第二节 CT 图像

于兹喜

一、 CT 图像特点 1. 数字化图像 CT 图像是将像素按矩阵排列构成。这些像素反映的是人体相应单位容积 ( 体素 ) 的 X 线吸收系数。 CT 机机型不同其图像的像素大小、数目均不同。像素大小有 1.Omm×1.Omm ， O.5mm×O.5mm ， O.25mm×O.25mm 之分。像素数目可以是 256×256个， 512×512 个， 1024×1024 个。像素越小，其数目越多，构成的图像越细致、清晰，空间分辨力 (spatial resolution) 越高。

CT 图像有较高的密度分辨力，其 X 线吸收系数的测量精确度可达 0.5% ，能分辨密度差异较小的组织，能清楚地显示人体某些器官的解剖结构和器官内密度发生变化的病变组织。CT 图像的数据采集后，可对其进行图像后处理。尤其是螺旋扫描的容积数据，可改变算法，进行重建。能对横断层面像进行多维、多平面的各种类型的重组 (reformation) ，从任意角度，全方位观察影像，对病变的定位、定量、定性更准确。在重组图像中，不同密度的组织可以用不同的伪彩色显示，图像更生动。

2.CT 值和灰阶 CT 值 (CT number) 是简便的量化指标。在研究 CT 图像时，人们关心各组织结构内的密度差异，即相对密度。如果某一组织发生病变其密度就会发生变化，这对 CT诊断有很大价值。但比较和计算各组织对 X 线的吸收系数非常繁琐，于是亨氏 (Hounsfield)把 X 线的吸收系数换算成 CT 值，单位是Hu(Hounsfield unit) 。亨氏定义水的 CT 值为OHu ，其它不同密度组织都与它进行比较。密度大于水的为正值，如骨皮质 CT 值为+1000Hu ；密度小于水的为负值，如空气的CT 值为 -10OOHu 。

人体内密度不同的各种组织的CT值一般位于 -1000Hu～+10OOHu的 2000个分度之间（图 3-1）。在实际工作中可以用测 CT值的方法，大体估计组织器官的结构情况，这样就有了一个简便的量化指标。此外还可以根据 CT值选择阈值进行图像后处理，根据 CT值进行实时增强监视及骨密度测定等。但是， CT值并不是恒定的，它受 X线管老化、电源状况、扫描参数、温度及邻近组织等因素影响，因此在诊断中 CT值只能作为参考，而不能作为诊断主要依据。

CT 图像是将重建后矩阵中每一像素的 CT 值，以数字/ 模拟转换 (digital to analog conversion ； D/A)成相应的不同亮暗程度的信号，并显示在监视器上。监视器所表现的亮度信号的等级称为灰阶 (grey scale) 。灰阶一般有 16 个，但每一灰阶内又有 4 个连续变化的灰度，故共有 64 个连续的不同灰度的过渡等级。用 64 级灰阶来显示 2000Hu范围的结构，每一级将分别代表 31 个连续的 CT 值：而所显示的 16 级灰阶的每一级含有 125Hu 。亦即物体的密度差在125Hu 内都将表现为同一灰度。由于人体多数的组织器官及其病变 ( 特别是软组织及实质性脏器等 )的密度差大都在 1O00Hu 的范围内，故彼此间不能区分。如将图像显示的灰度范围扩大到 2000Hu 时，则以上软组织都将表现为一致的灰度，失去了应有的密度对比，不利于诊断和鉴别诊断。

3. 窗口技术（ window technology ） 是将CT 值进行适当的灰阶图像表达，提供给医师诊断信息的技术，包括窗宽和窗位两个概念。窗宽 (window width) 是指 CT 图像上所包括的CT 值范围。窗位 (window level) 是窗宽的中心 CT 值。窗位是以被观察组织 CT 值的中心值，又称窗中心。同样的窗宽，由于窗位不同，其所包括的 CT 值范围不同。例如取窗宽为1OOHu ，窗位为 OHu 时，其 CT 值范围为+5OHu ～ -5OHu ；当窗位为 +4OHu 时，其CT 值范围则为 -10Hu ～ +9OHu 。窗宽内所有的 CT 值用 16 个灰阶显示，小于窗宽的组织结构影像能清晰显示，大于窗宽的组织结构则没有灰度差别而不能显示。

窗宽和窗位的选择，关系到组织结构细节的显示，在实际操作中，根据计划显示结构 CT 值的变化范围来确定合适的窗宽、窗位。如脑实质和颅骨的 CT 值分别是 +35Hu 和 +300Hu ，观察脑实质的窗宽为 100Hu ，窗位 +35Hu ；观察颅骨的窗宽是 1000Hu ，窗位是 +300Hu 。当正常组织与病变组织间密度差别较小时，应用窄窗宽才能显示病变。加大窗宽，图像层次增多，组织对比减少，细节显示差；缩窄窗宽，图像层次减少，对比增强。两者应相互协调、平衡，才能获得既有一定层次，又有良好对比的影像。不同的机型，因性能各有差异，窗值并不完全一致。即使同一台机器，随着使用时间的变化，窗值也会有所变化。此外，电流、电压的改变，温度、湿度也会使数据采集系统发生误差，使CT 值在一定程度上波动，影响窗宽和窗位的选择。窗宽和窗位的选择不当，易导致图像结构显示不清楚，严重者甚至不能满足诊断要求。

在同一幅图像上利用计算机软件功能同时给定二个不同的窗值，以同时显示二种密度差异较大的组织影像，称为双窗显示或双窗技术（ duble window technology ）。双窗技术可提供更多的组织结构影像信息。 双窗技术最常用于胸部 CT检查。将肺和纵隔以及胸壁同时显示。

二、影响 CT 图像质量的变量因素 （一）算法的选择CT 图像是数字化的图像，图像重建的数学演算方式有多种，根据被观察组织的不同和诊断需要，在扫描或图像重建时选择不同的过滤函数，使重建图像得到最佳的显示，提高了图像的空间分辨力和密度分辨力。常用的有标准算法、软组织算法和骨算法等。

1.标准算法 使图像的密度分辨力和空间分辨力均衡，通常对分辨力没有特殊要求的部位而设定的。适用于一般 CT 图像的重建，例如颅脑、脊柱等部位的检查。2. 软组织算法 适用于需要突出密度分辨力的软组织图像重建，特别适于密度相差很近的软组织显示，图像显示柔和平滑。对肝、胰、脾、肾及淋巴结等腹部器官结构， CT检查用软组织算法重建图像效果较好。

3.骨算法 这种图像重建方法更突出强调空间分辨力。特别适于骨细节的研究，或对密度相差很大的组织之间的分辨。图像显示边缘锐利、清晰。如对内耳、肺组织、骨盆及其他骨骼等部位的检查，用骨算法重建图像效果较好。算法的选择不当，会降低图像的分辨力。增加 X 线量，可部分弥补此不足。螺旋CT 扫描的容积数据可通过变换算法，进行多种算法的图像重建。

（二） CT 分辨力CT 的空间分辨力和密度分辨力，是判断CT 机性能和图像质量的两个指标。它们互相制约，密切相关。像素小，数目多，提高了空间的分辨力，图像较清晰。但在 X 线总能量不变的条件下，每个单位容积所获得的光子数却按比例减少，使密度分辨力下降，使密度差异较小的组织难以显示。若需保持原来的密度分辨力，就需要增加 X 线量。

1. 对比度分辨力（ contrast resolution ）是指当细节与背景之间具有低对比度时，将一定大小的细节从背景中辨别出来的能力。又称为密度分辨力或低对比分辨力（ low contrast resolution ）。对比度分辨力受到像素噪声、物体的大小、物体的对比度和系统的 MTF 等影响，其中像素噪声是主要影响因素，常用像素噪声的标准差来表示。像素噪声的定义是匀质水模在限定CT 值范围内的标准差，是在匀质断面图像中像素的点与点间 CT 值的随机波动和平均值离散的测量。固有噪声只有在没有伪影的图像中才有可能测量。

观察对比度分辨力的另一种方法是作一条对比度 -细节曲线，这条曲线描绘出对比度与细节大小之间能辨别的极限。对比度分辨力还会受到褶积滤波器类型的影响。2.空间分辨力（ spatial resolution ） 是指在高对比度的情况下区分相邻两个物体最小距离的能力。即显示最小体积病灶或结构的能力，又称高对比分辨力（ high conrast resolution ）。一般地说，空间分辨力由球管焦点的尺寸和像素的尺寸所决定的，与 X 线剂量大小无关。空间分辨力可通过选择不同的褶积滤波器而改变。

CT 的空间分辨力有一定的极限，受到探测器孔径的大小、采样间隔（频率）以及重建算法和扫描设备的精度等因素的限制。而 X 线胶片只受粒状度大小的影响，这就意味着 CT 在高对比度的情况下使用时，如作骨骼结构或胸腔检查，它的空间分辨力不会超过普通 X 线。通过增加探测器的数目和减小采样间隔，可提高的空间分辨力。

（三）噪声 均匀物体的影像中因出现像素的 CT 值参差不齐，图

像呈颗粒性，这种现象称 CT 的噪声。噪声可分为扫描噪声和组织噪声。扫描噪声是由于探测器接受的光子数有限，使光子在矩阵内各个像素上分布不均所致。扫描噪声导致密度相等的组织或水在图像上各点的 CT值不等。扫描噪声主要与以下因素有关 :①探测器因素，如探测器的数量和灵敏度、像素大小、扫描层厚等；② X 线量及算法选择等因素，如管电流、扫描时间等；③电子线路及机械方面、重建或重组方法的选择以及散乱射线等也会引起噪声。组织噪声是由各种组织平均 CT 值差异所致，即同一组织可能有不同的 CT 值，反应不同组织也可有同一 CT 值，且电压的变化也影响 CT 值的测定。

噪声使图像的质量降低，因此要了解噪声产生的机制和原因，并加以抑制，以提高图像质量。如因为 X 线穿透人体到达探测器的光子数量有限，致使光子在矩阵内各像素上的分布不均，导致密度相等的组织或水在图像上的各点的CT 值不相等，在诊断学上称为扫描噪声。扫描噪声与 X 线量有关，因此，必须根据检查部位的组织厚度和密度来选择 mAs 。原则上以保证图像质量的 mA乘以 CT 机所能达到的最快扫描速度为较好搭配。一般讲增加 4倍的 X线量，可使图像的扫描噪声减半。

（四）部分容积效应1. 部分容积效应 在同一扫描层面内含有二种以

上不同密度的组织相互重叠时，所测得的 CT值不能如实反映该单位体素内任何一种组织真实的 CT 值，而是这些组织的平均 CT 值，这种 现象称部分 容 积效应 (partial volume effect) 。部分容积效应与 CT 扫描层厚和被检组织周围的密度有明显关系，当评价小于扫描层厚的病变时，要考虑其 CT 值是否有部分容积效应的影响，薄层扫描、小扫描视野及大矩阵等，可减少部分容积效应。

2. 周围间隙现象 在同一扫描层面内，与层面垂直的二种相邻但密度不同的组织，其边缘部的 CT 值不能准确测知，因而在CT 图像上，其交界部的影像不能清楚分辨，这种现象即为周围间隙现象(peripheral space phenomenon) 。这是扫描 X 线束在两种组织的相邻接处其测量值相互重叠造成的物理现象，实质上也是一种容积效应。

（五）伪影CT 图像中与被扫描组织结构无关的异常影

像称伪影（ artifact ）。其产生的原因有 :1. 设备原因 由于探测器、数据转换器损坏或传输电缆工作状态不稳定，接口松脱， CT 机使用前未作校准、球管不在中心位置、球管极度老化或探测器敏感性漂移等原因引起伪影，常见有环状、条状、点状、同心圆状伪影等。

2.病人原因 来自病人方面产生的伪影有 :①运动伪影 :因扫描部位不固定产生。常见的有与扫描方向一致的条状低密度伪影；②线束硬化伪影 :X 线能谱原因，如线束硬化及制造材料等原因。因扫描范围内组织间密度差异较大产生。如扫描范围内的金属异物、钡剂、碘油等可产生条状或星芒状伪影；颅底、肩部、扫描野外的肢体及胃肠道内的气体等亦可产生伪影；③被检组织密度所致部分容积效应及周围间隙效应等伪影，算法选择不当也可致伪影产生。

3.扫描条件不当 CT检查时，选用的扫描参数不当，例如选用的扫描野和显示野与扫描部位大小不匹配或扫描参数设定过低时亦可产生伪影。伪影是由于一些非真实的或近似的 CT 值所引起的异常图像。常见的一般有下面几种伪影：①条纹伪影，在扫描过程中，扫描部位的随意和不随意的运动引起，使得射线显示从一次检测到另一次检测的某种突然的不一致性的结果，都要产生粗细不等的，黑白相间的条状伪影。如病人点头运动、侧向运动、屏不住气、吞咽动作、心脏跳动、肠蠕动等，均可产生局部的条纹伪影。

胃 CTVE呼吸运动伪影

②交叠混淆伪影，这是假定在照射物体中不出现高于采样频力的空间频率而产生的。③杯状伪影，假定在射线通过被照物体时，有效线束能量保持不变而产生杯状伪影。④角度伪影，投影曲线作等角分布时，则产生角度伪影。⑤模糊伪影，重建图像的中心与扫描旋转的中心重合时，则产生此种伪影。⑥帽状伪影，病人位于扫描区域以内，会产生截止边缘处的强帽状伪影。⑦星芒状伪影，扫描区域内密度差异较大产生，如对比剂、枕骨内外隆凸周围等。⑧环状伪影，环状伪影大多是由于探测器的灵敏度不一致、采样系统故障等造成的。

（六）窗口技术详见前述有关内容。（七）扫描技术参数1.曝光剂量 X 线剂量的大小是 CT 图像质量的保证，扫描时应视不同部位选择不同的剂量。大部分 CT 机改变剂量常常是以改变管电流 (mA) 量或扫描时间来实现的。选择 X 线剂量参数的原则是，在保证影像质量的前提下尽可能减少病人所接受的 X 线剂量。

剂量的高低影响噪声的大小，而噪声的大小影响影像质量。如果剂量太小，会使影像噪声加大，影像质量下降。相反，增加 X 线剂量，增加了影像的信息量，降低了影像的噪声，从而提高了影像的质量。对检查部位较厚的或较精细的器官，如腰椎部、下颈上胸部、内耳、眼眶等，为了提高影像的质量，要适当选择大剂量扫描参数或在该机允许范围内作长时间扫描，以提高影像的空间分辨力和密度分辨力。

2.层厚 层厚（ slice thickness ）为扫描时选择的层面厚度，是影响图像分辨力的一个重要因素。层厚小，图像空间分辨力好，但探测器接受到的 X 线光子数减少，其密度分辨力下降。层厚大，检测器接受的光子数增多，密度分辨力提高，但空间分辨力下降。所以扫描层厚通常按需要观察病变的大小而定。为了看清病变细节，必须将层厚减小，以提高对小病变的检出率。同时也要根据被检结构的大小加以选择层厚。例如检查内耳、内听道、眼眶、椎间盘等须采取薄层扫描。对观察软组织，且病变范围较大时，选择较大的层厚更为合适。对病变范围过大病人，则采用加大层厚，加大层距的方法。为了观察病变细节或测量 CT 值，可在发现病变的层面，用减小层厚的方法扫描 2～ 3层，以利于对病灶定性。

3.层距 层距（ slice gap ）是指相邻两个层面的中点之间的距离。若层距与层厚相等，则为连续扫描，各层之间无间隙。如螺旋扫描时采用螺距为 1cm ， Picth=1 ；当层距大于层厚，则为不连续扫描，各层之间有一定间隙（层距与层厚之差）的组织没有被扫描成像。如螺旋扫描时螺距大于 1cm ， Picth=1 。不连续扫描使纵向空间分辨力降低。若层距小于层厚，则为重叠扫描，相邻层间有重叠，重叠厚度为层厚与层距之差。螺旋扫描时螺距小于1cm ， Picth=1 。这样可使重建图像的后处理效果更好，但增加了扫描层数、扫描时间和X 线剂量等。

4.视野 扫描时按观察部位大小选用的扫描野(scanning field of view ， SFOV) 和显示野 (displaying field of view ， DFOV) 统称为视野 (field of view ， FOV) 。通常两者大小相近。但显示野可以根据欲观察的范围而改变其大小，使重建图像的显示更清晰，突出病变的细节。通常可改变显示野大小或选不同矩阵（ matrix ）形式来提高图像的空间分辨力。但重建图像的像素大小不会大于机器本身固有分辨力。重建图像像素的大小与显示野及所选矩阵的关系可用下式表示：

重建像素大小 =显示野 / 矩阵

由上式可见，重建图像的像素大小与矩阵和显示野大小的关系为：当显示野大小不变，矩阵加大时，重建图像的像素值就小，图像空间分辨力好。如在可获得相同效果的图像质量的前提下，矩阵大小不变，而减小显示野的大小，也能获得小的像素值，提高影像的空间分辨力，但大大缩短图像的重建时间。

结 束