计算机断层成象技术

计算机断层成象术(Computerized Tomography,CT)是一种运用计算机和投影重建理论的三维成象技术。它能利用体外测得的数据，将人体某一特定断面上组成的形态或病理变化用无重迭二维图象的形式表现出来，并在相继获得一系列二维图象后，进而构成三维图象。
1917年，奥地利数学家Radon首先从数学上证明，从投影重建三维图象是可能的。1963年，美国物理学家Cormack对数学重建方法用于放射医学作了深入的研究。英国的电子学工程师Hounsfield将计算机技术引入这一领域，于1968年申请了专利，并在1970年研制成用于头部扫描的X射线CT机。1974年可做全身扫描的CT机问世，同时，对使用其它成象源的CT技术研究也相继开展。由于对CT发展作出了杰出的贡献，Cor-mark和Hounsfield共同获得了1979年诺贝尔生理医学奖。目前，CT不仅在医学领域，而且在材料科学、地质勘探等领域都获得很广泛的运用。
CT可分为物理探测系统、图象重建和图象后处理三部份。
CT物理探测系统 在物理探测系统中，首先要有发射探测射线的源，它可置于体外，也可位于体内。用检测器接收穿过人体后的射线，并检测出其发生的变化。这种变化，是射线在行进过程中，沿途被吸收或经历其它变化的累计，在CT中称为投影。进行断层重建时，需要各个方向上测得的投影数据，因此，在物理探测系统中还包括扫描装置。测量数据将转换成数据量，存入计算机。
按成象能源的不同，CT系统主要有X射线CT、核磁共振CT、发射型CT和超声CT等四种。
X射线CT(XCT,X-Ray CT) 以X射线作为探测系线的计算机断层成象系统，称为X射线CT，其断层象表现的是人体中各部分对X射线衰减系数的分布。衰减系数定义为：
式中，I0是X射线发射时的强度，I1是通过人体后的强度，W是检测器的宽度。XCT中常用CT值(又称Ho-unsfield数)表示衰减系数：
式中，a0为水的衰减系数。因此，水的CT值为0，空气的为-1,000，生物组织的在-1,000～+1,000之间。血液、肝、肾、骨的CT值为正值，而脂肪、肺组织的为负值。同一组织用不同的CT机扫描时，CT值会有差异，但它定量地表示了组织对X射线的衰减，从而反映了组织体积电子密度的定量分布。XCT中，断层象以不同的灰度表示不同的CT值，软组织密度差别<0.5%时，仍能显示出来。
XCT的发射源是X射线管。用碘化钠、碘化铯晶体或高压氙气等作检测器。XCT的扫描装置已经历了五代变革 (见图1)。第一代采用单个检测器的平移-旋转系统，其发射管和检测器先同步作平移扫描，然后一起旋转一个角度(典型值为1°)，再重复作平移-旋转扫描。完成全部投影测量需时间3～7分。第二代采用多检测器的平移-旋转系统，一次平移扫描就可同时获得几个投影，系统旋转停留的次数相应减少，扫描时间缩短到20秒左右，可满足头部成象的要求。需作全身扫查时，考虑到屏住呼吸的需要，希望扫描时间<5秒，因而发
展了无需平移运动

的扇形束结构，即
发射管和弧形排列
的检测器组一起旋
转的第三代结构，
以及发射管旋转，
均布在圆周上的检
测器固定的第四代
结构。它们的成象
时间都可短于5秒。
为了进行动态的心
电图锁相摄象，发
展了无机械运动的
第五代结构，它采
用了半圆排列的28
个X射线管，用电
进行转接，每次摄
象时间仅10毫秒，
采用立体的锥形
束，可同时生成多
幅断层象，每秒可
摄60帧图象。
图1 XCT扫描装置
XCT已广泛应用于放射诊断，例如肿瘤定位和定性，脑出血、脑梗塞、颅内血肿、脑挫伤等的诊断和鉴别，以及脏器解剖形态和器官组织的结构的确认等，但对<1cm的占位性病变容易漏诊。近年来，XCT又开始作为制定治疗计划的辅助设备，用于放射治疗。
核磁共振CT (Nuclear Magnetic Resonance CT,NMRCT) 利用生物组织中氢、磷等原子序数为单数的原子的核磁共振现象成象的计算机断层成象系统，称为核磁共振CT。
原子核围绕某个轴作自身旋转运动的原子称为自旋原子，它们象环形电流形成的小磁铁那样，具有磁性质。自旋原子的磁性质可以用一个小磁矩描述。通常物体内各个自旋原子杂乱排列，磁矩相互抵消，对外不显出磁性。当对物体施加一足够强的静磁场Hoz时 〔见图2(b)〕，原子的自旋磁矩将顺磁场方向排列。除自旋外，核磁矩还绕Hoz转动，这种转动称为进动(Precession)。进动

图2 核磁共振CT

的角频率为ω=γHoz，其中，γ是磁磁比，其数值与原子的种类有关，它表示在磁场强度为1T(1Tesla等于10⁴高斯)时的进动角频率，对氢原子为42.6MHz，磷原子为17.2MHz。由于核自旋磁矩的规则排列，对外界表现出沿磁场方向的纵向磁矩为Mz，与磁场方向垂直的横向磁矩Mxy为零。
除静磁场Hoz外，再施加一与静磁场相垂直的高频磁场，其振荡频率与原子核磁矩的进动频率相同时，原来自旋磁矩的方向将倾倒，进动的位相趋于一致，导致纵向磁矩Mz减小，而横向磁矩Mxy不再为零，这种现象称为核磁共振现象〔图2(c)〕。当外加高频磁场去除后，横向磁矩Mxy逐渐减小，而纵向磁矩Mz逐渐增大，并经一段滞后时间后回复到原来状态。利用放置在物体外的高频线圈可以接收到振幅逐渐减小的高频振荡信号，其振幅衰减到1/e的时间称为弛豫时间。和横向磁矩回复过程有关的横向弛豫时间T₂是由于自旋原子之间的能量交换引起的，又称自旋-自旋弛豫时间； 而与纵向磁矩回复过程有关的纵向弛豫时间T₁是由于核自旋系统和周围晶格之间能量引起的，又称自旋-晶格弛豫时间。弛豫时间反映了组织的分子结构，亦即间接反映了组织的生化性质； 而弛豫过程中振幅的大小，正比于原子密度。目前，在NMRCT中测量氢原子的核磁共振过程，可分别获得原子密度、弛豫时间T₁和T2的断层象。
NMRCT要求有高度均匀而稳定的静磁场，其磁场值在氢原子成象时取0.04～1.5T，在磷原子成象时取0.4～2T或更高。高频线圈和脉冲谱仪用以完成高频脉冲信号的发送及弛豫过程中高频信号的接收。NMRCT的扫描借助于三组磁场线圈所产生的三维梯度磁场，该梯度磁场分别沿X、Y、Z方向线性变化，并迭加在静磁场之上。依靠梯度场激励序列不同，配合高频发射信号，可以分辨所获得信号的空间位置，进而实现断层成象。
NMRCT可提供多核种、多参数的物理图象，除表现解剖形态外，还能提供活体组织的生理、生化特征和功能信息，在癌症和心肌梗塞等疾病的早期诊断上很有希望。NMRCT对人体无幅射伤害，无需任何机械旋转机构就可得到沿任意方向的断层图象。但其价格昂贵，成象时间长，空间分辨率较XCT差，而且不能用于装有心脏起搏器和假肢等金属物的病人。
发射型CT(Emission CT,ECT) 利用注射入人体内放射性示踪核素发射的γ光子，实现计算机断层成象的系统，称为发射型CT。它分为单光子发射型CT(SPECT,single photon emission CT) 和正电子发射型CT(PECT,positron emission CT)两种类型。
(1) SPECT:是在γ照相机的基础上发展起来的，即将99mTc、201TI和131I等能产生γ衰变的核素注射入人体，围绕病人放置单个或多个阵列式探头，并配以断层扫描装置，从不同方位测得不同时刻到达的γ光子数，进而重建断层象。这种图象描绘了人体内某个脏器和组织断层中放射性活性的分布，及其随时间的变化，从而反映出组织的生理、生化过程。SPECT的缺点是，在图象重建时无法正确修正γ光子在从体内逸出途中衰减的影响。
(2) PECT:使病人吸入或注入半衰期很短能释放正电子的核素，如11C(半衰期为20min)、13N(10min)、15O(2min)等，核素在体内发射的正电子寿命很短，在与人体内到处存在的负电子相遇时，会产生湮灭过程，同时放出一对511KeV的γ光子，这对光子以相同的速度沿相反方向运动。用间隔为180°，在体外相对位置的一对检测器进行检测，将同时有光子到达的信号（有效信号）经电路合并，可得到图象重建所需要的反映体内核素活性数据。
PECT的检波器采用碘化钠、氟化铯、锗酸铋阵列，并以六角或圆环形式围绕人体位置。成象时间约数分钟，分辨率为4～10min。PECT的优点是能对光子逸出途中的衰减进行校正。但为提供半衰期很短的同位素，需附设有可产生同位素的加速器装置，所以价格昂贵，需要多种专业人员合作。PECT在临床上可用于器官显影、动态功能测定和形态观察，图象的对比度和深度分辨率均优于常规核医学图象，特别在器官代谢功能的研究和血管中血流物质交换过程的显示方面很有潜力，可望在神经病学、心脏病学和肿瘤学等方面发挥作用。
超声CT(Ultrasonic CT,USCT) 运用振荡频率高于2×10⁴Hz的声波作为探测射线的计算机断层成象系统，称为超声CT。在超声CT中，以压电材料制成的声电换能器线阵，把电信号转变成声波，或把声波转变成电信号。两个相对放置的换能器线阵分别用于发射超声波和接收穿过人体后的超声波。采用电扫描，两换能器线阵只需作旋转运动，即可测得图象重建所需的投影数据。USCT断层象表现的物理参量是生物组织的声衰减和声速分布，使用脉冲超声反射波时，测得是生物组织声阻抗的分布。USCT造价低廉，对人体无辐射伤害，对软组织病变的分辨能力好。但是，由于超声波在人体内传播时，会发生散射、折射、甚至绕射现象，因而重建理论比较复杂，使得断层象的分辨率和清晰度不够好，目前，只用于XCT不便使用的软组织部位，如乳房、睾丸、颈部等。投影重建 利用一定的物理模型和数学方法，依据从被成象区域外测得的多方向投影数据计算横切面上密度函数的过程，称为投影重建，其原理如图3所示。把被成象的横切面区域D分成许多相等的小方格，每一方格称

图3 投影重建原理

为一象素，并假定每个方格内组织的特性均匀。常用的象素数目是256×256或512×512。表示不同象素组织密度特性的函数为密度函数，它表示成象物理量的分布，在XCT中代表CT，在NMRCT中表示氢原子密度或弛豫时间等。密度函数f (x,y)与被测区域D之外测得的投影数据Pθ(t)的关系为：
同-θ角下测量的Pθ(t)属一个平行投影。依据θ角从0°到180°范围内测得的若干个平行投影，可求得函数f (x,y)。常用的投影重建方法有直接反投影法、卷积反投影法、代数重建法和直接富里叶变换法等。
(1)直接反投影法： 假定与直线L相交的各个小方格具有相同的特性，它们对投影值赋值的多少，正比于该象素与L相交的长度。因而，可沿直线L把投影值Pθ(t)按比例分配给各个象素，这个过程称为反投影。不同θ角下测得的数据，都按上述方法进行反投影，依次迭加构成断层象，如图3(b)所示。这种方法简单，但重建断层象的边缘会扩大，并变模糊。
(2)卷积-反投影法：先用某些函数去和投影数据作卷积运算处理，然后再进行反投影的方法称为卷积-反投影法。卷积运算公式为：
采用卷积-反投影法可解决边缘扩大和模糊的问题[见图3(b)]。不同的核函数，适用于不同的成象器官和组织。因而，CT机中常备有多种核函数供选用。最著名的两种核函数是Shepp-Logan核函数：
和Ramachandran—Lakshminarayanan核函数：
上式中，a是平行投影中相邻测量点间的距离。
这种方法需占用的计算机内存小，计算时间短，重建断层象的质量又好，在商品XCT机中，都使用这种重建算法。
(3) 代数重建法： 又称ART算法(algebraic recon-struction technigues)，是利用代数迭代解线性方程组来重建图象的方法。如图4所示，成象区由A～G八个象素组成，设能测得P₁～P8八个投影，就可从八个方程的联解中求出A～G的数值。但是，当象素的数目增加到512×512个时，即使用高速计算机也无法进行如此庞大数目的联立方程组求解。一种可能的途径是用代数迭代逐步逼近的方法，其步骤是：
❶假定各象素的初始值；
❷把射线路径上的象素值迭加，得投影的计算值；
❸用计算
值与实测值比较，求出它们
的差，从而得到校正值；
❹用
校正值对射线路径上的象素
值进行修正；
❺用校正后的
象素值代替初始值。依次对
各个投影重复上述运算过
程，直至对所有投影来说，计
算值与测量值的相差都小于
某一指定的容限，即认为图
象重建完成。
图4 代数重建法
在Hounsfield最早研制成的XCT中，采用的就是ART算法。以后，它逐步被卷积-反投影法所代替。然而，在射线不沿直线行进的USCT中，在需要作衰减校正的ECT中，以及在测量角度无法覆盖180°，需对不完整投影数据进行重建时，ART算法往往更为适用。
(4)直接富里叶变换法：它的基础是投影定理，即
上式中，Pθ(R)是投影值Pθ(t)的一维富里叶变换，它与f(x,y)作二维富里叶变换后，沿某一直线上的值相等。此直线过原点，与横轴夹角也为θ〔见图3(a)〕。将各个角度下的投影值作富里叶变换，在富里叶域中就得到过原点一簇直线上f(x,y)的富里叶变换值。对这些数值作富里叶反变换，即可求得f(x,y)。
这种方法需要占用的计算机内存容量大，但采用快速算法后，特别当数据量大时，计算速度比卷积-反投影法快。在一些NMRCT中，可以直接测得投影的富里叶变换值，更宜采用此法。
图象的后处理 对已获得的图象进行处理、估值以及进一步组成三维图象，称为图象后处理。其主要目的是使图象某些特征更明显，并予提取和定量估算(参见“医学图象处理”条)。
常采用的方法是：
❶用不同的灰度等级或颜色显示图象密度函数f(x,y)的量值。采用非体内组织本色的其它彩色显示时，称为伪彩色显示，其目的是增加显示清晰度；
❷感兴趣区密度函数f(x,y)值的测量和显示；
❸感兴趣区距离和角度的测量；
❹部分图象区域的扩大和旋转；
❺图象平滑和提高对比度；
❻多幅图象的同时显示、比较和图象相减；
❼由依次获得的横断面图象计算与之垂直的纵断面以及其它方向的截面图，由二维图象组构三维图象；
❽特征的提取和分类，病变部分的识别与定量估算。