的机器构造和工作原理

由于目前绝大多数CT都使用多排探测器，因此本章节只讨论多排CT的机器构造和工作原理。从1998年4排CT出现以来，探测器的排列设计经历了几次变革，层厚的选择也不断变化。最早的4排探测器设计包括等距矩阵型、自适应矩阵型和混合矩阵型，探测器的探测单元从8个到34个不等，但是探测器的实际输出排数受探测器数据收集系统（DAS）的影响被限制在4排。等距矩阵型的设计比较简单，也具有实用性。在等距矩阵探测器设计中，探测器沿Z轴方向切割成等距的探测器单元。如GE的LightSpeed QX/I 4排探测器具有均匀分布的16个探测单元，在成像中心的单元宽度为1.25 mm，通过DAS合并探测器信号的方式来获取不同的层厚，如4×1.25 mm、4×2.5 mm、4×3.75 mm、4×5 mm（图1-6A）。Toshiba的4排探测器使用了混合矩阵型（图1-6B），它的中心4排探测器单元为0.5 mm，在两边各排列15排1 mm的探测单元，虽然总共有34排探测单元，但每次仅有4个通道信号可以读出。切片层厚的选择是通过数排探测器单元组成来实现，这和等距矩阵探测器的方法相似。Siemens和Philips的4排探测器属于自适应矩阵型。如图1-6C所示，不仅探测器单元具有不同的尺寸，而且有些切片层厚由前准直器和探测器单元共同决定。由于外侧探测器单元之间不存在间隙，因此在自适应矩阵探测器的厚切片模式中，剂量利用率较高，其缺点是排列方式缺少灵活性，不便重叠，不利于探测器排数的进一步增加。对16排CT的设计，所有厂家均使用混合矩阵型（左＋中＋右），例如GE使用4×1.25 mm＋16×0.625 mm＋4×1.25 mm排列，通过使用传统的4排探测器单元的组合方式，可以获得不同层厚的图像数据。但随着薄层CT的发展，64排及以上的探测器的设计又逐渐回归等距矩阵型的设计方案。

图1-6　早期4排探测器的短阵类型

A．等距矩阵型；B．混合矩阵型；C．自适应矩阵型

虽然薄层和快速扫描对机器的精度、球管的强度和重建的速度要求越来越高，但多排CT和单排CT在基本的配备上是一致的，均是由扫描单元、扫描床、数据处理、图像重建、操作控制和图像显示器及后处理组成。下面分别予以介绍。

一、扫描单元

扫描单元是由X线发生器、准直器和滤线器、探测系统以及把这些系统联系在一起的机架组成。

（一）X线发生器

X线发生器是CT最重要的部件之一，随着临床对CT图像空间和时间分辨率要求的不断提高，各生产厂商对CT球管的技术投入也越来越多。目前高档CT机架的转速已经＜0.3 s，为了能在亚秒内对亚毫米成像提供足够的光子数，X线发生器不仅需要极高的瞬间功率（kW），同时还需要较小的焦点尺寸以匹配亚毫米的层厚，另外在许多临床应用项目中，还要求球管的高压发生器能在扫描过程中调整电流大小。在能谱CT中更需要球管在＜1ms的时间间隔内进行高低电压的瞬时切换。

目前球管的最大功率可以达到60～100 kW，使高分辨率扫描模式可广泛应用于临床。

（二）X线准直器和滤线器

X线准直器主要用来限制X线的范围以减少对患者不必要的辐射剂量，同时可以提高图像质量。

从球管中发射的X线具有从0到峰值电压的连续能谱，但临床中低能量的X线无法穿透皮肤、产生皮肤剂量，而对成像提供不了帮助。因此，大多数CT都使用平板滤线器去除低能X线以减少对患者不必要的剂量。有些CT制造商在此基础上还将滤线器改良成领结式滤线器，根据患者的体型和临床应用的特殊性制造和选择不同形状的滤线器，以改变X线束流的强度和能量分布，进一步优化成像条件，提高图像质量。

（三）X线探测系统

X线探测器是X线探测系统，也是CT设备中另一个非常重要的部件。CT探测器从最早的高压惰性气体探测器发展到固体探测器，乃至近期出现的以宝石材料为基础物质、稀土材料为吸收体的新一代CT探测器。探测器的发展使量子探测效率从60%上升到99%，探测器的反应速度也得到极大提高。量子探测效率的提高为充分利用信号、降低患者射线剂量和图像噪声提供了有效的保障。探测器反应速度的提高为提高机架转速和采样率奠定了基础。

多排探测器的应用使CT探测器覆盖范围从10 mm增加到目前的160 mm，同时最小切片厚度也从10 mm减少为0.6 mm左右，从而真正实现了“各向同性”体素的信息采集模式，这些进步在很大程度上取决于探测器设计的改进，即从前向信号输出改为背向信号输出（BackliteTM）。这种背向信号输出的设计成功地解决了光电二极管物理空间排列的问题，为探测器覆盖范围的进一步扩大提供了技术基础。

目前，科学家正在探索如何通过改进探测器的构成，使之能够直接把X线转换成电信号，对此我们抱以很高期待。

X线探测系统中的另一个重要部分是数据收集系统(Data Acquisition System,DAS)。高转速低信号的CT系统对DAS有较高的要求。每圈＜0.3 s的机架转速要求DAS具有极高的取样频率。通常情况只有达到约1000个角度的取样信息才能满足图像重建的要求，这就意味着如果机架转速为0.3 s时，DAS的取样频率必须在3300 Hz左右。如果我们还需要在机架旋转的同时进行焦点切换，那么取样频率还需进一步提高。目前DAS的取样频率能达到7400 Hz以上。

新一代的DAS不仅要求有更高的取样频率，同时还要求有效控制电子噪声。最新的DAS的电子噪声较过去的相比减低了1/2以上。由于图像中的噪声是由X线的统计涨落（量子噪声）和信号中的电子噪声共同决定的，低信号CT成像中电子噪声对整个图像噪声的贡献大大增加。因而在低信号成像中，低电子噪声的DAS就具有很大的优越性，使其成为CT低剂量成像的重要技术保障。

（四）机架和滑环

机架是CT系统的骨架。随着扫描速度的不断加快和扫描层厚的不断变薄，对机架性能的要求也在不断提高。机架必须在巨大离心力的情况下保持非常精准的角度和位置。为实现三维亚毫米成像分辨率，机架在所有投影角的最大偏差必须小于亚毫米。

滑环是CT系统能量和信号传输的桥梁。滑环技术的使用，也使螺旋扫描成为现实。通过滑环上的光、电或射频的连接，探测得到的能量和数据信息得以在连续旋转的机架和静止的CT部件之间传输。随着机架转速的不断增加和探测器排数的增加，需要传输的数据量成倍增加，对滑环的要求也越来越高。

二、扫描床和螺距

扫描床在常规的CT中也许是一个最不起眼的部件。但随着多排CT的发展和应用，人们对扫描床的要求越来越高。首先，薄层扫描对扫描床的进床精度和准确定位要求较高;另外，随着临床应用的推广和深入，在很多情况下医师希望对扫描床进行实时控制。

当今最先进的扫描床能够在扫描过程中实现加速和减速，并能把扫描床的准确位置实时反馈给计算机系统，保证变速中的数据可用于重建，为大范围动态CT扫描技术的实现提供了保障。

在CT的临床应用中，工程师和医师都很关注扫描一个器官或一段躯体长度所需的时间。其实，扫描时间可以通过螺距和层厚的组合调整来控制。在多排CT中螺距可以用以下公式来定义：

p＝d／M×T　　 （1）

其中d是球管旋转一圈的进床距离，T是探测器的层厚度（mm），M是实际应用的探测器排数。

如果我们使用机架旋转速度（s）和螺距（p），那么扫描长度为R区域则需要t的时间。

t＝（R/d）×s＝（R×s）/（p×M×T） 　　（2）

使用我们前面所列举的一个例子，扫描范围长约600 mm（R）的部位，在其他条件都不变的情况下（期望层厚T = 2.5 mm，机器转速s = 0.5 s，螺距p = 1.0），使用64排CT需要约2 s，比原来单排CT所需的120 s有了极大的提高。使用多排CT的另一个优势是可以通过更短扫描时间，更薄的扫描层厚来提高图像空间分辨率。为了提高空间分辨率，还可将该例中的层厚减少到0.625 mm（T），那么64排CT扫描时间约为8 s。

三、多排CT的数据处理和图像重建

数据处理和图像重建是CT的有机组成部分。早在1917年奥地利数学家Radon就发表了一篇为重建理论建立了基础的论文，文章指出如果所有物体的积分值都已知，那么就可计算出这个物体的分布。1956年放射天文学家Bracewell首次将这个重建理论付诸实践，建立一个重建公式，对天体进行图像重建。此后，这一公式被广泛用于CT图像的重建。根据奥地利数学家Radon的重建原理，若要重建某一平面的图像，就需要获得该平面上任意一点的全部角度数据。轴位扫描基本上可以满足这一要求。二维反投影重建法（2D back projection，2D BP）主要用于轴位扫描的重建。

对于多排螺旋CT探测器（MDCT）来说，靠近中心区的探测器因为不受锥形角度的影响，使用2D BP可以得到较高质量的图像。而靠近边缘区的探测器却因为受到锥形角度的影响，重建得到的图像质量就可能有所下降。

16排以下MDCT的轴位扫描，因为锥形伪影不明显，基本上采用X-Y轴的2D BP进行图像重建，其原理为取出多排探测器中某一排的投影数据，使用2D BP进行重建，从而得到这一排的图像。例如4排的MDCT，可以得到4组图像。

但是对于64排及以上MDCT的扫描，Z轴覆盖范围增大，扫描层厚变薄，此时锥形伪影的影响变得明显。为了减少锥形伪影对图像质量的影响，人们使用以FDK（Feldkamp-Davis-Kress）为基础的3D锥形束反投影重建法（3D FDK CBBP）进行图像重建。3D FDK CBBP的原理是对预重建层面的每一个点，都使用X-Y（channel）、Z轴（row）上不同的探测器单元的容积数据进行插值处理，然后再使用3D反投影法重建图像，这种重建方法可以大大减少锥形伪影。

2D BP使用独立的探测器数据重建独立排次的CT图像。3D FDK CBBP重建技术是先确定需要重建的层面，利用探测器单元的容积数据进行插值及反投影运算，进行图像重建。因此，3D FDK CBBP重建可以得到任意层面的重建图像，如对于扫描层厚为0.625 mm，共计64层轴位图像的容积数据（总扫描长度为40 mm），如果在Z轴方向上设立0.31 mm的重建层厚，就可以产生128层轴位图像。

螺旋扫描方式具有高速、连续性等优点，但因扫描过程中床在运动，在重建平面上，原则上只有一个数据，不符合Radon的重建原理，若对这样的原始数据进行重建，会产生严重的运动伪影和层面错位。在图像重建时，首先对原始数据相邻点用内插法（interpolation）进行逐点修正，从而得到与轴位扫描方式同等的数据，然后再利用矫正后的数据进行后期容积重建。

MDCT中的螺旋扫描数据的重建原理是标准层面多通道探测器数据采集。如在Z轴位置设立要重建的层面，使用与重建层面具有相同投影角度的相邻探测器列的数据，进行插值运算，得到欲重建平面内的投影数据，进而进行该层面图像的重建。比如16排MDCT，使用16排的原始数据重建某一设定层面的图像，要使用相邻探测器的投影数据，通过线性插值法（常被称为排间插值）获得欲重建层面的投影数据。线性插值是排与排之间进行的，每个视角下的插值系数仅需要计算一次，并且该算法对于任意螺距下采集的投影都是适用的。因此该算法简单，灵活，不足是Z轴分辨率不足，图像伪影较大。但对临床诊断来说，Z轴空间分辨率和X-Y平面空间分辨率同等重要，因此，提高Z轴空间分辨率是CT容积重建面临的重要挑战。目前至少有两种方法能提高Z轴方向的空间分辨率。一种是飞焦采集技术，另一种是共轭采集技术。这两种方法都能够提高数据采样率，得到较高的Z轴方向分辨率图像。共轭数据是相差180°的数据，由于在螺旋取样中探测器在不停地旋转，患者在不停地运动，因此在通常情况下，物体中的任何一点是由探测器中同一投影角（0°或360°）的Z轴方向的两个相邻的探测器位置来定位的。有了共轭数据以后，我们可以把这些数据和180°的数据集合起来，这样物体任意一点均由相邻四点来定义，减小了取样间隔，使Z轴分辨率得以有效提高近一倍。