医学影像技术体系 · 第 39 卷 / 共 44 卷
VRT、分割、定量与特殊扫描
本卷导读
讲解三维重建、VRT 模板、伪彩、血管与器官分割、CTU 提取、自动管电流调制、脑出血体积测量、心脏运动成像与肺癌筛查方案。
知识结构
- 三维重建与 VRT 显示
- 血管、骨骼与器官分割
- 定量分析与图像质量
- 扫描技术与协议设置
三维重建与 VRT 显示
CT技术的绝妙之处就是可以做后处理，将一些非专业人士不容易理解的内容用更容易让人接受的方式表示出来，从这个角度上讲，CT后处理就是放射科和临床科室以及病人交流的方式。
CT本身发展历程不长，从第一台CT应用到临床的时间算，CT是一个妥妥的“70后”。1971年10月4日，在伦敦郊区的一家医院里，一位41岁的女性接受了一次头部CT检查，成为人类历史上第一个接受CT检查的患者。相对于早上的标本成像，图像质量已经明显改善。在CT发展的早期阶段，我们还在能为分清脑灰质和脑白质兴奋不已，随着技术的不断进步，CT发展在30年前进入新阶段，螺旋CT的问世，让CT的后处理越来越重要。
简单的说，三维后处理包括从任意视角在三个维度上呈现和显示结果的技术，主要有两种，表面遮盖显示（Shaded Surface Display, SSD）以及容积再现技术（Volume Rendering Technique, VRT）。这两种技术能够提供对解剖结构非常逼真的描绘，使人能够观察他们的形状和空间关系。
SSD是早期CT三维重建的主要方法，这种技术主要是在一定的CT值内的体素信息进行提取，然后将这些体素呈现到一个立体的三维模型中。得到的图像类似一个蜡状模型，其表面完全不透明，不能识别三维模型内的任何解剖结构。
这种技术的缺点是显而易见的：比如不能区分具有相似CT值的结构；不能呈现多于一种组织类型，因此随着VRT技术的出现，逐渐被淘汰了。目前在显示气道，空腔肠管和增强的血管等还有一些应用。
随着CT技术的进步，单次CT扫描获得的图像越来越多，更多的数据意味着更多的阅片时间，以及更困难的解读。为了更好的和医生以及患者交流，VRT技术成为目前使用最广泛的三维重建技术。
自上世纪 80 年代科学计算可视化（Visualizationin Scientific Computing）被提出后，三维体数据的可视化逐渐称为研究和发展重点，并最终形成了体绘制技术领域。西门子、GE等都有对 GPU 编程领域以及体绘制技术进行研究，并将体绘制技术运用到医疗器械中。
利用体绘制技术，可以在一幅图像中显示多种物质的综合分布情况，并且可以通过不透明度的控制，反应等值面的情况。体绘制技术最大的优点是可以探索物体的内部结构，可以描述非常定形的物体，如肌肉，烟云等，缺点是数据存储量大，计算时间较长。
体绘制形成的图像一般是半透明的图像，颜色一般是人工指定的伪彩色。这就给了我们展示的空间，可以根据数据的具体情况以及操作医生的喜好制定伪彩色。体绘制首先需要对数据进行分类处理，不同类别赋予不同的颜色和不透明度值，然后根据空间中视点和体数据的相对位置确定最终的成像效果。
光线投射算法（Ray-casting）。错切 - 变形算法（Shear-warp）。频域体绘制算法（Frequency Domain）。抛雪球算法（Splatting）。其中光线投射算法最为重要和通用。
光线投射方法是基于图像序列的直接体绘制算法。这种方法的主要原理是：从图像的每一个像素，沿固定方向（通常是视线方向）发射一条光线，光线穿越整个图像序列，并在这个过程中，对图像序列进行采样获取颜色信息，同时依据光线吸收模型将颜色值进行累加，直至光线穿越整个图像序列，最后得到的颜色值就是渲染图像的颜色。
几乎每一个直接体绘制算法都将体数据当作 “ 在某一密度条件下，光线穿越体时，每个体素对光线的吸收发射分布情况 ”。这一思想来源于物理光学，并最终通过光学模型（Optical Models）进行分类描述。
VolumeRendering Technique。VRT是一项复杂的三维处理技术，包括基于CT值或其他信号强度，密度的多种组织分割。VRT图像是一种三维复合显示，包括各种组织构成。每种组织构成的多种性质，如亮度、不透明度和颜色，均可单独指定。还可以运用特定的全局光照性质来创建解剖结构的逼真三维效果。
可以使用密度、不透明度、折射信息创建适合不同临床目的显示。
通过颜色、不透明度和最多4种不同组织阴影灰度的独立控制，获得最佳的显示质量和不同器官的差别。
可以方便地在图库中选择多种临床目的和解剖部位的预定义设置。
预定义设置可以与DICOM 系列说明链接，这样可以在临床常规工作中自动确保标准化的质量。
在 VRT 薄层模式中可以使用剪裁平面简便地滚动容积。
说了这么多，如果你觉得有点晕，那时候正常的，我也晕。简单一点，不同的组织，密度不同，目的不同，可以使用不同的VRT模板进行三维重建，从而达到最佳的显示效果，好在系统里已经设置了很多不同的模板，可以随意调用。
Cinematic Rendering。容积再现技术的不足之处是最多只能定义两个光源，然而在显示生活中，看到的物体都是由不同方向上的光叠加照射到物体上反射到我们眼睛内容产生的图像，因此为了更能接近我们人眼看到的效果，就不要在光源上下文章，从这个角度上讲，容积重建和玩单反有异曲同工之妙。
腰椎骨折 Cinematic Rendering重建。颅内动脉瘤 Cinematic Rendering重建。Cinematic Rendering全息仿生成像可以模拟自然光照射到我们感兴趣的区域上的效果，从而更接近真实的感觉，是下一代的容积重建技术。等我学的差不多了再跟大家交流心得体会吧。
（封面：胸腹部血管，SOMATOM Force扫描，双能量45keV重建，VRT重建）
可能有好多医生遇到过这样的困扰，记得很久之前在400值班的时候，有个客户打电话来跟我抱怨，怎么你们家的CT做出的三维重建图像真难看啊，比我们原来用的老CT还差。把图发过来一看，果然很差，全是噪声，肋骨都看不见，如果我是客户，我也会抱怨。但是抱怨并不解决问题，需要分析一下，究竟是什么原因导致的呢？
一个反面教材，你觉得这个图有哪些参数用的不对呢？
有人说CT主要靠后处理，这话我就不太愿意听，CT的扫描时非常重要的，扫描的不好，后处理的老师想死的心都有。一般的经验是，扫描的越好，后处理的图像就越好看，效率也越高。
讲起好看的三维重建图像的基本条件，关键还是扫描，扫描参数需要因人而异，因检查目的而异，影响因素也比较多，但是基本的原则是，如果看血管峰值要抓到，扫描时机把握好，最好没或者尽可能少地出现运动伪影，等等。
做三维重建，理论上来说，层厚越薄越好，但是我们还要考虑到PACS的存储空间以及噪声的影响，层厚越薄，重建的图像就越多，同时噪声也越大。因此在充分考虑到这些限制的前提下，层厚越薄越好。一般获得比较好的三维重建的图像的层厚应小于1.5mm。
以下四幅图像的层厚分别为3mm, 2mm,1mm,0.75mm。可以发现层厚较厚的时候，阶梯伪影非常明显
1mm和0.75mm对于头颈部的血管显示已经没什么明显区别了。这个胸部平扫的图像，从上到下层厚分别为1.5mm，1mm，0.6mm。可以发现0.6mm的图像保存了更多的图像细节。以下是横断面的图像。
做三维重建需要重建增量小于层厚，让层与层之间有一定的重叠，这样可以减少部分容积效应。一般应该重叠30-50%。
但的重建增量为1.5mm（层与层之间没有重叠）。的重建增量为1.0mm（层与层之间重叠了三分之一）。可以看出有重叠的图像质量更好，阶梯伪影更少。大多数时候，层厚与重建增量需要综合运用。如下面四幅图层厚及重建增量分别为
- 5mm/1.5mm，1.5mm/1.0mm，1.0mm/0.7mm，0.6mm/0.4mm。随着层厚及重建增量的变小，图像的细节显示的越清晰。
卷积核又叫算法，是图像重建的算法函数，卷积核影响的内容很多，在三维重建上，一般卷积核越平滑，图像的噪声越低，同时空间分辨率也越低；卷积核越锐利，图像的噪声也越高，同时空间分辨率也越高。因此在三维重建时要根据重建的目的选择合适的卷积核，一般的VR重建应该选择相对平滑的卷积核。
从上到下卷积核分别为H70，H60，H50，H40。内耳的重建比较特殊，不能用太平滑的卷积核，这样会损失太多的细节，这四幅图比较，H50，H60的效果更好。
（为了演示效果，我稍微增加了一些软组织）。视野就是重建的FOV，一般CT设备的矩阵是一定的，因此视野的大小就决定了像素的大小，对于同样的感兴趣区，FOV越小，显示的细节就越多。之前在医院遇到过，有些医生在做冠脉CTA的时候，还要兼顾心外的结构，所以视野用的比较大，这样显然会损失心脏血管的细节显示，这个时候比较好的办法是，再重建一组大视野的图像观察心外的组织结构。
的FOV为280mm，为140mm。对比发现使用小FOV重建的肺内的细节比大FOV更多
20多年前西门子做的1024矩阵的目的和这个缩小FOV达到的目的是一样的。为冠状位重建，也可以看到相同的表现。我们现在可以看到，影响三维重建的一个主要因素就是噪声，因此迭代重建在提高三维重建的图像质量的过程中也可以发挥重要的作用。迭代重建本身并不能降低辐射剂量，但是可以通过迭代降低噪声，提高图像质量，从而可以让操作人员使用更低的条件去采集图像。如果我们的设备有迭代重建的功能，在做三维重建时，应该使用。
为使用和不使用迭代重建的效果示意图。可以提高三维重建图像的显示效果，血管显示更清晰。以上我们简单了解了获得好的三维重建图像的一些前提条件，了解了这些注意事项，就更容易做出好看的三维重建图像啦！
周末有没有大吃一顿啊？如果没有，还可以看看CT做出来的美食，解解馋。马上周末了，是时候大吃一顿啦！
未去骨的头颈血管用不同VRT模板显示（SOMATOM Definition Flash扫描，VRT重建）。打开VRT模板的直方图可以得到上面这样的内容（不同后处理工作站略有不同）。这里的直方图的X轴表示CT值，Y轴表示透明度，越高表示越不透明。双侧斜边为梯度加权，坡度较缓的斜边导致较小的对比度及更多的灰阶。梯形以外的组织则完全不可见。
用于VRT图像中特定组织的分割HU阈值通常由一个梯形或者梯形的一端的斜坡表示。
梯形或斜坡的斜率用作各种属性（如颜色强度、不透明度和亮度）在HU范围上的权数。在斜坡较高端的体素的设置值更高，在VRT图像中的显示更为明显。比如做一个胸部的VRT重建，有时候需要肺组织可以隐约可见，就可以将位于肺组织的CT值范围使用一个比较矮的梯形显示。
斜坡的梯度可以用鼠标中间键加以调节，调节方式与CT图像的窗口调节相似。梯度定义VRT图像的不透明度、对比度和亮度。
在VRT图像中，可为单独的组织构成制定不同的颜色、不透明度和亮度。不透明度影响组织的透明度，而亮度决定用来呈现VRT图像中组织较暗或较亮区域的光亮度。
除了单个组织的属性以外，还有若干光照属性可以用于改变VRT图像的整体效果。最常使用的参数是阴影。
环境光 设置自所有方向照射的光源（由于反射）的亮度。镜面反射 指定所成的角度使入射光线直接反射到观察者眼睛（明亮的突出显示）的表面部分所反射的光线数量。光泽 指定照明的突出显示部分的大小和清晰度。
激活双面光源可以使用从相反方向照射的两个相同光源，也可以只使用一个光源。
激活双面光源与不激活双面光源的效果比较。边缘增强 增强边缘对比度，以提高表面的清晰度
表面增强 使用均已的CT值改变区域的透明度，以改善组织边界的显示。如果有金属植入物显示会变得尤其清晰。
以上是VRT色彩缤纷的基础，了解这些只是第一步，还需要经过反复练习，摸索，综合运用，通过这些参数的调整优化，才可以做出漂亮的图像。
（封面：龙眼 SOMATOM Force扫描 VRT重建）
日常工作中，如果我们经常做后处理的话，可能会接到不同的临床需求，比如在本来血管的VRT图像中显示肺组织，显示皮肤等等。
打开需要处理的数据，选择VRT显示，打开VR模板库，打开组织分类。
在左侧肺组织对应的CT值区域右键单击，添加梯形。
需要注意的时，如果能知道所选组织的CT值分布范围，在相应范围内添加梯形，效率会更高。左右移动梯形可以观察到不同的显示效果。
首先选择需要处理的数据，用VRT显示。打开VRT模板库。
如果有阴影效果，需要将激活阴影复选框中点击，去掉阴影效果。
通过调整梯形曲线的位置和高度，观察图像的显示效果。
如果需要加入一些低密度的组织，可以通过将左侧梯形的边左移，在斜边上右键单击插入点。并调整点的高度，对图像进行优化。
类X光成像对于肋骨陈旧性骨折的显示比较理想。更多应用有待我们去发掘了。
自体软骨试公认的最理想的隆鼻材料。如果只需做鼻尖、鼻小柱多用自体的耳软骨或鼻中隔软骨即可，如果需要做鼻梁那就需要用到自体的肋软骨了。
肋软骨作为隆鼻材料主要优点为来源量大，质地可靠，取材方法安全，容易成活。
一般是在局麻下在乳房轮廓线下或第七肋软骨表面取3cm长切口，显露软骨膜，剥开骨膜，切取所需长度肋软骨。
在取材前，需要进行CT扫描，观察肋骨是否有钙化，以确定合适的取材位置。
CT扫描只要进行胸部平扫即可，肋软骨的三维重建需要重建薄层的数据，一般层厚在0.75-1mm，重建增量0.5-0.7mm，使用平滑的卷积核，如果有迭代重建，应该使用，以减少噪声。（其他注意事项可参考想要好看的三维重建图像，这五件事儿不能不知...）。后处理一般重建薄层VRT和薄层MIP，清晰显示肋软骨即可。
薄层VRT（SOMATOM Force扫描）。薄层MIP（SOMATOM Force扫描）。为了增加显示效果，还可以尝试使用不同的伪彩色，Spectrum伪彩可以让钙化显示更明显。
这里需要说明的是，三维重建的模板需要重新设置，在设置模板时可以适当增加一些黑色半透明的梯形，以掩盖胸腔内的结构。针对syngo.via VB10版本，我做了肋软骨的模板，如有需要可以联系我。
肋软骨VRT重建（SOMATOM Force扫描）
通常情况下，我们人眼对黑白图像的分辨能力有限，而对彩色图像的分辨能力更强，因此，彩色图像对于表现病灶，展示诊断结果更有价值。有一些相关的研究也发现了，使用彩色编码的CT图像对于病灶显示更清晰。
使用MM阅片将需要处理的数据打开，这里使用了一个肝脏转移瘤的患者的数据。
使用键盘的F10快捷键可以对图像颜色进行反转。
使用键盘 F10 快捷键可以对图像颜色进行反转，为反转的效果。
二维图像，MPR，厚层MPR，MIP，薄层MIP，MinIP均可以添加伪彩。
使用灰阶反转的效果，对于模拟DSA显示的效果有帮助。
提取的血管同样可以使用伪彩色，对血管进行更好的显示。
这里使用了MM阅片工作流程进行了演示，在不同的后处理流程中，有些也可以进行伪彩添加，使用伪彩添加可以获得意想不到的效果，如果有合适的病人，可以试试看哦！
封面：康乃馨，SOMATOM Force扫描，MIP重建。
康乃馨 SOMATOM Force扫描，CInematic Rendering重建
图像好看，大多数是指后处理之后的图像，原始薄层图像采集需要符合ALARA原则，即在满足诊断需求的前提下，使用尽可能低的辐射剂量完成采集。在这个基础上，再通过众多后处理技术的应用，把病变显示清楚，给其他临床科室的医生和患者提供诊断和交流依据。
在做后处理的过程中，就涉及到一个问题，怎么能把图像做的好看一些，病变能够清晰显示。这里我们涉及到的是临床数据，平时扫的花花草草不在此列。
向日葵小姐 SOMATOM Force扫描，cVRT重建。有人说，CT重在后处理，磁共振重在扫描。这件事显然需要商榷，在看来，CT的扫描时最重要的，后处理只是锦上添花的过程。
虽然很多医院都把放射科归入辅助科室，好点的叫医技科室，患者称呼放射科的医生也多称“师傅”，临床医生说这群人是“拍片子的”。但是不可否认，放射科在疾病诊疗过程中发挥的作用越来越大，已经无缝整合在整个疾病诊疗的过程中，并且在多数时候，是无可取代的。
因此往大了说，一个医院要想发展好，需要有一个强大的放射科。放射科接触到了新的技术，推广给临床，带领临床医生进入新的领域。往小了说，一个放射科要想发展好，需要有一个强大的技师团队，愿意花时间钻研，肯学习新知识，不断充实自己。
后者的要求有点高，一个放射科如果有一位肯钻研，爱学习的技师就相当不错了。
还需要再强调一点，所谓的数据好，不是一定要把辐射剂量提高，在检查过程中特别要重视使用合适的剂量，不能为了追求所谓的图像“好看”而一味提高辐射剂量。
目前我国实施了诊断剂量参考标准，作为辐射剂量的上限，应予以重视。不要等到被患者起诉了再改正。（辐射剂量参考标准参见：CT辐射剂量相关知识入门）。
下肢静脉曲张 SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。像很多人认为的一样，后处理的花样繁多，看到熟悉工作站的人做后处理，有时候就是一种享受，看着几下就能展现一个非常炫的图像出来。
大多数医院在做后处理都是比较机械的在做，把片子拍完就结束了，写报告是其他人的事。
后处理，后处理，更重要的应该是诊断之后的处理，再诊断明确之后，用后处理的方法把病变显示清楚，这才是后处理的真谛。
心脏肿瘤 SOMATOM Force扫描，CInematic Rendering重建。有时候，临床医生找过来，说，这个地方是不是有斑块，血管断了。熟悉后处理的我们就会半带嘲笑地说，这个地方是不小心切掉了，血管正常的。有时候需要原谅“外行”，后处理的结果是我们的作品，需要把病变显示清楚，把正常的结构显示为正常。
做到这些的基本前提，就是熟练掌握我们的工具。只有熟悉掌握了设备的使用方法和技巧，才能发挥出设备的价值，做出更好的图像来。
腹壁疝，SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。审美是人类理解世界的一种特殊形式，指人与世界（社会和自然）形成一种无功利的、形象的和情感的关系状态。
审美是在理智与情感、主观与客观上认识、理解、感知和评判世界上的存在。
审美也就是有“审”有“美”，在这个词组中，“审”作为一个动词，它表示一定有人在“审“，有主体介入；并且，也一定有可供人审的”美“，即审美客体或对象。审美现象是以人与世界的审美关系为基础的，是审美关系中的现象。”。学会审美是做出好看的CT图像的前提。”。主动脉瓣膜置换术后 SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。而放射科医生的审美是最难琢磨的，通常外行非常不容易理解。
记者看了一眼，说，这个太血腥了，我们的节目是吃放的时候播出的，还是换一张吧。
腹部血管，SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。医学影像学是医学领域中发展最快的学科之一，新技术层出不穷。
正是这个原因，放射科成为了严重设备依赖型的科室，新的设备，新的技术，就意味着可以做之前不能做的事情。
肺癌 SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。新技术包括扫描技术，比如大螺距扫描，比如双能量成像，低千伏扫描，等等，也包括后处理技术，比如迭代重建，实影渲染等等。
适者生存，放射科的医生和技师应该是最能适应变化的人，无论是主动还是被迫。如果不能最快适应变化，就有被淘汰的风险。
踝关节巨细胞瘤 SOMATOM Force扫描，Cinematic Rendering重建。掌握了成像的整个流程，注意到该关注的细节，加上一点点儿审美常识，经过不断练习，就能做出好看的图像啦。
血管、骨骼与器官分割
头颈血管的去骨一直是CT后处理的难点，如果仅有一期增强的图像，去骨的效果往往不够理想，手动编辑需要的时间又比较长，在具有双能量直接去骨的CT设备中，可以使用双能量直接去骨，而在一般的单源CT设备中，NeuroDSA则是一种更为常用的头颈血管CTA去骨方法，通常情况下，NeuroDSA去骨的结果都是比较理想的。
头颈血管CTA NeuroDSA减影后图像，cVRT重建。颅底血管由于解剖位置的关系，与骨骼的距离很近，而且更容易出现钙化斑块形成，因此在减影后由于钙化斑块在平扫和增强中均为高密度，因此容易形成血管边界显示不清，图像不够好看的现象。
这个患者，可以看到血管的钙化，在去骨之后，有可能出现血管显示不够平滑的情况。
如果存在颅底血管钙化，在去骨后会可能会造成血管表面不够平滑。
如果想要获得更好的血管去骨图像，如何在NeuroDSA中操作呢？
打开NeuroDSA之后，可以在屏幕左上角 CT 神经DSA 旁边的齿轮或者小扳手图标，单击打开配置界面，默认参数。
空气阈值(HU)：非增强 CT (NE-CT)中低于此阈值的所有体素都将被删除。这样即可防止内耳和鼻子区域出现骨伪影。
减影阈值(HU)：系统会减去所有高于此阈值的值。在正常扫描中，软组织 HU低于 80，因此值不会发生变化。当值为-1024 时，系统会将其完全减去，软组织的 HU 值不会保留，而是被减去。使用较低的阈值时，可能会出现伪影。
骨阈值(HU)：所有高于此阈值的体素将被标记为骨并从结果系列中去除。如果存在骨碎片，则可以使用较低的阈值来检测更多的骨。如果血管结构受到了影响，请增大阈值。
血管阈值(HU)：血管阈值用来检测减影图像中的血管，以便获得更清晰的轮廓。如果采用不同的造影剂，并在不同的对比阶段进行扫描，则会在血管中产生不同的 HU 值。您可以更改阈值以调整血管轮廓的清晰度。如果阈值过低，骨残留可能会显示出来。如果阈值过高，血管可能无法完全可见。
这里可以看出一个重要的参数，就是骨阈值，如果血管结构受到了影响，可以适当调高骨阈值。
这里我做了一个患者，试着将骨阈值增加到800HU，然后点击左上角的计算进行重新计算。
然后来比较一下使用默认值300HU和修改之后的骨阈值800HU进行重建的图像。
VRT重建显示颅底血管的区别，为骨阈值300HU，为骨阈值800HU。
cVRT重建显示颅底血管的区别，为骨阈值300HU，为骨阈值800HU。
修改骨阈值之后，可以在MM阅片中使用结构分离工具将需要的血管提取出来，具体操作方法可以参考：如何快速提取出干净的血管。几幅图像对血管结果进行了提取。
去骨之后的轴位图像，为骨阈值300HU，为骨阈值800HU。
由此可以发现，将骨阈值参数适当提高之后，血管周围可以保留更多的组织，因此重建出来的图像血管轮廓更为光滑，需要说明的是，这里的骨阈值具体调整到多少合适与处理的CT数据有关系，如果大家有合适的数据，可以自己试试看哦。
在CTA的后处理中，可能占用时间最多的就是切除血管周围的杂质，保留干净的目标血管。特别是头颈血管的后处理，由于特殊的解剖结构，在去骨之后可能还需要进一步的编辑，从而获得更好的图像显示效果。
首先将NeuroDSA去骨或者双能量去骨之后的序列导入MM阅片打开。
等图像变成蓝色，如有必要，可以在图像正下方的工具栏中单击白色三角，修改阈值（具体改成多少取决于想要显示多远的远端小血管，阈值越低小血管显示越丰富，同时杂质越多。
上述点击都可以在二维图像中进行，单击在有边界的地方和密度高的地方更容易编辑。
编辑完成后，按键盘的esc 退出，既可以获得干净的血管图像。
提取血管之后的cVRT和MIP重建。如果有些杂质使用上述方法去的不够的话，还可以使用剪辑工具进行进一步的编辑。
这种方法也同样适用于其他部位的血管提取，由于解剖结构相对简单，可以使用去骨之后的序列也可以使用带骨序列进行上述操作。
最后说一句，要想获得好的后处理效果，扫描还是非常重要的，在检查准备阶段多花一点时间都是值得的，这样做后处理和诊断的时间都会减少。
头颈部结构复杂，常规方法去骨的效果比较差，较好的办法是神经DSA减影或者双能量直接去骨。对于大部分64排CT来说，神经DSA减影的方法更常用，但是有个问题，如果患者存在支架，金属夹，钙化斑块等在平扫表现为高密度的物体，在做神经DSA减影时就会被当做骨头去掉，这时，我们应该用什么方法加回来呢？
使用NeuroDSA去骨使得一侧颈总动脉的支架未显示。首先用CT神经血管工作流程对图像进行预处理，之后在CT血管中，VR图像相格右上角选择区域增长工具。
在弹出的解剖结构显示器中选择骨（DSA）,选中的骨变为绿色。选择编辑，单击画笔图标 在轴位图像上选择需要显示的组织，画感兴趣区。退出区域增长，就可以显示原来减掉的组织啦！
是不是很容易，以后做NeuroDSA再也不用担心没法编辑啦。
本章使用的syngo.via软件版本为VB10，不同版本功能可能有区别，不能保证所有版本都可以实现上述功能，赶紧在自己家的机器上试试看吧！
在进行冠脉血管后处理时，常常需要提取冠脉树，而有时因为检查数据不佳，或者自动提取冠脉树显示的小血管不够丰富，需要进行手动干预。一个冠脉树快速编辑提取的技巧。
以一个第一代双源做的数据为例，可以看出第一对角支的远端没有提取。
如果有需要，还可以使用区域增长对血管树进行编辑。
是几张cVRT图像，可以看到编辑完成之后的效果。
2018年12月10日于Erlangen。封面：心脏（SOMATOM Definition扫描，cVRT后处理）
临床工作中，可能会遇到这样的需求，在做头颈血管CTA检查时，需要将前循环和后循环分开显示，有些医生会采用剪切或者区域增长的方式进行提取，这样的方法费时费力，一个快速分离前后循环的方法。
去骨后的原始序列三维重建图（SOMATOM Definition Flash扫描，cVRT重建）。将去骨之后的头颈血管序列（可以使用Neuro DSA或者双能量去骨之后保存的序列）放在MM阅片里。右上角工具栏中选择骨去除工具的结构分离。
等图片变成蓝色，在图像正下方的工具栏中单击白色三角，将阈值改低（具体改成多少取决于想要显示多远的远端小血管，阈值越低小血管显示越丰富，同时杂质越多。
按键盘的esc 退出，既可以获得仅有前循环血管的图像。
也可以将提取的阈值进行微调，重新应用。待图片变蓝后重复提取前循环的步骤。你会发现，syngo.via在提取血管时会自动选择整条血管，这样可以明显缩短后处理的时间。
按键盘的esc 退出，既可以获得仅有后循环血管的图像。
使用骨不透明度模式，可以获得透明效果，突出显示需要重点显示的血管或组织。
原始序列经过结构分离提取血管后三维重建图（SOMATOM Definition Flash扫描，cVRT重建）。是不是很简单，赶紧试试吧！不同软件版本效果可能有区别，需要自己试试看哦。
如果经常做CTU的话，可能需要将肾盂输尿管和膀胱分离出来，现场培训的时候，经常看到操作医生使用剪切工具将周围的不需要显示的组织剪切掉，这种方法效率低，如果切到最后发现多切了还要返工。
等待图像变成蓝色。在像格正下方的工具栏中点击小三角图标，显示分隔阈值，默认是175HU。
如果将阈值调低，选中的组织会更多，阈值100HU的效果。
如果将阈值改成60HU，得到如下效果。可以看出CTU全部都选中了，同时骨头也被选中了。
（这个过程中可能需要反复选择，注意不要选错，选错后应该删掉错误的种子点。
如果需要同时显示骨组织，可以使用左上角的骨去除工具里的骨不透明度。
在日常工作中，可能会遇到提取气管术的要求，一般可以用薄层VRT选择气管的模板进行显示，但是容易受到其他肺组织的干扰。一个使用主机进行的快速气管树提取的方法。
将需要提取气管树的数据导入主台或者工作站的3D卡。注意需要使用较为平滑的图像，如B30卷积核的薄层数据，以减少噪声干扰。
一般气道选择-1024到-950HU左右。
最终的显示效果，可能跟患者的屏气程度，重建参数有关系。
使用骨去除工具里的结构分离将肺动脉（或者肺静脉）提取出来。（具体方法可以参考如何快速分离前循环和后循环以及如何快速提取CTU）。
等待图像变成蓝色，可以适当修改阈值，一般阈值越低显示远端小血管越多，同时杂质也会越多。
由于不同数据的扫描时相，强化效果，重建参数等的不同，提取效果可能有差别。
提取完成后，使用区域增长将另外一套血管提取出来。如果提取血管，在增长中选择血管，如果需要提取气道，则选择一般器官。后面的数字代表精确度，数字越大，结果越精确。
选择组织增长后，解剖结构显示器会自动弹出，并新建一个组织增长的任务。选择血管，骨或一般器官，并适当调整精度值，开始组织增长的操作。
在二维图像需要增长的部位左键按住，VRT图像中可以观察到绿色组织逐渐增多。可以换不同位置重复同样的操作。
也可以使用编辑工具，将多余的组织删去（此工具可以在二维图像中应用，也可以直接在三维图像中勾画）。
在解剖结构显示器的VRT模板库中选择需要显示的模板，也可以在模板中改变颜色。
需要注意，如果有多个不同的组织增长结果，需要选择不同的VRT模板才能调整不同的颜色。如果选择的是相同的模板，则最终显示的VRT结果没有区别。
选择一般器官，并适当修改精确度，对气道进行增长。
增长完成后，可以使用编辑中的扩展工具对周围进行扩展，可以帮助气管壁更好地显示。
扩展右侧的数字表示扩展或侵蚀的程度，数字越大，单次点击扩展或侵蚀作用的范围越大。可以先从小数字开始尝试。
完成后，按esc退出。为了方便观察和切换，可以将区域增长出来的结果重命名。
重命名主要是为了观察和切换方便，如果自己清楚知道每个组织的构成，可以不用重命名。
将肿瘤组织增长出来，方法同肺动脉和肺静脉的组织增长方法。
解剖结构显示器中各个组织前面的对勾选择与否决定了结果是否显示。根据临床需要显示相应组织即可。
用这两个工具可以很好的显示各个解剖结构，需要注意的是，采集的数据质量以及后处理的精细程度决定了最后的显示结果，采集时血管强化明显，动静脉密度最好有一定差别，这样更容易分离。
这里以心电导线为例。在没有去掉导联线之前，三维重建的图像是这样的：
在MM阅片或其他工作流程中将需要编辑的数据打开，选择结构分离。
重复同样的动作直到所有需要去掉的组织都显示为蓝色半透明状态。
在不需要去骨的情况下，可以使用这种方法将体外异物去除。如果是小块的组织，可以使用剪切工具去除。
肺是人体的呼吸器官，位于胸腔，坐落于膈肌上方、纵隔的两侧。正常肺呈浅红色，质柔软呈海绵状，富有弹性。
前后位，双侧位，后前位显示气道肺与胸部骨骼的关系。左肺借斜裂成上、下两叶；右肺借斜裂和水平裂成上、中和下叶三叶。
人的支气管（第1级）至肺泡约有24级分支。支气管经肺门入肺，分为叶支气管（第2级），右肺3支，左肺2支。叶支气管分为段支气管（第3～4级），左肺8支、右肺10支。段支气管就是肺的分段的依据。段支气管反复分支为小支气管（第5～10级），继而再分支为细支气管（第11～13级），细支气管又分支为终末细支气管（第14～16级）。从叶支气管至终末细支气管为肺内的导气部。终末细支气管以下的分支为肺的呼吸部，包括呼吸细支气管（第17～19级）、肺泡管（第20～22级）、肺泡囊（第23级）和肺泡（第24级）。
气管支气管形如树状，因此也称气管支气管树。气管树提取方法可以参考：快速提取气管树。
- 5倍 0.75倍 1.0倍 1.5倍 2.0倍。在进行肺的分段时，可以上下观察浏览，沿着相应气管的走形可以更容易准确地进行分段。
定量分析与图像质量
迭代重建是目前CT重建广泛应用的技术，相对于传统的FBP滤波反投影算法的重建，迭代重建的图像噪声更低，图像质量更好。当然这里说的图像质量是指客观图像质量，主观图像质量的判断取决于观察者的先验经验。一般如果习惯了FBP图像的观察者会认为迭代重建的图像“假”，因此主观图像的感受还需要逐步适应，客观评价图像变化的方法更能反映迭代重建的临床价值。
首先将重建的两组图像选中，这里选择一个心脏CTA的FBP和ADMIRE strength 5的图像。
这里可以切换减影序列的顺序，可以对图像进行预览。
计算完成后会形成一个新的序列，序列名表示哪两个序列相减的结果。
这些结果进行对比，可以发现，随着ADMIRE Strength值得增加，在减影之后的图像可以看到更多的噪声和伪影，这说明ADMIRE迭代重建的图像噪声和伪影随着strength值得增加而减少。
我们分别运算FBP-ADMIRE Strength 1.3.4的结果，将四组序列导入viewing卡。全选需要评估的图像，使用工具菜单里的工具绘制感兴趣区。绘制完成后全选这些ROI。
现在可以看出不同strength值得迭代重建序列与FBP的差别。注意观察坐标轴，不同图像的坐标轴有区别。可以发现，随着迭代重建strength值的增加，直方图的分布越不集中，说明随着迭代重建strength增加，图像噪声减少。
除了直方图分析之外，我们还可以划线，分析线上的CT值得变化情况。选中需要分析的图像，使用工具菜单的距离测量工具，在图像上划线。
选择顶部菜单栏工具下拉列表的Profile轮廓工具。
现在可以看出不同线段上CT值得变化情况了。随着迭代重建strength值的增加，减影之后的图像CT值变化更大，说明strength值增加，图像更平滑，噪声更小。
运用这种方法，我们还可以直接评价迭代重建不同strength值得原始图像与FBP的差别。这里选择FBP，ADMIRE Strength1，3，5的图像进行直方图分析，可以更直观的发现噪声减少对图像质量的改善效果。
在原始图像上运用轮廓工具可以观察到ADMIRE对图像改善的另一个方面，就是边界更清晰，在血管边界划线，进行轮廓分析，可以发现，随着迭代重建strength值得增加，相同距离内CT的变化越明显，说明使用ADMIRE迭代重建对边界显示更好。
直方图和轮廓工具是一个非常简单的观察工具，有时间自己试试看吧，也许能发现其他的用途哦。
日常工作中，我们偶尔会遇到患者数据排序混乱的情况。可以看出，这个钙化积分序列里，缩略图的顺序变得混乱，不知道是按照什么规律进行的排序，这就会导致拍的片子里的顺序也会混乱。
在本地数据库中，图像数据分为五个级别，分别是数据库级；序列级和图像级。每个级别都对应可不同的排列形式。
在每一个工具的最后一条均为倒序，可以将图像顺序反转。
图像顺序的反转一般用在需要重新安排图像的顺序时，如从头到足或者从组到头。
（不同软件版本各级排序工具可能会有区别，具体以设备为准）
肥胖已成为世界范围内导致人类死亡的第五大因素，至少280万的成年人由于肥胖相关疾病死亡。据统计，44％的糖尿病，23％的缺血性心脏病，以及７％~41％的特定癌症是由肥胖引起的。
中国是世界上肥胖人口最多的国家。研究发现，中国和美国是全世界肥胖人数最多的国家。其中，中国的男性肥胖人数为4320万人，女性肥胖人数为4640万人，高居全球第一。
随着生活水平的提高，越老越多的人认识到健康的重要性，因此越来越多的医院出现减肥门诊。测量体脂含量有很多种方法，而CT检查是非常精准的方法之一。
其中比较常用的方法为生物电阻法和皮脂钳测量法，这两种方法均不能很好的对腹部脂肪进行定量。
一个利用CT数据和Volume软件精确评估腹部脂肪含量的方法。
选择10mm层厚的腹部平扫图像导入Volume软件中（在主台或MMWP工作站上），在脐水平的层面使用自由ROI工具将腹壁脂肪勾勒出来，不需要非常精准，只要将需要评估的脂肪都包含进去即可。
勾勒完成后修改评估阈值为-50到-200HU，然后单击开始评估获得结果。
再使用自由ROI工具将腹腔内的脂肪勾勒出来，点击开始评估，在右下像格即可获得腹壁和腹腔内脂肪的体积数据。
（Volume功能是否具备取决于软件版本，具体以客户现场现有软件版本为准。
封面：腹部平扫 SOMATOM Force扫描 cVRT重建
脑出血（cerebral hemorrhage）是指非外伤性脑实质内血管破裂引起的出血，占全部脑卒中的20%～30%，急性期病死率为30%～40%。发生的原因主要与脑血管的病变有关，即与高血脂、糖尿病、高血压、血管的老化、吸烟等密切相关。
颅脑CT扫描可清楚显示出血部位、出血量大小、血肿形态、是否破入脑室以及血肿周围有无低密度水肿带和占位效应等。
一般脑出血CT检查还需要评估脑出血的体积，精确的确定脑出血的体积有助于帮助临床医生判断脑出血的体积变化，精确评估病情进展。如何更精确评估脑出血体积呢？
一个用Volume软件精确评估脑出血体积的方法。
首先将脑出血的序列导入Volume软件中，薄层或者厚层均可，薄层测量的结果更准确。
浏览中间层面，确认所有出血均在感兴趣区内，如果没有，使用ROI编辑工具进行编辑。
将评估的阈值调整为脑出血的CT值范围，这里选择50-200HU。
我们还可以使用自动评估工具，首先设定评估阈值的范围，这里使用上界200HU，下界50HU。
是不是很简单啊，这种评估方法比传统的测量直径自己计算的结果更精准，如果有合适的数据，赶紧试试看吧。
（软件功能可能与版本有关，具体请以自身设备为准。
心脏是个不断运动的器官，能够冻结心脏的运动是评价CT的重要标准。CT在本世纪的前十年的发展可以说主要是围绕冻结冠脉运动展开（参见：回望：CT五十年（1968-2018））。通过对心脏运动的动态观察，可以获得瓣膜运动，心脏收缩舒张的运动状态。
心脏运动示意图，需要注意，此图仅为示意图，不能反映心脏的真实运动情况（图片源自网络）。随着时间分辨率的提高（目前只有双源CT的时间分辨率小于100ms），越来越多的心脏期相的冠脉运动可以被冻结，这就意味着对于心率的限制越来越少。
如果需要观察瓣膜运动或者分析心功能，可以在主机上进行多期相重建（使用自适应前瞻性心电门控序列扫描和回顾性心电门控螺旋扫描均可以获得多期相重建的数据，获得数据的多少取决于预设的曝光范围）。
在Trigger卡，Best Phase选择manual，选择多期相重建，一般可以间隔5%或10%重建。（界面为SOMATOM Force）。将多期重建的数据传输到syngo.via，选择CT心功能打开。
选择合适像格数据，更改显示类型，这里选择VRT重建，选择你最爱的模板。
选择左上角工具，保存电影序列。设备将自动保存所有期相同一位置的数据到一个序列。
在结果中选择需要导出的像格，左下角工具，选择 输出非DICOM格式。
在桌面上可以看到保存的电影，可以播放观看或导出后直接插入PPT内使用。
在心功能分析里可以直接选择时像选择工具前的 启动/停止电影 按钮，可以动态观察。
在像格正下方弹出的对话框中可以通过调整心率加快或者减慢播放速度。
在左下方的工具栏中选择录制电影，可以将像格的动态播放过程保存成电影。
保存电影时，弹出对话框可以随时停止，根据提示将影片保存在相应位置即可。
看一下保存的效果，注意，大部分保存的视频为一次心跳的数据，播放时间为1s，可以重复播放观察。
- 5倍 0.75倍 1.0倍 1.5倍 2.0倍。冠脉的运动非常复杂，目前还没有模型能够模拟心脏的运动，因此，通过提高转速进而提高时间分辨率仍然是最有效的改善心脏CT成像的方法。
在进行心脏运动成像时应注意选择合适的患者，不应增加患者不必要的辐射。（更多关于心脏CT检查辐射剂量优化的方法请参见：心脏CTA检查的剂量优化策略）。
最近有两个老师咨询，情况大致相同，大都是在做胸痛三联检查或者冠脉CT检查时，扫描时心律挺好，呼吸配合的也很好，就是重建出来的图像感觉哪里不对，做出来的图不好看，甚至影响诊断。
冠状位和矢状位以及VRT重建可以清楚的看到图像上出现的像梳子一样的伪影。
一般我遇到这样的问题，首先问一句，这个患者的心率是不是在扫描开始之后下降了？
得到的答案往往都是肯定的，是的，比如上面这个患者在扫描开始之前心率100多，扫描的时候变成了六七十次。
这位患者在扫描开始之前的心率为100次左右，屏气后心率为67次左右，心率最高差别37次。
瞬间锁定运动中的心脏，观察心脏的组织结构、冠状动脉的形态及各种病理变化，高时间分辨率是必备的条件。
CT用于心脏的检查中，为了获得真实反映心脏及冠状动脉的图像，就必须在心脏相对静止时相采集，才能尽可能避免产生运动伪影。
为了图像重建的时相与心脏运动准确匹配，必须使用ECG与CT扫描同步装置，也就是心电门控，可以根据需要在心脏搏动的任意时相进行扫描或者在任意时相进行图像的重建。
回顾性心电门控技术（retrospective ECG-gating）是利用ECG和CT扫描的同步采集技术，获得连续螺旋扫描数据和心脏运动的同步资料，扫描完成后可以根据同步记录的心电图选择心动周期中所需的任意时相进行重建。
螺距是回顾性心电门控技术进行心脏螺旋扫描时最关键的参数。
这里 Trot 是机架旋转时间；心率（单位：次/分）是检测扫描序列装载前的10次心动周期，以最低的一次心动周期保留10的整数位作为基数，如：检测到扫描序列装载前的10次心率最低的一次心率为79次/分，则这里的心率选值为70；H是在做冠状动脉检查时的风险控制，即在检查患者的过程中，患者在扫描开始后的某一次心率有可能低于自动选择心率，如果心率降低不超过H次/分，就能保证获得单扇区重建的理想图像，这里H值根据心率的快慢略有不同，大于100 次 / 分，H值为20次/分，依次逐渐降低至大于50次/分时，H值为10次/分。
上述患者扫描时的螺距为0.33，相对于100次左右的心率没有问题，而采集时患者心率降低到67次左右，这个螺距就相对太大了。
稍微运算就会发现，回顾性心电门控扫描时使用的螺距都非常小，一般都在0.2左右，如果螺距是0.2的话，那就意味着有80%的数据是重叠的，就是为了保证在当前心率下扫描可以获得足够重建的数据。
如果螺距与心率的关系不协调了，会发生什么现象呢？
由于螺距是根据扫描开始前10次心率确定的，或者有些设备螺距不会随着心率调整，如果螺距一旦确定，就意味着心率变化会导致实际的数据增加或减少。可以想象一下，如果螺距确定了。心率突然增加，意味着在单位时间内有更多的数据可以供最后的重建使用。
如果心率突然变慢，就意味着，能够用于最后的重建的数据变少了。
在使用回顾性心电门控扫描的时候，如果螺距与心率不匹配，在开始扫描的时候心率突然变慢时，往往会出现内插伪影。
在训练呼吸的时候，需要注意观察心率的变化，如果发现心率变化特别是心率变慢比较明显的时候，需要相应更改一些扫描的参数。
在Trigger卡中，可以看到一个Est. HR的设置，通常设置为auto自动，系统会根据患者在开始之前的十次心率的最低一次的心率确定螺距，如果再屏气训练时发现患者心率降低明显，可以相应改为最低心率的整数，如发现最低心率为46次/分，这里可以设置为＞40。
在Trigger卡中，可以看到一个Est. HR的设置，通常设置为auto自动，系统会根据患者在开始之前的10次心率的最低一次的心率确定螺距，如果再屏气训练时发现患者心率降低明显，可以相应改为最低心率的整数，如发现最低心率为46次/分，这里可以设置为＞40。
不需要都设置在＞40，如果设置过低，会导致螺距用的过小，重叠扫描过多，采集时间会延长，辐射剂量也会相应增加。
如果扫描完成后，才发现这样的现象，可以尝试使用心电编辑弥补缺失的数据，这种情况往往需要患者的心率较低，或者胸痛三联扫描的时候可以尝试。
如果出现内插伪影或者胸痛三联扫描需要观察主动脉和肺动脉的时候，可以使用类似的方法。
具体操作为，在RR间期的舒张期相对静止的期相插入一个假设的R波，重建可以使用绝对时相，用两次舒张期的数据，从而弥补z轴方向的数据不足。
需要注意，并不是每个患者都能使用心电编辑的方法弥补数据的不足，还需要注意扫描之前的准备，如果发现屏气后心率变慢明显，需要在扫描前相应修改扫描参数。
首先问个问题，冠脉CTA检查一般心率和最佳时相的关系是什么？
可能你听说过这样的说法，在低心率的时候，最佳期相在舒张期，高心率的时候，最佳期相在收缩期，而中等心率的时候，可能在收缩期，也可能在舒张期。
为什么在做DSA的时候没有听说过要在收缩期采集还是舒张期采集？
心脏成像是CT成像最具挑战性的检查。为了更好地冻结冠脉的运动，我们的科学家们在不断努力着。
冠脉的引动是在空间上三个方向运动的，目前还不能使用软件技术准确模拟冠脉血管的运动规律，因此在同一冠脉血管在一个RR间期内会有一些部位运动幅度相对较小，处于相对静止的状态，这些部位更容易采集获得静止的冠脉CTA图像。
GuanyuYang,Jian Zhou, Dominique Boulmier,et al. Characterization of 3-D coronary tree motion from MSCT angiography. IEEETrans InfTechnol Biomed. 2010 Jan;。目前还没有软件可以模拟冠脉的运动规律，因此提高冠脉成像成功率最有效的办法就是提高CT设备的转速。这就是为什么现在高端CT的发展都在追求更快的转速的原因。
根据心脏的运动特点，一般认为时间分辨率小于100ms后，冠脉的运动伪影会显著减少，因此可以不控制心率。2001年一项使用电子束CT的研究发现，当时间分辨率在35.4-75.5ms之间，则可以完全避免运动伪影。
从这个角度看，目前只有双源CT可以在不控制心率的情况下完成冠脉扫描，而其他CT则都需要不同程度的控制心率。
在一个心动周期内，冠脉运动速度小于35mm/s的时间段可以采集没有运动伪影的图像，在不控制心率的情况下，这段时间至少需要35.4-75.5ms。
不同心率的冠脉血管运动速度。随着心率的增加，舒张期明显缩短，且冠脉运动速度明显增加，而收缩期变化不显著。
对于双源CT来说，有一个特殊的扫描模式，冠脉CTA收缩期的绝对时相采集。
如下这个病例，患者心律不齐，但是不管53次/分还是93次/分，在收缩期均获得了理想的图像质量。
心律不齐患者绝对时相扫描，70kV，424mAs，有效辐射剂量 1.20mSv。SOMATOM Force扫描。
所谓相对时相，是指将一个RR间期平均分为100份，每一份为1%。绝对时相是指从一个R波开始计算的绝对时间，单位是ms。
假设心率为60次/分，则一个RR间期的时间为1000ms，等分为100份，如果相对时相为70%，换算为绝对时相为700ms。
这个心律不齐的患者的心电图，不同RR间期的持续时间明显不同。
心律不齐的患者，不同RR间期的持续时间明显不同。
如果选用相对时相，假设为70%，可以换算成绝对时相，这个时候就会发现，不同心动周期的数据位置都是不一致的，这将会导致最终重建的图像出现伪影。
而如果采用绝对时相重建，假设我们还是希望使用舒张期，可以使用-300ms。这时会发现，不同心率的RR间期，使用的数据位置都是一致的，这样更容易获得清晰的图像。
对于可以使用绝对时相方案采集的双源CT来说，可以对心律不齐的患者使用绝对时相的采集和重建，在保证图像质量的同时，由于全剂量曝光范围的缩小，可以明显降低辐射剂量。
对于时间分辨率为75ms的双源CT来说，收缩期冠脉运动最小的时间出现在大约为280-340ms（不受心率的影响）。
扫描技术与协议设置
大约十几年前，我用16排CT做了一批低剂量的腰椎扫描，用的120kV和20mAs。效果还不错，剂量比常规扫描明显降低，图像质量还可以。
已知，骨和肺都是X线对比度都比较好的组织，可以用更低的剂量扫描。
我想，剂量优化的文章，对口的就是中华放射防护杂志了。
审稿费是100块钱，钱汇过去之后，马上就退稿了。
后来看了退稿意见才明白：已经证实使用自动管电流技术可以明显降低辐射剂量，为什么低剂量组是用了固定管电流？
不过遗憾的是，很多医院对于自动管电流技术还存在误区，认为用了之后图像会变差。
形状就不一样，水模是圆形，人一般都是扁平的，前后径比较短，左右径比较长，当然，长圆的除外。尺寸不一样，水模的直径是固定的，分为16cm和32cm；而人的直径千差万别，不同年龄，不同性别的人直径都有差别。两个不同体型的患者，腹部的左右径有明显差别。
第三，密度也不一样，水模是水的密度，比较均匀，而人体的密度有差别有些地方密度比较高，比如胸廓入口，骨盆等等，而有些地方密度又比较低，比如胸部中部，由于有含气的肺组织，密度比较低。
已知，其他条件不变的情况下，mAs越高，则图像质量越好。由于上述的人和模体的差别，对于不同形状，不同尺寸和不同密度的人体或组织如果想要获得相同的图像质量，需要的扫描条件就应该有差别。
像上述尺寸大或密度高的地方，由于条件不足，会导致伪影和噪声，从而导致图像质量下降；而体型小或者密度低的地方，又会导致剂量过高，导致患者接受不必要的辐射。
为了解决这个问题，需要根据患者具体情况对mAs进行调整。
为了获得一致的图像质量，需要对mAs进行实时调整。
CARE Dose 4D是西门子CT机器中自动调节管电流的技术，该软件根据不同体型，不同解剖部位，不同入射角度自动控制球管电流的输出，在尽可能低的剂量水平，为诊断医生提供噪声一致的图像。激活该软件后，系统会自动调整患者解剖结构的辐射剂量水平，在辐射剂量和图像质量之间做出一个平衡，医生无须根据每个患者去修改扫描参数。
使用CARE Dose 4D可以降低至多68%的辐射剂量。
CARE Dose 4D技术最早在1994年应用于临床，目前所有的CT设备都有管电流调制技术。
这里我们解释一个概念，有些设备使用噪声指数作为自动管电流调制的标准，这个概念比较容易理解，但是如果进行增强检查时，噪声指数并不能反映图像质量。
因此CARE Dose4D使用的标准是：假设有一个正常体型成年男性，身高170cm，体重75kg，做当前这个检查获得可供诊断的图像质量需要的扫描条件就是参考值。
在实际扫描的时候，根据定位图的尺寸确定患者体型，再和标准体型的患者进行比较，如果患者的体型比标准体型小，则实际mAs比参考值低，如果患者体型比标准体型大，则实际mAs比参考值更高。
如果患者的体型比标准体型小，则实际mAs比参考值低，如果患者体型比标准体型大，则实际mAs比参考值更高。
实时角度剂量调制可以测量扫描期间患者的实际衰减，并相应地调节管电流，不仅对于不同的身体区域，而且在旋转期间也适用于不同的角度。这对于有效减少肩部和盆腔区域的剂量尤其重要，其中横向衰减远高于前后衰减。
在一个14x40cm模仿肩关节水平的水模进行扫描，使用固定mAs的扫描，199mAs，图像中心的噪声是12.9HU，而使用CARE Dose 4D调整的扫描，有效辐射剂量为189mAs，而图像中心的噪声为9.4HU。使用CARE Dose 4D调整的扫描辐射剂量更低，图像质量更好。
在一个真实的人体扫描中，使用固定mAs和自动mAs扫描的图像质量相仿，且自动mAs的图像伪影更少一些，而辐射剂量降低了51%。
临床经验表明，最佳管电流与患者衰减之间的关系不是线性关系。
更大的患者明显需要比平均大小的患者更高的剂量，但它们也具有更多的身体脂肪，这增加了组织对比度。较小的患者需要比平均大小的患者更低的剂量，但是它们具有较少的脂肪和较少的组织对比度，如果剂量太低，则会导致噪音较大的图像。
在实时剂量调节期间，CARE Dose4D减少了辐射剂量比小患者预期的辐射剂量更小，同时增加剂量可能比较大的患者预期的要少。这保持良好的诊断图像质量，同时实现最优化的辐射剂量。
在配置界面，可以对不同部位的CARE Dose 4D调制强度进行调整。
由于在实际应用中，自动管电流调制注意依靠定位图，因此需要扫描时采集一个完整的定位图。这个定位图扫描时，患者应该放在孔径的中心位置，心脏和内耳除外。
使用自动管电流调制技术时，需要特别注意患者孔径中的位置。
还有一点需要注意，由于不同部位的CARE Dose 4D剂量调制曲线是有区别的，因此不能混用扫描方案，比如使用胸部扫描方案扫描腹部，用四肢的扫描方案扫躯干部位等等，这样会导致图像质量下降。
不应该根据当前患者的体型调整参考mAs，如果所有患者的图像质量普遍不能满足诊断时，才应该调整参考mAs。
使用CARE Dose 4D技术可以在保证图像质量的同时，降低不必要的辐射，在允许使用CARE Dose 4D技术的扫描方案中，应该使用。
定位图很重要，需要特别注意定位图的完整和准确，患者应该位于孔径的中心位置（心脏和内耳除外）。不要混同扫描方案，注意观察CARE Dose 4D剂量调整的特征器官，应该与当前检查的部位或器官一致。不要根据当前检查患者的体型调整参考mAs，只有普遍图像质量不能满足诊断时才应该调整参考mAs。能用CARE Dose 4D的扫描方案，应该常规使用。
有时间检查一下咱们自己的扫描方案，如果关掉了，赶紧打开吧。
日常工作中，我们经常会遇到留置套管针时是打左手还是右手的问题。
在做CT增强和血管造影检查时，通常需要较快的注射速率，因此道路越通畅，发生问题的概率就越低。
通常我们都建议打右手，看看如果打右手，胸廓入口附近的情况是什么样的。
这里选择一个头颈血管CTA的患者，这个病人注射速率是5ml/s，对比剂总量为40ml。
可以看出，即使使用了40ml的对比剂，但是胸廓入口附近没有过多的对比剂残留在静脉中，头颈血管显示清晰。
以下是一个打了左手的患者，使用了60ml对比剂。
头颈血管CTA，前后位，后前位和双侧位观察，去骨图像。
可以清晰地看出残留在皮下静脉中的大量的对比剂，这就导致了正常需要显示的血管强化不够明显。
如果扫描其他的部位，比如胸部或者腹部，虽然扫描范围内可能没有明显的对比剂残留，但是不意味着没有上述情况的发生。
可以使用容积测量，计算一下这个患者残留对比剂的量，这里使用的是syngo.via VB20版本，使用的阈值为1000-3071HU，可以看到残存对比剂的总体积接近30ml。这就意味着，只有大约一半的对比剂最终进入了目标血管，而大半对比剂都残存在静脉中，没有发挥应有的作用。
残存在浅表静脉中的对比剂总量大约30ml。
正常情况下，右手的锁骨下静脉直接汇入上腔静脉，路线较为通畅，而左侧的锁骨下有一些狭窄，跨过主动脉弓之后才汇入上腔静脉，路程比较远而且比较崎岖，因此阻力会更大一些，在高速注射对比剂的情况下，容易由于压力太大导致对比剂冲入浅表的静脉网中，导致浅表静脉对比剂残留现象的发生。
下次再做CT增强和血管造影检查时，就要注意了，能打右手的时候务必打右手哦。
肺癌是全球癌症发病和死亡的首位原因，根据世界卫生组织最新的统计数据，2018年全球共有209万新发肺癌病例，和176万死亡病例。
2011年，美国国家肺癌筛查试验（NLST）结果表明，在高危人群中，与X线胸片比较，低剂量螺旋CT可降低20%的肺癌死亡率，这是首次由随机对照试验显示肺癌可从筛查中获益。
2018年，欧洲的一项名为NELSON的多中心随机对照研发现，使用CT筛查无症状的肺癌高危男性，可使10年肺癌死亡率降低26%(符合率为86%，95%CI 9%-41%)，而女性肺癌死亡率降低更显著，幅度为39%-61%。
肺癌低剂量CT检查越来越多的受到重视，在降低死亡率的同时也存在过度诊断的问题，因此合理设置的肺癌低剂量CT筛查方案显得尤为重要，不同机型有不同的特点，结合AAPM今年9月初公布的扫描方案推荐，我们一聊肺癌低剂量CT筛查的方案设置。
肺癌低剂量CT筛查主要目的是检测可能代表肺癌的异常，可能需要进一步的诊断评估。首要任务是探测结节或肿块，并确定其大小、形状和与器官的关系。
•薄图图像（≤2.5 mm，最好≤1.0 mm）；冠状面和矢状面重建以及薄层MIP可能会有帮助。
•对于标准体型的患者（体重70-90kg）CTDIvol≤3.0 mGy，对于较小和较大体型的患者需要进行调整。
•通常需要至少16排探测器的CT来满足这些要求。
•将患者置于机架中心；这对于具有自动曝光控制（AEC），如CARE Dose 4D的CT系统正常运行至关重要。
•应指导患者在吸气结束时屏住呼吸，并持续到整个扫描结束。
•冠状面和矢状面MPR以及轴位薄层MIP可能会有帮助。
•可能需要重建非常薄的图像（大约≤1 mm），以用作矢状面和/或冠状面重建图像的原始图像。
•这些附加图像的创建、使用和存档应该由放射科主管医生和/或部门政策决定。这些额外的重建可能会产生非常大的数据。
•对于标准体型的患者，CTDIvol必须≤3.0 mGy，使用直径为32 cm的CTDI模型进行测量。根据定义，标准大小的患者大约为170cm和70kg，BMI≈24。•必须使用CT设备自带的技术根据患者体型调整扫描参数。这个调整可通过以下任一方式完成：
•使用自动方法，如自动曝光控制（AEC；如CARE Dose4D）和/或自动电压选择（CARE kV） •使用自行设定的不同体型患者规定不同管电流和/或kV值。手动调整的例子包括（但不限于）：
•将小体型患者（50-70kg）的mAs减少50%
•将大体型患者（90-120kg）的mAs增加50-100%
•任何一种技术（自动或手动）都可以有效地使用，但自动方法将根据患者的体型大小（如在CT定位片上测量的结果）调整CT设备的扫描参数。
•当使用AEC时，必须仔细注意所选的值，以定义所需的图像质量水平（例如，质量参考mAs Quality Reference mAs，Standard Deviation，Dose Right Index，噪声指数Noise Index）。
•每个设备制造商可能有其系统和系统特性的独特建议。请务必与您的CT设备制造商和合格的医学物理学家合作，以确保AEC系统的安全和适当操作。
•如果采集到多张CT定位图，不同制造商的AEC系统可能会因用于确定mA和/或kV设置的系统不同而有所不同。请参考制造商的协议说明。
•当规定的扫描范围超出CT定位片的边界时，AEC系统的响应也可能不同；请参考设备的用户手册，以确定发生这种情况时AEC系统将如何响应。
有效剂量在ICRP103中被定义为一种群体剂量量度，不应用于估计个人的剂量或风险。从筛查人群的角度来看，估计有效剂量的一种方法是计算剂量-长度乘积（DLP），然后应用AAPM TG报告96中描述的转换因子来估计有效剂量（参见：CT辐射剂量相关知识入门）。对于标准体型的患者和25 cm扫描长度，并使用0.014 mSv/mGy*cm的K因子；这些方案应的有效剂量低于1 mSv。
用户必须认识到，当使用自动曝光控制AEC时，在获取特定患者的CT定位图之前，在控制台上报告的CTDIvol可能不代表该患者扫描期间将提供的CTDIvol。CT系统依赖于CT定位片来完成如下工作，1）估计病人的大小，2）确定每个扫描角度和床位位置的管电流设置，以获得所需的图像质量水平，3）计算患者在规定扫描范围内的平均CTDIvol。
在上文中，小体型患者被定义为大约50-70kg，平均患者大约70-90kg，大体型患者90-120kg。然而，体重并不是衡量病人体型的完美指标。一个人的身高、性别和体重分布也必须考虑在内。待扫描区域的身体厚度是显示患者体型的最佳指标。
体重不足 = BMI <18.5。正常体重 = BMI 18.5-24.9。超重 = BMI 25-29.9
70千克的患者代表国际辐射防护委员会（ICRP）定义的“参照人”，AEC系统和组织权重因子（用于有效剂量估算）是以该参照人为基础的。
使用大螺距模式，如Flash模式或者Turbo Flash模式可以更快的完成扫描，显著减少运动伪影和心脏血管的搏动伪影，同时可以减少辐射剂量。
不建议使用固定管电流，关闭自动曝光控制后，在胸廓入口附近会导致图像质量显著下降。
建议使用CARE Dose 4D自动管电流调制技术进行扫描，在保证图像质量的前提下，可以明显减少辐射剂量（至多68%），具体原理和使用注意事项可以参见：自动管电流调制技术的原理和使用注意事项。
可以结合自己家的CT设备合理优化肺癌低剂量CT筛查方案，获得更一致的图像结果。
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