医学影像技术体系 · 第 1 卷 / 共 44 卷
从 X 射线衰减到断层重建与图像显示
本卷导读
建立 CT 的物理与工程基础：X 射线衰减、投影与断层重建、CT 值、窗宽窗位、扫描方式与方向、层与排、探测器、重建算法，以及设备性能与图像分辨率的权衡。
知识结构
- CT 的发明与代际演进
- 扫描方式、方向与层排关系
- CT基础知识：扫描方式
- 光谱CT脂肪定量分析
- CT 值与窗宽窗位
- 对比剂、辐射剂量与特殊扫描
- 探测器、重建算法与图像分辨率
- 图文分析CT探测器的参数
- 什么是CT高分辨力成像
CT 的发明与代际演进
第一个临床CT图像是1972年在伦敦的阿特金森莫利医院完成的。第一个病人通过检测囊性额叶肿瘤，获得了令人信服的证据。CT立即受到医学界的热烈欢迎，并被称为是自1895年伦琴发现X射线以来最重要的诊断放射性发明。
1972年4月在英国放射学研究院年会上亨斯菲尔德和安普鲁斯宣读了关于CT的第一篇论文，宣告了CT机的诞生。同年10月，在北美放射学会（RSNA）上，他们向全世界宣布了这个在放射学史上具有划时代意义的发明。
1974年，美国George Town医学中心的工程师莱德雷（Robert Ledley）设计出了全身CT扫描机。至此，CT开创了可以应用全身扫描的时代。
70年代后期，各大厂商抢占市场，CT制造商达到18家之多，可见当时市场之繁荣。
1979年，亨斯菲尔德和考迈克（科马克）由于在CT上的贡献，共同获得诺贝尔生理学或医学奖。
20世纪80年代末螺旋CT发明之前，CT的发展通常以“代”称呼。螺旋CT问世以后，已不再称呼几代CT，取而代之的是单排、多排螺旋、能谱等。
现代的螺旋CT由第三代基础上利用滑环技术使球管和探测器可以做连续旋转（非螺旋CT受球管与机架的电缆限制不能做连续旋转）并增加了检查床的移动。球管加检查床的单向运动看起来像弹簧的运动轨迹，故引进了螺距等概念。
CT成像的基础是不同密度的物质结构对X线的衰减量有差异，这种差异源于X线的衰减系数（attenuation coefficient），X线通过物体的衰减遵循指数衰减定律：
其中，I是通过物体后经过衰减的X线强度，I0是入射的X线强度（还未穿透物体），d是物体的厚度。μ是物体的线性衰减系数，是物体或组织的特性参数。μ是常量，不同的物质、组织有其特定的衰减系数，线性衰减系数的SI（国际单位制，法语缩写SI）单位为m^-1。
在诊断放射学的能量范围内，总衰减系数是相干散射、光电效应与康普顿效应各自线性衰减系数之和。反映不同能量级X线与物质相互作用的概率。
实际工作中，我们不以衰减系数作为测量单位，而是CT值HU（Hounsfield Unit, HU）来反映组织密度。
在这个公式中，以水为参照物，相对于其他物质而言，水的CT值为0。这样组织的有效原子序数越高、密度越大，衰减值越大，其CT值也就越大。
人体中一般骨组织为+1000Hu左右（最大致密骨可达3000Hu），空气为-1000Hu。
这里需要注意的是CT值会受X线能量的影响：当X线能量较低时，组织吸收X线的能量会增加，CT值可能会偏大。所以实际工作中，会选择穿透性较强的高千伏（120~140kVp）。
还有一部分CT值的误差来自散射线，一般机器都会自动进行CT值校准。
显示器上CT图像亮度变化是以灰阶的形式显示的（典型的显示器有256个灰阶，人眼能够识别16级）。灰阶越大，图像越白；灰阶越小，图像越黑。而组织的CT值越大，反射的X线越多，探测器接收到的光子数就越少，图像上就越白，反之越黑（空气衰减最少，所以是黑的）。
窗宽是指最亮灰阶所代表的CT值和最暗灰阶所代表的CT值的跨度。窗宽决定图像的对比度及灰度范围。
窗位是指窗宽上限代表的CT值与下限所代表的CT值的中心值。窗位决定图像亮度。
例如：脑组织窗的窗宽窗位分别为100和40，那么最亮灰阶为x，最暗灰阶为y，即满足 x-y=100，（x+y）÷2=40。解方程可得，脑组织窗的最亮灰阶为90，最暗灰阶为-10。CT值的范围也可以用下面公式计算：
公式中，W代表窗宽（Window Width, WW），C则是窗位（Window Center）[又写作Window Level, WL]，CT值的范围：窗位减去窗宽的1/2~窗位加上窗宽的1/2。
对于上面的脑组织窗，CT值的范围就是-10～90 HU。人类裸眼在这个范围的最小分辨力100/16，大概6HU左右，也就是说超过6HU的两种组织可以被人眼识别。所以新鲜血肿与脑组织在脑组织窗容易被鉴别（密度差为20～60 HU），但是在骨窗下（2000WW、400WL）人眼最小分辨力是2000/16，大概是125HU左右，两种组织不能被人眼识别。
为常规的胸部CT平扫。分别在肺窗和纵膈窗上显示。肺窗显示肺纹理，肺组织结构比较好
CT系统主要由扫描机架、扫描床、计算机系统、控制台、电源分配柜等构成，不同的CT可能部分配置有差别，但构成原理基本相同。
①CT数据采集部分（位于扫描机架内部）包括：X线管、滤过器、准直器、探测器、数据采集系统。
②计算机系统包括：图像重建计算机、系统控制计算机和图像显示器。
③控制台可以控制CT扫描机架和扫描完成各种数据采集工作。
X线球管：由阴极、阳极和真空套管组成。其基本结构与普通X线机的X线管相同，但额定功率大于普通X线管。
简单来讲，X线球管就是一个高压下的真空二极管，包含两个极。一个极是发射电子的灯丝，作为阴极；一个是接收电子束轰击的阳极，又叫做阳极靶面。
（1）保证管内是真空状态，使电子能够自由加速
（2）隔热与绝缘。因此外壳材料需要耐高温（目前多为金属外壳）且绝缘（陶瓷作电极支座）。二十世纪七十年代CT发明初期，X线管多为固定阳极X线管，这种X线管结构简单，成本低。但是电子束长时间轰击阳极靶某一点会产生巨大热量，不易扩散，所以不能长时间连续工作，否则会出现阳极靶被烧蚀的现象。一般采用油冷或者水冷方式强制冷却球管。
典型的X线球管靶面倾角一般为7°~12°。这样实际的焦点长度比投影的焦点长度大（称此为线性聚焦原理），增大了曝光面积。
（二）物理参数包括最大热容量和冷却速率。①曝光时靶面产热速度大于冷却速率，所以X线球管处于最大冷却速率时，所允许承受的最大热量（热容量）是有限值的：
kV代表电压，mA代表电流，S代表总的扫描时间（一次扫描）。
②冷却速率用HU/min表示，但它不是固定值，阳极温度越高，冷却速率越大，反之越小。（技术指标中一般都有标注最大冷却器速率）
（三）电参数包括X线球管额定功率、最高管电压、最大管电流、灯丝加热电压和电流、阳极转速等。X线球管瞬时负载能力比连续负载能力大很多，对于长时间的螺旋扫描，必须降低X线球管的功率，避免X线超负荷允许。
现在很多书把高压发生器也归在X线发生装置里了。原来的高压发生器是在外面，体积很大。现在高压发生器都比较小了，装在机架内部，所以，理论上高压发生器也是X线发生装置的一种，起到加速电子束的作用。
高压发生器是X线球管能量的来源，它一方面提供高压，另一方面提供X线球管灯丝加热电流。现代的CT都是采用体积小，效率高，重量轻的高频发生器（脉冲式），可直接安装在机架上随旋转架一起同步旋转，最高功率可达120kW，管电压的范围大都在80140kV，X线管电流的范围一般在20800mA。
①CT机产生的X线是多能谱的，有长短波，而在实际扫描时需要的是能量相对均匀的硬射线。前准直器位于X线球管端（为了减少半影，尽量远离球管），由固定或可调节的叶片组成，可调节X线束的宽度，从而控制扫描层厚。
后准直器位于探测器，叶片开口一般等于或大于扫描的最大层厚，每片叶片开口的缝隙对准一个探测器，使探测器只接受垂直入射探测器的射线，减少散射线的干扰。为了有效的利用X线，一般探测器宽度略大于后准直器。后准直器可以有效的控制患者的辐射剂量。
前后准直器同时使用时，必须保持高度协调，不然容易产生条形伪影。在第三代CT以后，随着焦点尺寸的变小，经滤过器和前准直器的调整，可以很好的控制X线束的方向，所以都不再使用后准直器。
探测器位于扫描机架内部，位置与X线球管对应。探测器作为一种成像介质，其作用是接收携带不同信息的X线光子并将其转变为可记录的电信号。影响探测器性能的指标多，其最重要的特性参数包括转换效率、响应时间和稳定性。
- 转换效率是指探测器将俘获的X线光子吸收、转变成电信号的能力。一般情况下，探测器的效率受几何和吸收效率的影响。
几何效率是探测器有效宽度/（探测器有效宽度+失效的空间）。因探测器间有间隔，摄入间隔的射线不能被探测器接收而失效。所以尽量使探测器单元所占范围比间隔大得多，有助于几何效率的提高。
吸收效率是探测器吸收X线光子与摄入探测器总的X线光子的比值。吸收效率与X线光子的能量有关，其次与探测器本身的厚度有关。
探测器的总效率是几何效率与吸收效率的乘积。临床应用中，总的检测效率大概在50%~80%，探测器总的检测效率越高，可以有效的减少患者受照剂量。
响应时间是指探测器能够响应两次X线照射的最小时间间隔长度。在扫描时间短的X线入射到探测器上时，响应的速度越快，余晖的影响越小。一般情况下，为了避免余晖的伪像，需要软件进行校正。
稳定性是探测器响应的前后一致性，探测器需要经常进行校准以保证其输出信号的稳定性。
已投入临床应用的CT探测器有两种：固体和气体两大类。固体探测器按照闪烁体的材料区别又分为闪烁探测器和稀土陶瓷探测器；气体探测器常用高压氙气。
固体探测器的工作原理：由于X线照射到某种物质时，这些物质会发出可见光，这类物质被称为闪烁体。
闪烁体吸收X线光子的能量，然后释放出能量较低的可见光，进而由光电倍增管或高灵敏度光电二极管接收，变成电信号传输至信号采集处理器。通过探测器后的电信号实现了辐射能到电脑的转换。
早期的闪烁探测器用铊激活碘化钠晶体（NaI），使碘化钠晶体材料和光电倍增管耦合在一起，起到光电转换作用，这种晶体对X线有很好的阻止本领，透明度和发光度很高，但是极易潮解且有余晖，后被锗（zhe）酸铋（BGO）和钨酸镉（CdWO₄）等取代。
现代CT被广泛使用的是稀土陶瓷探测器，它实际上是掺杂了钇（yi）之类金属元素的超快速氧化陶瓷，采用光学方法使这些材料和光电二极管结合在一起。其特点是稳定性好、光电转换效率高、X线的吸收率达99%、余晖小且容易进行较小的分割（闪烁体是阵列探测器小单元的组成部分，尺寸越小，空间分辨力越高）。
固体探测器的优点：灵敏度高，有较高的光子转换效率（稀土陶瓷探测器达到99%）。
固体探测器的缺点：①相邻探测器间存在缝隙，X线利用率相对较低（40%~50%）；②余晖长，有拖尾；③探测器阵列单元很难做到完全一致，有误差。
气体探测器原理：气体探测器是利用气体（氙气）电离的原理，入射的X线使气体产生电离，透过测量电流的大小来测得入射X线的强度。气体探测器通常做成一个密闭的电离室，密闭的气室内被加入约30个大气压，以增加电离室的电离。电离室的上下夹面由陶瓷拼成，两侧由薄钨片构成，而X线的入射面由薄铝板构成，中心收集电极也由薄钨片构成。电离室侧面的钨片对X线有准直作用，可防止散射线进入电离室。
气体探测器优点：①稳定性好；③几何利用率高（95%）。气体探测器缺点：①吸收效率低（45%）；②工艺上只能做成单排探测器，不能应用在多排。
以上讲的是探测器的物理组成部分，那么在实际临床应用中由探测器引入的技术参数都有哪些呢？它们对成像质量有哪些影响？
我简单的总结一下技术参数，大概包括：螺距（准直螺距和层厚螺距）、重建增量（重建间隔）、最小重建层厚、最大覆盖范围、层厚、各向同性等。
螺距（Pitch, P）是螺旋扫描所特有的、与图像质量相关的重要参数，它是一个无量纲的单位。根据IEC（International Electrotechnical Commission）说明，螺距（Pitch）=TF/W，式中TF（table feed）是扫描旋转架旋转一周期间检查床运行的距离，单位为mm（毫米）。W是层厚或射线束准直的宽度，单位也是mm。
当4层螺旋CT（注意层和排的区别，CT中的"层"与"排"的区别）问世后，原理计算螺距的方法变为两种：准直螺距（collimation pitch）和层厚螺距（slice pitch）。
准直螺距（又称螺距因子、射线束螺距）：准直器打开的总宽度除以所使用探测器阵列的总宽度。以4层探测器举例，当准直器宽度打开10mm时，使用2排5mm探测器，那么此时准直螺距就是1（2×5=10mm，10mm÷10mm=1），这里不考虑探测器的总排数和宽度。螺距小于1图像会有重叠，等于2图像相邻区域会有间隔。使用小的螺距可增加采集量从而提高图像质量，但是会增加剂量和曝光时间，一般用于小关节扫描；使用大的螺距，可在相同时间内增加扫描范围，或者相同范围内缩短时间，但是图像质量下降。
层厚螺距（又叫容积螺距、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使用探测器的宽度，并且乘以所使用的探测器阵列的排数。这里说明一下，多层螺旋CT与单层CT不同的是，4层CT的层厚不一定等于X线束的准直宽度。以X线束准直宽度8mm为例，探测器可以是4层2mm、2层4mm、一层8mm的组合。所以层厚是所使用探测器宽度1/N，所以在4层螺旋CT中，如果检查床移动了30mm，准直宽度是20mm，探测器使用了4排5mm的话，层厚螺距就是6（30/20=1.5，1.5×4=6）。如果按照准直螺距算的话就是1.5。
随着探测器排数和总宽度的增加，球管旋转一周的最大覆盖范围也相应的增加，但是最大等于探测器的总宽度。
对于各向同性都很熟悉了，随着探测器单元的减小，能够保证体素接近正方形，从而可以完成三个方向的重建图像，而不会造成图像几何失真。
理论上，CT机可以重建的最薄层厚应等于探测器准直单元宽度。而实际上，重建层厚应该大于准直器单元的两倍（Nyquist 定理），否则会由于Z轴采用不足而出现风车伪影。重建层厚越薄，伪影越严重。
薄层图像一般指层厚1.5mm~3mm，小于1.5mm可称之为超薄层图像（再加大矩阵1024×1024，称为高分辨）。超薄层扫描能够减少部分容积效应，提高图像的纵向空间分辨率，但是会增加图像噪声。
重建间隔（reconstruction interval）：被重建图像长轴方向的间距。它不同于螺距，它是重建参数，不属于扫描参数。重建间隔不影响扫描时间，可以在容积范围内任意重建。不同的重建间隔会影响图像质量，重叠重建会改善图像质量，不过重叠超过50%，将不再有明显变化。同时减少间隔，还会减轻部分容积效益。
扫描方式、方向与层排关系
1. CT基础知识：扫描方式
是定位像扫描，前后位，X线球管从人体正面透照，探测器在人体下方。
一般定位像除了得到前后位图像，还要扫描一次，得到侧方位图像，这样定位也比较准。
所谓的轴扫，有些书又把它叫做序列扫描。这种扫描模式是最早期的CT扫描模式，又叫做步进式扫描或者step-stop，步进-采集模式，slice-by-slice。
现在临床大部分部位扫描都采用螺旋扫描的模式，其最大的优点就是扫描速度快，可以进行连续快速扫描。这样使得胸部、腹部可以在一次屏气内完成扫描，得到良好的没有呼吸运动伪影的图像。
成像速度的提高，也使得多期动态增强成为可能，比如肝脏的多期动态增强扫描。
另外一点就是螺旋扫描得到的是容积数据，也有利于三维重建和得到VR图像。
螺旋扫描快速成像的特点，尽可能的冻结了运动伪影，解决了动的问题。但是其扫描模式也有缺点，比如大螺距容易产生风车状伪影。还有一点需要注意，和轴扫描不同，螺旋扫描的这种模式，球管和探测器旋转一周的起点和终点并不相同，所以在图像重建之前需要进行插值。
看起来很简单，可能平时张口就来，但是真正要写出来，形成书面语言，才发现很多时候还要反复地核实及查证。就怕写得不准确或者术语不严谨，当然本人水平有限，CT又是小白，可能挂一漏万，也请大家谅解及斧正，非常感谢大家。
有时间我也会多看看CT的书籍，一个粉丝送给了我一本全英文的CT书，非常感谢这位朋友。这本书有700多页，铜版纸的，质量很高。
现在CT技术发展也挺快的，听说光子计数探测器CT也快出来了，扫描能谱常规化也应用比较多。再不学习，就落后了。
而磁共振发展就更快了，基本上每个月都有新序列出来，每一年都有新技术。这使得我们必须要全力以赴。
CT扫描中都很熟悉进床扫和出床扫，那么针对不同部位或者序列，该怎么选择呢？
在Scan parameters中，可以设置定位像扫描的方式（dual、Frontal、lateral）及扫描方向（in、out）。
举例，需要对一个头先进，仰卧位的患者进行头颅扫描。
选择进床扫，则很明显，在摆位的时候，激光灯就应该对准头顶，因为定位像是进床扫，也就是从患者头到脚往下走。
同样这个例子，如果是出床扫，则患者摆位定位的时候，激光灯就应该对准患者头颅下方，比如颈部或者下巴。定位像是出床扫描，从患者激光灯定位的下巴或者颈部往上扫，最后覆盖完整个头颅。
还有一个参数是Length，扫描长度，确定了扫描起始点（激光灯定位的位置）和扫描方向，设置好扫描长度，则就很清楚扫描的范围了。
这里需要注意，CT扫描用户可以自定义进床扫还是出床扫。
理想情况下，为了让床少走，一般是扫描的时候一进一出。
如果还要做头颅增强（新增加了序列），则增强序列又可以进床扫。
飞利浦中，定位像扫描模式允许扫描单定位像（正位和侧位）或者双定位像（两个都出来）。
如果选择单定位模式，则定位像进床（in）和出床（out）都可以。
但是如果选择了双定位像模式，则扫描方位必须是出床扫（out）。
另外就是，在飞利浦的系统中，如果选择进床扫（in），则系统每次会弹一个对话框提示一下，用户点击确认就可以。
这里很多用户会问，为什么选择进床扫每次会弹这个框，出床扫（out）就不会。
而进床扫就不同了，因为进床扫在摆位的时候，大部分情况患者并没有进入扫描孔。需要进行扫描的时候再进去，万一手上举了，或者患者太胖了，进不去，存在卡手的风险。
进床扫描定位像，每次系统要弹一个对话框，让用户确认你知道是进床扫，患者能顺利进去。
还有一点最重要的就是增强扫描，需要用户灵活调整扫描方向。
还是举一个例子，一个头先进，仰卧位患者进行腹部扫描。
因为进床扫是从上往下扫，而腹部增强或者血管扫描，打药后，刚好从上往下，和血流方向一致。
同理，如果是一个头先进，仰卧位患者进行头颈部CTA扫描。
因为出床扫是从下往上，头颈部血管血流方向也是从下往上，这样扫描方向和血流方向一致。
是俄罗斯莫斯科圣瓦西里升天大教堂，是一座典型的东正教教堂，由九个带有金色的洋葱头状尖顶的教堂组成。当然这个是野史。
自从离开医院，专业培训磁共振，有差不多5年时间没有接触CT了。影像技术及影像医学诊断说到底是一门经验技术累积学科，这种学科的特点就是熟能生巧，几年不碰，我觉得我的CT技术都差不多全部忘光了。
偶然间上各种影像论坛，看见我2~4年前发的帖子，还有好多内容是关于CT技术的，有一篇是2014年发的，一算距今已经快五年了。
CT术语中的“排”和“层”只要是接触过CT的相关人员都不会陌生。对于大部分有工作经验或者专业的CT技术人员来说，理解这两个相关术语并不困难。而对于CT操作不太熟悉或者很多医学生，影像技术学生来说，经常容易把他们搞混淆。
"层"（Slice）和"排"（detector row）是两个完全不同的概念，这一点首先需要大家明确。
“排”是指CT探测器在Z轴方向的物理排列数目，简单来讲就是有多少排（个）探测器，就是多少排CT，这个指标主要是反映CT硬件结构。可以说排是一个硬件性参数。所谓硬件性参数就是直接可以在硬件（实体）中反映出来的，比如64排，那么可以数出来探测器的阵列数。目前的CT都是多排CT（MDCT），即Multi-detector CT或者可以写成Multi-row CT或者Multiple detector row CT。
“层”是指CT数据采集系统（Data Acquisition System, DAS）同步获得图像的能力，简单的说就是同步采集图像的DAS通道数目或机架旋转时同步采集图像的层数，这个指标主要是反映CT扫描的功能。可以说层是一个功能性参数。所谓功能性参数是指要通过图像性能来反映的，不能直接通过实体显示。有多少层CT就代表扫描一圈能够同步获得多少幅图像。比如，我们常说的16层CT、64层CT，就是表示扫描一圈能够获得16层图像、64层图像。目前的CT基本上都是多层CT（MSCT），即Multi-Slice CT或Multi-slice spiral CT或Multislice CT。
在很多CT的书籍中，无论是国内的还是国外的，这两个术语基本上是随机的。甚至有些书籍直接这样写“Multiple detector row CT (MSCT)"，把两个概念或者术语经常相互切换，相互替换。理解其含义的人当然明白其各自的意义及侧重点，但是很多医学生经常被搞蒙。在部分书籍使用多排CT（MDCT）或多层CT（MSCT）中，主要是侧重点或者比较说明有所不同。比如，有的书籍使用MDCT是为了和single-detector row CT（SDCT）相比较。”。第二点需要注意的就是，由于“层”和“排”是不同的概念。很多时候，层和排并不是一一对应的。
但是由于探测器的物理排布，组合方式及设计理念的不同，“排”数相同的CT得到的“层”数可能并不一样。
比如，某某机器的64层CT，实际上探测器是32排，每排出2幅图，一次采集可以获得64幅图像，所以该CT也可以叫做64层CT，也可以叫做32排CT。
在MSCT多层CT技术中，DAS控制着数据的采集及传输。利用DAS电子开关对受X线激发的多排探测器陈列的不同组合，可以进行不同层厚图像的采集。但是同步采集图像的层数仍然受到DAS通道数目的限制。DAS是真正的决定同步多层采集图像的能力，与容积成像能力相关的应该是DAS通道数目，即“层”的数目。层的叫法应该更准确。“排”的数目多少只决定对不同采集层厚的组合能力，与CT同步采集层数并没有直接的关系。“层”更能精确地评价CT机器的扫描性能，也更便于CT使用者的理解。
目前GPSTH（GE、Philips、Siemens、Toshiba被Canon收购、Hitachi）都具有各种性能及参数的CT。在排数及层数上也是有非常多的选择。
CT的发展从早期的单排CT，到双排CT，到螺旋CT及多层螺旋CT，经历了3次飞越。
第一次飞越是由非螺旋CT发展为螺旋CT，英文Spiral CT或Helical CT，主要的技术革新是利用了滑环技术，探测器可以连续旋转，这次飞越使CT摆脱了逐层扫描的模式。传统的非螺旋CT扫描模式采用的是进步-采集模式，即step-and-shot。这种采集方式包含了两个周期：数据采集周期和非数据采集周期。在数据采集周期，病人不动（扫描床位置不动），X线球管和探测器以一定速度绕病人旋转一周，采集数据；当一层数据采集完成以后，进入非数据采集周期，扫描床移动到下一个扫描位置，等待新的数据采集周期。可以发现，螺旋CT出来之前，CT扫描是采用逐层扫描进床的模式，扫描速度非常慢，而且容易产生伪影，也不方便做一些受呼吸运动影响大的部位。
第二次飞越是由单层螺旋CT发展为多层螺旋CT。多层螺旋CT是指在单层螺旋CT的基础上，增加了探测器在Z轴方向上的-排列数目，这样可以使X线管旋转一周，完成多个层面（断面）的数据采集。相比于单层CT，多层螺旋CT的主要优势在于扫描速度的大幅度提高。扫描速度提高以后，可以做很多新的项目，如一些呼吸运动器官的扫描得以实现。由于Z轴（即层面方向）的探测器数目增加，使CT扫描的层厚得以更薄，提高了Z轴方向的空间分辨率或者层间分辨率，这样可以使各项同性成像成为可能。
CT的发展除了在传统的探测器数目“排”上及采集数据重建图像“层”上做文章以外，目前大部分公司都在往能谱及能量上发展。第三次飞越应该就是将CT从单一的密度分辨率成像发展到类似多参数成像，如双源CT、能谱CT。
目前CT发展到了从单纯比“排”数、“层”数到更多功能性比较，比如大家经常听到了双源CT，双能量CT，能谱CT等。
同源是指同一射线源发射（高低能量X射线的特性完全一致，无能量偏移）。同时是指同一时间采集数据（高低能量X射线的采集时间完全一致，无时间偏差）。同向是指同一方向采集数据（高低能量X射线的衰减路径完全相同，无空间位移）。
CT是这样，MR更是这样。原来在医院还经常做CTA，后处理，现在真的忘得差不多了。
磁共振基本序列及图像对比度（权重）。磁共振中的弛豫：纵向弛豫和横向弛豫及T1、T2值。相位对比血管成像技术原理及临床应用。MRI基本原理的难点突破--K空间。K空间的数据是如何填充的？
磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。磁共振子宫规范化扫描方案及临床应用讲座。心脏MRI扫描技术及高级临床应用。磁共振波谱基本原理、概念、技术及临床应用（讲座）。乳腺磁共振DCE如何科学地、精准地抓动态。MRI对比剂相关知识及临床使用注意事项。磁共振图像的相对信噪比和绝对信噪比
CT血管造影（CTA，CT angiography）是经周围静脉快速注入水溶性有机碘对比剂，在靶血管对比剂充盈的高峰期，用螺旋CT对其进行快速容积数据采集，由此获得的容积数据再经计算机后处理，即利用3D成像技术对血管进行重组，通常采用MIP、SSD和VR，重组成3D血管影像。CTA是一种微创性血管造影术，对于血管形态、血管性疾病以及病变与血管关系的显示有重要价值。
CTA实质也是一种增强扫描，主要不同点是在靶血管对比剂充盈的高峰期扫描并采用了3D成像技术。
近心端动脉（主动脉、肺动脉、头颈部动脉等），受心功能影响较大，外周阻力影响相对较小，循环时间较恒定，可用低对比剂量检查，因为对比剂较多时易产生上腔静脉伪影（上肢静脉注射对比剂）。肺动脉略特殊，不仅受心功能影响，还受肺循环阻力影响，肺动脉高压患者或心功能异常者适当增加对比剂用量。
远心端动脉（上、下肢动脉），受心功能影响较小，外周阻力影响相对较大，循环时间变化很大，对比剂用量不宜过低。
二、常见部位的循环时间及扫描方向。原则上应尽量与血流方向一致，即：动脉-离心扫描，静脉-向心扫描。
四、CTA静脉内团注对比剂影响因素。以5ml/s的流速注射对比剂125ml，得到主动脉强化曲线图。使用碘浓度370mgml的对比剂以2ml/s的速度分别注射75ml、125ml和175ml，得到主动脉强化曲线图。使用碘浓度370mg/ml的对比剂150ml，以1ml/s、3ml/s和5ml/s的速度分别注射，得到主动脉强化曲线图。使用单层、4层和16层对主动脉的扫描时间和扫描持续时间曲线图。随着旋转一周采集的层数增加，扫描速度变快，扫描时间缩短，需要延长动脉峰值的延迟扫描时间。
生理盐水冲刷是指按一定流速注射对比剂后，立即按相同流速注射一定量的生理盐水，使对比剂按原先的速率继续被推进，从而延长峰值的持续时间，保证增强效果。
在CTA检查时，经常会遇到这样一个问题：选择右侧肘静脉注射还是左侧肘静脉注射呢？推荐首选右侧肘静脉注射，因为如果从左侧肘静脉注射对比剂，由于左侧无名静脉从“三根毛”血管（头臂干、左颈总动脉、左锁骨下动脉）前经过，会产生高密度伪影，影像图像质量。
CT检查在临床中应用十分广泛，CT以其扫描速度快，对骨头及钙化敏感而具有部分优势。
CTA是CT血管成像是CT临床应用中一个非常重要的部分，由于血管及其背景软组织自然对比差，常规CT平扫往往难以显示血管。在行CTA检查的时候，需要引入对比剂，改变血管与背景组织的影像对比，从而突显血管。
CTA广泛的应用在头颈部血管、心脏冠状动脉、肺动静脉、胸主动脉、腹主动脉、下肢动静脉中。
其中比较常用的是冠脉CTA及头颈部CTA（经常是配合CTA+CTP一站式解决方案）。
行冠脉CTA检查，原则上要把心率控制在70/min以下。当然现在设备越来越好了，对心率的要求也慢慢放宽松了。对于双源CT（西门子）、iCT（飞利浦）、Revolution（GE）及Aquillion One 320（Toshiba）等设备来说，即使心率＞70/min，也可能做出漂亮的冠脉。
飞利浦iCT，心率快并且伴有心率不齐，仍然能做出漂亮的冠脉图像。冠脉CTA做完一个最重要的步骤是进行图像后处理。CTA的图像后处理一般包括：VR（容积再现）、MIP（最大密度投影，磁共振就说最大信号强度投影）、CPR（曲面重建）、MPR（多平面重建）、SSD（表面遮盖）、CTVE（CT仿内镜）等技术。
冠状动脉CTA主要是找出冠状动脉的主要三个主干和三个分支。
冠状动脉由左冠窦和右冠窦发出。正常情况下（非变异）：左冠窦一般发出LM（左主支），LM又分出LAD（左前降支）和LCX（左旋支）；右冠窦发出RCA（右冠支）。
LAD的主要分支是D1（角支），D2（角第二支）；LCX主要分支是OM1（钝圆支）；有时候LM还会发出Ramus（中间支）。RCA主要分支是PDA（右后降支）。
如果有钙化或软化斑块要标出，钙化积分由数据工作站进行电脑测量。目前很多先进的设备不仅配备有钙化积分分析软件，甚至还配置有斑块分析软件。
当然也正常人也存在冠状动脉解剖变异的情况，这种情况需要对解剖非常熟悉，准确的识别出变异。
头颈部CTA是应用第二多（有说第一多的）临床CTA技术。
颈动脉系统包括颈总动脉及其分支血管。颈总动脉在甲状软骨上缘水平又分为ICA（颈内动脉）和ECA（颈外动脉）。
主动脉弓发出三支主要的血管支（俗称三根毛），分别是头臂干（头臂动脉）、左侧颈总动脉及左侧锁骨下动脉。
这是针对大部分正常人，少部分人仍然存在解剖变异。
除了颈动脉系统，颈部CTA重要的还是椎动脉系统。
椎动脉多由锁骨下动脉的第一段发出，沿前斜角肌内侧上行。
大脑的动脉学过医的都知道，主要是由颈内动脉系统和基-椎动脉系统构成。颈内动脉发出MCA（大脑中动脉）、ACA（大脑前动脉）；基-椎动脉延续为PCA（大脑后动脉）。
颈动脉主要是看左、右颈动脉（carotid artery）；左、右椎动脉（vertebral artery）。
腹部血管相对来说，大动脉比较好做。但是如果想要做肝脏的血管，把肝动脉、门静脉及肝静脉分开，还是比较有难度的。这一点来说，磁共振目前有其局限性。
肺静脉一般左右各3个分支，一共6个，当然很多情况下有变异。
除了以像及应用，CTA基本上可以用在全身各个部位，由于工程实践中水平有限，就先介绍到这里。待看2个月CT书，把CT知识重新捡起来的时候，在好好写一些CT的知识。
Label：（标签）参数用于插入一个标记，该标记将显示在该序列的所有图像上。
Scan Type：可对当前检查卡序列类型进行选择。
Resolution：可对检查卡序列的分辨率进行选择。
Sampled Collimation：此参数为检查卡序列的默认准直。
Slice Increment：可修改检查卡序列的层增量。
Rotation Time：可修改检查卡序列的旋转时间。
Cycle Time：可修改检查卡序列的周期时间，周期时间指相邻扫描启动之间的持续时间（单位：秒）。
No.of Cycles：此参数为检查卡序列的扫描圈数。
Scan Angle：可修改检查卡序列的扫描角。
Scan Time：此参数可根据其他参数的选择，形成默认的扫描时间。
Auto Voice：选择此参数可开启/关闭自动语音。步骤：选择预先录制的消息设置：扫描前（例如“屏住呼吸”）和扫描后（例如“呼吸”）。单击 phrase（语句）按钮会打开 Auto Voice and Breathing Lights Parameters（自动语音和呼吸灯参数）对话框。
DoseManagement参数栏。DoseRight：通过选择此参数，可以启用 DoseRight 功能以及 DoseRight Index。
kV:选择此参数可对kV进行修改，Voltage（电压）参数用于根据人体扫描部分的吸收特性设置电压，选择所需的 X 射线电压。
mAs：选择此参数可对毫安秒进行修改。mAs 参数设置扫描过程中的照射值。它由射线管电流和扫描时间确定。扫描时间由旋转时间和扫描角确定。较大的mAs系数可降低图像噪音，增强对比分辨率，但会增加患者接受的辐射剂量和X射线管的负荷。
DLP [mGy x cm]：DLP是CTDIvol乘以总辐射长度的计算值，表示当前扫描患者接受辐射的总剂量。
CTDIvol [mGy]：CTDIvol[mGy]参数赋予检查内定义的扫描参数设置的实体扫描平均剂量。该剂量取决于电压、mAs、层厚度、层增量和扫描长度。它仅作为信息显示，不能进行修改。
另注：Rotation Time（旋转时间）、Scan Angle（扫描角）和 Slice Increment（层增量）均会影响最小 Cycle Time（周期时间）。
Orientation：可对检查卡序列轴位、冠状位、矢状位进行选择。
Thickness/Increment：可对检查卡序列层厚/层间距进行选择。（Increment（增量）参数用于设置两个连续重建切片之间的距离。如果选择 Contiguous（连续）选项，Increment（增量）将设置为与层厚度相同。如果选择 Overlap（重叠）选项，Increment（增量）将设置为层厚度值的一半。
No.of Images：此参数显示为当前检查卡序列的图像数量。
Auto Location:可自动识别检查卡序列的名称。
Procedure：可自动追踪同一检查卡其他序列。
Result Direction：可对检查卡序列进行出图方向的选择。
Review Before Save：选择此参数可对检查卡序列开启“保存前检查”，以便于结束检查前，更改图像重建方式。
Auto Storage：选择此参数可开启/关闭图像的自动传输。
Auto Film:选择此参数可访问检查可用的自动胶片打印参数选项，对图像进行自动传输并打印。
Auto Launch：选择此参数，可将该检查卡序列产生的图像自动传输至本地应用软件中（一个检查卡只能选择一个应用程序）。
Reconstruction参数栏。iDose:选择此参数可以启用 iDose4 功能和 iDose Level（iDose 等级）。iDose等级可以消除图像中的噪音，选择的数字越大，图像的降噪越强。
Filter：选择此参数可对检查卡序列的滤波函数进行选择。（头部选用Brain Standard模式，软组织选用Standard模式，胸部、骨窗选用Y-sharp模式，以Standard A-C模式为例，A-C越往后选择，图像质量越锐利）。
Enhancement：选择此参数可修改序列图像的边缘锐化强度。
Windowing：此参数可选择不同部位的窗宽/窗位，也可选择Type in手动输入C/W值。
Render Mode：此参数可修改检查卡序列的重建模式。
O-MAR：选择此参数，可开启O-MAR算法，减少金属物体造成的金属伪影。1.Result Direction（图像重建的方向可与采集方向不同）：
Allow FOV larger than 250（FOV允许大于 250）。选择此参数（创建检查卡时）可允许为前瞻性心电门控扫描使用大于250的视野。进行此选择会提示剂量增加消息。
mAs 的绝对最小值/绝对最大值。通过 Absolute min（绝对最小值）和 Absolute max（绝对最大值）设置，可以限定检查卡的最大和最小mAs值，使mAs不超出上下限值。
Auto Film（自动胶片打印）选项用于设置立即将重建图像发送到 Filming（胶片打印）应用程序。Auto Film（自动胶片打印）不能与 Review Before Save（保存前浏览）同时使用。
2. 光谱CT脂肪定量分析
脂肪定量分析对于诊断代谢性疾病及肝脏脂肪变性和骨骼肌脂肪浸润是非常有用的。而传统的脂肪定量主要采用的是超声或者MRI脂肪定量技术。光谱CT也可以做脂肪定量分析。
双能量计算机断层扫描（DECT）的脂肪定量可提供与造影剂无关的客观结果，可作为评估肝脂肪变性或肌肉质量的预后相关参数。飞利浦科学家探索了一种利用三物质分解算法的脂肪定量算法，并在体模和人体中进行了验证[1]。
脂肪定量是双能量CT物质分解的一个应用领域，主要应用于检测肝脏脂肪变性和骨骼肌脂肪浸润。MRS和MRI是目前最为准确的非侵入性检测肝脏或肌肉脂肪含量的方法。但利用MR测量所覆盖的器官区域较小，而双能CT（DECT）扫描仪在临床上越来越普遍，它为测量脂肪提供了客观、快速的、不受造影剂影响的方法，并能显示整个器官。虽然有一些关于DECT脂肪定量的研究，但基于探测器的双能CT的脂肪定量算法研究尚未开发与评估。
本研究的目的是开发一种基于双层探测器光谱CT（dlsCT）在体模上的物质分解算法用于脂肪定量，并使用患者肝脏和骨骼肌进行体内验证。
用脂肪、碘和琼脂等材料制作了体模，每个体模内分别注入0%、5%、10%、25%和40%的脂肪以及0、4.9和7.0毫克/毫升的碘。碘的浓度模拟了临床腹部CT扫描中造影剂的浓度。为了增加水的康普顿散射和光电效应的衰减值，每个体模加入3克的钾到琼脂混合物中，使其更接近于肝脏组织的衰减值。在120kV，140kV条件下用IQon光谱CT和3.0T磁共振(MR)扫描获取化学位移编码(MRR)和磁共振波谱(MRS)序列。基于光电效应和康普顿散射，在图像空间对脂肪、碘和琼脂3种材料进行了分解。
（B）120kV dlsCT图像，重建切片厚度为1毫米
（C）dlsCT脂肪百分比与MRR测量结果的相关关系
（B）在肝脏上勾画ROI区域的dlsCT图像。这是一项前瞻性的研究，针对2020年11月至2021年6月期间招募了10名需要进行CT分期扫描的患者（平均年龄55±18岁；6名男性），所有患者都接受了120kV的腹部增强dlsCT扫描，并且在7天内在肝脏和骨骼肌位置扫描了3.0T MRI。在CT图像中勾画感兴趣区域，在不太容易发生呼吸运动的肝脏远离右侧肝叶尾端大血管的位置勾画3个ROI区域，在L3脊柱两侧的后脊柱旁肌肉的边界内勾画2个ROI区域。
（B）在骨骼肌的位置勾画ROI的dlsCT图像。利用开源的标注工具，在体模上勾画ROI。根据康普顿散射和光电效应的各自衰减系数值，通过解线性方程实现三种物质的分解。根据校准体模，计算脂肪、琼脂和碘三种材料在120kV和140kV的衰减系数值。由于肝脏和肌肉组织的衰减系数不同，并且不能从体模中得出，因此需要从回顾性的非对比度增强的dlsCT病人扫描中额外获取肝脏和肌肉SC和PE的参考值，以便将物质分解算法应用于病人的扫描。
在120kV和140kV两种电压下，体模的脂肪定量结果的平均差异为0.002%±1.2%。dlsCT和MR之间的相关性非常好，MRR r=0.92, MRS r=0.93（P值<0.01）。120kV和140kV下，dlsCT与MRR之间的ICC为0.98（95%CI，0.94-0.99）。dlsCT与MRS之间的ICC为0.96（95%CI，0.87-0.99）。
在患者的脂肪测量结果中，计算dlsCT和MRR之间的相关性，肝脏ROI（r=0.75[95% CI, 0.48-0.88]），肌肉ROI（r=0.96[95% CI, 0.89-0.98]）。Bland-Altman分析得出，肝脏的平均差异为-0.7%（95%CI，-4.5至3.1），而肌肉的平均差异为0.5%（95%CI，-4.3至5.3）。观察者之间和观察者内部的一致性很好，肝脏（0.90[0.8-0.95]；0.93[0.85-0.97]）和肌肉（0.99[0.98-1.0]；0.97[0.93-1.0]）。
该研究基于dlsCT开发了脂肪定量算法，在患者肝脏和肌肉上证明了CT与MR的一致性。dlsCT扫描有助于检测肝脏脂肪变性和肌骨变性。
\1. Autocontour ROIs原理。自动轮廓工具可以根据患者影像中的CT值自动生成轮廓。Autocontour函数将图像中单击的一个点作为种子点（起始点），然后在种子点的右侧搜索CT值高于您定义的上限阈值或者低于您定义的下限阈值的像素。故可以认为Autocontour函数为右搜索函数，所以建议直接选择结构上的种子点或者选择结构左边的种子点。
举例说明：的数字代表该点的CT值，其中星号点为种子点（CT值为1401）。所示轮廓是由该种子点生成的，CT阈值设定为[800，4096]，种子点在阈值范围内。在种子点的右侧第一个点开始依次寻找得到第一个低于最低阈值800的点为：696，故轮廓点应穿过它左侧的点989，同理，得到该轮廓上的其他点。
ⅱ.如果种子点CT值超出阈值范围，则在CT值越过阈值范围的第一个像素上绘制轮廓。
对于大多数CT影像，下表中的CT阈值适用于一般的自动轮廓结构。这些参数仅为推荐值，用户可根据需要自定义改变它们。
- 操作步骤。目的：本例要计算位于D20剂量线内，左右肺中CT阈值在[110-220]之间的结构体积。
①在2D视图窗口中打开用于自动绘制轮廓（Autocontour）的病人CT影像。
②在Pinnacle Main Menu菜单栏中点击Contours按钮，出现感兴趣区域窗口（Regionsof Interest），选择Parameters选项卡。有两列为自动轮廓的CT上下阈值设置栏。
或者在Planning窗口，EditOptions中也可以看到自动轮廓的CT上下阈值设置栏。
③选择一个现有的ROI或者创建一个新的ROI。本例以左右肺的ROI为例介绍。
然后在你需要的组织位置处拉一条线，即出现它的CT Number-Distance(cm)曲线，由该曲线可以获得CT阈值（本例为：110-220）。如果已知CT阈值，可以不进行此步操作。
④新建ROI_1，在CT阈值设置栏将CT阈值修改为[110,220]，在步骤②中提到的两个窗口中任意一个设置都是可以的。
⑤然后选择Autocontour all on all slices，并将鼠标放置到右肺左侧任意一点单击左键，即可得到[110-220]区间轮廓，点击Recompute，得到该轮廓的体积值。
（注意：使用Autocontour all on all slices工具通常会多勾画一些外干扰物，可通过人工进行稍微修改。
⑥点击Evaluation，将D20的剂量线显示出来（细黄线）；点击Line Details，IsodoseLine Window会显示出来，点击CreateROI，将D20剂量线生成ROI：2000（Trial_1）。
⑦点击Edit Options 菜单栏下的ROI expansion/Contraction。
进入ROI Expansion/Contraction窗口，将ROI_1设置为Source，将2000（Trial_1）设置为Avoid Exterior，点击Expand，生成新的ROI：R1。
⑧绿色部分即为我们要获得的组织结构，点击Recompute，得到对应体积值。
如何解释ROI Expansion/Contraction窗口中的Source、Avoid Interior、Avoid Exterior?
2019年10月18日 于 上海
本章从放疗的角度带大家了解多参数能谱CT在质子放疗中的应用。
不同于光子线和伽马射线的特征深度剂量曲线，质子束和碳离子束进入人体以后，在一定的深度会产生一个急剧上升的剂量高峰，即布拉格峰（Bragg Peak）。该峰之前剂量较低，该峰之后剂量急剧下降至接近0。具体研究数据表明，在保证肿瘤病灶处受到的最大剂量照射的同时，病灶前的正常组织仅接受了30%50%左右的峰值剂量，而病灶后正常组织受量非常低，质子线甚至可接近于0[24]。且单从射线质量来说，质子束和碳离子束属于高传能线密度（Lineal Energy Transfer, LET）射线。相对于传统的光子治疗，质子碳离子放疗技术可以更好的保护正常组织，精确打靶位置，从而提高放疗的精准度和高效性。
生物学效益方面，相对于光子治疗，质子碳离子在布拉格峰附近具有较小的氧增比（Oxygen Enhancement Ratio, OER）以及较高的相对生物效应值（Relative Biological Effectiveness, REB）。由于碳离子质量较重，治疗时可直接对肿瘤的DNA造成不可修复的双链破坏（Double Strands Break, DSB）。根据其独特的物理学特性以及优越的放射生物学特性，质子重离子治疗技术相比于传统的光子技术，具有更加广泛的适应症、更小的副作用以及更高的治愈率，已成为当今国际公认的放疗最尖端技术。马来西亚羽毛球名将李宗伟就是采用质子治疗其鼻咽癌。
观察可以发现，碳离子较质子在入射路径上的能量损失要明显更小，能量聚焦能力要更强。即使靶区之后有部分的剂量拖尾（重离子的拖尾效益），但综合起来，在影像技术学视角下碳（重）离子仍旧是效力最好的射束选择，要优于质子。
但为什么质子的呼声要远高于碳（重）离子呢？是因为适于临床放疗的质子能量范围大约在48221MeV；而由于碳离子要重得多（质量大），适于临床治疗的碳（重）离子能量范围大约在85430MeV/u，大概是质子的两倍。在光子放疗向离子放疗的重大技术转换过程中，质子治疗必定是最保守的选择。再者，用于提供质子源的水（H2O）也是最好获得的基本材料。可以想象，等未来到质子技术成熟之后，碳（重）离子技术必将又会是放疗界的新热点。
介绍完基本的不同射线种类之后，下面介绍主流的笔形束算法。之所以称为笔形束，主要是为了和被动散射束作区别。被动散射（Passive Beam Scattering）和笔形束扫描（Pencil Beam Scanning）是粒子射线照射的两种主要方式。
被动散射：在粒子输送的路径上配置散射器、降能器和射程调制器等。根据肿瘤靶区照射野所需的宽度与深度设计合适的扩展布拉格峰；射程路径上放置的准直器和补偿器，得以确保束流照射范围尽量与肿瘤形状相符[5]。即到达靶区的粒子射束是一个与靶区形状尽量相符的散射面积。
笔形束扫描：又称为主动“点扫描”，即打出来的不再是一个散射面，而是利用磁场控制偏转引出的一个个截面尺寸像铅笔尖一样的单元质子束。可以理解为一个非常细小的质子束在一个非常小的单元体积内进行剂量爆破，然后通过连续扫描和重叠后将能量传递到靶区内。这一技术可以产生任意的、接近物理极限的能力分布。扫描技术不需要照射野专业的挡块，也不需要制作患者专业的准直器和补偿仪，节省了相关经济成本和人力成本[5]。
现在主流放疗计划系统中采用的是基于水中测量的深度剂量数据并结合Hounsfield查找表的笔形束迭代卷积算法。
在介绍笔形束算法在质子中的应用之前，我们先来研究一下该算法在光子治疗中的应用。
是Pinnacle3治疗计划系统中对应Philips Brilliance Big Bore CT的CT-电子密度曲线，这是一个非常重要的工具。
当TPS从CT DICOM影像集上获得某一点（某一个体素voxel或者像素pixel）的CT值（HU）后，通过CT-电子密度曲线将CT值转化为组织对应的电子密度值（Electron Density）。在系统内部已经内置了电子密度-质量衰减系数（Mass Attenuation Coefficient, MAC）的对应表。该对应表是对非常接近的两个电子密度值之间通过线性插值得到的对应表。得到质量衰减系数之后，通过系统基于水中测量的深度剂量数据预设的算法模型，进行卷积迭代得到该点的比释动能（KERMA），再结合点分布函数对KERMA求积分得到总的剂量分布结果。
类比于光子放疗，质子放疗采用CT-相对阻止本领（RSP）曲线。相对阻止本领（Relative Stopping Power, RSP）指带电粒子在靶物质中单位路程的电离能量损失。它的理论计算是：根据量子原理，并考虑了相对论和其他修正因子，推导带电粒子束的线性阻止能量的精确表达式（Bethe-Bloch公式）[7]：
其中，K是一个常数，Zp是粒子的原子序数，βc是粒子的速度，IM是目标原子的平均电离能量，K'=2mec^2，忽略不必要的修正项。使用Bragg相加规则计算出了平均电离能量。
RSP值也可以由测量得到，将束流牵引到治疗窗口，并将寻峰设备放置于束流中心位置，在前端只放置水的前提下，测量记录其峰值（最大剂量沉积位置深度）90%剂量沉积位置。再将组织等效模体水平放置于寻峰设备与治疗机头之间，测量记录其峰值90%剂量沉积位置。（PS：要保证水模体和组织等效模体的厚度一致）。
其中，R90,w=单能粒子照射时，在水样本之后束流远端方向上水中90%剂量沉积（电离）深度。R90,m=单能粒子照射时，在测试样本之后，束流远端方向上水中90%剂量沉积（电离）的深度。tm=测量样本的厚度。注意三个参数的单位要保持一致。
当TPS从CT DICOM影像集上获得某一点（体素）的CT值（HU）后，通过CT-相对阻止本领（RSP）曲线将CT值（HU）转化为组织的相对阻止本领（RSP）值。然后通过系统基于水中测量的深度剂量数据预设的算法模型，进行卷积迭代得到在介质中的射程、能量沉积及剂量分布。
笔形束算法应用一维密度校正，它只考虑到入射线上的组织电子密度对该位置剂量影响，未考虑非均匀性介质周围散射因素的影响。它在计算均匀组织中的剂量分布时精确度非常高，但在非均匀组织中只考虑了射野方向上的厚度因素，为考虑计算点周围散散因素的影响。
非均匀组织相交界面处，势必会打破侧向粒子的平衡，而此时次级粒子的路径问题在剂量计算中不可忽略。而笔形束算法正是使用均匀水模体中测量的数据对次级粒子进行校正，所以并不能准确的模拟次级粒子在非均匀性介质中的剂量分布，因而会产生较大误差[9]。
蒙特卡洛（Monte Carlo）算法是一种处理非确定性结果的统计模拟方法。
正方形边长为1。内切圆的半径为0.5。掷点法模拟产生在正方形内均匀分布的点为n个。则圆面积与正方形面积之比可近似为m/n。即π/4≈m/n。蒙特卡洛算法在处理粒子输运问题中应用非常广泛。肿瘤放射治疗计划系统中的蒙特卡洛算法，通过多次随机模拟粒子与组织之间的作用，得到粒子最终在人体中的剂量分布。
第一步：确定选定源粒子的初始状态：S0=（r0，E0，cosθ0）。E0：粒子在初始位置的能量。cosθ0：粒子在初始位置的运动方向。
第二步：由状态Sm-1来确定状态Sm，Sm=（rm，Em，cosθm）。Em：粒子在第m次碰撞后的能量。cosθm：粒子在第m次碰撞后的运动方向。
该步骤分两个过程：第一，确定碰撞点位置rm，称为输运过程；第二，确定碰撞后粒子的能量Em与运动方向cosθm，称为碰撞过程。
①确定被碰撞的原子种类（A原子、B原子、C原子.......），并得到碰撞每种原子的概率。
②确定碰撞类型（弹性碰撞、非弹性碰撞、裂变、俘获、吸收.....）及各反应发生的概率。
一直跟踪到这个粒子到“死”，从而得到该粒子对组织某一点的剂量贡献。同理，跟踪N个粒子的碰撞，最后获得N个粒子对组织该点的剂量贡献。
理论上，跟踪模拟碰撞的粒子数越多、模拟碰撞的次数越多，所得到的结果越精确。
但模拟碰撞的粒子数及碰撞次数与计算时间形成制约关系。实际临床应用中需要考虑到时间的成本，因而很多机构开始研究快速的M-C算法的应用。
相较于笔形束算法由CT值--电子密度/RSP--剂量的一维密度校正。蒙特卡洛算法可进行多维校正，已被公认为当前剂量计算的“金标准”。M-C算法对组织的特异性参数要求更高：要求知道组织材料的物理密度、化学元素的组成、相对电子密度及有效原子序数等组织特异性参数。而利用单能CT扫描（其实是平均能量）是不可能实现从单能千伏级CT值到这些特异性物理参数的精确转换的，而能谱CT（双能或者多能CT）扫描可以提供一个较好的计算转换。
在实际的质子治疗过程中，当前临床最大的痛点是非均匀材料中剂量计算准确程度的确定，这主要是由粒子射程的不确定性造成的。临床上目前应用最广泛的射程不确定性大概约为3.5%总体射程（射程校正公式：R=0.2+3.5%×Range），其中很大一部分可归因于CT相关的阻止本领[10]。
CT的基本对比原理是组织散射或吸收X射线光子的能力不同，得到不同的灰度图像。采用单能CT（Single Energy CT）扫描得到的单物理参数图，只具有一个表征参数：衰减系数μ(E)。由比尔-朗伯定律，对于入射光子I0（E），通过厚度为t的均匀介质，线性衰减系数是μ(E)，穿过介质的光子I（E）可以表述为：
而能谱CT/双能CT（DECT）扫描得到双物理参数图像，具有两个表征参数：有效相对电子密度ρe和有效原子序数Zeff[11]。
因为用于医用医学成像的X线通常具有10kV~150kV的能量。在这个能量范围内，物质和X射线之间的相互作用主要来自两种机制：光电吸收效应和康普顿散射效应。
在光电吸收过程中，X射线光子将其全部能量转移到原子的核外电子上，使电子电离，而光子消失。
在康普顿散射中，X射线光子将其部分能量输送给电子，并向不同方向传播，属于非弹性碰撞。
除此之外，还有第三种机制：瑞利散射，由于其在成像中作用不大，将被忽略。
X射线在组织中衰减的这两种物理机制不仅取决于X线的能量，还取决于物体本身。同一入射能量的X线进入到两种不同材料时衰减程度不同，根本差异取决于两个具有材料特异性的参数：电子密度ρe和有效原子序数Zeff。康普顿散射的概率与电子密度成正比（除氢以为，大概都与电子密度成正比）；光电吸收也会随着有效原子序数Zeff和电子密度ρe的增加而增加。因此在相同的质量密度下，钙（Z=20）[不要想歪了]比铝（Z=13）衰减得更多。衰减系数μ(E)是光电吸收μp(E)和康普顿散射μc(E)的总和，可近似为[12]：
Cp是一个常数，Klein-Nishina函数fKN（E）是E的递减函数。注意μp(E)和μc(E)是E的递减函数。这样X线能量越高，射线衰减越小。
我们思考能谱CT扫描是否可以应用到M-C算法进行剂量计算？
在质子放疗中，利用能谱CT我们就可以直接从有效原子序数图和相对电子密度图通过蒙特卡洛快速算法得到精准的剂量分布结果。可以有效的改善以往利用单能CT的CT值（HU）-相对阻止本领（RSP）的一维转换中产生的剂量计算误差。
所以综上，能谱CT是未来质子实现精准放疗的重要武器。
搜狐新闻. 让质子治疗造福肿瘤患者--访放射肿瘤学家申文江教授（上）, 新闻稿, 201804.。Pinnacle使用小技巧及经验总结（1）。Pinnacle使用小技巧及经验总结（2）。Pinnacle使用小技巧及经验总结（3）。如何利用Pinnacle计算已知CT阈值的ROI体积？
SPICE---Pinnacle全自动勾画引擎使用方法介绍。Auto-Planning全自动计划。MBS--基于模型的自动勾画（1）。MBS--基于模型的自动勾画（2）
2019年12月06日 于 沈阳
CT 值与窗宽窗位
在CT检查的临床诊断中，我们常常会发现，同一组CT扫描原始数据，经过不同参数调节后，图像呈现的效果截然不同：有的图像能清晰显示肺部细微纹理与结节，有的可精准区分脑组织灰白质，有的则能清晰凸显骨骼骨质结构。实现这一影像效果精准切换的核心技术，就是CT窗技术。
作为CT影像后处理的基础核心技术，窗技术通过调节窗宽、窗位两个核心参数，筛选、转换人体组织的CT值灰度信息，优化图像对比度与亮度，让不同密度的人体组织结构清晰显像，是放射诊断、临床阅片不可或缺的技术支撑。
CT成像的本质是通过X线穿透人体，根据不同组织的密度差异，换算出对应的CT值（亨氏单位，HU）。人体不同组织的CT值跨度极大，从空气的-1000HU、脂肪的-100HU左右、软组织的0-100HU，到骨骼的+1000HU，整体跨度可达2000HU以上。
但医用显示器的灰度显示能力有限，仅能呈现256级灰阶，无法一次性完整区分跨度极大的全部CT值信息。
如果直接显示全部原始数据，会导致大部分组织灰度重叠、细节模糊，无法分辨细微病变。
而窗技术的核心作用，就是截取诊断所需的特定CT值区间，将其拉伸适配显示器的256级灰阶，过滤无关密度信息，从而精准优化目标组织的图像清晰度与对比度，让病变结构可视化。
窗技术由两个核心参数构成，二者协同作用，共同决定CT图像的显示效果，分别为窗宽（WW）与窗位（WL，也称窗中心）。
窗宽是指CT图像能够显示的CT值数值范围，单位为HU，核心作用是控制图像的对比度，直接决定组织密度的分辨能力。
临床应用中，窄窗宽适用于观察密度相近的软组织，如脑组织、肝脏、胰腺等，可清晰区分正常组织与细微病变的密度差异；宽窗宽适用于密度跨度大的部位，如胸部、骨骼，可同时兼顾低密度气体、中等密度软组织和高密度骨质的显示。
窗位是窗宽对应CT值区间的中心数值，同样以HU为单位，核心作用是调节图像的整体亮度，确定我们重点观察的组织密度基准。
窗位的选择需要贴合目标组织的常规CT值。观察低密度组织（如肺部含气组织）需调低窗位，观察中等密度软组织（如脏器、肌肉）需选用中等窗位，观察高密度骨骼组织则需调高窗位，以此保证目标组织处于灰度显示的最佳区间，避免图像过亮或过暗。
讲了这么多，来看看临床常用的CT图像，一般有哪些固定窗，窗宽和窗位取值大概是多少？
首先是最常用的软组织通用窗，主要是为了显示软组织结构，广泛地用于全身解剖，主要部位包括：头颅鞍区、颌面部、颈部、腹部、盆腔........。
一般的软组织窗，窗宽不会太宽，设置为350～450 HU；窗位为35～40 HU。
软组织窗是相对比较通用的，只要是需要看软组织，一般会根据不同部位，略微微调。
有些窗是比较专业的，比如头颅CT图像，为了得到良好的灰白质对比，有一个脑窗。此时，窗宽一般设置为80100HU，窗位则是3040HU。窄窗宽搭配中等窗位，可精准区分脑灰质、白质、脑脊液，清晰显示脑梗死、脑出血、脑肿瘤、脑水肿等颅内病变。
在头颅中，除了看灰白质，有时候还要看软组织或者头皮，甚至颅骨。这些也有对应的窗。看头皮软组织，一般窗宽设置为300400HU，窗位3545HU，这一点和软组织通用窗很类似。
一个是专门为了看清楚骨骼的窗，叫做骨窗。此时的窗宽就比较宽了，一般设置为10001500HU；窗位则为300500HU。高窗位、宽窗宽，专门凸显颅骨骨质结构，用于排查骨折、骨质增生、骨肿瘤、颅骨缺损等病变。
根据不同解剖部位，实际上骨窗的差异也特别大。比的（b）图，对于一些基本上以骨组织为主的结构，如果主要看骨对比，则可能窗宽窗位还不同。比如看颞骨HRCT的，这个时候的骨窗，窗宽可能更高，30004000HU，窗位350～450 HU。
不同部位的骨窗，也有区别。四肢长骨这种看骨骼为主的，一般窗宽为10001500HU，窗位300400HU。
胸部的骨窗，主要是看肋骨或者脊柱的椎骨等，则窗宽8001500HU，窗位200400HU。
胸肺部扫描比较特殊，CT是肺部检查目前最好的影像学方式，能够显示肺纹理，针对这个有专门的肺窗。一般肺窗的窗宽是10001800HU，窗位则比较特殊，是负值，设置为-600-800HU。肺窗显示肺部低密度含气组织比较理想，可清晰显示肺纹理、肺泡、小结节、磨玻璃影、气胸、胸腔积液等肺部病变，是肺部疾病筛查的核心窗位。
胸部CT检查，除了看肺部组织，纵膈也是一个关键。所以根据纵膈的解剖特点和对比，有一个专门的纵膈窗。窗宽为300400HU，窗位设置为3050HU。纵膈窗主要用于观察纵隔、心脏、大血管、淋巴结等中等密度软组织，可观察纵隔肿瘤、淋巴结肿大、心包积液、胸壁软组织病变等。
腹部及盆腔等区域，为了更好的显示脏器，一般有一个腹部及盆腔的软组织窗。这个窗和前面软组织通用窗类似，但是窗宽窗位可能略有不同，一般窗宽为250350HU，窗位设置为4060HU。在这个窗口下，可清晰分辨脏器实质、占位性病变、积液、钙化等异常结构。
CT原始扫描数据包含人体全部密度信息，但未经调窗的图像不具备诊断价值。窗技术通过精准筛选灰度区间，剔除无效密度干扰，放大目标组织的细微密度差异，让微小病变、隐匿性病变得以显现。
部分初学者易陷入固定参数误区，机械套用标准窗参数，忽略个体化调节。标准窗参数为通用参考，临床中需根据患者体型、病变密度、病灶大小灵活调整。例如：磨玻璃肺结节需适当缩窄肺窗窗宽，提升对比度；轻微硬膜下出血需微调脑窗窗位，凸显高密度出血灶；肥胖患者软组织对比度差，可适度调整窗宽优化成像效果。固定不变的参数无法适配所有病例，灵活调窗是精准诊断的关键。
CT窗技术是连接原始扫描数据与临床诊断图像的桥梁，核心逻辑简单易懂：窗宽定对比，宽窄辨细节；窗位定明暗，高低盯靶区。通过窗宽、窗位的科学搭配，可将跨度极大的人体组织CT值信息，转化为层次清晰、细节分明的可视化图像。
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对比剂、辐射剂量与特殊扫描
七、什么是270，300，350，370？
•主动脉(100～180 cm/s)
•颈总动脉(80～120 cm/s)
•椎动脉(27～45 cm/s)
•髂外动脉(98～140 cm/s)
•股动脉(90～138 cm/s)
•腘动脉(56～82 cm/s)
- 3.21 第三版修改 于 徐州
探测器、重建算法与图像分辨率
1. 图文分析CT探测器的参数
专注于医学影像、放射治疗、介入诊疗、核心部件、手术机器人等高端医疗装备的深度解读。
前几天看了李懋老师的“CT中的"层"与"排"的区别”，从大处着手，总结的很好。
但，该文是写给“老手”看的。对于CT整体架构没有概念的CT技师、入门工程师、以及医院采购人员来说，是很难理解的。遂决定换个角度重写！
本章继续从设备结构拆解的角度，结合基础数学，从CT整体，到探测器结构、参数，缓慢推进，讲述探测器的“排”与“层”。
以经典的飞利浦Brilliance64 CT，出了名的稳定、皮实。感慨一句：飞利浦的球管太XX耐操了，后面专门开一篇好好说道说道！
其他厂家也是一样，都是拼起来的，有42块的、52块的、56块的。
如不是维修需要，尽量不要拆探测器外壳，探测器是好好呵护的，另外探测器特别特别特别贵！
肯定特别想拆1块，研究探测器长啥样吧，满足你！
就是1块探测器的，正脸和侧脸。探测器正面是探测器材料，X线从这进入探测器，后面跟着的是X光信号数据处理单元。
厂家每次宣传CT时，机架转速和探测器总是要大书特书，毕竟这俩参数是CT一直在努力追求的极限，简直就是CT届的摩尔定律！
探测器的功能是可将入射的不可见X光转换为可见光的闪烁晶体或荧光物质，以完成后续成像。
探测器参数包括探测器材料、探测器排列、每排探测器个数，探测器通道数等。
探测器材料有好几种，有高速稀土陶瓷、人造宝石、固体钨酸铬，闪烁晶体GOS等。四大CT厂家的探测器材料都不太一样，材料就见仁见智，这个离工程师太远。咱们详细分析下面三个参数。
为便于理解，一般人为定义探测器有三个方向，即X、Y、Z。X轴，探测器长度，体现每排探测器的采集单元数。以单块64排探测器为例分析，从图中（上）能清楚看到探测器上有竖直的条纹。探测器物理结构像田字格（下），不仅有竖直条纹，还有水平条纹。每一格是一个探测器的物理单元。
到这，单个探测器的基本结构算是清楚了，开始讲探测器的参数。
继续用64排探测器，Z轴就代表探测器宽度，64排就是64个单元，每个单元是宽度0.625mm，也是探测器的纵向分辨率。
因此探测器总宽64*0.625=4cm。至于为什么是0.625mm，这是每家工艺决定，佳能是0.5mm，西门子是0.6mm，GE和飞利浦是0.625mm。
再举个栗子，比如同样16cm探测，GE Revolution是16cm=2560.625，Canon Aquilion ONE是16cm=320×0.5 mm。这么薄，也不知道人眼能不能看出来。
肯定有人好奇双源CT探测是怎么计算的，一样：Force，探测器参数是960.62mm = 5.76cm*2，即2块一模一样的5.76cm的探测器。
虽然现在主流基本上都是64排以上，探测器排列也都是等宽的。但有些老款CT的探测器排列是不等宽的，具体每家不太一样。一般定义探测器排数的规则：以Z轴上最小宽度探测器的数目作为探测器的排数。
16排CT，宽度2.4cm，实际是16+8=24排，宽度是16×0.75
40排CT：宽度4cm，实际是40+10=50排，宽度是40×0.625
1块探测器的X轴是16个单元。16是个好数字，好像其他家探测器也是这样的，主要的是探测器的块数。
上面说，X轴是探测器长度，体现每排探测器的采集单元数。
咱们看整体探测器的正面，整体是由42块探测器拼起来的。因此每排探测器的采集单元数：42*16=672。
Revolution CT每排探测器的采集单元数：52×16=832。Aquilion ONE每排探测器的采集单元数：56×16=896。
CT像素 = XZ = 64×672=43008。
同样，其他CT也是这么算的，感兴趣可以看看谁的空间分辨率高。
“排”是指CT探测器在Z轴方向的物理排列数目，简单来讲就是有多少排（个）探测器，就是多少排CT，这个指标主要是反映CT硬件结构。目前的CT都是多排CT（MDCT），即Multi-detector CT或者可以写成Multi-row CT或者Multiple detector row CT。
“层”是指CT数据采集系统（Data Acquisition System, DAS）同步获得图像的能力，这个指标主要是反映CT扫描的功能，是一个功能性参数。所谓功能性参数是指要通过图像性能来反映的，不能直接通过实体显示。有多少层CT就代表扫描一圈能够同步获得多少幅图像。比如，我们常说的16层CT、64层CT，就是表示扫描一圈能够获得16层图像、64层图像。目前的CT基本上都是多层CT（MSCT），即Multi-Slice CT或Multi-slice spiral CT或Multislice CT。
层，是CT扫描一圈能够获得的图像数。各家CT的探测器排数和层数的对比，可以看出，就两种情况：
第一种，探测器层数=探测器排数，即探测器排数和DAS通道数一样。64排CT，后面正好跟64通道DAS，扫描一圈获得64幅图。即，图像数=DAS数=探测器排数。
第二种，探测器层数=探测器排数2，即DAS通道数是探测器排数的2倍，图像数=DAS数=探测器排数2。
普通X线成像是X线轰击到阳极靶面的一个点上，反射到探测器上；而飞焦点成像是在X线产生的过程中，电子束在磁偏转线圈的作用下，轰击在阳极靶面的不同位置上，从而使焦点在靶面两个不同的位置快速变换。
比如，西门子的飞焦点(Z-sharp)技术，通过X线焦点在Z轴上运动，两个焦点位置的X线信号先后到达64排探测器，由64排探测器的“分时读取”并分别传递给128个DAS通道，相当于两个64排探测器在工作，实现每圈64层数据的采集，不仅获得图像加倍，同时也提高了Z轴分辨率，从0.6mm提高到0.33mm。
X线在机架内旋转180°（即，球管和探测器交换位置）后，可以获得相反方向的X线，即为共轭射线。
GE和飞利浦都采用共轭采集技术，该技术是对连续X线信号进行不同时相上的采集，通过两组DAS系统将对相位相差180°的数据分别进行捕获即转换，可重建出双倍于探测排数的图像数，比如飞利浦Ingenuity Core128，是64排128层CT。
同样，使用共轭采集技术后，可将采样率提高1倍，同时也提高Z轴分辨率，从0.625mm提高到0.3mm。
飞焦点和共轭采集本质上都是通过提高1倍数据采样率，实现获得双倍图像数，同时也提高了Z轴分辨率。
图像是指各种图形和影像的总称，是对客观对象的相似性描述或写真，是自然景物的客观反映，强调自然再现。
成像其实在日常生活中与我们密不可分，我们的眼睛就是使用最多的可见光成像系统，其利用可见光在物体上的反射获得物体表面的颜色、纹理、明暗等信息。不单是可见光，大多数的物质波都可以用于成像，比如：红外成像、生物发光成像、荧光成像、Thz波成像、超声波成像、X射线成像等。所成的图像就是物质波和被成像物质相互作用结果的可视化。不同的物质波与被成像物质的相互作用是不同的，因此，各种成像模态所成像的结果也是不同的，它反映了检测物体对该物质波所具有的某种特性的分布。
X线实际上是一种波长极短、能量很大的电磁波，具有穿透性、荧光效应和感光效应。医学上应用的X线波长约在0.001~0.1nm之间。其成像的基本原理便是利用穿透性、荧光效应和感光效应，以及人体组织之间的密度和厚度差异来形成影像。当X线穿过人体不同组织时，由于不同组织的密度和厚度不同，X线的吸收程度也不同，导致X射线在物体内部发生不同程度的能量衰减，到达荧光屏或胶片上的X线量有差异，从而在荧光屏或胶片上形成明暗或黑白对比不同的影像。
一般情况下，X射线穿透物体的衰减过程可以用Lambert-Beer 定律描述，当初始射线强度为I0的X射线穿过均匀且厚度为l的物体时，物体对X射线的吸收衰减过程。当X射线穿过任意非均匀材质时，可通过将物体细分为具有极小宽度li的单元来计算总的衰减系数，物体对X射线的吸收衰减过程
X射线成像的缺点是对三维物体进行成像得到的物体内部的图像是二维的，在深度方向上的信息重叠在一起，一方面无法判断具体的位置信息，另一方面降低了对比度。
为了能够利用叠加的信息恢复出物体内部的三维信息，断层成像技术应运而生，即通过对物体进行不同角度的射线投影测量而获取物体横截面信息的成像。
断层成像的概念最早由挪威物理学家Abel（阿贝尔）在1826年针对轴对称物体的横截面信息恢复而提出。奥地利数学家Radon（拉东）在1917年发展了Abel的思想，使成像对象扩展到任意形状的二维截面。
Radon提出了投影图像重建的基本数学理论，为CT成像技术建立了数学理论基础，并指出任何物体均可用无限多个投影来表示；反之，如果知道无限多个投影，便可重建出该物体对象。从数学上证明了某种物理参量（如一个切面衰减系数的分布）的二维分布函数，由该函数在其定义域内的所有线积分完全确定。二维平面内一条直线L，原点到L垂线的长度为s，与X轴的夹角是θ，对于直线上的一点(x,y)可以用极坐标表示为(r,θ)。
由于70年代以前尚未发现Radon的论文，当代投影图像精确重建的数学方法是由南非物理学家Cormack（科马克）确立的。1963年，Cormack首先提出用物体的多方向投影重建断层图像的代数计算方法，基本解决了投影图像重建的数学问题。
磁共振前列腺规范化扫描方案及临床应用讲座。心脏MRI扫描技术及高级临床应用。磁共振波谱基本原理、概念、技术及临床应用（讲座）。乳腺磁共振DCE如何科学地、精准地抓动态。MRI对比剂相关知识及临床使用注意事项
CT成像技术就是利用X射线穿透物体的衰减信息进行重建来获得物体的断层图像信息的技术，CT图像重建的核心目标就是利用投影测量数据p进行反向推理计算，从而获得待测物体的衰减系数分布函数μ(l)（即物体的截面图像），是一个从投影重建图像的反问题，因此重建算法是CT的核心理论和基础算法。
CT常用的图像重建算法主要可以分为两类（不包含AI重建）：一类是以Radon变换为理论基础的解析重建算法，另一类是以解方程为主要思想的迭代重建算法。
解析重建算法从Radon变换开始，经过几十年的发展，已形成一套严密和完整的理论体系。根据扫描重建形式的不同，又可以分为二维图像重建和三维图像重建。
在二维图像重建算法中，傅里叶中心切片定理是理论基础。基于该定理进行不同的数学变换，可以得到平行束投影下的两种图像重建方法：直接傅里叶重建算法和滤波反投影算法，从本质上说它是Radon逆变换公式在图像重建中的具体应用。扇形束投影重建算法在平行束投影的基础上，经过适当加权修正或采用数据重排的方式，进行滤波反投影重建。
在三维图像重建算法中，分为近似图像重建算法和精确图像重建算法。近似图像重建算法中以FDK算法为代表，FDK算法是Feldkamp等在1984年提出的第一个实用且众所周知的圆轨迹滤波反投影三维图像重建算法。该算法对小锥角的锥束投影进行适当的近似和修正，采用二维扇束方法进行处理，计算形式简单，便于硬件并行加速，因此在目前锥束CT系统中得到广泛应用，并扩展到螺旋轨迹和其他自由轨迹下的FDK重建算法。但是对于大锥角情况，算法的近似误差较大。
1998年Turbell等提出的PI方法是一种近似性能较好且适用于长物体重建的螺旋锥束重建算法，后来还派生出了一些改进的算法，如PI-slant算法、PI-2D算法等。
三维图像精确重建算法方面，Kirillov于1961年给出了锥束几何复值函数的逆变换公式。基于Kirillov的工作，Tuy、Smith、Grangeat在20世纪80年代分别提出了三种锥束精确重建算法（垂直双圆或圆加直线扫描模式等），其中Grangeat类型的算法将锥束投影数据转换为三维Radon数据，重排数据之后进行三维Radon逆变换，得到精确重建结果。Tuy还给出了三维精确重建的充要条件：每个与重建物体相交的平面都和射线源扫描轨迹至少有一个交点。随后Defrise、Clack等统一了上述的三种算法，提出了更加一般的算法。Kudo改进了Grangeat类型的算法，避免了数据重排，且对扫描轨迹具有很好的适应性。
上述三维精确重建算法都隐含着一个条件：即锥束必须覆盖整个物体，不能解决投影截断（如长物体螺旋锥束扫描）的重建问题。在螺旋锥束CT重建算法发展过程中，真正具有里程碑意义的成果是2002~2004年Katsevich提出的螺旋锥束精确重建算法及其广义算法，基于Katsevich的研究成果，一系列基于标准螺旋锥束扫描和非标准螺旋锥束扫描的算法被提出。其中最有代表性的是Zou和Pan提出的螺旋BPF（反投影滤波）重建算法，该算法成功解决了由沿探测器方向截断投影进行CT精确重建的问题，显然该方法可以用于局部CT重建。随后该方法也被成功应用到了扇束和平行束的情况。
自CT被引入临床以来，FBP算法一直都被作为CT图像重建方法的基础和“金标准”，但该算法要求投影数据完备并且精确定量，并且该算法易受统计波动的影响，投影数据量如果不足时，重建的图像质量就会明显下降，因此为保证完备的投影数据量以保证能重建出达到临床诊断要求的图像，该算法对CT的辐射剂量也要求较高。
FBP算法在数据重建中没有真实还原X射线的采集过程，并且忽略了统计噪声，对数据采集过程做了很多简化和假定，包括：测量信号无光子统计波动和电子噪音；X射线球管的焦点无穷小点；探测器由位于每个小室中心的点构成；重建的体素也是没有几何形状和大小的无穷小点。
迭代重建算法将图像数据视为未知图像矩阵，将在任何投影角处收集的投影数据与图像初始猜测解进行比较，通过比较结果更新模拟图像，直至模拟图像逼近原始图像。
迭代重建算法的原理是首先设置一组模拟图像矩阵，从不同角度采集数据，并与实际采集的投影数据进行比较。通过反向投影比较结果来更新模拟图像，并且可以重复获得重构图像，直到满足迭代结束条件。每次迭代由测量的投影数据建立一组未知向量的代数方程式，通过方程组求解未知图像向量，也就是每次迭代都只考虑一个辐射的影响和贡献，通过一定次数的迭代逐次近似所需图像。
迭代重建算法分为代数迭代重建算法和统计迭代重建算法两大类。代数迭代重建中典型的算法有代数重建算法(algebraic reconstruction technique，ART)、联合代数重建算法(simultaneous algebraic reconstruction technique, SART) 等。统计迭代重建典型的算法有期望最大法EM(Dempster)、最小范数法、最大后验概率算法MAP等。
- 代数重建算法(ART)。ART算法最初是由Kaczmarz于1937年在求解相容线性方程组时提出的，随后由Tanabe进一步阐明，Gordon、Bender、Herman等于1970年将其引入图像重建领域，Hounsfield的第一台CT机实际上用的就是ART算法。
ART算法是基于Kaczmarz最先提出的“投影方法”，其基本思想是给定重建区域一个初值，一般为零，再将所得投影值残差一个个沿其射线方向均匀地反投影回去，不断地对图像进行校正，直到满足所需要求，然后结束迭代过程。
经过多年的理论研究与实践，证明迭代重建法在某些方面有着变换法所不及的许多优点，特别适用于投影数据不足、投影角度缺失，以及投影间隔不均匀等场合。
- 联合代数重建算法(SART)
1984年，联合代数重建算法作为代数重建算法的主要改进由Andersen提出。SART和ART的主要区别是：ART每一次修正只考虑一条射线，SART是利用在一个像素内通过的所有射线的修正值来确定对这一个像素的平均修正值；另一个区别是：SART是所有射线通过方格网以后，才算完成一次迭代，这样取平均修正值可以压制一些干扰因素，而且计算结果与资料使用的次序无关。ART在计算一条射线过渡到另一条射线时就对各该射线所通过的像素值进行一次修正，这样计算的结果与资料使用的次序是有关的。
SART算法一个迭代过程中的子迭代过程数要远少于ART算法一个迭代过程中的子迭代过程数，这也就使得SART比ART具有更加平滑的重建图像，可以更好地压制带状伪影 (stripping artifact)。
- 统计迭代重建算法。统计迭代重建算法是基于观测数据统计模型的一类估计迭代算法的总称。统计迭代重建以优化理论为基础，从投影测量过程的随机性观点出发，把图像重建看成是一个参数估计问题，通过设计合理的目标函数寻求使目标函数达到最优值的参数向量。在图像重建领域中，被认为较为合理的观察数据模型是泊松分布以及近似高斯分布模型，用泊松分布来刻画观察数据的统计特性是最为贴近实际情况的模型。泊松模型已经成为图像重建领域中的标准模型，伴随该模型提出了一种经典的图像重建算法--最大似然期望值最大算法 (maximum likelihood expectation maximization MLEM)。
最大似然估计是随机信号处理的参数估计中最常用和最有效的估计方法之一 (Browne，1992)。其基本思想是：在对被估计的未知参量（或参数）没有任何先验知识的情况下，利用已知的若干观测值估计该参数。在使用最大似然估计方法时，被估计的参数假定是常数，但未知，而已知的观测数据则是随机变量。
1977年，EM算法由DemPster、Laird和Rubin首次提出。1994年，EM算法被成功地应用于图像重建，成为研究不完全数据（即观测数据）极大似然估计的一种方法。EM算法由于收敛解非负，迭代形式便于计算机实现，在一定的迭代次数内有较强的抑制噪声的能力等优点，已成为随机图像重建的有力工具。
图像重建的极大似然模型和EM算法是由Shepp Vardi (1982) 和Lange (1984)分别独立发展起来的。该模型是建立在假定X射线发射的光子束是服从泊松分布的基础上。为求解方便，在EM算法中引入完备数据的概念。
在一般的情况下，EM算法的结果只能保证收敛到后验分布密度函数的稳定点，并不能保证收敛到极大值点。因为EM算法在迭代时是没有规定迭代顺序的，从所有迭代的最终结果来看，算法是非常稳定的。
MLEM算法稳定，收敛性比较好，而且该算法具有很好的抗噪声能力，尤其是在数据采集过程中受到严重噪声干扰时，更能显示出它相对于解析法的优越性。该算法使求解统计重建问题成为可能，开创了统计重建领域的先河，但是其主要缺点是计算量比较大，收敛速度慢，一般需要多次迭代才能得到满意的结果图像。后来出现的OS(ordered subsets) 加速技术，可以只通过几步迭代就能够得到较好的重建图像，大大加快了重建算法的计算效率，使统计重建算法步入实用阶段。
虽然统计迭代重建的CT图像质量较好，但其计算效率较低，即重建图像收敛速度较慢，很难应用到实际的临床研究中，这就使得算法的快速实现的研究显得非常重要。为了减少计算时间，Hudson等提出了有序子集(OS)算法。有序子集方法在数学中应用较多，是数值计算中一种常用的加速方法。
在OS方法中，将投影数据分解成T个经过排序的投影数据子集，这些投影数据的子集称作有序子集，并且定义子集划分数目为子集的级别(OS level)。每次重建时使用一个子集内的投影数据同时对各像素进行校正，重建图像更新一次，这样所有的子集都对像素校正一次，即图像更新T次，称完成一次迭代。与传统的迭代算法相比，在近似相同的时间和计算量下，重建图像被刷新了T次，从而大大加快了图像重建速度，缩短了重建时间。
迭代重建算法相比于解析重建算法最主要的区别就是将重建的图像进行模型化。在解析算法中，图像是连续的，而在迭代重建中，图像是离散的。迭代重建算法的实质是解一个线性方程组，而它的优势是能将真实的成像几何结构与成像物理效应模型化，因此与解析算法相比可以解决更实际的成像问题，得到更准确的重建图像。
解析重建算法的优点是重建速度快；缺点是抗噪声性能较差，对数据的完备性要求较高。迭代算法的优点是抗噪声性能强，可加入先验知识，对数据的完备性要求不高；缺点是计算量大，重建速相对较慢。
2. 什么是CT高分辨力成像
CT检查是最常用的影像学检查手段之一。在CT检查中有一个非常重要的概念，高对比分辨力（high-contrast resolution）[简称高分]，又称空间分辨力（spatial resolution），是指当不同物体间衰减系数的差异与背景噪声相比足够大时（通常认为至少为100 HU），在显示的CT图像中分辨不同物体的能力。
某些CT检查需要较高的空间分辨力，比如内耳、骨、肺等等。肺部的高分辨力CT（High Resolution CT，HRCT）成像已被广泛用于许多肺部疾病的诊断和治疗评估。早期的HRCT方法是通过肺部以10-20mm的间隔获得非连续的吸气相薄层图像。虽然这种方法大大降低了辐射剂量，但其诊断价值更为有限；它在筛查有弥漫性肺病风险的个体方面的作用可能有限。随着螺旋CT的广泛应用，目前胸部HRCT是利用薄层CT图像（层厚≤1.5 mm）和高分辨力重建（锐利卷积核）算法来检测和表征影响肺实质和小气道的疾病。
什么样的图像才是高分辨力图像？什么样的检查又是高分辨力检查呢？
调制传递函数（modulation transfer function；MTF）是一种非常科学的评价空间分辨力的方法。通过绘制对比度与条纹图频率的关系图，MTF可表示为条纹间对比度随条纹图频率增大而衰减的关系。
计算MTF的模体描述及其对应的高对比分辨力的测量方法参照 GB/T 19042.5（《GB/T 19042.5-2022医用成像部门的评价及例行试验 第3-5部分：X射线计算机体层摄影设备成像性能验收试验与稳定性试验》2022年10月12日发布，将于2023年11月1日实施，该标准代替了GB/T 19042.5-2006和GB/T 17006.11-2015）。
在2019年中华人民共和国国家卫生健康委员会发布的《WS 519-2019X射线计算机体层摄影质量控制检测规范》中对于空间分辨力的测量方法给出了具体的规定。需要按照临床常用头部条件，设置薄层层厚，标准重建模式，进行轴向扫描。每次扫描的剂量 CTDIw应不大于50 mGy。随后记录能分辨的最小周期性细节的尺寸或记录MTF 曲线上10%对应的空间频率值作为空间分辨力的测量值。
在一定空间分辨力的图像中，能够显示的最小组织结构mm=5/线对数，例如，空间分辨力为10 lp/cm，则最小可以分辨的组织结构为0.5mm。
WS 519-2019《X射线计算机体层摄影装置质量控制检测规范》。检测方法明确之后，来看一下高分辨力的定义。
在上述质量检测规范中关于质量控制检测项目与技术要求也对于高空间分辨力的要求进行了定义，对于常规算法，MTF10的线对数需要大于6lp/cm，而高分辨力算法MTF10需要大于11lp/cm（验收标准）。
用对比度对分辨力做图，得到适用于B50卷积核和此扫描模式的调制传递函数（MTF）。该MTF完整表征了此专用扫描模式与B50卷积核相结合的空间分辨力。红、绿、蓝、黄点分别为5、6、7、8 lp/cm栅格。
在CT常规检查中，通常用不同的卷积核获得不同的空间分辨力的图像。比如胸部扫描的纵膈窗通常采用平滑算法，从而获得噪声水平相对较低的图像，软组织分辨力更高；而肺窗则采用锐利算法，虽然噪声水平增加，但是空间分辨力更高，细节显示得更好。在实际临床工作中，可以看出，使用锐利算法的卷积核通常会采用较大的窗宽，从而在视觉上减少噪声的影响。
这时，使用锐利卷积核重建的肺窗图像，可以认为是高分辨力成像。
在实际临床工作中，除了使用算法进行空间分辨力的提升之外，还有通过硬件改进实现的超高分辨力（UHR）的采集方法，可以获得比改变单纯卷积核更高的空间分辨力图像。
硬件改进实现的超高分辨力成像的方法主要有两种，一种是缩小探测器单元的尺寸，这方面的案例是Aquilion Precision CT（Canon Medical Systems）。该设备的最小探测器元件尺寸减小到0.25×0.25 mm。为了使该平台的空间分辨力最大化，X射线管的可调焦点尺寸从佳能医疗系统其他型号的0.9×0.8mm减小到0.4x0.5mm。从而使得高分辨力采集的MTF10=28.9lp/cm。作为对照，常规探测器尺寸的设备的高分辨力算法的空间分辨力为MTF10=11.7lp/cm（Spectral CT 7500，Philips Healthcare）到MTF10=18lp/cm（Revolution Apex，GE Healthcare）左右（缺乏其他厂家的数据）。
71岁男性，新冠肺炎，UHR-CT扫描（Aquilion Precision CT），0.25mm层厚，1024x1024矩阵重建，双侧肺部支气管血管束的合并和磨玻璃影（箭头）。虽然实现超高空间分辨力的一种方法是减小探测器的尺寸，但空间分辨力也取决于其他因素，包括X射线管焦点大小、X射线源位置的放大率、每次机架旋转记录的投影数、重建的卷积核、算法和体素大小等等。仅直接比较探测器尺寸可能无法准确反映空间分辨力的差异。
ZUHR和第三代双源UHR技术比较。第一代双源（A），第二代双源（B）和第三代双源（C）内耳图像比较。注意使用0.4x0.5 mm的小焦点第三代双源UHR模式图像质量显著改善。
第二种方法是使用可移动的装置在需要使用超高分辨力成像时移动到探测器单元上方，从而遮住一部分探测器，这方面的例子是西门子的CT设备。有两种方法，一种是UHR模式，这种模式在x-y轴方向遮住探测器单元的50%，从而提高空间分辨力，第二种是在第一种的基础上，在z轴方向上再遮挡50%的探测器单元，从而获得z轴方向上更高的空间分辨力图像。得益于SOMATOM Force（Siemens Healthineers）的小焦点（0.4x0.5mm）与UHR技术，可以获得MTF10=30lp/cm的图像。
70岁女性，支气管扩张（箭头，右肺中叶），能量积分探测器CT（EID-CT）和光子计数探测器CT（PCD-CT）图像。PCD-CT系统使用专用的UHR卷积核（Qr76，IR强度3）和0.2毫米的层厚，与使用Qr54（IR强度3）和0.6毫米层厚重建的临床EID-CT图像相比，支气管壁的划分明显改善（箭头）。目前的能量积分探测器CT，通过缩小探测器单元尺寸，会导致剂量效率的下降，提升空间分辨力的效果有限。随着光子计数CT的实现，可以实现更高的空间分辨力，从而获得更好的细节显示效果。
分享CT相关知识、有趣的影像图片及其他内容。回顾CT的发展历程，会发现一个规律，直到最近几年仍然符合--那就是CT的转速越来越快。自从螺旋CT产生以来，CT的最高转速已经从每圈1s提升到目前最快的0.24s（CardioGraphe，2018），当前CT的最快转速已经达到了0.221s（东软的NeuViz 1024）。
从发展趋势看，本章标题应该把吗去掉，CT机的转速就是越快越好。
这就涉及到了关于转速提升的一个关键问题，离心力。
离心力（centrifugal force）是一种虚拟力，是惯性的体现，它使旋转的物体远离它的旋转中心。离心力与物体的质量，角速度和旋转半径有关。角速度为2π/T。角加速度等于ω2r。离心力(G)与机架转速(t，s)、旋转半径（R，cm）之间的关系为：
G=11.18·10-6·R·(60/t)2。从上述计算公式可以看出，球管和探测器在高速旋转时的离心力与转速和旋转半径成正比，转速快到一定程度后，每增加0.01s都要付出巨大的代价。
2013年RSNA上发布的SOMATOM Force转速提高到了0.25s，此后一直是转速最快的CT。2018年发布的CardioGraphe心脏专用CT通过减小孔径（60cm）从而减少旋转半径（旋转中心到探测器的距离），进而将机架转速提升到0.24s。
离旋转中心0.7 m的物体上离心力与旋转频率的函数关系的图示。
Jiang H . Computed Tomography Principles, Design, Artifacts, and Recent Advances, 2nd Edition. 2009.。除了机架需要更强大以对抗离心力之外，还有一个是球管能够承受的离心力。
球管作为非常精密的组件，需要在高速旋转中精确控制曝光的参数。球管对于离心力的上限有要求，例如某球管能够承受的离心力是33.1G。如果超过这个值，可能会造成硬件的损坏。
球管说完，还有一个与之相关的问题：探测器的采样率（Sampling Rate）。
采样率（采样频率）是指每秒从连续信号采样的离散信号个数，它用赫兹（Hz）来表示。例如Spectral CT 7500（2021）最高采样率为4800 Hz，带有飞焦点技术的SOMATOM Definition AS+（2007）最高采样率为4608 Hz，两者分别以最快转速采集，每圈投影数分别为1296次（0.27s）和1520次（0.3s）。
采样率一定的情况下，转速越快，每圈的采样率就会越低。例如某CT可以使用一定的最高采样率运行，转速从0.28提升到0.20s，每圈的投影数量会减少40%。因此提高转速的同时，可能需要适当提高采样率或进行其他优化以保证图像质量（影响图像质量的因素非常多，采样率低并不意味着图像质量一定差，需要综合评估）。
通常，转速越快，心脏成像的运动伪影就越小。在介绍时间分辨率时，我们提到过心脏成像对于时间分辨率的要求（参见：CT的时间分辨率）。正常的窦性心律为60-100次/分，对于正常心率的患者，如果不控制心率，CT设备的时间分辨率至少应为100ms，理想情况下应低于75.5ms。在无限接近100ms的路上，120ms和115ms达到的效果可能非常接近。因此冒着指数增加离心力来增加制造成本而提高0.01s的转速，可能并不划算。
看到了一个非常内卷的市场宣传，因为转速增加的获益是肯定的，对于进一步提升时间分辨率，有两种途径，一是增加x-y轴平面球管的数量，比如2005年在RSNA上发布的第一代双源CTSOMATOM Definition，利用0.33s的转速，实现了83ms的时间分辨率，使得螺旋CT的时间分辨率首次低于100ms，从而告别了对心率控制药物的依赖。第二种方法是软件算法，比如iTRIM技术，通过减少数据的量从而提高时间分辨率，对于转速0.48s的设备，可以将时间分辨率从240ms提高到195ms。软件算法通常获得效果没有机架转速提升来的明显，所以能看到高端CT的转速还在不断加快。
已知，管电压决定光子的质，而mAs决定光子的量。为了保证一定的光子数量，转速提高时，需要更高的管电流，比如同样是200mAs，转速是1s时，管电流需要200mA，如果转速加快到0.25s，则需要800mA。
对于宽探测器的CT设备，可以通过增加球管到探测器的距离来减少锥形线束伪影，所以可以看出很多CT设备的孔径很大，比如Revolution CT（2013）的孔径是80cm，uCT960+（2018）的孔径达到了82cm。随着孔径增加，锥形线束伪影可以得到一定限制。但孔径增加一方面又增加了离心力，因此需要更稳固的机架设计。另一方面，球管的管电流也需要相应地增加，才能保证同样的图像质量。
可以看出与转速伴生的一项重要工作，就是增加球管的最大管电流，特别是在低kV时，因为低kV需要更高的管电流进行补偿。SOMATOM Force单个球管在70-90kV时，最大管电流为1300mA，两个球管同时工作（如心脏成像，大螺距，DS模式等）时，可以提供最高2600mA的管电流。
即使是同样是管电流水平，不同的探测器宽度，不同的机架孔径也会有不同的效果。探测器越窄，机架孔径越小，图像质量改善的效果越显著，相同图像质量的情况下，剂量降低的潜力也越大。
因为这些限制，我们不难发现，在很多CT设备的常规检查中，通常不用最快的转速进行扫描，甚至某些设备在心脏成像时，可能也不用最快的转速，比如Revolution CT在心率较低的患者中，会自动选择0.35s的转速进行检查，从而获得更好的图像质量。
有时候，病人是很难配合设备完成检查的，比如外伤，老年，儿童等不能配合的病人，就需要用尽可能短的时间完成检查。这就需要将各种扫描参数进行优化组合，比如在SOMATOM Force中，可以使用TurboFlash模式，可以在每秒737mm的速度下进行扫描，从而尽可能减少患者的运动。
你看，CT成像是一个折衷的过程，需要各种条件相互平衡，才能获得相对理想的结果。
1024高清靶扫技术可以清晰的显示肺结节，极大增加医生对于肺结节性质判定的信心。在精细器官，比如在内耳和小血管的成像中，1024大矩阵高分辨成像也具有独特的优势。
“双百CT”是飞利浦全新发布的重量级CT解决方案。双百CT的百万秒次球管保障与百万像素高清影像链强强联合，其搭载的AI 1024高清靶扫技术采用了多尺寸特征融合，以应对不同大小的结节筛查需求，确保筛查结果的准确性，极大增加医生对于结节性质判定的信心。在精细器官，比如在内耳和小血管的成像中，1024大矩阵高分辨成像也具有独特的优势。与胸部常规扫描协议相比，高分辨率扫描协议参数有以下几处变化：
建像矩阵选择1024大矩阵。
根据 像素=FOV/矩阵，可以得出，FOV减小，同样可以提高图像分辨率。靶扫描建议FOV小于300mm。
在扫描流程上，如果是结节随诊复查，首先需要在原有检查的图像上找到结节的大概位置，然后选择高分辨扫描协议，再在对应的扫描定位像上计划扫描框的大小。
如果是使用512*512矩阵的扫描协议筛查出来的新结节，为了使结节显示更清晰，便于定性，可以直接插入胸部高分辨扫描协议，行二次高分辨靶扫。在结节显示上，为了让结节显示在靶扫描的中心，便于观察，可以借助测量像素值的工具，显示出结节所在的X轴和Y轴的位置，之后打开插入的高分辨协议，在对应的X轴和Y轴栏里输入测量出的X值和Y值，即可扫描得到以结节病灶为中心的靶扫描图像。
对于需要重点观察的远端血管分支，细小动脉，比如支气管动脉、肠系膜上动脉等，可使用1024大矩阵来提高图像分辨率。
分辨率选用高分辨，矩阵选用1024，层厚选用0.67mm,层间距选择重叠重建。
1024高清靶扫技术以其领先的技术实力和高效的筛查能力，能够大大提高医学影像诊断的效率和准确性，实现精准诊断，提高肿瘤患者的生存率，精准解决临床和患者的痛点。能够极大提高精细器官的显示，避免多次扫描，保护患者，降低医疗成本和人力资源的浪费。
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