2.1 X射线计算机断层成像术

1895年德国物理学家伦琴发现了X射线，拉开了现代医学影像发展的序幕。短时间内，X射线摄影和X射线透视成像都取得了极大的成功。然而，X射线摄影或X射线透视这些方法存在的缺点也是明显的：三维人体结构在成像过程中被以二维图像的形式显示出来，沿X射线传播方向上的组织结构信息叠加在一起。准确地说，X射线摄影或透视，其影像上每一点的灰度都来源于受检体射线穿越路径方向衰减的线积分。这种方法难以清晰显示组织的细节，例如，胸部一个2mm瘤块，在做胸部X射线拍片时只相当于软组织几十个微米的剂量吸收，对约为25cm厚的肌体，这样微小的差异在X射线平面影像中是很难发现的。

图2.1所示为一张胸部X射线摄影图像，图中人体的肋骨、肺、心脏等组织或器官的图像都重叠在一起。由于骨骼对X射线的衰减更强，骨骼后的肿瘤或其他软组织从图像上就不易分辨。退一步讲，即使能从图像中发现肿瘤等感兴趣目标，但从X射线摄影或透视图像中也不能看出肿瘤在X射线传播方向的哪个深度上。X射线成像的这些固有局限激励人们继续努力，在20世纪70年代计算机技术发展的配合下，研究开发出了X射线计算机断层成像术（X-CT）。

1969年美国物理学家Cormack和英国工程师Hounsfield研制了世界上第一台X-CT设备，首次实现了对物体内部结构的精确探测。自此，CT就根据临床医学的需要不断进行改进，由头颅CT发展为全身CT，由第一、第二代CT发展至高分辨率的第三、第四、第五代CT，使人体各部分的骨、软骨、软组织等诸细微结构甚至支气管内、结肠内等腔内的细微结构都能得到足够好地展现。

X-CT可以简单地视为是由扫描机和计算机两部分构成的。扫描机负责运用一定的X射线扫描方式和技术，提取某一确定断层的多个投影数据；计算机则采用一定的图像重建算法，对扫描机提取的数据进行运算处理，求解出断层内每个体素的衰减系数值，再将这些衰减系数值形成的与人体该断层上体素对应的二维分布矩阵转变为二维图像像素的灰度分布，最后在显示器上显示出人体某断层的图像。

2.1.1 X-CT扫描机的基本结构

X射线CT是通过扫描提取受试者数据用于图像形成的，而扫描是通过扫描机完成的。扫描机主要由X射线管、检查床、射线探测器、扫描机架等组成，如图2.2所示。X射线管和探测器是扫描机的核心部件，两者固定在扫描机架上，围绕着检查床上的受检体以某种特定的方式进行同步扫描运动。

1.X射线管

X射线管也称球管或X光管，用于产生成像所需的X射线。自1895年伦琴发现X射线的100多年来，X射线管的尺寸和外貌发生了较大改观，但产生射线的基本原理事实上并没有怎么变。

（1）X射线管的结构

能产生适合临床实用X射线的X射线管一般包含4个要素：①一个由灯丝和阴极体组成的阴极，用于发射电子并聚焦电子流；②一个由直流高压形成的强电场，用于加速电子的运动；③一个由阳极靶和阳极体构成的阳极，在阳极靶受到高速电子撞击后能辐射X射线，阳极体主要用于散热；④一个能将上述部件放入的近似于真空的环境，通常用玻璃或金属罩封闭。图2.3是一个X射线管的主要组成和工作原理说明图。

X射线管的工作原理大致描述为：灯丝电源给灯丝供电，被加热的灯丝逸出电子，这些逸出的电子又被一个从几十kV到160kV范围的直流电压形成的电场加速进而撞击阳极靶，X射线从阳极靶辐射出来。形成加速电子电场的电位差称为管电压，被加速的电子流形成的电流称为管电流。

当电子撞击在阳极靶上时就会产生X射线。虽然X射线可能从阳极靶上向任意方向辐射，但特意倾斜一个阳极角角度的阳极靶和准直器的使用，会使X射线管辐射出一束大致定向的X射线，以方便临床应用。图2.4是一个实际的X射线管外观图，图2.5则是厂家产品说明书给出的一个射线管的典型参数。

大多数CT扫描机使用的X射线管与普通X射线摄影用的射线管工作原理基本相同，也是由阳极、阴极、电场和外壳等部件组成。包含了阳极和阴极等部件的外壳内是抽真空的（气压P<10－5mmHg），目的是防止高速运动的电子与空气分子碰撞，尽可能地减少电子能量的损耗，也防止灯丝因高温下的氧化造成的损坏。外壳常用导热性能好、电绝缘性能佳的硼硅玻璃，玻璃外壳的典型厚度范围为0.18～0.30mm。目前，更先进的射线管采用了金属外壳代替玻璃外壳，因为金属外壳具有玻璃外壳没有的多种优点，比如吸收散射电子、在射线管尺寸不变的情况下增加阳极的表面大小，以及使其工作在地电位而提高转动阳极的电动机效率等。表2.1是一款CT所用的射线管的部分典型参数。

（2）X射线管的热容量

X射线管的热容量定义为射线管在保持正常工作状态、不致损坏时所能承受热量的最大负荷。如果定义撞击阳极靶前高能电子的总能量转化为X射线的比率为X射线管的效率，那么，用高能电子撞击阳极靶产生X射线这种方法其效率是很低的。表2.2是X射线管在用钨阳极时，管电压与X射线管效率之间的关系。从表中可以看出，管电压越大射线管的效率越高。但在医用条件下，电子流总能量的不到1%转换为X射线光子，超过99%的电子动能转变为热能。由此，靶上受撞击部位的温度可达2600～2700℃（注意到钨的熔点是3370℃）。为避免阳极靶被熔化，大多数射线管的阳极都设计为旋转阳极，即阳极做成圆盘状并在电机带动下高速旋转，典型转速约为每分钟8000～10000转，转速过慢都会损坏管子。

X射线管的散热性能是如此重要，以致常常根据热容量对X射线管进行分级。定量描述一个X射线管的热容量常用热单位（heat units，HU）这个概念，如果管电压与管电流均为理想情况的直流状态，则1HU相当于1焦耳（J）的热量，即1HU=1J。

绝大多数情况下，X射线管的管电压是三相全波整流产生的，由于全波整流时管电流的有效值非常接近峰值，再考虑到单相全波整流时有效值与峰值之间存在约1.4倍的关系，所以对三相全波整流的X射线管，可用下式来估计其热容量：

HU=V×I×T×1.35 （2-1）

式中，V是最大管电压，单位为kV；I是管电流的有效值，单位为mA；T是允许的最大曝光工作时间，单位为s；式中的1.35是一个经验值。一个最大管电压为75kV、管电流为200mA的X射线管，如果允许的最长曝光工作时间为300s，则该射线管的最大阳极热容量（maximum anode heat content）约为6.075MHU。医学成像中X射线管的热容量通常在几百kHU到几十MHU之间。

有时会以功率为单位给出射线管热容量的另一种估计，这时尽管可以不考虑曝光时间，但需考虑阳极的最大连续散热速率。在对功率P乘上系数1.35后，得到的数值如果以HU/s为单位，该数值表达了射线管阳极的最大连续冷却速率（maximum continuous anode heat dissipation）。

（3）X射线管的焦点

X射线管中灯丝逸出的电子经管电压形成的电场加速后撞击阳极靶。X射线产生过程中存在两个概念不同的焦点：实际焦点和有效焦点。阳极靶上被电子撞击的面积大小称为X射线产生时的实际焦点。为了便于形成定向的X射线辐射束，阳极靶被撞击面与电子流的垂直方向有一个倾斜阳极角，参见图2.3，即X射线的主射出方向与靶斜面存在一个角度θ。目前，大多数X射线管的阳极角设计在6°～19°之间。

X射线从阳极靶以阳极角θ的方向射向投射目标，实际焦点在X射线的主射出方向的投影称X射线产生时的有效焦点，图2.6表明了实际焦点与有效焦点之间的关系。显然，阳极角越小，灯丝越小，有效焦点的面积也越小。

（4）X射线管性能对成像质量的影响

首先，X射线管有效焦点的大小直接影响X射线成像的空间分辨率。有效焦点越小，成像质量越好，图2.7说明了这一点。图2.7（a）中由于有效焦点S有一定尺度，使得在胶片或探测器上接收到的光子产生了不希望有的半影P，其大小为

式中，SDD是光源到探测器或胶片的距离（source detector distance）；SOD是光源到受检体中心的距离（source object distance），SDD和SOD决定了成像系统的几何放大倍数。半影导致影像边缘模糊不清，降低系统的空间分辨率。图2.7（b）则形象地说明了有效焦点的线度与可检测病灶尺度之间的关系。当感兴趣病灶较小时，有一定尺度S的焦点将导致病灶像为一个点，如果要使病灶得到成像，一个方法是缩小S。

然而，焦点的大小又部分决定了球管的热容量或功率，因为焦点小，管子的热容量也不会太大。为了提高成像质量单纯缩小焦点是片面的，具体还得兼顾球管的散热性能。在热容量容许的条件下，为提高成像清晰度而缩小焦点的一个方法是使用小灯丝。

显然，不通过增大焦点而提高球管热容量的技术是非常有价值的。一种提高射线管热容量的方法是改善靶材料的性能。传统钨靶材料采用合金，在焦迹上覆一层钨铼合金，这种设计的优点是热量能够很快地从焦迹传到钨靶上，但这种钨靶材料不能满足螺旋CT和更快扫描速度的要求。新的设计使用钎焊石墨，即把类似传统设计的金属靶钎焊到石墨体上，从而增大单位重量的热储存量。通过采取多种提高射线管热容量的措施，目前，具有超过600万个热量单位的射线管已进入市场，满足了高速CT扫描的要求。

其次，管电压的大小部分决定了X射线的软硬。X射线的软硬是由光子的频率决定的，光子频率越高，射线越硬。高管电压的射线管生成的硬X射线比例会高些。在对人体成像时，如对胸部、腿部等含骨骼部分成像时，需要使用高管电压的；而专用于乳腺等软组织成像，则应选择低管电压的球管。图2.8为不同管电压下同一人的胸片对比。

影响X射线软硬的另外一个因素是阳极靶的材料。在最常用的靶材料中，同样条件下钨靶产生的射线要比钼靶产生的射线硬。

最后，由于胸部存在不断跳动的心脏（约每分钟跳动70多次），若对胸部成像时，需要短的曝光时间才能避免成像变虚。这就要求X射线的强度要大。产生大强度的X射线要求管电流的毫安数要大。增大毫安数的方法包括大灯丝、大灯丝电流，足够的管电压等。其他影响射线强度的因素包括灯丝温度、阳极靶材料等。

2.X射线探测器

（1）传统CT使用的探测器

传统CT（典型代表是第三代CT）使用的射线探测器主要有气体电离室类探测器和闪烁晶体类探测器两个类别，两者的工作原理简述如下。

气体电离室类探测器的气体电离室中分布有多个电极板，其中一部分极板连接到500V的直流高电压上，另外一些极板则是接近0电位，两类极板两两隔开放置，每对高压低压极板形成一个小的探测电场。整个电离室充有氙气，射线入射后引起氙气分子电离，氙核重离子被低压极板收集，自由电子则被高压极板收集产生电流信号。由于极板电压差较大，电离产生的正负离子很少有复合的机会。只要配置的极板电压合适，那么，电离得到的电荷数会正比于引起电离的光子总能量。

闪烁晶体类探测器由多种能在射线光子激发下产生荧光的闪烁晶体以及与其耦合的光电二极管阵列组成。入射X射线光子与闪烁晶体发生光电作用，释放的光电子在晶体内通过一个较短的距离后使其他原子的电子激发，被激发电子回到基态时会发出处于可见或紫外谱区的特征荧光辐射。闪烁晶体产生的荧光都是向四周辐射的。用一种高反射的材料包装闪烁体可以将闪烁发出的荧光导向闪烁体下部耦合的光电二极管。光电二极管将收到的荧光转化为电信号，信号的幅度正比于引起闪烁体发出荧光的X射线光子的总能量。

（2）平板探测器

近年来研究和应用发展较快的是多层锥束CT，其典型射线接收装置是平板探测器。20世纪90年代初，人们提出能否对接受人体出射X射线（这些射线已形成射线影像）的载体（如普通摄影中的胶片）直接进行数字化的问题，这就是直接数字化X射线摄影。1995年11月的北美放射年会上，美国杜邦（Dupont）公司发布了基于硒材料的直接转换静态影像平板X射线探测器，以半导体平板探测器（flat panel detector，FPD）为模数转换媒介而开发的直接数字化X射线摄影系统开始由实验室走入临床。根据数字化过程中工作原理的不同，平板探测器分为两种：直接转换平板探测器和间接转换平板探测器。我们首先讨论这两种探测器的一种共用技术，即薄膜晶体管阵列技术。其后，再分别讨论两种探测器的工作原理。

1）薄膜晶体管（thin film transistor，TFT）阵列

采用多层真空溅射技术，TFT可在一玻璃基层上组装几百万个探测元阵列，每个探测元包括一个电容和一个场效应管，对应图像中的一个像素，其典型大小为0.139mm×0.139mm。也就是说，每个像素的大小为0.139mm×0.139mm，也就是3.6lp/mm，这个分辨率接近胶片-增感屏成像方式。如此，在7英寸×8.5英寸的范围内探测元的数目是1280×1536。探测元被安排成二维矩阵，按行设门控电路，按列设图像电荷输出数据线。数据输出电路位于TFT阵列即电荷收集电极周边，如图2.9所示。

与TFT阵列配合的顶层部分由对X射线敏感的光敏器件构成。使用对X射线敏感的闪烁体先将射线转化为荧光，再用光电二极管将荧光转化为电信号的探测器称为间接转换探测器；使用对X射线敏感的半导体直接将光转化为电信号的探测器就称之为直接转换探测器。

光电二极管或X射线敏感半导体产生的电荷由TFT场效应管收集电极收集，收集的电荷量与探测器接受的X射线的强度成正比。数据读出时，每次读取一行电荷值。门控信号控制数据读出过程。当门控电压设置为高电位时，此行所有TFT传导所收集的像素电荷，电荷信号经电荷灵敏放大器和乘法器放大输出。因此，在读取某行电荷信号的过程中，每一条数据线都传输相应像素的信息，探测器每条门控线都配有一条数据线。

2）直接转换平板探测器

直接转换平板探测器多利用非晶硒（amorphous selenium，a-Se）作为光电转换材料，也有用碘化铅和碲化锌镉的。约0.3～0.6mm厚的a-Se光电转换材料可将来自人体的X射线强度转变为对应的电信号。a-Se具有极好的X射线探测性质，并且具有非常高的空间分辨率。

直接转换平板探检测器的工作原理如图2.10所示。X射线经人体不同密度组织的衰减后照射在a-Se层，X射线光子与非晶硒半导体层作用产生电离电荷，这些电荷直接聚集在TFT晶体管的集电极。具体而言，由于a-Se的光电性能，它会产生与入射X射线强度成正比的电子-空穴对，通过几千伏电压的电场作用，使产生的空穴对分离，形成运动电荷。电荷沿电场方向运动，并被探测元阵列中的电容收集器无丢失地收集起来，再经电荷灵敏放大器放大后输出。仅有吸收了射线的探测元上才发生电容对电荷的收集，且收集电荷的量与射线强度成正比。

为了提高a-Se半导体层探测效率，减小电离电荷在半导体中的渡越时间，进行每次曝光之前，a-Se层需加一定的反向偏置电压。X射线曝光时，在硒层内产生的离子对在电场作用下，以接近垂直方向地传输到了硒层的两个表面，不存在光的扩散。电子聚集于TFT集电极，并存储于此处直到被读出。读出时，某一行被给予电压，这一行中场效应管形成的开关就被打开，电荷从被选中行的所有电容中沿数据线同时流出。扫描电路按顺序逐一读取每个探测元电容中的电荷，并将电信号放大后转换为数字信号进而形成数字图像。

3）间接转换平板探测器

与直接转换平板探检测器利用非晶硒作为光电转换材料不同，间接转换平板探测器是用荧光材料层先将来自人体出射的X射线转化为可见光，再通过非晶硅（amorphous silicon，a-Si）光电二极管和TFT形成的探测元阵列将与射线强度成正比的电信号送给放大电路，如图2.11所示。

间接转换平板探测器中使用的荧光材料多采用碘化铯（CsI）闪烁晶体。闪烁晶体通常由高原子序数物质掺杂组成，具有高的射线吸收能力并将吸收的X射线转化为可见光光子。当掺入铊（Tl）时，CsI可激发出550mm的可见光，正是a-Si光谱灵敏度的峰值。

采用闪烁体层一个潜在的问题就在于转换光的扩散降低了图像的空间分辨率。为了克服这个问题，一些间接转换探测器应用了单晶针状或柱状CsI（Tl）闪烁体（见图2.12），与探测器表面垂直排列，单晶体的直径大约为5～10μm，转换光在针状单晶体中形成全反射，大大降低了闪烁体对光的扩散，而光扩散的降低反过来允许使用较厚的闪烁体层，由此也就提高了探测器系统的量子检出效率（detective quantum efficiency，DQE）。量子检测效率是描述数字影像系统输入射线转化为输出影像的效率与能力的指标，该参数有机结合了影像对比度、噪声、空间分辨率和入射X射线剂量几个重要参数，对数字影像系统的对比度检测能力进行定量表述。研究表明，相对于其他荧光材料，间接平板探测器中使用单晶针状或柱状CsI（Tl）作为荧光材料，它与a-Si层之间具有最高的DQE。

间接转换平板探测器的探测元阵列中，每个探测元包括一个a-Si光电二极管和起开关作用的TFT技术的场效应管。开关关闭时，给光电二极管一个外部反向偏置电压，来自闪烁晶体的可见光激发光电二极管产生大小与可见光强度相关的电流。电流在光电二极管自身的电容上积分形成储存电荷。每个像素上存储的电荷量与对应范围入射的射线剂量成正比。读取时，给场效应管加一电压使开关打开，电荷就会从二极管沿数据线流出，以电信号的形式读入信号处理单元（见图2.13）。间接平板探测器中像素的典型尺寸是0.143mm×0.143mm，也就是3.5lp/mm。在432mm×432mm（17英寸×17英寸）的范围内像素数是3120×3120。

表2.3列出了一个典型的锥束CT使用的平板探测器的部分参数。

2.1.2 CT扫描机的发展

为通过扫描提取重建断层图像所需的数据，历史上X-CT先后采用过多种不断改进的射线扫描方式。与此同步，在材料、电子信息等学科的推动下，CT扫描机也在不断进行技术升级。

基于使用的X线束、探测器数量、探测器与X射线管的运动轨迹等的不同，先后出现过多种具有代表意义的扫描方式，下面逐一介绍。

1.单细束平移-旋转方式

该扫描方式为1971年英国EMI公司的第一代CT所采用。其主要特征有：

（1）扫描装置由一个X射线管和一个探测器组成，X射线管可发出经准直的准单色细束X射线。

（2）X射线管与探测器围绕受检体做平移－旋转运动，如图2.14所示。这种扫描先进行同步平移直线射束扫描，早期的扫描机在一个扫描场内要完成160个数据的采集。扫描完一个特定断层后，系统旋转一个小的角度，然后再对该断层进行同步平移扫描。

（3）反复进行平移－旋转扫描操作，直到旋转的角度达到180°为止。

这种方法的特点：可以获得令人满意的静态受试体的断层像，但射线利用率低，扫描速度慢，一个断层扫描的数据采集需要约4～5分钟，只适合于无体动器官的成像。

2.窄扇束平移－旋转方式

窄扇束X射线扫描属于对第一代扫描方法改进后的第二代CT使用的扫描方式，其特征主要有：

（1）扫描装置由一个X射线管和6～30个探测器组成同步扫描系统。探测器呈直线形排列，如图2.15所示。

（2）扫描进行时，X射线管发出张角为3°～15°的窄扇形射线束；6～30个探测器同时采样，并仍采用平移-旋转扫描运动方式。

这种扫描方式的特点：

（1）射线利用率增加。一次X射线投射的扇形束同时被多个探测器检测，故一次扫描就能同时获取多个扫描数据，使得射线利用率明显增加。

（2）提高扫描速度。为检测到足够数据用于成像，如利用扇束射线扫描，可以减少每个方向上平移投射的次数，增大扫描系统每次旋转的角度，无疑会使数据采样的速度加快，在1975年末EMI推出的一有30个探测器的扫描机，完成一个断层的扫描只需20s。由于普通人屏住呼吸可坚持大约20s，所以第二代扫描方式对减少体动对成像的影响有重要价值，能实现对人体除心脏器官以外的各器官的扫描成像。

（3）提高图像质量。除了成像速度加快以外，扇形光束扫描由于降低了人体移动对成像的影响，从而在一定程度上改善了成像质量。

（4）需要校正算法。这种扫描方式的缺点是由于探测器呈直线排列，扇形束X射线的中心射束与边沿射束在检测时需要校正才能消除位置引起的测量差异，否则，会引入伪迹而影响图像质量。

3.宽扇束旋转－旋转方式

这种扫描也称为宽扇束双旋转方式，为第三代CT所采用，其主要特征有：

（1）扫描装置由一个X射线管和由250～700个探测器组成同步扫描系统。探测器紧密地排成圆弧形，与射线源一起可在圆形扫描架内滑动。

（2）X射线管发出张角为30°～40°的宽扇形X射线束，足以覆盖整个受检体。本扫描方式的原理示意图参见图2.16。

这种扫描方式的特点：

（1）无需矫正算法。在宽扇束X射线扫描中，扇束宽度内的探测器可同时获取扇束内射线扫描的所有数据，随X射线管的旋转可得到不同方位的投影值。圆弧形探测器排列使扇束的中心射束和边缘射束到探测器的距离都相等，可减少中心射束和边缘射束测量值的差异。

（2）无需平移运动。由于此宽扇束X线扫描一次即能覆盖整个受检体，故扫描一次就可采集到一个方向上的足够数据。扫描系统不再需要平移运动，而只需X射线管和探测器做同步旋转运动即可。

（3）扫描速度进一步提升。早期的第三代扫描机由于信号都是电缆传送，使得机架只能顺时针逆时针交替旋转，否则会使得X射线管附带的信号和高压线缆随着旋转纠缠在一起。重量上百千克的机架的加速和减速过程限制扫描时间在2s左右。现在的机型都采用滑环技术传输电源和信号，机架可以匀速连续旋转，扫描一个断层的时间减少为0.5s。

（4）射线利用率和可靠性高。宽扇束扫描使得X射线的利用率大大提高，同步扫描装置因只有旋转运动因而可靠性也比平移-旋转方式高。

（5）这种扫描的缺点是：要对每个相邻的探测器的灵敏度和稳定性进行校正；由于采样间隔是由探测器的尺寸决定，每个探测器的尺寸不是足够小而导致的采样不足可能引起混叠等。

采用这种扫描方式的CT目前在我国基层医院临床上正在广泛使用。

4.宽扇束旋转－静止扫描方式

这种扫描属于第四代CT所使用的扫描方式，其主要特征有：

（1）扫描装置由一个X射线管和600～2000个探测器组成。这些探测器固定安装在扫描架内，排列成圆环状。

（2）X射线管发出30°～50°宽扇束X射线对受检体进行旋转扫描，如图2.17所示。

这种扫描方式的特点：

（1）射线利用率更高，速度也更快。该扫描方式射线利用率高，扫描采集数据的速度也很快，重建一个断层的图像所需的扫描时间基本在1s以内。

（2）混叠和环形伪影减少。相邻采样的间隔仅取决于所用的旋转速率，这使得提高采样率、降低产生混叠伪像成为可能。因为用每一个探测器相继完成多个方向上投影的检测，或者说在一个探测器上获得多个方向的投影数据，故能较好地克服宽扇束双旋转扫描中由于探测器之间差异所带来的环形伪影。

（3）探测器稳定性的要求低。在扫描过程中，部分探测器检测到没有穿过人体的射线，可用之在扫描过程中实现探测器的标定，降低了对探测器稳定性的要求。

（4）存在的散射现象影响成像。由于探测器都以很大的张角接收X射线，不能用准直器有效消除散射的影响，第四代扫描设计的一个明显缺陷是存在散射。尽管引入参考探测器和一些软件校正算法，可能部分克服这个缺点，但随着近年来多层CT的引入，校正的复杂性会显著增加。

（5）电路复杂。为了要在一个必要的大圆周上布满探测器以环绕受检者，探测器的数量和附属信号处理电路都要大大增加。例如，一个典型的四代单层扫描机需要4800个探测器，如果发展到多层扫描机这个数量还要大大增加。

从经济和可行性两方面考虑，有专家认为，第四代扫描方式可能会趋于淘汰。

5.螺旋扫描方式

前面讨论的几种扫描方式工作都是针对单次扫描而言的，性能的提高也是针对扫描一个断层时而言的。如果要获得多个断层的图像（事实上CT成像总是如此），就需要不断重复两个过程：一个过程是X射线管停止旋转且关闭，同时将患者移动到下一个切片位置；另一个过程是患者在确定好切片位置后保持静止不动，X射线管打开并旋转扫描。这样的扫描数据采集模式称为步进-采集（step and shoot）模式。尽管切片之间的距离只有几毫米，但对典型CT机，患者在完成一次数据采集后从一个切片位置移动到下一个切片位置需要几秒的时间。这样，扫描多幅图像所需数据的时间就比较长。

前面讨论的几种扫描方式中扫描一个断层所需的时间经过改进都在1s以内，然而，扫描多个断层时在两个断层扫描之间有几秒的停留，这使得一次屏气时间内能扫描的切片数减少，扫描一个器官需多次屏气才能完成。由于不可能训练患者每次屏气时的动作都完全一致，这就会引起切片与切片之间的不配准。另外，较长的扫描时间还会影响成像时造影剂的使用。造影剂在人体内注入与流失时间相对很短（几秒或几十秒），一旦造影剂注入，要求在造影剂处于动脉或静脉阶段就能完成全部切片的扫描。扫描时间的延长会使造影剂不能在最佳时刻增强图像，因为超过一半的时间花费在患者移动以确定切片位置上。

为克服这些困难，螺旋扫描方式应运而生，其主要特征有：

（1）将X射线管及其附带的电缆线安装在一个滑动环上，或在系统的旋转支架上装上滑动式的连接部件，高达50kV的供电也采用电刷和滑动环平行接触连接方式。考虑到需要传输的数据量可能达到每秒几百万个数据，滑动环的设计是相当复杂的。

（2）在滑动环技术的支持下，X射线管和探测器由以往的往复旋转运动改为向一个方向连续旋转扫描，受检体同时向一个方向等速移动，这样相对于受检体上的某一点，X射线管的运动呈现出螺旋状的轨迹，如图2.18所示。

螺旋扫描方式的特点：

（1）扫描速度进一步提升。由于螺旋扫描过程中患者没有停止确定切片位置的环节，只需连续匀速运动，X射线管与探测器则绕着患者连续旋转扫描，所用的时间都用在数据采集上，所以采集多个体层所需时间大为减少。由于所需的扫描时间的显著减少，就有可能在单次屏气时间内完成人体的整个器官扫描。大多数患者能够屏气20～30s，也就是说必须在25s左右完成一个长度约20cm的器官的全部扫描，这要求检查床必须以8mm/s的速度移动。如果合理选择相关器件的参数，这个要求是完全可以达到的，螺旋CT把面向切片的成像方式带入了面向器官的成像方式。

（2）可任意断层位置重建图像。因为检查床是匀速运动的，所以螺旋CT在患者轴线方向的采样密度是均匀的。在针对螺旋扫描采样方式的图像重建算法的支持下，就能够根据已采样的数据在任意断层位置重建图像。这个特性对一些小的病理组织成像尤其有价值。

（3）有利于三维图像重建。螺旋CT的另一个重要特点是用扫描数据对相邻断层能重建出部分断层重叠的图像。重叠的程度通常用图像被相邻图像共享的百分比。例如，50%的重叠表示一幅图像的源断层的一半与相邻图像源断层重合，扫描体积域中的每一个点都被两个切片图像所包含，这个特性在对扫描对象进行三维图像重建时具有重要价值。

（4）其他优点。患者移动形成的干扰减弱；射线利用率高，患者受到的辐射剂量减少。

采用螺旋扫描方式实现投影数据采集，且利用对应重建算法完成图像重建的CT称为螺旋CT，这种仪器在20世纪80年代末至90年代初开始商用。

6.锥形束多层扫描方式

前面讨论的内容都是基于单层探测器实现单层扫描的情况。尽管螺旋CT的出现使得扫描的轴向体积覆盖能力大幅提高，但多项临床应用要求更多的轴向覆盖能力和更薄的断层厚度。比如CT血管造影时，希望成像的范围可包括整个胸部和腹部，患者轴向长度达到近60cm。在某些情况下，需要了解腿部血管的血流，要求体积覆盖的轴向长度达到近120cm。

为了在一次屏住呼吸的时间内完成上述要求的投影采样，希望采样时间保持在30s左右，也就是说，检查床必需的移动速度为2～4cm/s。这个速度下螺旋CT的采样螺距过大，图像重建时的切片厚度过厚，对小血管结构成像非常不利。如果减慢检查床的移动速度，完成同样轴向距离的扫描时间就要增加，除了会失去最佳的造影时间外，患者多次呼吸造成的体动也是一个问题。

另外，在前面讨论的扫描方式下，X射线都被准直为一个薄的扇形面。X射线管产生的射线的大部分被准直器吸收，没有到达患者而被浪费了。一般来说，到达患者的射线仅是产生射线的十分之一。

这些问题存在的根本原因在于扫描只着眼于人体的一个断层，而没有覆盖足够的人体轴向长度。在这样的背景下，为了能够同时获得人体多个断层的扫描数据，20世纪70年代末期提出了一种多层CT扫描（multi-slice CT scanner）的思想。

多层CT扫描的特征

（1）X射线束不再是前几代那样的平面扇束，而是一个锥形束。

（2）X线探测器也不再是直线排列的线阵，而是多个线阵组成的阵列，阵列可以是平面结构的（即平板探测器），也可以是曲面结构的。图2.19为锥形束曲面结构探测器的多层扫描示意，图2.20所示则为锥形束平板探测器的多层扫描示意图。

多层CT扫描的特点：

（1）可以同时测量几个断层的投影。X线利用率高，管子寿命更长。

（2）同样时间取得多层图像数据，提高了扫描速度，费时是单层扫描时间的1/4或更少，适合CT造影应用。

（3）减少了X线散射，层厚更薄。

（4）一定程度上提高了图像质量，图像重建更方便。

自锥形束多层扫描方法提出以来，多名学者在该方向上进行了广泛研究，1985年Smith B.D完善了锥形束图像重建的理论证明，1987-1994年Grangeat P、Ge Wang、Defrise M、Kudo H、Saito T等提出了图像重建算法。

2.1.3 CT图像的解方程重建

为了简要说明CT图像重建过程，本小节以解方程重建算法为例展开讨论，详细重建算法的讨论参见第6章的内容。下面分别介绍为解方程重建算法提供数据采集的扫描方式和重建计算过程。

1.所需数据的扫描获取

采用最简单最基本的第一代扫描方式，即平移-旋转扫描方式。扫描装置由一个X射线管和一个探测器组成，X射线管可发出经准直的准单色、细束X射线；探测器接收到的是射线穿过受检体后被衰减过的射线强度。X射线管与探测器围绕受检体做平移－旋转运动，如图2.21所示。

这种扫描先进行射线管与探测器的同步平移直线射束扫描，早期的扫描机在一个断层内要完成160次平移，也实现160个数据的采集。扫描完一个特定断层后，系统旋转一个小的角度（一般为1°），然后再次对该断层进行同步平移扫描。反复进行平移－旋转扫描操作，直到旋转的角度达到180°为止。这样算来，对一个断层进行平移-旋转扫描记录的数据个数为160×180＝28800个。

取得这些不同投射位置的透射强度数据后，就可以用这些数据，采用解方程法重建出X射线源环绕的受检体断层的图像。

2.解方程图像重建算法

设被投射的物体是均匀且为同一介质，厚度为x，且其对射线衰减的线性衰减系数是μ，如图2.22所示。对该介质，如果用强度为I0的X射线入射，探测器测量到的出射X射线强度为I时，根据朗伯－比尔定律（Lambert-Beer’s law）有

即 μx=ln（I0/I） （2-4）

实际的被投射介质都是非均匀的。如果在扫描过程中单色细束X射线扫描通过的路径l上，介质是非均匀的，则可以将X射线穿过的介质沿射线经过路径l人为地划分为大小相等的n个小方块，每个小方块的厚度都为d，块内视为均匀介质。这样，每个小方块有一个平均的线性衰减系数μ。如果射线穿过的路径l是处于人体的一个断层内，那么这些小方块的每一个都称为一个体素（voxel）。

对图2.23所示情况，设各体素的线性衰减系数分别为μ1，μ2，μ3，…，μn。X射线通过第一个体素的衰减就是，该射线再通过第二个体素后的衰减变为，该射线最后通过第n个体素时的衰减就成为。将上述各式代入整理，有

即

式中，p=ln（I0/I）是通过射线强度检测得到的测量值，是一个已知量，称为投影。这样，式（2-6）中，等式右边可视为是一个常数，等待求解的是等式左边的每个体素的衰减系数。由于未知量太多，这个方程没有唯一解。考虑到围绕受检体的一次扫描可以得到一个有关衰减系数的方程，如果将整个感兴趣的某个人体断层都划分为大小相等的体素，每个体素有一个固有的衰减系数，这样，上述单束射线环绕扫描得到的每个射线强度值都可以形成一个关于体素衰减系数的方程。只要扫描射线穿过体素的路径不重复，这些多元一次方程都是线性无关的；只要这样线性无关的方程足够多，形成的方程组通过线性代数的方法是可以得到唯一实数解的。如果把每个体素的衰减系数值用灰度表示，就可以重建出以衰减系数为特征的断层图像。这种图像重建方法称为方程组法。

然而，一般的二维断层图像至少应划分出160×160个像素，对应地一个人体断层也要被划分160×160个体素，如要用方程组法重建这个断层的图像，就要有25600个线性无关的25600元一次方程组联立求解，这是一个相当费时的任务。尽管1967年世界首台CT实验机采用的图像重建方法就是这个方法，但当断层被划分为更小更多的体素时（典型的，如512×512），即使采用今天最先进的计算机技术，解一组这样的方程组也不是一件容易的事。所以，这个方法在后来实际的图像重建中已不再使用。

目前常用的CT图像重建方法是所谓的反投影法，将在第6章详细讨论。