点是受主观控制边界，失真较大；后者的优点是目标内壁形态逼真，可以发现微小病变，缺点是信息过多，容易出现干扰。目前常用的建立模型方法是综合使用两种方法。无论采用何种技术，由于受到视距、视野和视角变化的影响，仿真内镜显示的影像经常出现畸变，因此很少用作精确的测量诊断。与纤维内镜相比，仿真内镜具有检查无痛苦、无需麻醉、可以观察阻塞部位以远的情况等优点，同时也有患者需承受辐射、无法进行活检和无法观察黏膜充血、出血等颜色改变等缺点。对于1cm以上的病变，仿真内镜与纤维内镜的检出率相似。

以上介绍的是三维重建的基本方法，在实际工作中，每种方法都有各自的优缺点。我们在选择三维重建方法时，应注重比较各种方法的直观性、可行性和可信性。对于多数目标，容积再现的直观性和可信性比较高，但这种方法对计算机要求高，成像速度慢，在某些机器中还不包括在标准配置中，这时应考虑用其他方法取代。最大（最小）密度投影方法简单易行，在多数机器中都是标准配置，在增强检查中对血管的显示与容积再现方法的直观性和可信性相似，是很好的取代方法。以上两种方法都很难对目标体积和空间关系进行测量，同时，对扫描的精度要求较高，对于层厚比较大的图像成像质量差。在这种情况下，表面遮盖显示方法能解决上述问题。但是，应当注意表面遮盖显示方法受主观影像大，观察和测量结果的可信性要比前两者差。多平面重组方法可以对目标直接进行CT值的测量，但其对三维显示的直观性较差。当需要对管腔类器官内部形态做出判断时，仿真内镜是有力的方法，但是这种方法针对不同器官和不同的病理生理状态需要设定不同的显示阈值，而阈值的变化会对显示形态产生巨大影响。因此，不能把仿真内镜观察到的影像等同于纤维内镜所见。在实际应用中，为了发挥各种方法的优点，一些软件同时使用两种或多种方法进行三维重建。例如同时使用表面遮盖显示方法和容积再现方法进行重建，称为表面容积再现（surface volume rendering，SVR）。

第八节　图像的诊断分析

当我们获得了有关器官的二维和三维的影像学信息后，就进入了对患者病情进行具体分析和判断的阶段，这一步骤目前主要是基于影像诊断医生的相关知识和经验通过人工来完成，但也有部分开始尝试通过计算机完成或计算机辅助完成。

在进行人工诊断分析时，诊断与图像的提取和三维重建可以连续完成，但目前多数是在不同部门进行，在这种情况下，对资料的分析应首先进行。资料的分析包括资料的准确性和对资料价值的评估。

资料的准确性不仅仅要核对患者的姓名、性别、年龄和序号是否准确，而且要检查扫描的部位、范围、方式及扫描的条件，包括kV、mA、扫描层厚、图像矩阵，观察中是否使用了恰当的窗宽、窗位等，例如，不恰当的窗宽、窗位可能隐藏或夸大某些病变。表1-2-3给出常规检查使用的窗宽和窗位。影响影像准确程度的另外一项因素是图像伪影的存在。在CT影像中，经常出现各种各样的伪影，其形成原因前文已述，在观察影像过程中，必须能够识别伪影的存在，并排除其对诊断的影响。机械伪影的出现有一定规律，形态固定，通过对机器的校准一般可以排除；技术因素造成的伪影一般出现在固定部位，如骨嵴、钙化或金属异物周围，一般无法校正，可根据周围情况分析伪影的影响，有时可以通过改变扫描方式减少其影响；人为因素造成的伪影一般表现为图像清晰度下降，通过调整扫描方案或给予适当的辅助方法可以降低其影响。

当我们确定各种信息准确无误并排除伪影的影响后，可以结合患者病史及临床症状、体征对CT扫描的价值进行判断。影像学诊断仅仅是临床诊断工作的一个侧面，它不能代替其他方法。CT检查在有些疾病中至关重要，而在另一些疾病中却仅占次要地位。我们在了解临床资料后首先要清楚CT检查的目的是什么。是为了完善诊断、鉴别诊断，还是为了了解病情进展程度或治疗效果，抑或是确定并发症的有无。明确上述问题之后我们就应该了解CT检查应该做出何种恰当的诊断，避免诊断不足或过度诊断。

在以上资料满足要求时，可以确定是否需要对资料进行必要的三维重建等后处理工作，具体要求前文已述。得到了完整的扫描资料、三维重建资料和临床参考资料后，进入影像诊断步骤。

在影像诊断过程中，主要观察两种改变，即形态改变和密度改变。两类改变可能单独存在，但多数情况下会同时产生。

影像形态的改变可以分成增大、减小、扭曲、缺失和新生等。增大可以是实质器官的整体增大，如脾功能亢进时脾脏会整体增大；也可以表现为器官局部的增大，如肝脏肿瘤时在非增强扫描可能表现为肝脏局部增大，甚至突出到肝脏轮廓之外，称为占位效应；还可能表现为空腔脏器的扩张，如肠梗阻时肠管显著扩张。减小多出现在一些缺血、萎缩或纤维化性改变，如脑萎缩、肝硬化等；但也可以出现在空腔脏器内容减少时，如肺不张时肺体积会明显减小。结构的扭曲主要表现为血管和支撑结构的改变，如慢性肺疾病常造成肺血管和间质结构的扭曲，很多恶性肿瘤都会出现肿瘤供血动脉的扭曲、增粗。结构缺失可能是先天因素造成，如孤立肾；也可能由后天因素产生，如手术切除。新生结构通常是最应该引起我们注意的情况，肿瘤、淋巴结增大等都具有这种表现。要准确认定形态变化，必须熟练掌握人体正常解剖和各种变异情况。对于在人体内对称出现的器官，双侧对比往往是认定形态改变的好方法，如在确定脑内、双肾、四肢的病变时。但是也应该注意，有些器官可以出现双侧明显非对称的变异，如双侧颈静脉形态可以有很大差别，但是没有病理意义。

密度改变可以表现为普通扫描时密度变化，或者表现为增强扫描中器官的密度变化明显表现异常。CT检查的优势之一是每种组织类型都具有相对固定的CT值范围。我们通过测量CT值的变化确定组织内的变化。表1-2-4给出在平扫中常见组织的CT值范围。另外，不同组织在注入造影剂后呈现的强化程度、时相有很大差别，这正是利用增强检查提高对病变检出和定性诊断的原理。例如在肾脏的增强检查中，造影剂首先进入肾皮质区，由于皮质区存在及丰富且迂曲的毛细血管网，皮质表现为长时间、高强度的强化。随后造影剂经血尿屏障进入肾髓质区，肾髓质毛细血管远远少于皮质，所以其强化程度也远远低于皮质区。最后造影剂经浓缩后进入肾盂，造影剂浓度再次显著提高。

由于计算机技术的突飞猛进，使其在诊断领域发挥一定作用成为可能。利用计算机辅助进行病变分析的技术成为计算机辅助诊断（computer aided diagnosis，CAD）。目前CAD完成的主要有对病变的检测和分析两种功能。

计算机检测是在对各种影像的数据化后，通过计算机分析影像资料，并找出可疑的病变以供医生进一步分析。这种软件的检测基础是计算机人工智能技术。在给定一定数量的病例训练后，计算机可以根据已知病例归纳出病变的影像特点，并以这些特点为基础分析新的病例。这种技术首先出现于对胸部平片的分析和对乳腺平片的分析，目前在CT诊断中技术比较成熟的是对肺内结节的检出和对仿真结肠内镜下结肠息肉样病变的检出，目前还尝试应用于肝脏等实质性器官病变的检出。计算机检测的优点是可以大大减少读片医生的工作量，加快工作进程，同时计算机工作不受主观因素干扰，不易忽略微小病变。但目前这项技术还存在准确性差，对各种干扰因素无法灵活处理等缺点。

计算机分析包括对病变形态、密度的分析，也包括对病变性质的分析。计算机可以根据病变的特点对其主要特征进行描述。例如在胸部CT诊断中，CAD系统可以根据人类经验中对各种肺内基本病变的特点描述出它们在肺内的出现权重，并给出可能的诊断。CAD也可以对客观数据进行准确分析，例如根据骨骼的CT值变化分析骨质密度异常。CAD描述分析的主要优点是客观性强、可重复性好。例如在胸部小结节的诊断中，肿瘤倍增时间是重要分析参数。在以往的经验中，医生根据肿瘤的直径大小确定倍增时间，然而肿瘤的体积增加是径线变化的三次方，就是说一个球形病变如果直径增加一倍，其实际体积已经增加到八倍。而且在主观测量中，测量的准确性会受到观察采用的窗宽、窗位及医生的观察习惯影响。而在CAD测量中，计算机直接计算出病变的三维体积并加以对比，测量不受主观因素影响，其敏感度及准确度都有所提高。

尽管CAD诊断具有诸多优点并具有较大发展潜力，但是由于目前计算功能力所限及伦理学因素的限制，它还远远不能取代人类在疾病诊断中的作用。我们在使用CAD系统时，必须对其优缺点，尤其是其可能造成谬误之处有深入了解。

第九节　CT诊断价值及限制

一、CT与其他影像检查手段的比较

CT检查与其他影像学手段相比具有独特的优势，但是也具有不足。其主要优点是对各种检查部位不存在盲区，影像的空间分辨率较高，影像指标客观，可重复性好，受设备影响较小。其缺点是存在辐射损伤，很多场合需要增强检查，对患者存在一定风险。

与普通X线摄影相比，CT的密度分辨率大幅度提高，具有多平面的断层解剖显示能力，提供的解剖信息大大丰富。但是，CT的空间分辨率低于普通摄影。所以，在需要提供局部的细节影像时，平片能提供很大帮助。另外，平片的优点还有检查方便、成本低廉、辐射剂量少、对患者的损伤小。对于自然对比良好的部位，如胸部和骨骼，普通摄影能完成大部分诊断工作。所以，在所有适合的部位，平片检查仍然是初步筛查的首选。

血管造影检查通过注射造影剂弥补了平片检查密度分辨率低的缺点，尤其是通过数字化影像处理产生的数字减影血管造影（digital substraction angiography，DSA），使得血管和富含血管的组织显示非常满意。但血管造影同时也增加了检查的风险和对患者的损伤，检查成本的优势也消失了。相反，CT的增强检查也应用了与血管造影相同的原理，但风险和对患者的损伤却大大减少，通过三维重建可以显示直径在2～3mm的血管。因此，CT血管造影可以取代大部分以诊断为目的的血管造影检查。CT血管造影的缺点是一般无法进行动态观察，因此很难同时完成对动脉和静脉系统的观察，CT的空间分辨率也低于血管造影检查，对微细病变的观察有时较困难。另外，CT血管造影检查只能进行诊断，无法进行治疗性操作，所以在以治疗为目的的造影检查中，直接血管造影仍然必不可少。

磁共振成像（MRI）检查通过显示体内的组织化学信号，从而比X线检查大幅度提高了组织分辨率。通过调整磁场变化而产生的不同序列，MRI可以特异性对不同组织产生特定的信号，大大提高定性诊断的水平。其优势还有患者在检查中无需接受放射辐射；由于流空效应的存在，无需造影剂就可以显示大血管影像。因此，MRI检查目前多应用于复杂病变的定性诊断、心脏和大血管疾病的诊断，以及针对辐射敏感人群的检查，如新生儿、幼儿甚至产前检查。与CT相比，MRI检查的缺点是影像的空间分辨率较低，对病变的细节显示不佳；检查时间一般较长，不适合进行急诊应用；患者在检查中处于强磁场内，不适合体内有金属异物者，如金属支架、起搏器等；骨皮质、钙化和肺组织等含水量少的组织成像较差等。对于上述不适合MRI检查的情况，CT均可以补充其不足。另外，MRI设备的运营和保养成本较高，尤其是目前普遍采用的超导型MRI，一般初级医院难以维护，对于复杂病变的诊断主要依靠CT完成。

超声（US）检查通过观察超声波在体内不同组织间的反射和折射情况来进行诊断。超声检查是目前应用最广泛的影像学检查手段之一。其优点是设备小巧、检查方便。体积小巧的手提式超声甚至可以随时进行床边检查；检查方式灵活，多数检查对患者无特殊要求，可以通过改变探头随时观察任意切面的改变；利用多普勒原理进行血管检查，无需造影剂就可以准确观察心脏及大血管血流速度和方向；患者不接受辐射损伤；诊断速度快，多数情况下检查和诊断同时进行；实时动态成像，适合观察器官的变化；检查成本较低。综合以上优点，超声检查特别适合进行急诊检查、心脏大血管疾病的诊断和实质器官疾病的初步筛查。与CT相比，其主要缺点是对于颅内及胸部病变，由于超声波无法进入或传播而难以观察，因此存在检查盲区；对于邻近骨骼和肠管部位存在干扰，影响诊断准确性；检查和诊断的主观性较强，诊断水平受检查者水平影响较大；检查的可重复性较低，病变前后对比的精确性差；影像较粗糙，对病变的定性诊断水平和细节显示水平较低。综合以上特点，超声检查更适合进行实质性脏器疾病和心脏、大血管疾病的初步筛查及急诊检查。

核医学检查利用同位素标记的特定示踪剂来显示特定物质在体内聚集和代谢过程。由于标记物如相同分子的其他物质一样参与代谢过程，所以核素检查可以反映特定器官的功能异常，这种功能改变可能早于形态学改变之前出现，这样就是核素检查对疾病检出的敏感度高于其他影像学手段。核素检查还能在分子水平检测异常代谢产物的改变，是一种分子影像学检查手段。与CT检查相比，核素检查的主要缺点是特异性差，各种病理过程，如慢性炎症、肿瘤等都可能存在类似的代谢改变，通过核素手段难以区分；核素检查的另一个缺点是图像的空间分辨率较差，在发现核素的异常聚集区后往往很难确定病变的准确位置和范围，这就大大降低了其单独使用的价值；核素检查还存在着放射性同位素的使用和管理问题，如不能妥善处理则容易造成放射性污染。通常同位素的半衰期越长越容易造成污染，而半衰期短的同位素则需要特殊制备，其成本会大大提高。上述缺点严重限制了核医学检查的适用范围，而CT恰恰填补核素检查图像分辨率差、特异性差的缺点，所以目前研制的新兴手段将CT与PET相结合，产生了PET/CT，同时弥补了两种检查方法的不足。

二、CT在不同部位的应用价值和限制

了解了CT检查与其他影像学手段比较的长处和缺点，我们就可以针对不同部位和检查目的优化检查手段，合理利用CT检查。

颅脑病变的检查是CT最早应用的部位。在急性脑血管病变中，CT平扫即可及时准确发现出血性病变。对缺血性病变的诊断，CT平扫不如MRI诊断准确及时，近年开展的脑灌注检查可以发现超急性期病变，虽然诊断的敏感度提高，但辐射剂量偏大，应用尚待普及。颅脑外伤的诊断中CT也具有重要地位，它不仅能及时发现血肿、出血，而且对骨折的诊断也高于其他方法。对于脑炎症、肿瘤、血管畸形和寄生虫等疾病的诊断，CT平扫的价值不如磁共振检查，因此多数需要进行增强检查以准确定性。对于脑血管畸形和动脉瘤等病变，增强检查辅以三维重建可以取代大部分血管造影检查。

在颅面部及颈部疾病的诊断中，CT对于急诊诊断具有重要作用。螺旋CT扫描及三维重建对于颅底及颌面部复杂骨折的诊断直观而准确，三维重建对气道疾病的诊断也有一定价值。多数颅面部和颈部肿瘤的诊断需要增强检查。同时，三维重建可以更加明确诊断病变范围及对周围血管和器官的侵袭程度。针对中耳和内耳的高分辨率扫描及三维重建对于诊断听小骨病变和内耳畸形有很大帮助。在颌骨外伤和畸形的修复中，往往需要精确测量矫形的程度，三维重建测量为上述手术提供帮助。

随着低剂量扫描技术和三维重建技术的广泛应用，人们对CT在呼吸系统中的应用价值已经有了新的认识。在CT扫描没有被广泛应用以前，一般认为平片能够发现和确定多数肺内病变，因此被普遍应用于体格检查和病变初步筛查。但目前研究证实平片对于肺内多数小病变可能漏诊，而CT可以把肺内小结节的检出率提高5～10倍。因为肺内含空气量较大，对射线吸收小，所以使用低剂量扫描影像质量下降不明显，而患者的辐射损伤和经济负担都大为减轻，这样就使低剂量CT检查成为针对可疑人群的筛选手段，从而可能改变早期肺癌患者的预后。除低剂量扫描外，肺动脉的增强扫描结合三维重建也成为肺栓塞检查的重要手段，CT可以准确发现肺动脉三级甚至更细分支内的栓塞，在很大程度上取代了传统的核素通气灌注扫描。由于双肺野内是MRI和超声检查的盲区，所以对于肺内肿瘤、肺弥漫性病变等的准确定性，平扫及增强CT仍然是最佳的影像学手段。对于胸膜和胸壁病变，超声检查具有方便快捷的特点，但对于复杂病变，则需要CT和MR确定性质。纵隔肿瘤的诊断，CT可以提示病变来源和内部特征，MRI检查对于确定组织成分可能更有意义。对于胸部外伤，由于其往往同时合并多个系统损伤，而短时间内通过其他检查又难以确定病情，尤其是在怀疑出现心脏、大血管损伤而危及患者生命时，应避免一切不必要的检查，用最短的时间获得最准确的诊断，这时CT检查往往能提供最大的帮助。

心脏领域的检查是近年来CT进展最快的领域。CT的心脏检查主要用于心脏冠状动脉。通过外周静脉注射对比剂后，借助心电门控装置短时间内对整个心脏进行扫描采集，然后采用图像后处理工具作多平面、曲面和三维的图像显示。

目前，多层螺旋CT对心脏的检查成像主要采用了前瞻性心电门控和回顾性心电门控两种方法。前瞻性心电门控（图1-2-12A）是根据患者心电图R波的出现预先设定一个扫描时相然后曝光扫描，心脏容积数据的采集是用序列扫描的“步进/单次、曝光”技术；回顾性心电门控（图1-2-12B），心脏容积数据的获取则是采用螺旋扫描连续采集全部心脏的容积数据，同时记录患者的心电图，供回顾性重建时选择。这方面最成功的应用是对冠状动脉的CTA检查（图1-2-13）。这项技术不仅能够使我们观察到冠状动脉狭窄的有无和程度，而且对了解狭窄形成的原因也有很大帮助。对于冠心病患者，CTA资料还可能用于了解心肌缺损范围和程度及侧支循环形成，心脏功能分析，并进一步指导冠心病的个体化治疗。心电门控的心脏扫描还可以应用于先天性心脏病和心脏瓣膜性的诊断。通过高质量的三维重建可以了解心脏发育异常的部位和程度、心脏瓣膜的形态等。以上检查必须具有多层螺旋CT或超高速CT才能完成，超声检查和最新的MRI技术也可应用于相同领域，在具体应用中，应该根据病情需要和单位设备条件选择合理的方法。

CT在腹部疾病诊断应用时，在消化系实质性器官、消化系空腔性器官和非消化系器官各有不同的特点。消化系实质性器官包括肝脏、脾脏、胰腺等器官。这类器官的共同特点是与门静脉系统关系密切，我们在诊断中不仅要观察平扫时轮廓、密度的变化，而且更重要的是在动态增强过程中观察其灌注状态的改变，这样就要求CT设备能够完成快速动态扫描。同时，动态扫描及三维重建已经成为移植手术前了解血管变异情况的重要手段之一。CT对空腔性脏器，如胃、小肠、结肠等的诊断是目前CT诊断的前沿。平扫CT辅之以三维重建，尤其是仿真内镜重建已经成为了解消化管病变的重要方法，其准确程度取决于扫描精度，通过多层螺旋CT的高分辨率扫描能够发现多数5mm以上的病变。增强扫描可以进一步了解肿瘤造成的黏膜破坏，对于确定病变性质有帮助。增强CT扫描应用于肠梗阻的诊断，不仅可以了解梗阻的部位，而且对梗阻部的血运状况和原因也可能进行较为准确的诊断，对于治疗方案的制定有一定帮助。对于阑尾炎的诊断，螺旋CT扫描已经逐渐成为诊断的最佳影像学手段。在常见的急腹症中，超声对肝胆系统及胰腺病的诊断方便快捷，但有部分患者因剧烈腹痛可能拒绝检查，这时CT可以实现无痛苦检查。对胃肠道穿孔的检查，一般腹部立位平片就足够，CT检查一般不能进一步提高诊断精度，但对于少量气体外溢，CT有较高的敏感性。腹部外伤经常伴有多脏器损伤，CT检查一般要求患者具有较为稳定的生命指标，相对于超声检查，CT可以在一次扫描中完成胃肠道穿孔、实质脏器撕裂、破裂和出血等诊断。CT对泌尿系统病变的诊断也有一定价值。动态增强CT可以确定肾实质的灌注情况，延迟扫描可以显示集合系统、肾盂、输尿管、膀胱改变，尤其是三维重建后可以得到与肾盂输尿管膀胱造影相似的结果。三维重建还可以应用于腹部血管疾病的诊断，如肾动脉狭窄、门静脉高压、巴德-吉亚利综合征（Budd-Chiari综合征）等。

CT在运动系统的主要应用是复杂外伤的诊断。这些外伤包括脊柱、四肢外伤、颅脑部外伤和多发复合外伤等。这些病变在普通平片中容易被遮盖或与正常骨间隙重叠，判断比较困难。CT三维重建应用于骨骼的测量和力学分析，可以提高传统方法的准确性，例如对于先天性髋脱位的诊断，前倾角测量是重要指标，传统方法是在平片测量，而CT三维重建测量比平片测量更接近于手术测量结果。这种方法还可以用于骨折愈合的分析等。脊柱疾病，如寰枢椎半脱位，通过CT三维重建可以提高诊断的准确性。CT对脊椎损伤、腰椎间盘病变及椎管内狭窄的诊断比较可靠。对于软组织肿瘤，CT平扫的价值一般不如MRI扫描，多数病变需要增强检查。CT影像也可应用于骨质密度测量，比平片分析更为准确。

血管疾病及介入治疗领域里CT也得到越来越广泛的应用。在血管畸形、动脉瘤和动脉夹层及血管闭塞、狭窄、栓塞的诊断中，增强CT可以准确了解病变范围、程度，对于介入或手术治疗前的准备非常重要，在管腔器官，如消化道、血管的成形术前，可以结合造影CT判断所需要的支架或成形器材的长度、粗细，溶栓术前，可以利用CT判断栓子长度和位置，预防并发症。在栓塞术前，可以利用增强CT三维重建判断血管有无变异或侧支循环形成情况。另外，在胸部或骨骼系统的穿刺术中，CT是比较理想的引导设备，尤其是肺内病变的穿刺活检和治疗，因为它避免了超声的盲区，无疑是最佳的引导设备。利用CT断层影像且图像密度分辨率高的特点，结合血管造影检查可以进行血管造影CT检查。例如肝动脉造影CT（CTA）及经动脉的门脉造影CT（CTAP），是诊断肝脏肿瘤最可靠的影像学方法之一。

CT目前还在应用于放射治疗定位中并逐渐应用于外科手术引导。随着放射治疗技术的进展，目前针对很多病例开展适形治疗，即使X（γ）射线、电子束或质子束等治疗的放射剂量在三维分布上与病变（靶区）的形状一致的方法。在放射治疗之前，必须通过与治疗设备同轴或匹配的断层影像来了解病变的范围，并准确设计放射治疗的方案。CT在空间分辨率和密度分辨率上都能够满足这种要求，因此成为最常用的定位装置。影像引导的外科治疗首先开展于手术视野狭窄，解剖复杂，手术难度较大的部位，如脑科手术。在手术前，可以通过CT了解病变的准确部位、范围及周围的重要区域，然后通过三维成像设计手术径路并在影像设备的引导下完成手术。

由于目前CT技术发展迅猛，在国内不同地区和单位的水平也很不平衡，所以，在临床应用中，我们不仅应该了解CT的优势和缺点，而且应该结合具体的检查部位和检查目的以及患者的病情、医疗单位的设备水平而选择适当的检查手段和合理的检查流程。

（郭文力　岳勇）