多层螺旋CT的原理与技术

第1章多层螺旋CT的原理与技术

近年来，随着CT成像能力的迅速发展，临床应用特别是CT血管成像技术的临床应用不

断拓宽。只有掌握CT运行的基本原理，才能更好地理解CT血管成像（CTA）的潜力和限度

第一节CT的成像原理与结构

一、CT成像的基本原理

图1-1CT的成像原理。

常规X线平片或透视是利用人体内不同密度组织对于X线穿透后吸收能力不同的原理成

像的。当X线透过人体后，因不同部位衰减程度不同，而在胶片或荧光屏上形成相应组织或

器官的图像。CT仍然是利用X线的穿透性来成像。为了解决常规X线成像中不同脏器的空间

重叠问题，CT采用高度准直的X线束围绕身体某一厚度的特定层面进行扫描，扫描过程中

由灵敏的检测器记录下X线穿透此层面后的衰减信息。由模拟-数字转换器将此模拟信息转

换成数字信息，然后输入电子计算机（图1-1）。

依照物理学原理，X线穿透人体组织后会产生衰减，衰减的程度与物质的密度和厚度有

关。人体组织所构成的物质不同，因此对透射的X线可产生不同程度的衰减，称为“衰减系

数”不同。假设X线的初始强度为Io,组织的厚度为d,衰减系数中衰减后的X线强度为I,则

1=5

CT设备成像中，X线束“扫描”一个成像层面意味着从不同角度透射人体，得到可满足重

建数据所要求的多个投影信息。每个方向上投射的X线都将穿过层面内投射轨迹上的所有体

素，到达检测器时，受到的衰减将是各体素衰减作用的总和，以衰减系数N表示，则

(gl+|a2+|J3+lJ4)d

I=Ioe'-……D1=l

D2=2

D3=3

D4=4

图1-2CT投影与重建。

扫描中，随着不断地改变投影角度，则得到各个投影方向上的大量数据集合，通过计

算机实施相应的重建数学运算，最终可得到层面内每个像素的X线衰减信息（图1-2）。这

些X线衰减数据即组成数字矩阵，为了使图像直观化，此数字矩阵经数字-模拟转换后，以

由黑至白的不同灰阶表示层面内不同位置组织所造成的X线衰减强度，即将每一像素的X线

衰减系数转换为相应的灰度值，可通过图像显示器输出就得到所成像层面的图像，这样此

层面内的诸解剖结构就可清晰地显示出来。

二、CT的基本结构

虽然目前CT设备经过30多年的发展，出现多种设备类型，但是CT的主要结构组成从功

能组成上依然分为以下四部分：扫描部分、计算机系统、操作控制部分以及图像的存储与

显示系统。

1.扫描部分

包括X线发生系统、准值器、检测系统、扫描架以及检查床等。主要结构包括：

Q）X线发生系统

此部分的基本功能是提供成像所需的稳定X线束，包括X线球管、高压发生器和冷却系

统等。CT机的X线球管，一般采用旋转阳极球管。球管焦点较小，约0.6~2mm大小。球管的

热容量均较大，最新的可达500万热力单位，以适应连续大范围扫描的需要。为保证CT机球

管的正常工作，还需要辅助的高压发生器提供一个稳定的高压以及相应的球管的冷却系统

O

（2）准值器

位于球管的X线出口处，为窄缝样设计，可根据扫描要求调整为不同的宽度，用以对特

定厚度的某部位进行成像。

（3）检测系统

包括位于扫描架内的检测器、检测回路和模数转换器等，其主要任务是检测人体对X线

的吸收量。

检测器分为气体和固体两大类。较早期的设备多使用气体检测器，其采用气体电离的

原理，当X线使气体产生电离时测量所产生电流的大小来反映X线强度的大小。常用气体为

债气。固体检测器，当接收X线能量时可将其转换电信号，进行光电换能。包括闪烁晶体检

测器等，闪烁晶体有碘化钠、碘化钠、鸨酸镉和楮酸钿等，但是早期的检测器在能量转换

时损失较大；而目前使用较多的稀土陶瓷检测器的光电转换效率大为提高。

检测器、CT球管以及准值器等都位于扫描架内，共同构成了X线-检测系统，扫描过程

中X线或间断脉冲式，或连续发射；检测器不断检测X线吸收量，然后将所采集的数据经过

模拟-数字转换输入计算机系统。

2.计算机系统

计算机系统的主要任务有两方面：一是扫描的控制，包括扫描架和检查床的运动、X线

的产生、数据的采集以及各部件之间的信息交换等；二是承担数字处理和图像重建的任务

,即将采集的数据经过数学计算得到相应层面的数字矩阵。

CT设备的计算机系统少者只有一台计算机，但由于任务量较大，常采用多台计算机并

行处理的方式，以提高采集和处理速度。按照所负担的任务分为主计算机和图像处理计算

机两部分。图像处理计算机与主计算机相连接，负责处理多组数据，本身不能独立工作。

3.操作控制部分

操作控制部分主要包括操作台，通过操作台输入整个CT操作或控制命令，进行扫描程

序，扫描曝光条件的设定与选择，控制X线-检测系统的工作。同时检查前通过此部分要输

入有关图像识别的多种数据和资料（包括患者检查号、患者基本资料、体位等），检查后

还要控制图像的显示，以及窗宽、窗位的选择等。

随着CT设备的不断改进和提高，操作台的性能也日趋完善。目前的操作台已集操控和

显示于一体，使用方便、功能全。为了提高工作效率，常配备与CT相连的CT诊断和后处理

工作站，方便图像的浏览和后处理。

4.图像的存储与显示系统

图像的存储设备包括磁盘、磁带等。扫描的原始数据最初存贮在CT设备的缓冲区，待

扫描完成，原始数据经过相应处理后所得的图像数据则存入CT磁盘的图像存储区。磁盘的

容量，随机器种类而不同。为了方便大量患者检查数据的存储，CT设备常还需要另外的接

口，可以将数据读取到外源的存储器，如高密度磁带或磁盘，这些外源的存储设备可大量

记录图像数据。近年来，磁光盘应用也逐渐增加，存储量较大，但检索更方便。

图像显示系统，CT机本身多采用显示器，早期为灰度等级较高的黑白显示器，灰阶的

显示可达16~64级。现由于后处理技术的发展和需要，多采用彩色显示器。检查结果目前仍

需用照相机以胶片的形式输出图像给患者，多采用激光照相机与CT设备相连输出胶片，直

观方便，但成本较高、不易保存。

目前，随着影像设备数字化的进展，国内已有不少医院开始为患者，检查后提供光盘

形式的图像，此种形式的图像不仅可以有常规的横断面图像，而且可以包括彩色与立体的

图像信息。

第二节CT设备的发展

自Housfiled于1969年设计发明了第1台CT原型机至今，CT设备先后经过不同的设计和

发展，按照采集方式的不同可分为以下类型：

—,层

自从CT原型机至1989年之前，CT设备采用的是层面采集方式，即每次扫描采集一个层

面的信息，扫描时检查床是静止不动的，扫描完成后检查床移动一定距离再进行下一个层

面的扫描。这种设计的原因是CT扫描架内的X线管连接着高压电缆，受电缆的制约每次扫

描管球旋转后必须复位，再开始下一次扫描。除少数不发达地区使用外，层面采集方式的C

T机已退出主流。

二、螺旋CT

螺旋CT采集方式发展的基础是滑环技术的开发与应用。该设计是在扫描架内置一个环

形滑轨即滑环，X线球管可以从滑环上得到电源(早期为高压电源，现已发展为低压电源)

,这样X线球管就能够摆脱了传统的电缆，在滑轨上连续绕患者旋转和不断发射X线束。检

测器仍采用层面采集CT的设计模式，在滑环上与X线管同步连续旋转。

图1-3(a)层面采集扫描方式与(b)螺旋采集扫

螺旋CT与层面采集CT另外一点不同之处是，在X线管在滑环上连续旋转时，检查床不

再是静止不动，而是在整个信息采集过程中做匀速的纵向移动。这样，X线束在人体上的扫

描轨迹不再是垂直于身体长轴的平面，而是连续的螺旋状，此即为螺旋扫描方式（图1-3）

第1台临床实用的螺旋CT设备在1989年问世，这种新的扫描方式不仅大大提高了扫描速

度，而且在设备的硬件（如X线管的热容量）、患者检查的方式、重建理论等方面引发了一

次新的突破性发展。螺旋CT的出现具有明显的意义：①扫描层面之间不需再做停顿，可连

续快速扫描，大大提高了扫描速度，每层采集时间可减少到0.75秒~1.5秒；②在层面采集CT

检查过程中，由于是逐次屏气扫描，体部，如肝胆胰脾的微小病变很容易在不同屏气时被

遗漏，螺旋CT连续扫描可防止体部微小病变的遗漏；③螺旋CT的扫描和重建方式有利于数

据进行三维后处理，为CT后处理技术的发展打下了基础。

较早开发的螺旋CT设备是以螺旋状扫描轨迹逐层地采集信息，和以后发展的设备对比

,也称为“单层螺旋扫描"CT。

三、多层螺旋CT

1999年，GE>Siemens、Marconi和Toshiba四家医疗设备公司同时推出了新一代的CT设

计，此次CT技术的进步也是发生在X线-检测系统（图1-4）。X线束由扇形改为锥形束，即

增大Z轴方向上X线的厚度；而检测器也由一列的设计增大在Z轴方向上的排列数目，增加

为多列，形成具有一定宽度的检测器阵列。通过把多列检测器检测到的信息进行不同的组

合，可以同时得到4个层面的螺旋扫描的信息，称多排检测器螺旋扫描CT,简称“多层螺旋C

多层螺旋扫描方式大大提高了信息的采集速度，每4层的采集时间可降低到0.3秒~0.5秒

=2000年后，在4层螺旋CT基础上，又先后出现了8层、16层乃至64层的多层螺旋CT。这样

,CT扫描的效率又得到了更大的提高，单位时间内可扫描更大的解剖范围。

随着扫描速度的提高，多层螺旋CT对硬件的要求也相应提高。要完成如此快速的扫描

意味着机架内近一吨重的构件在几分之一秒内旋转一周，其重力速度可达13G以上。常规机

械式传动装置已不适用，扫描构件在滑环上的快速旋转引入了磁浮技术。止匕外，连续大范

围扫描对于CT球管的热容量也提出了更高的要求；短时间内处理几倍的数据量，对计算机

的运算能力也有更高的要求。

由于多层螺旋CT技术的出现，CT的时间分辨力有了较大程度的提高，最新的64层螺旋

CT时间分辨力可缩短至几十毫秒，能够用于心脏和冠状动脉的成像。多层螺旋CT的出现再

次促进了CT技术的发展，其所带来的优势主要表现在：①时间分辨力大大提高，使原CT成

像有困难的运动器官，如心脏和冠状动脉的成像成为可能；②由于设备能力的提高，可进

行连续大范围扫描，如全身成像，并且可在扫描后针对不同部位进行不同层厚、不同重建

与重组方式的显示；③对于腹部脏器，单次扫描时间明显缩短，这样可以进行精确的多期

像扫描，有利于病变的定性和发现微小病变。

四、双源CT与能谱CT

双源CT是在64层CT技术之上，采用2个高压发生器、2个球管、2套探测器组和2套数据

采集系统来采集CT图像。两个球管在X-Y平面上间隔90。，也就是说，机架旋转90。即可获得

180。的数据，使单扇区采集的时间分辨力达83毫秒，基本实现了冠状动脉CT的临床常规应

用。双源CT设备还实现了能量CT的临床常规应用。当双源CT的2个球管分别以管电压80

kV/100kV和140

kV同时、同层扫描时，可同时获的低能和高能数据，实现双能量CT成像，获得同一组织在

不同能量射线下所具有的不同X射线衰减特性，从而可区分不同的组织结构成分特征，鉴别

病变性质等。CT能量成像技术的价值还在于可以增加实质器官与对比剂的区别，明显降低

背景噪声因素影响，避免线束硬化伪影和容积效应造成的小病灶遗漏和误诊，提高小病灶

和多发病灶的检出率。

除了双源双能量CT之外，快速千伏切换的单源CT设备也可实现能量CT成像，除了获得

基物质图像，还可获得一系列特定能量水平的CT图像，即单能量（keV）图像，用于去除

硬化伪影、优化图像质量和对比噪声比、进行物质定量分析以及通过能谱数据的综合分析

进行病变定性诊断等。能量CT彻底改变了常规CT几十年来的传统诊断模式，在获得混合能

量图像的同时，还可以一次扫描得到单能量图像以及不同物质（水、碘、钙等）的图像。C

T能谱成像对于常规CT单一密度参数成像提供了全新的解决手段。

第三节CT的扫描参数

一、准值器宽度

从X线管发射出的X线束需要进行准值，以减少不必要的辐射剂量，成为成像层面所需

要的形态，同时还保护检测器不受到散射。根据不同的设备类型，准值器有多种不同的结

构设计。

准值器位于CT扫描架的两个位置：接近X线球管（前准值器）和接近检测器（后准值

器）。患者前准值器用于形成特定形状的X线束，由两部分组成：第一部分是固定的准值器

,保证X线束在横断面上呈扇形形状；第二部分是可调节的准值器，可以在纵轴方向上变化

不同的准值，以获得所需的X线束厚度。此X线束厚度就是临床应用中经常提到的准值器宽

度。例如，在64x0.5mm检测器结构的64层螺旋CT中，准值器宽度为32mm；而在16x1mm检

测器结构的16层螺旋CT中，准值器宽度为16mm；此距离指扇形X线束通过扫描中心点时的

距离。

二、床速和螺距

在螺旋扫描方式中，CT扫描床移动速度是一项密切关系图像质量、辐射剂量、扫描时

间和覆盖范围的重要参数。多层螺旋CT和宽X线束范围有助于在每次扫描架旋转期间内有

更快的移床速度。

螺距是主要用于定量评价CT床速的参数，其定义为X线管每旋转36（TCT扫描床移动的

距离除以准值器的宽度。螺距是没有单位的参数。当床速与准值器宽度相等时，螺距为1。

当床速小于准值器宽度时，螺距小于1,扫描数据会有部分重叠。螺距越小，重叠的部分越

多。对于4层螺旋CT,采用4x1.0mm的准值器，床速为每转6mm的参数设置时，螺距等于6/（

4xl）=6/4=1.5o对于64层螺旋CT,采用64x0.5mm的准值器，床速为每转48mm的参数设置

时，螺距仍等于48/（64x0.5）=1.5。

螺距对于多层螺旋CT图像质量的影响要比单层螺旋CT小，但其与图像质量、伪影、辐

射剂量之间的关系更为复杂，有些也有争议。螺距的最佳选择取决于检测器的设置和CT投

影数据的内插算法模式。一些厂家推荐在多层螺旋CT中使用一组固定大小的螺距值，而其

他厂家则建议可任意选择不同的螺距值。总之，采用较高的螺距时，由于层面形态增宽可

致Z轴分辨力下降。采用较低的螺距时，可改善Z轴分辨力，但是要维持相同的信噪比则会

产生更高的辐射剂量。在特定临床条件下，进行扫描参数的螺距值设定时，应当认真考虑

图像质量与辐射剂量之间的平衡。

实际临床应用中，多层和单层螺旋CT选择螺距值范围为1~2；但在心脏CT需要低螺距

的重叠扫描，以保证获得足够的连续采样扫描数据。止匕外，低螺距值扫描能更有效地减少

多层螺旋CT的相关伪影，这在多平面重组和3D图像中更为明显。

三、管电压和管电流

恰当地选择CT的扫描参数对于优化辐射剂量和图像质量是至关重要的。在管电流保持

恒定而降低管电压时，或者管电压恒定而降低管电流时，会减低X线管的输出量和对患者的

辐射剂量。但是，不恰当地降低管电压可导致组织的CT值和噪声明显增加，尤其是在肥胖

患者。对于大多数CT设备，只能进行几个管电压值的选择。成人的常规体部CT采用120~14

OkV的管电压进行；对于儿童，绝大多数采用8OkV的管电压进行扫描，以降低辐射剂量。

在选择管电压值的过程中，其它需考虑的因素还有碘，例如CT血管成像中所使用的碘

对比剂，当选择8OkV时可产生CT值升高，这是由于此时光量子的能量（约为kV能量的一半

）接近于碘原子的K峰（即33.2keV）。这样，120kV时对比增强250HU的对比剂浓度，在80

kV时可产生400HU的对比增强。然而在实际应用中，即使采用目前最大的X线管电流，80k

V在肥胖患者或诸如成人腹部和盆腔等较厚身体部位的扫描中还是不够的。止匕外，较低能量

的光量子的X线吸收更高，可能会造成更大的有效辐射剂量。

与管电压相比，管电流的选择更加灵活，常见的范围从20mA到800mA不等。与管电压

相比，调节管电流的实际优点是它对图像质量的影响更为直接。因此，控制管电流或旋转

时间是一种比管电压更常见和实用的减少辐射剂量的方法。例如对于胸部CT,肺部结节普

查的参数可以采用20mAs,120kV,而常规临床检查的参数为120mAs、120kV。

在单层螺旋CT中，更高的螺距会导致层厚增大，这样当管电流恒定时，每个层面的噪

声保持不变；而在多层螺旋CT中，增加螺距不一定会造成层厚增加。当层厚不变时，如管

电流恒定，增大螺距可降低辐射剂量并增加图像噪声。为了使噪声水平保持不变，提高螺

距时必须增大管电流。

这样，就需要介绍新的术语——有效mAs,它的定义为mAs除以螺距的值。螺距为2时2

00mAs与螺距为1时100mAs扫描方式时的有效mAs值相等，这使两种扫描方式的辐射剂量和

噪声相同。

四、重建方式

在投影重建过程中可以采用多种不同的滤过模式。滤过是通过卷积核（或重建算法）

来进行的，它可以牺牲图像的锐利度来降低背景噪声。

当进行更多细节的显示时，采用高分辨力的重建方式或算法，如骨算法或肺算法，可

产生更高的空间分辨力，但图像噪声会增加；而低分辨力的重建方式，如软组织或平滑算

法，可降低图像噪声，但空间分辨力也降低。在图像重建中，可根据具体临床任务对图像

的要求来选择适合的重建方式。部分CT设备可常规产生不同重建方式的图像，如在胸部CT

扫描后可产生软组织和肺算法的图像。

五、层面和螺旋扫描方式

随着螺旋和多层螺旋CT技术的进展，螺旋扫描已成为标准的CT扫描方式。层面扫描方

式仍然有一些临床应用，如对比剂的团注监控、CT灌注、介入应用和心电门控的冠状动脉

钙化CT检查，上述检查或者在同一位置反复进行扫描，或者在不同的CT扫描位置间采集图

像有一个延迟时间间隔。

层面扫描方式中所采集的图像数目，取决于开通的检测器层数（或通道数）。在图像

重建过程中，联合处理邻近层面检测器的信号，可以降低每次扫描的图像数量，同时增加

图像的层厚。例如，对于16x0.5mm的扫描方式，可提供16幅0.5mm层厚的图像、8幅1.0mm

层厚的图像，或2幅4.0mm层厚的图像。在螺旋扫描方式中，也要根据具体的应用情况处理

好图像数目与层厚之间的平衡。

六、层厚

层厚的选择取决于具体的临床应用、定量检查和显示的要求。薄层图像可提供清晰的

解剖细节，但数据量和阅读图像的时间会增加。此外，薄层图像较厚层图像需要更长的采

集时间，图像噪声也更大。临床常规诊断应用的层厚为5mm。对于3D显示、CT血管成像或

筛查肺小结节的图像，通常是以1至2mm的层厚进行采集。对于细微结构定量检测的一些临

床应用（如冠状动脉的小斑块或颍骨结构），可能需要0.4至0.6mm的层厚。

在单层螺旋CT中，所采集的扫描投影数据确定了固定的层厚。与此不同的是，在多层

螺旋CT中，扫描架每次旋转期间所得到的螺旋数据可产生不同层厚的图像。然而，层厚不

能低于采集期内所使用的检测器的宽度。例如，16层螺旋CT采用16x0.5mm检测器设置的扫

描方式可产生0.5、1、1.5、2、3、4、5mm等不同的层厚。采用较大层厚时，所重建的图像

数目会减少，而每幅图像的噪声会降低。

在重建过程中采用较小的间隔形成部分重叠的图像，可以提高对容积数据的3D显示能

力，有更好的图像质量。重叠重建的CT图像还可通过增加所浏览图像的数量，获得横过病

灶中心的高对比图像，从而提高对小病灶的检测率。减小层厚还可减轻重组图像的阶梯伪

影。

多层螺旋CT图像重建灵活性的提高，改善了其临床应用效率。例如，采用较窄的检测

器进行胸部CT扫描，首先产生层厚较大的图像用于进行浏览和诊断。如果需要薄层的图像

以更好地显示结节，可以很容易地从投影数据中再次重建得到。同一扫描的投影数据也可

重建薄层图像，进行3D显示和CTA。通过将几个薄层的信息叠加产生较厚层的图像，此功

能对于需要较窄检测器宽度来减轻部分容积效应的检查是很有帮助的。例如，头部检查中

部分容积效应所致的黑线或低密度区，在采用较窄检测器宽度设置时可以明显减轻。

第四节CT的辐射剂量

对大部分患者而言，CT扫描是其接受辐射剂量最大的医疗检查。随着现代CT扫描仪数

量的增多和临床应用的扩展，CT检查时患者的辐射剂量已成为临床非常关注的潜在问题。

尽管降低辐射剂量可导致图像噪声增加和图像质量下降，但辐射剂量超过一定水平后并不

能改善诊断影像的质量，只能在患者体内造成更多的辐射损伤。应仔细设计和评估每次CT

检查的扫描方案，控制辐射剂量。根据具体的临床适应证和技术特点，选择并调整恰当的

个性化扫描方案对减少辐射剂量是至关重要的。

一、基本辐射剂量的测量

辐射剂量可以按不同的单位来进行衡量。辐射暴露量是定量测定辐射剂量的最基本方

法，它与单位体积的空气内X线束所产生的电离量有关。它以库仑/千克（C/Kg）或伦琴（R

）为单位（lR=2.58xlO-4C/Kg）辐射暴露的结果是患者体内所吸收的辐射吸收量，它

以拉德（rad）或格瑞（Gy）为单位（lrad=10mGy）。辐射暴露量的概念与辐射源有关，

是一个测量得到的量，而辐射吸收量是与身体相关的概念，必须通过暴露量结合转换系数

计算得到。从辐射暴露量计算辐射吸收量的影响因素，取决于吸收物质（例如空气、软组

织和骨骼）和物体暴露于辐射中的位置。

所吸收的辐射剂量并不能说明器官对于辐射损害的敏感性。因此，组织的等效或有效

辐射剂量是辐射吸收量乘以组织类型相关的辐射权重系数。权重系数对于X线来讲大致上都

是一样的，因此等效剂量与吸收剂量有同样的数值，它以毫西沃特（mSv）或雷姆（rem）

为单位（10mSv=lrem）。有效辐射剂量将单个器官的吸收剂量依照其辐射敏感性进行权重

而后进行相加。有效辐射剂量可以估计全身的辐射剂量，或者比较局部放射学操作中对身

体局部产生相同程度危险的剂量。有效辐射剂量有利于评价和比较特定放射学检查的潜在

生物学危险。

二、CT特定的辐射测量参数

CT中基本辐射剂量的参数是CT剂量指数（CTDI）,它代表CT剂量模型中的辐射吸收

剂量，以格瑞（Gy）或拉德（rad）为单位。CTDI有三种变化：CTDIioo.CTDIw和CTDIvol

oCTDLoo是指用100mm长的电离室所测得的辐射暴露量。电离室位于圆柱状有机玻璃的头

部（直径16cm）或体部（直径32cm）模型内，测量一次横断面扫过程中100mm距离上的辐

射暴露量。因为模型中心和外周的辐射暴露量并不相同，通过将1/3的中心值和2/3的外周值

相加来计算CTDLoo的加权平均值。此加权平均后的辐射暴露量乘以吸收系数（33.7Gy/C/Kg

或O.87rad/R）后，可被转换为加权平均后的吸收剂量（CTDIw）。

在临床实践中，扫描范围是感兴趣的体积（相当于多个邻近层面），而非单个层面。

特定层面内的辐射剂量由于扫描邻近层面时的影响而进一步升高。累积或容积辐射剂量直

接与连续螺旋扫描的空间距离有关。为了描述这种层面之间的重叠效应，在CTDIw的基础

上，引入了容积CTDI（CTDIvol）的概念。连续扫描之间的重叠程度取决于扫描时的床速

,在螺旋CT中采用螺距进行描述。当螺距小于1,扫描出现重叠。螺距越小，重叠程度越大

o层面重叠或螺距小于1的扫描方式，较层面不重叠的扫描方式会产生更大的容积CTDI。这

样，容积CTDI（CTDIvol）等于CTDIw/螺距。CTDIvol的计量单位为格瑞（Gy）。CTDIvol

目前是衡量CT辐射剂量的最常用指标，也已在当前大多数的CT扫描设备中进行了标注和显

示，可以在不同影像学检查方案之间进行辐射剂量的比较。

但是，CTDIvol没有评价扫描的范围或连续扫描的总量。为克服此缺陷，引入了剂量和

范围的乘积DLP（DLP=CTDIvolx扫描距离）。DLP代表特定CT检查的整体辐射剂量，以m

Gyxcm来表示。结合特定器官所决定的危险权重系数，通过DLP和转换系数，可计算出身体

典型部位的有效辐射剂量。CT扫描的有效辐射剂量可通过特定CT设备的几何形态和X线束

量的剂量分布来计算，它与管电流、管电压、扫描范围和螺距有关。

三、影响辐射剂量的CT扫描参数

通过调节管电压、管电流、螺距、扫描时间和扫描范围，可以调整辐射剂量。当管电

流恒定时减少管电压，或者管电压恒定时减少管电流，均可减少X线管的输出量，这样可减

少对患者的辐射剂量。更实用的改变辐射剂量的方法是调节管电流或者旋转时间，而非调

整管电压。调节管电流比调节管电压的优点是它对图像质量的影响更直接。辐射剂量和图

像噪声受管电流和扫描架旋转时间乘积的影响。图像噪声水平恒定时，120

kV条件下采用较高的mAs值，与140

kV采用较低mAs值产生的辐射剂量相似。因此在实际临床中，kVp-mAs的组合可灵活进行

，取决于CT检查医师的选择。

螺旋CT的辐射剂量受螺距的影响，对于单层螺旋CT设备，如管电压和管电流不变，辐

射剂量和扫描时间随螺距增加而呈线性降低。单层螺旋CT高螺距选择的缺点是，随着螺距

的增大，部分容积效应增加。对多层螺旋CT,螺距和辐射剂量的关系并不完全是线性的。

当采用高螺距时，常需要增加管电流以补偿图像噪声的增加，这样增加螺距不一定会直接

导致辐射剂量减少。在图像噪声水平保持恒定时，采用有效管电流可使有效剂量不受螺距

的影响。

CT扫描设备的许多物理学方面的特性可导致辐射剂量增加，CT扫描仪减小辐射剂量的

效能被称为CT的几何学效率。通常多层螺旋CT因为检测器阵列单元之间的间隔和使用较宽

的X线束，较单层螺旋CT的几何学效率更低。在单层螺旋CT设备中，半影区的X线束辐射

仍然在形成图像时得到使用。在多层螺旋CT设备中，与中心或阴影部分相比，利用此部分

X线束会导致X线束强度测量的不一致。因此，多层螺旋CT扫描仪半影区的X线束不会对形

成图像有作用，只会造成患者的辐射剂量增加。准值器宽度越大，由于半影区所浪费的辐

射剂量的百分比就越小。这种效应在4通道多层螺旋CT采用窄准值器方式运行时最明显，随

着检测器排数的增加而逐步减小，因为半影区相对于每排检测器所占的比例部分逐步降低

0

四、减少辐射剂量的方法

必须仔细选择CT的扫描参数，以患者接受的最小的辐射剂量，获得所需要的满足诊断

的图像。应根据患者的体重大小和解剖区域，选择恰当的扫描参数。儿科患者可能较成人

接受非常低的辐射剂量，就可获得相同的图像质量。

减少辐射剂量的常用方法是降低X线管的管电压和/或管电流。当管电流不变时，管电

压从120kV降至80kV可降低70%的辐射剂量，但80kV主要用于儿科患者的CT成像，因为对

于大多数成人的CT检查其X线穿透力明显不足。建议根据体重对儿科患者进行分组，以优

化管电流，可明显低于成人的水平。一些特殊的临床应用，如肺癌或结肠息肉普查，可以

采用明显低于常规临床CT检查的管电流进行，从而大大降低辐射剂量。

体部横断面图像的形态，从头到脚的变化很大，有些体部区域的形态明显偏离圆形。

这样，可以在逐层的基础上调整管电流，从而优化每个体部区域的辐射暴露量，而不是在

整个扫描期间维持固定的管电流。例如，胸部的横断面是椭圆形的，X线束从前后方向穿过

,就要比从侧方穿过胸部时衰减要少。当X线束绕胸部旋转时，可利用此衰减差异来降低管

电流，同时可保持信噪比不变。这种方式已广泛用于当前的CT扫描设备中，可根据具体解

剖部位来调整管电流。

目前的CT扫描设备中可采用两种类型的自动管电流调节技术：角度（横断面）和纵轴

调节。角度调节技术是在管球每次旋转期间根据患者几何形状来调整管电流，从而在明显

不对称的身体区域，如肩部和盆腔，补偿X线衰减的较大变化。管电流调节可以通过分析前

后位和侧位定位像或通过实时评价检测器的信号来实现。纵轴调节技术是在Z轴方向上当移

动到不同的身体区域时，如从胸部到腹部，调整管电流的大小，以降低或维持足够的辐射

剂量。最新的自动化管电流调节方法结合了角度和纵轴调节技术两者的优势。

辐射剂量的减少可能导致图像噪声增加和降低图像质量，改善低剂量CT图像质量的另

外方法就是采用降低噪声滤过的图像重建方法。

第五节心脏CT

多层螺旋CT的时间和空间分辨力明显提高，提供了心脏CT成像的可能。以前，电子束

CT是心脏CT的首选方法。尽管目前多层螺旋CT的时间分辨力还不如电子束CT,但多层螺

旋CT有更高的空间分辨力。采用0.3~0.5s的旋转时间和心电图触发或门控（简称心电门控）

扫描技术，多层螺旋CT可方便地提供无运动伪影的心脏和冠状动脉CT图像。

为了产生无运动伪影的心脏和冠状动脉解剖图像，心脏的CT扫描必须与采集心电图信

号同步进行。有两种类型的心电图同步技术：前瞻性心电门控和回顾性心图门控。在前瞻

性心电门控中，在R波开始后以预先确定的延迟点以层面扫描方式扫描心脏。延迟期的选择

可以是相对值（R-R间期的百分数）或绝对值（ms）；可以是顺向的（由新的R波触发）或

逆向的（基于先前的一系列R波）。多层螺旋CT可同时获得多个平行的连续层面，覆盖一

定范围的心脏。在回顾性心电门控中，通过连续螺旋扫描对心脏进行成像，同时记录心电

图信号。在所采集的扫描数据中，根据心电图信号回顾性选择所需要的期相，通常是舒张

期，进行图像重建。采用回顾性心电门控技术可造成辐射增加，即在整个心脏周期连续采

集扫描数据，但仅有部分数据被用于图像重建。最终，回顾性心电门控检查的辐射剂量，

要比前瞻性心电门控高。

心脏多层螺旋CT的2个主要应用是冠状动脉钙化积分和冠状动脉血管成像。冠状动脉钙

化积分检查无需应用对比剂，通常利用前瞻性心电门控方式进行。因为钙化积分检查的目

的是对冠状动脉钙化进行定量，它相对于非钙化的软组织本身就具有很高的组织对比，可

在不降低检查诊断价值的基础上减少辐射剂量。其他的大部分用于评价心脏的形态、功能

和冠状动脉解剖结构的心脏CT检查，是通过静脉注射对比剂后采用回顾性心电门控的螺旋

扫描方式进行。

心脏的多层螺旋CT检查常具有较高辐射剂量，其主要原因包括：（1）

较宽的全剂量时间：目前心脏CTA检查多采用回顾性心电门控技术，在整个心动周期内进行

不间断的全剂量螺旋扫描，完成对整个心脏的容积数据采集，这大大增加了患者接受的辐

射剂量。前瞻性心电门控的层面扫描方式的辐射剂量远远小于回顾性心电门控的螺旋扫描

方式。（2）

较高的管电流：心脏CTA不仅要清晰显示整个冠状动脉树各级分支的形态，而且需要对粥样

硬化斑块进行定量和定性分析，因此必须同时具有较高的空间分辨力和良好的密度分辨力

,这就必然导致mAs的升高，而增加辐射剂量。（3）

较小的螺距：由于心脏CT检查需要良好的空间分辨力和密度分辨力，经常采用较大的扫描

重叠（如螺距为0.3~0.4）,以确保在扫描容积内有足够的无间隔连续采样数据。低螺距造

成更大的辐射剂量。

目前，降低心脏CT检查辐射剂量的技术主要包括：前瞻性心电门控技术、大螺距扫描

技术、低管电压技术、心电图调制电流技术、自动曝光控制技术和迭代重建技术等。

1.前瞻性心电门控技术

前瞻性心电门控技术是指在心血管CTA时，球管的曝光由同步心电图信号控制，X线球

管只在心动周期的特定期相曝光扫描，特定期相外无X线产生。扫描床在扫描期间位置固定

不动，完成数据采集后移动到下一位置由后续心电脉冲触发扫描。藉此通过几个位置的曝

光和移床，完成整个心脏的数据采集。由于只在特定的期相进行扫描，大大减少了X线曝光

的时间，与回顾性心电门控技术相比，患者接受的辐射剂量最多可降低90%左右。

尽管前瞻性心电门控技术的研究目前取得了一系列成果，但其在临床应用中尚存在一

些问题。由于多数CT设备受到探测器宽度的限制，在进行前瞻性心电门控技术CTA检查时

,需要患者长时间的屏气，容易导致患者心率的波动，影响图像质量甚至造成检查失败。

此外，前瞻性心电门控技术只能获得1个心动周期内特定期相的图像，不能用于心功能的评

价。

2.低管电压技术

降低CT辐射剂量的另一种方法就是低管电压扫描技术。临床实践中，为了获取高质量

CT图像，心血管CTA检查通常采用120kV或140kV的扫描条件。将管电压从120kV降至100

kV,辐射剂量可降低25%~54%,而CTA图像质量无明显差异。

止匕外，在管电压降低时，X线光子能量也随之减低，使得光子能量更接近含有高原子序

数元素的组织或结构（如骨骼、含碘的组织或血管等）的“K边缘”，光电效应增强，这些组

织或器官的CT值将随之升高。根据这一原理，低管电压CTA技术在降低辐射剂量的同时，

还可增加血管的CT值，适度减少对比剂的用量。

但是，在临床工作中应当注意低管电压CTA技术的适用范围：对于体质指数V25kg/m2

的患者此项技术效果较好，对于体质指数在25kg/m2以上者，会存在图像质量降低的问题。

3.大螺距扫描技术

一般而言，在CT成像时辐射剂量与螺距大小成反比。常规心脏CTA检查辐射剂量较高

的原因之一就是采用了小螺距的扫描模式。最近出现的双源Flash

CT具有两套独立的128排探测器，可以实现大螺距CTA扫描，螺距达3.0~3.4,在300

ms内完成整个心脏的无缝扫描，从而降低辐射剂量。

4.心电图调制电流技术

采用回顾性心电门控技术，可以采集得到心动周期的所有阶段扫描数据。但是在大多

数情况下，只用舒张期的扫描数据进行图像重建。因此对于大多数检查，仅在舒张期要求

有较高的管电流，在心动周期的其他阶段可以使用较低的管电流。这样利用回顾性心电门

控实时调节管电流，可降低辐射剂量，同时还保持了回顾性心电门控螺旋扫描的优点。但

是由于需要根据患者前一次R-R间期对下一个R-R间期的进行预测，此技术在心律不齐患者

中的应用受到限制。

5.自动曝光控制技术

自动曝光控制技术是一种自动管电流控制技术。在CT扫描过程中，根据受检部位不同

的几何形状，通过自动反馈功能，实时调整球管电流，降低患者接受的辐射剂量。自动曝

光控制技术在降低辐射剂量的同时，并不会引起CTA图像质量的降低。

6.迭代重建技术

除了上述方法外，多层螺旋CT的后处理算法方面也做了大量的研发工作，以进一步降

低辐射剂量，其中以“迭代重建技术”最具代表性，如自适应统计迭代重建算法(Adaptive

StatisticIterativeReconstruction,ASIR)、图像空间迭代重建(IterativeReconstructioninImage

Space,IRIS)技术、自适应迭代剂量降低(AdaptiveIterativeDose

Reduction,AIDR)技术和iDose技术等。与传统的滤过反投影(FilteredBackProjection,

FBP)算法相比，应用ASIR技术不仅可以降低CT图像的噪声，提高图像质量，还可以在同等

信噪比水平下显著降低辐射剂量。

伴随着CT硬件和软件的不断更新换代，以及各种心血管CTA新技术的不断开发和应用

,高端CT设备辅以各种低剂量检查技术，在提高图像质量上有了长足的改善，降低了患者

所接受的辐射剂量，也是今后一段时间内CT应用和发展的方向。

第六节CT影像后处理的显示方式

虽然到目前为止，诊断疾病还是以横断面显示的图像为主，随着CT技术的发展，扫描

中得到的数据不再是某一个或某几个层面的信息，螺旋CT的出现使得能够获得整个扫描范

围内的容积信息；16层及以上多层螺旋CT的出现导致Z轴方向上的分辨力大大提高，达到了

各向同性体素的要求，从而极大地促进了CT后处理技术的发展。另一方面，多层螺旋CT检

查中得到的数据量成倍增加，一次扫描可以得到数百乃至近千幅图像，如何方便快捷地显

示所得到的大量数据，也需要CT后处理技术的发展为此大量信息的显示提供帮助。

所谓CT后处理技术即是指在扫描完成影像获取以后，利用计算机功能对所采集一定范

围的三维容积数据进行处理，改善图像质量或有目的地选择显示其中所关心的内容。根据

所得到图像的显示方式不同，可分为二维和三维的显示方式。

一、二维显示方式

所谓二维显示方式的后处理技术是指所显示的图像内的各像素之间没有前后位置差别

,都位于同一个显示平面内。我们可以通过不同的方向和层面位置的变化来判断三维体积

内各器官与结构的空间位置关系。

(―)多平面重组(Multi-PlanarReformation,MPR)

ffl1-5冠状多平面重组显示肝静脉

多平面重组是目前应用最广，也是最简单和耗时最少的后处理技术。它是指在一定范围

的容积扫描所得的组织结构内，任意截取三维体积的冠状、矢状或任意角度方向的影像，

成像平面位于任意方向或斜面，成像的厚度为1个至数个体素，约为0.4mm~lmm。由于层面

的层厚一般较薄，不存在各种在成像层面内的重叠问题，因此所显示图像中各像素的CT值

不需作任何处理(图1-5)。

多平面重组可以弥补常规横断面显示的不足，从而多方向、多角度地显示立体结构的

图1-6在横断面(b)内划出两侧弯曲走行的肾动脉，经曲

面重组后可在同一个平面(a)内显示。

空间位置关系。由于不进行任何阈值选择或CT值的处理，图像最为可靠；但是由于每层仅

能显示一个较薄的层面，显示复杂的立体结构时相对繁琐并且对观察者的空间位置的判断

有较高要求。

(二)曲面重组(CurvedPlanarReformation,CPR)

曲面重组与多平面重组原理类似，都是对所采集三维容积进行某二维方向的截取，但

二者稍有不同，曲面重组所截取的层面方向不在局限为固定的平面，可以根据感兴趣解剖

结构的具体走行而任意画线，而后将所画曲面内的像素显示于一幅平面图像内，从而获得

该曲面的结构二维图像(图1-6)。

三、多平面容积重组(Multi-PlanarVolumeReformation,MPVR)

多平面容积重组依然是采用平面方式截取容积内的扫描信息，但与多平面重组方式不

同的是，多平面容积重组所截取的平面具有较大的厚度，所截取的范围内具有较多的结构

,彼此相互重叠，所以此技术常必需配合采用最大或最小密度投影技术，这样可以消除部

个容积效应，使此厚度范围内的所有感兴趣的高密度或低密度结构在同一个层面内清楚显

示O

该方法可以选择性地显示某范围区域内迂曲走行的高密度或低密度结构，如高密度的

血管或骨骼、低密度的气管，可显示一定厚度范围内走行的结构，并有利于观察其与周围

结构的关系。

1、最大密(强)度投影(MaximumIntensityProjection,MIP)

M9(tail

图1-7MPVR+MIP后处理技术显示肝移

植术后狭窄的肝动脉，与MPR只显示

一个薄的层面不同，MPVR能显示一定

空间肉售次主一行的不同南底性珈.

最大密（强）度投影是在多平面容积重组技术截取一定厚度的成像容积后，对沿层面垂

直方向上每一投影轨迹上的多个体素数据，选择其中最大密（强）度的值重组为一幅二维

图像的技术，常可用于CTA、骨骼等的显示（图1-7）。

最大密度投影是对沿一定方向将一定厚度的容积数据中最大密（强）度的体素投影于

一个平面内，这样可在该成像层面内形成连续的血管影像。因为此过程不作阈值选择，故

不丢失与X线衰减信息、，可反映微小的密度差别；缺点是不能区分密度近似的结构；不能充

分显示重叠结构的关系。

2、最小密（强）度投影（MinimumIntensityProjection,MinIP）

图1-8二维显示方式（a）中所有的像素没有前后位置的差别，而三维

显示方式（b）中通过亮度、阴影、颜色和透明度的变化区分不同的前

后位置关系。

基本原理与最大密（强）度投影相同，仍然是在平面容积重组技术截取一定的成像容积

后，不同的是在沿层面垂直方向上每一投影轨迹上的多个体素数据处理时，选择其中最小

的密（强）度的值重组为一幅二维图像的技术。这样最小密（强）度投影适合显示密度低

的结构，如充气的结肠或气道等。

二、三维显示方式

二维显示方式始终存在的问题是，要在一个平面内显示立体的三维空间结构，不同前

后位置的空间关系的必然会重叠而受到限制。为了克服二维显示方式的不足，对容积内的

像素信息进行综合显示，出现了不同的三维后处理技术。

尽管各种三维处理方式的过程可能不同，图像特征有明显的差别，但是所有三维显示

方式共同的原理与特点是：在所显示的图像中，通过不同阈值的选择和透明度的处理，忽

略部分不感兴趣的密度结构，只针对性地显示感兴趣的密度结构；假定投射光源从一定角

度照射扫描容积，通过不同的亮度、阴影和颜色的变化来显示不同结构的空间位置关系。

这样，所要观察的结构就可以在一幅图像中得到立体直观的显示（图1-8）。

三维显示方式的优点是，图像立体直观性强，显示结构的空间位置关系一目了然，但

是也有明显的缺点，处理过程相对繁琐、耗时较长；阈值选择处理时要丢失部分X衰减信息

；人为参与过程相对较多，更易受操作者主观因素的影响。

1、表面遮盖显示（ShadedSurfaceDisplay,SSD）

图1-9表面遮盖显示技术显示门静脉海

绵样变患者迂曲的门静脉系统。

表面遮盖显示是将容积扫描的数据按数学模式进行计算处理，将超过预设的CT阈值的

相邻像素连接而重组成不同明暗、颜色区别的图像，可显示复杂的、重叠结构的三维关系

及相关结构的表面形态。表面遮盖显示的图像特点是高于所设阈值的结构都得到显示，低

于阈值的结构完全不能显示，各结构之间没有透明度的变化（图1-9）。

人体中骨或增强后的血管与周围组织有最明显CT值差异，故表面遮盖显示技术常用于

骨或血管结构的显示，可以清楚地观察二者的表面形态，特别是血管瘤等异常结构。但因

为数据处理时低于所设定阈值的结构完全不能显示，这样表面遮盖显示处理过程中会丢失

较多的信息，特别是小血管，邻近稍低密度的结构也无法得到观察。

2、容积再现(VolumeRendering,VR)

容积再现是比表面遮盖显示更加复杂的技术，

与表面遮盖显示不同的是它可设定几个不同的阈值

,分别用不同的颜色表示；而对于一定范围内低于

或高于所设定阈值的结构，容积再现技术通过给予

相应不同的透明度进行显示处理。此方式较表面遮

盖显示在重组过程中丢失的数据信息少，通过不同

的透明度和伪彩技术处理，低于所设定阈值一定范

围内的结构也得到显示，可更好地显示较多解剖结

构的空间关系，给以近似真实的三维感受。

容积再现图

图l-io容积再现技术显示的门静脉系

统，通过不同的透明度，不仅可显示血管,像不仅可显示血

还可见血管周围的结构，如肝脏。管三维立体结构

,而且可显示血

图1-11透明化处理显示的结肠。

管与周围组织的关系(图1-10)。目前在各领域中的应用较多。

3.透明化处理

透明化处理是在对扫描获得的图像数据进行阈值选择，重组出相应结构的外表面形态

后，对于此结构进行透明处理，这样不仅可以看到该结构的外部形态，而且可观察管腔内

部的结构有无异常。如充气结肠的透明化处理(图1-11)。

4.仿真内窥镜(VirtualEndoscopyfVE)

仿真内窥镜技术是利用计算机软件功

能将扫描获得的图像数据进行后处理，将

观察角度置于生理管腔(如气管、胆管、

血管等)内，对管腔内壁作表面重建，调

节不同的明暗度与色彩，重建出空腔器官

内表面的立体图像，并可变换观察者所在

位置，如旋转不同角度观察，或沿管腔前

进或后退，类似纤维内窥镜所见(图1-12

)0

仿真内窥镜可直观地显示管腔内部的

病变，如对充气胃肠道的显示。单纯的仿

真内窥镜由于观察位置的不断变化会给定

位造成困难，因而常结合其他后处理手段

综合显示。

图1-12仿真内窥镜技术显示的结肠内肿块突

出粘膜表面。

第七节CT的一些基本概念

一、像素(Pixel)和体素(Voxel)

(a)(b)

图1-13(a)像素与(b)体素。

像素(Pixel)是构成图像的基本单位，即图像可被分解成的最小的独立信息单元。因

为图像是二维的，所以像素也是没有“厚度”概念的，其最大特点就是一个二维的概念。体素

(Voxel)是指像素所对应的体积单位，与像素不同点在于，体素是一个三维的概念，是有

厚度差别的，图像所对应的层厚就是体素的“高度''(图1-13)。

二、矩阵(Matrix)

每幅图像都有数目不同的像素所构成，像素的多少通常用矩阵来表示，它是指构成图

像的矩形面积内每一行和每一列的像素数目，如256x256,512x512等。在视野大小相同情

况下，矩阵数目越大，像素就越小，图像则越清晰。

CT图像矩阵的数目在行和列的两个方向上常是相同的，但在其他类型图像中也可以不

同，如192x256的图像矩阵也是可以的。

三、CT值(CTvalue)

由CT的原理已经知道，不同各种组织对X线有不同的衰减系数闷但是在临床使用中，

为了比较方便，不直接使用衰减系数而是采用不同组织相对于水的衰减系数的比值关系。

对于组织M的CT值的计算公式如下:

IxI

其中国和区1分别为组织M和水对X线的衰减系数。为了纪念Hounsfield对CT技术的贡

献，CT值的单位被称为Hounsfield单位，缩写为HU。

通过上面公式，可以得到几种典型组织的CT值。①水的CT值：MH2o=l,CT值=0

HU；②空气CT值：|ii空气a0,CT值。-1000

HUo其他人体内主要组织的CT值参见表1-1。

表1-1常见人体组织的CT值(HU)

组织CT值(HU)组织CT值(HU)

骨组织>400肝脏50-70

血块64-84脾35-60

脑白质28-32胰腺30-55

脑灰质32-40肾脏25-50

脑脊液3~8肌肉40-55

血液13-32脂肪-100--20

渗出液>15漏出液(蛋白＜30g/L)<18

通过上表可以看出，组织密度越大，CT值越高。通过CT值，我们可以量化组织的X线

图1-14不同人体组织的

CT值范围。

吸收系数，反映不同组织的密度差别；一旦某种组织发生病变，可以通过病变CT值的测量

，辅助判断病变成分与性质。但需要指出的是，CT值并不是恒定不变的，会因X线硬化、

电源状况、扫描参数、温度和邻近组织等因素发生改变，因此要在诊断中做出合理的判断

O

四、窗宽(WindowWidth,WW)和窗位(WindowLevel,WL)

通过CT值的概念，已经知道人体组织的密度差别较大：肺部含有大量的空气，CT值接

近-1000；骨骼含有密度很高的矿物质，最高的CT值接近+1000,这样CT值的变化范围仅不

计小数点以下，就有2000个HU的变化（图1-14）。人眼所能够分辨的显示器上的灰阶变化

大致在128个左右。为了提高对较小密度差别间组织的分辨能力，在CT图像的显示过程中引

入了窗技术，即通过窗位和窗宽的设置，有针对性地观察特定的部位和组织，突出感兴趣

结构在图像中的对比和层次。

窗宽（WW）是指为最佳地显示所感兴趣结构而设置的CT值范围，该范围上下的CT值

均以完全白或黑的色调显示，即该范围以外的CT值差别在图像上将无法显示。窗宽范围的

中点即所谓的窗位（WL）,通常它应是对应于最佳显示兴趣结构的CT值，用来设置为窗宽

的中心。例如，脑实质的CT值约为35HU左右，大多数颅内病变CT值的变化在-30至

+100HU范围内。所以头窗的窗位选择在35~40HU,窗宽范围选择在80~100HU左右（具体

数值会因设备和习惯不同稍有差别），这样的头窗设置有利于脑实质的观察。而对于颅骨

的观察，就要选择骨窗，窗位700HU,窗宽2000HU左右。

在CT图像中，若减小窗宽范围，会突出不同组织间的差别，图像的反差加大，但看起

来较粗糙。这样做的好处是，密度差较小的病灶由于增大反差变得容易发现，如在肝脏的

检查中，可适当减小窗宽有利于较低密度差别病灶的检出；而另一方面，如果加大窗宽，

图像的反差会减小，层次会丰富些，图像看起来较柔和，但是密度差别较小的病灶不易观

察。在腹部CT检查时，适当放宽窗位，则可以使腹部的脂肪和气体的密度有所区别。在临

床工作中，应根据具体的情况，恰当地对CT图像的窗宽和窗位加以调整，将能够获得更多

的诊断信息。当然这种调整是有限度的。

五、分辨力

图像的分辨力是衡量CT设备图像质量的重要指标，它主要包括空间分辨力、密度分辨

力和时间分辨力几方面的内容。

1.空间分辨力（SpatialResolution）

图像中可分辨的邻接物体的空间几何尺寸的最小极限，即影像中对细微结构的分辨能

力。图像的空间分辨力与单位面积内的像素数目成正比，像素数目越多则空间分辨力越高

O

2.密度分辨力（DensityResolution）

图像中可分辨的密度差别的最小极限，即影像中细微密度差别的分辨能力。图像的密

度分辨力也与单位面积内的像素数目有关，在其他条件不变的情况下，矩阵数目越大，每

个像素的体积越小，所接受的光量子数则越少，密度分辨力越低。

比较CT等数字化成像设备与普通平片可以发现，CT等设备图像的矩阵数目都有限，CT

常用512x512的矩阵，而普通平片的每个像素为很小的银盐颗粒，矩阵数目要远远大于数字

化成像设备。这样，数字化成像方式，包括CT、MRLCR等与传统平片相比实际上是提高

了密度分辨力，而降低了空间分辨力。

3.时间分辨力（TemporalResolution）

指单位时间内设备所能最多采集图像的帧数，与设备的性能参数有关，如采集时间、重

图1-15部分容积效应。

建时间、显示方式、连续成像的能力等。在进行腹部实质脏器病变的检查过程中，常需进

行增强检查，在增强后进行连续快速的多期相扫描，可以获得更多的信息。因此，设备的

时间分辨力，即设备的扫描速度和连续扫描能力对于运动器官和体部脏器的检查是至关重

要的。

六、部分容积效应(PartialVolumePhenomenon)

在层面成像方式中，如同一层面内含两种以上不同密度的物质，两物质在同一层面内

横行走行并互相重叠，即当同一个体素内含有两种以上组织成份时(图1-15),该体素的C

T值不能反映任何一种物质，实际上是各种组织CT值的平均。例如当一个体素内同时含有骨

骼和肌肉，其CT值可能与肌肉类似，但实际上该体素内并不含有肌肉组织的成分。因此，

在高密度区内的小低密度病灶的CT值常偏高，而在低密度区内的小高密度病灶的CT值常偏

低。这点在临床观察时一定要注意。

七、重建(reconstruction)、回顾性重建(retrospective

reconstruction)和重组(reformation)

重建(reconstruction)是将CT扫描中检测器所采集的原始数据(raw

data)经过特殊的数学算法，如反投影法或傅利叶法等计算得到扫描(横断)层面内每个体

素的CT值或密度值，形成所需要的数字矩阵与(横断面)CT图像。

回顾性重建(retrospective

reconstruction)是指为了更好地显示图像的细微结构，对扫描所得的原始数据(raw

data)再次有针对性地进行重建，改变和选择最佳的视野大小，视野中心和矩阵数目，根据

需要选择特定的算法，如骨、软组织、细节或标准等，多层螺旋CT还可以改变再次重建图

像的层厚和层数，从而提高组织间的密度分辨力，使图像更加清晰、细致、柔和，提高对

细微结构的敏感性。常用在颗骨内听骨链、肺内结节或细微结构以及垂体病变的显示。

重组(reformation)是指对已经重建好的横断面CT图像，通过计算机技术对全部或部分的

扫描层面进行进一步后处理，采用不同的方向和不同的显示技术，多角度、多方式立体地

显示解剖结构和病变范围，常用的后处理重组方式包括多平面重组、表面遮盖显示、容积

再现和仿真内窥镜等。这些不同的显示技术可以弥补CT横断面显示的不足，从不同方向，

直观、立体显示解剖结构或病变形态。

八、螺距(Pitch)

螺旋CT出现以后，由于采用了新的扫描方式的重建算法，在扫描过程中球管每旋转一

周床所移动的距离不一定与层厚相同，检查床移动的距离可以等于、小于或大于层厚。为

了衡量检查过程中检查床移动的快慢，设定了一个评价指标——