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CT基础知识
CT发展概况
普通X级影像是把具有三维的立体解剖结构摄成两维的平面图像，影像相互重叠，相邻的器官或组织之间如对X线吸收差别小，则不能形成对比图像。1969年Hounsfield首先设计成计算机横断体层成像装置，经神经放射诊断学家Ambrose应用于临床，取得极为满意的诊断效果，它使对X线吸收差别小的脑组织和脑室以及病就本身显影，并获得颅脑横断层面图像。这种成像方法称之为计算机体层成像（computedtomography,CT）。
CT的优点：
密度分辨率力高是其最大的优点，可直接显示X线检查无法显示的器官和病变。
检查方便、迅速而安全。
同核素扫描及超声图像相比，CT图像清楚，解剖关系明确，病变显示好，因此病变的检出率和诊断准确率高。
可获得各种正常和病变组织的X线吸收系数（或衰减系数），以定量分析。
由于图像是来自吸收系数的转换，因此，可进行图像处理，使图像的密度或灰度调节到适于某种组织或病变，而X线照片各部影像密度是不能调节的。
CT检查也有X线照射问题，但一般照射量不超过容许的范围，同所得到的诊断资料相比，则可不计。
CT基本结构与原理
一、CT基本结构
CT是以X线束从多个方向沿着头部某一选定断层层面进行扫描，测定透过的X线量，数字化后经过计算机处理获得该断层层面组织各个单位容积称之为体素（voxel）的吸收系数，然后重建图像的一种成像技术。CT装置如下示意图。

从图中可以看出CT同X线摄影不同，后者是用锥形X线束，利用透过人体的X线，使胶片感光而构成图像的成像方法。

二、CT图像重建方法
1917年澳大利亚数学家Radon就从数学原理上证明了二元或三元物体由投影的无限集合可重建图像。重建图像的数学方法有多种，包括：
直接矩阵法（directmatrixmethod）或逆矩阵法（matrixinversionmethod）；
单纯重合法（linearsuperpositionmethod）或逆投影法（backprojectionmethod）；
逐次近似法（iterativeapproximationmethod），其中又分代数复元技术（algebraicreconstructiontechnique,ART）、同时逐次复元技术（simultaneousiterativereconstructivereconstructiontechnique,SIRT）和最小逐次近似技术（leastiterativetechnique,LIST）；
傅利叶（Fourier）变换法，其中主要是滤波修正逆投影技术（filteredbackprojectiontechnique）等。
下面以逆矩阵法为例简述单位容积吸收系数计算过程。

图中假定某一断层面是由4个吸收系数不同的单位容积所组成，即1、2、3、4。它们吸收系数（X1、X2、X3、X4）可以从A~F几个方向的投影值求得。逆矩阵法就是求解下述各式的联立一次方程式。

投影AX1+X2=3投影DX2+X4=6
投影BX3+X4=7投影EX1+X4=5
投影CX1+X3=4投影FX2+X3=5
由上联立一次方程计算得知1、2、3、4四个单位容积的吸收系数分别为1、2、3、4，即求出所有的未知数。实际上一个层面的未知数颇多，而联立方程式的数目也大，即使用大型计算机也难于完成。但逆矩阵法是基本的图像重建法。
CT装置
C线管、探测器、准直仪、扫描方式、计算机系统、图像记录
CT图像与CT值
CT图像是由一定数目的由黑到白不同灰度的象素按矩阵排列所构成的。这些象素反映相应体素的吸收系数。以EMI-MK1型CT装置为例，是在24cm×24cm正方形CT图像中包括着160×160个象素。显然，象素越小，数目越多，则构成的图像越细致。象素的大小与数目因CT装置不同而异。有240×240、256×256、512×512和1024×1024等。象素大小则为1.0mm×1.0mm、0.5mm×0.5mm不等。
CT图像在显示屏上用由黑到白的不同灰度表示，黑表示低吸收区，即低密度区，如脑室；白表示高吸收区，即高密度区，如颅骨。这与X线照片所示的黑白图像一致。由于CT有高的密度分辨力，所以人体软组织的吸收系数虽大多数接近于水的吸收系数，也能形成对比而显影。CT能分辨出吸收系数只有0.1%~0.5%的差异，其分辨能力与CT装置的精密程度有关。
CT图像是由身体某一选择层面一定数目的象素，按该层面固有的排列关系所构成。计算机对X线从多个方向扫描所得的信息，计算出每个体素的X线吸收系数（或称衰减系数——μ值）。这个μ值再换算成CT值，以作为CT检查中表达组织密度的统一单位。规定将受测物质的衰减系数μM与水的衰减系数μW作为比值计算，并以骨皮质和空气的衰减系数分别作为上下限进行分度