第四版（上卷） 体部CT与 MRI对照 Computed Body Tomography with MRI Correlation FOURTH EDITION VOLUME 1 [美]Joseph K. T. Lee Stuart S. Sagel Robert J. Stanley Jay P. Heiken 等编著 尹建忠 张龙江 主译 祁吉审校 天津科技翻译出版公司
目 录 中文版前言 前言 致谢 上卷 第1章 CT的基本原理和技术探讨 1 第2章 磁共振成像的原理和应用 29 第3章 CT介入技术 89 第4章 颈部 137 第5章 胸部：技术与正常解剖 213 第6章 纵隔 295 第7章 肺 399 第8章 胸膜、胸壁和膈肌 541 第9章 心脏和心包 635 第10章 正常腹部和盆腔解剖 673 第11章 胃肠道 735 第12章 肝脏 791 下卷 第13章 胆道 885 第14章 脾 925 第15章 胰腺 957 第16章 腹壁和腹膜腔 1045 第7章 腹膜后腔 1097 第18章 肾脏和膀胱 1173 第19章 肾上腺 1245 第20章 盆腔 1307 第21章 胸腹外伤的CT检查 1345 第22章 肌骨系统 1405 第23章 脊柱 1585 第24章 儿科应用 1651
CT的基本原理和技术探讨 Kyongtae T.Bae Bruce R.Whiting 扫捞范围和对组餐结构的分辩力也不断提高， 简机 此进展的结果是。目前日描技术所获得的大量数 粥对图像解释提出了另一个挑战：如何显示大量的信 30多年来，CT的成像能力迅速发展，临床应用 息，气正容积影像的信息量和复杂性需要新的显示教 不断拓宽。只有掌握CT运行的甚本原理，才能更好 术，以便有效利用所采集的大量信息。 地理解CT的滑力和限度。木章将闲述在CT应用中校 术月题的背景知识。并对包括图像形成过程、形利临 CT简史 床应用的参数，花述性能的公式、图像信总的显示以 自20世纪70年代中期CT溪生以后，CT设备的 及稻射剂量等方面进行深人探时， 技术性能持续改善，果集速度、单个层面的信息量和 扫抽覆蓝范用明显提高。这悲参数随时闻的变化图 利用X线进行成像 1一)类似干描述计算机性价比的摩尔定律，它是指每 X线成像是1895年伦琴发现X线后立即应用的第 18个月反肤计算性能的几U项指标时钟速度.随机存 一种影橡诊断技术。X线是一种通过空间传通的电磁 储器或硬盆的费用)会变化一倍。在CT技术中，信增 能量，与原子相互作用后可按吸收或散射。X线通过周期大约为32个月，这仍然是一个惊人的速率。例如， 物体后的能量衰减，可以无侧性获得物体内部不同类 每层的扫指时同从1972年的300秒降低到2005年的 型物质的密度和厚度的信息。在X线平片中，X线穿 0,05秒。此法晨的基础是电子学硬件的改善和创断 透物体形战二维影像。它是物体三维结构在X线束中 性机候扫精结构的开发。 的“投影”。这种投影会造成内部结构的重叠。不能准 历史上，早期的层南CT设备可根据扫描方式的 确判斯物体的相互关系，形状和位置。因为这种不确 特点分为儿代（图1一3）。1990年出既的连续能转审形 定性，成射学家需要大量的训练和经验，才能解释二束设备，利用滑环技术使X线管和检测器能够连续使 维能像数据的三维结构。此外，平片对于密度差时低转，采集时同降低军大约1秒，面每层的重建计算要 的组织阿的鉴别能力有限。 用数秒。然而，扫描病人整个检查范围的时间常大于 20世纪70年代发明的计算机体层摄影(CT)克服一次闭气的时利，扫满范国也受到X线管热容量的 了这些使点m,通过采集物体多个角度的X线投彩，限制，仅为10一30m,这种病人检查床在通过扫描架 对数字信息进行数学运算，可以采用二维层面的方式时的连续运动方式称为螺旋扫描，随着基德的X线管 重建出物体的全部信息（图！一）。在CT发明后，通过热容量和机械旋转速度的进步，扫摧覆盖范围和速度 不断地精简结构和革新扫描校术，使CT技术不新进 进一步提高。在螺旋方式中，将所采果的三注数据通 步，性能也不新提高，最馋使扫情时间明显缩短， 试特殊的图像重建技术形成二维平南图像。0世纪90
2 体郑可与用对国 图1-1昌朝8情璃人的头部×线A机CT旧留堡.注摩CT横新流中班活结将的对比更高， 而×线片中结的重角君着了三纯空位背关系。 年代来，多层螺旋CT克服了早期螺旋CT设备所面临 球管产生的电荷量为电流的单位毫安，mA》,而电压 的间题，它利用多挂检测器阵列，可以更有效地和用 和电瓷的乘积是X线营的功率（瓦特，W)。采用静电 管球所产坐生的X线，能够问时采集多个平行层面的信 场和/或莲场可以辉电子束聚集于阳极靶的一个很小 息。此时所重建的当然是三维数据。因此必氨使月更 的区线，典型的点直径大约为1mm。当电子轰击阳 复杂的算法，随看计算机性能的提高，平板检周器，更 极吧时，大部分能量转化为热能，但一小部分<%) 快的电子设备和楼形X线束重建算法的开发，CT设 备性能的快速提高似平可以特续到新的世纪， 为了更好地理解如何在临，上利用CT校术及新 10 产品的性能，必须要了解CT成像的基本原理，CT的 基本原理与X线成像的物理机制相同，但另外包括产 107- 生人体二维影像的数学方法。常见的技术阐述一般分 为图像形成和图像显示两个阶段。以下符单组进行介 10= 绍。 10 CT的采集系统 10人 面 10 X线的产生 在医学影像章中，X线是由X线管产生的。在北 19701975188019651090198620002085 装置中，加热金属丝（类似于灯泡）可以使高能电子由 时间 阴级表面逃逸到真空中，面后这些电子拔电场所加速， 受阳极粑的吸引面获得动能。电子在加速电场中所获 图1-2CT设备性达过属：采集性与时问达关系图。料 得的总倦量等于电压（千伏峰值，kV)与电衍单位的束 线提示CT设备的性地大约烟2年烈一8，（数据果自西门子国 营系护，www,m6dc8.8 emers.cCcT,"CT的历史与枚 积，单位为电子快特粼千电子伏，keV)。单位时间X线 术“)
第1章G7的装本果理和植术促计3 第一代{1970] 第二代(1972) 1,学修 开 mhtp.m 笔形束：平移/旋缕式 定室形来：移清/旋转式 第三代(1976) 第四代(19？8) 臭转枕测溶 否定检高透 图1-3医我CT不间分代的定义.透 自：Kalender W.Computed 扇飞束：义转式 tomography.Mnich.Pubicis 鼎形末：安转式 MCD Verlag.2000.) 敲转换为几种类型的电磁波。X线管发出能量的典里 随着不同领率单个光量子能量的线性增加，由于光量 清线范圈分布如图1一4所示。它的特点是电子在阳极 子数随能量的增加圃里线性降低，这样在特定的能量 靶内诚速所致的制致耀射总体星线性降低趋势，根据 范围内电子束的功率是恒定的。因为较低能量的光量 麦克斯韦公式，任何加速的电荷都会以电磁皱的形式 子在人体内得明显森减。他们对于病人检囊时最终所 释救能量。在到达阳极把的过程中，电子束被加建并 测得的信号影响很小。这样，通过在X线管周因放置 与阳极税相互作用。所被转化的最大能量等于©× 相应材料对X线束进行能过，诚少低能量的光量子而 kV,稍少巷的能量转化根据电子碰撞的细节不同而 使高能量的光量子通过，就可以达到改善图像质量而 随机出现。谴线中最领利的锋位于电子束的能量刚好 降低都射剂量的目的。 可以藏发阳极稳中原子内电子的位置，外层电子吸牧 阳极粑所产生的X线会分布在一个很大的纯角范 能量受煮发后可脱离原子，形成典型的射饯请线中的 用内基本是半球形)，为减少辐射剂量和背景散射，需 (K峰)能量峰。 要将X线束通过一个帝缝，准值为薄的扇形束，对干 X线管所产生的讲线内包含了很多低能光量子， CT设备来讲，病人检查时的X线束通常为数毫米厚
体帮CT与战对丽 0.0e 差10倍。比外，即使在最低的信号水平，模拟数字转 007 换器也必须要有百分之几的变化幅度。因此，对于0 006- 位的模拟数字转换器，扫描草围内的全部数据必须达 到百万分之一的水平。 Q.05 004 扫描架 L003 为了获得不同角度的副量，所有的电子器件必领 0.02 饶病人健转。当今的设备中，这对机械的精确性与稳 定性提出了很高的要求，扫情架重400-1000kg。跨 001 度直径1.5m,每秒：转3固。：转时的摆动不超过 0.05mm. 0 100 0 悬初，扫描架是通过电院与外部电源相连的，在 雪keV 年次莫转后必须改变乾转方向。随着滑环技术的发明， 图1一410k中的泡同型×线分行速线，低领屋的光㎡子 扫情方式发生了重大实皱，滑环技术利用电刷连接来 由于不清过病人，不是真眼终的像，已经被速过 提供连候的电压和电流，从面可以使扫描架迹行连续 旋转。 形成大约45°的第形。此外，由于人体横断面的典重解 螺旋扫描 别形状为图形，中间部分较周围部分厚，面中间部分 比周围部分需要更大刺量的X线束。这意味着扫描时 CT厂商的主要日标之一就是提供更短的扫描时 病人围围部分将接受更多不必要的辐射剂量。为了补 间和更大的扫描覆盖范围.随着滑环技术的同世和扫 傍这种效应，在X线束中放置蝴舰结形的滤过，它自 抗架连续旋转的实现，扫描速度的主要限制是断层成 中间部分至外周部分逐渐变细，从而平衡到达检测器 像方式时校查床所采取的步选式移动方式，20世纪80 的X线束和降低辐射剂量。 年代末出现了松查床的连续移动方式，这样可以缩短 X线成像设备运行的一个实际间题就是电旋转换 扫描时间，饵需要在图像重建中采用不同的数据处理 为X线的效率裂低。球管按迅速加热至高雷。必筑控 方法断1一》。以前CT重建理论是基于对每个成像 制这种情况以避免损害管球。阳极肥被设计为镜一定 层匠进行一系列不可方向的调量。但是，氟旋扫描中 的轴旋转，以增加被电子束加热的区域。果用热引第 扫情架在每次旋转期间均处于检聋床不同的位置。，这 情以对流和水轴助冷却的方式去除系统产生的热。 样粥要车每个管球位置内插入相应邻近位置的信息， 在常规的临味应用中，X线管对病人产生的X线 采用较好的数学近似痒法来重建得到此层面的图像。 为每秒2×10的数量级，所得的数据可提供高信噪 这种方式隆够提供良好的图像质量，而实际上还有另 比的图像。 外的优劳，即可以对任意位置的层面透行回顾性重 建，而不再受固定的检查床位置所裂制。此外，研究 X线的检测 显示螺旋扫指的空间分辨力通常优于层面采集方式， X线检测可利用特殊物质来完成，比材料可以将 它的缺点是内插过程公在高对比物体的边缘产生阶梯 样伪能。 高能量（数十千电子伏的X线光量子转化为低能形式， 例如光学光子和电子对，它们仅有几个电子伏特的建 检测器结构 量。在这种向下的转化中，产生了数目餐多的次级校 子，典里者每个制级光量子可产生数千个次级粒子， 到20世纪90年代中期时，由于受扫描架亚秒级 校测器材料，诸如磷、闪每则晓和高压氩气，最终可 旋转时间的机城因素和达到足够信噪比所要求的X 产生一个电流或电压。对比信号进行电子效大调整， 线管输出量的影响，螺旋扫描的速度受到了限制。下 并通过慎拟数字转换器转换为数字信号。CT成像中 一步性能提高的实现。是通过同时使用一排以上的 所产生的信号范围很大，从气体（无衰减或10%穿透） 检测器，在多个身体水平井行果集数据。此进展可以 到配群病人的金属内置物（约在减至0,0006%），几平相 提高容积果集的速度，并与检测指的数呈比 例。采用这种方式时，需要X线管产生较宽的X线
第1章时的燕本原理和性术候计5 开均 寓腹日猫 X板营和机周 连续旋的图星 西1-5病人陶通过厦转日 赛人杨动方网 摆职时的霉淡扫福万其进期 2n> 自：Kalander W.Comouted 开则 tomograpby.Munich: Pubicis MCD Verbg.2000.) 束，面不能准值为很窄的层面，通过加宽准值射线 中间部分的检测器（如4×1mm》。为扫描更大的层 束，可以使X线授照至多排的检测器，在每次进行 厚，可采用声值校宽的X线束，增加邻近两排和多 相同的投照时可以采集更多的数器。早期产生的是2排检测器的数据。通过电路调整为4排较厚检测器 排或4排的多层螺旋CT(MDCT)设备，但检测器的 的数据通道，例如，2排1mm的检涛器可以组合为 排数不断增加，目前很多单位都已经安装了64层CT1排2mm的检测器(4×2mm),3排1mm的检测器 设备。因为多层螺旋CT所采用X线束的纵轴宽度增 可组合为3mm层厚的检测器(4×3mm)等. 知，离得的图像数据不再对应于扫描轴垂直的层面， 对于16通道的多层螺旋CT,所有的CT厂商均 因此需要采用新的重建算法来保持图像质量和的止 采用混合性检测器阵列设计，中间检测器的宽度销小 产生图像变形。 于1口m,而外周检测署的宽度稍大于1mm,阻是，各 在单层螺旋CT中，每个检测器都作为单独的或 CT厂商不同设备的Z幼罹盖范围和检测器排数有很 像单元，为一个层面提供每次旋转时的授影数据。同 大的差异。 样在单层螺旋CT中，通过调整X线束所准值的宽度， 对于4通道的多层螺能CT,所有的CT厂商仍 可铁得不同的层厚（图1一6）。然面在多层螺旋CT中， 然采用相同的检测器排列设计，此时是全部检测器都 检测器在Z轴方向也有不同的分布，每次旋转时可以 有相问宽度的等阵列方式。但是，与6层CT的情 同时采集多个层而的信息，这样，多层螺使CT选行 况相同，检测器的总挂数和Z轴覆莹范围仍然有餐大 薄层扫捞时，每次旋转Z轴方向的选床速度更快，而 的差别 覆羞范用更大。 20世纪90年代后期，4通道多屋螺旋CT诞生 CT图像的形成 时，不同的CT厂育深用了3种不同的怜测晷结构 形式：①相同宽度的16排检测器，称为等距阵列 (GE),②不同宽度的8挂检测器，中间宽度小面周 X线信号 围宽度大，称为不等距阵列Siemens和Philips), X线的成像过程包括产生X线，X线穿透物体和 ③两种周定厚度的34挂检测器系统，中间4排较薄， 检测穿透物体后的X线能量。X线在物体内的襄诚取 外周30排较厚，称为混合性阵列(Toshiba),注意 决于原子的类强，而物体内的何个原子都会与X线 4通道的多层螺旋CT设备的检湖器，在艺轴上分为 有不同程度的相互作用，由于此相互作用，X线来在 8一34排排列。但是，因为这些设备只有4个数据穿过物体一定距离后，就会平均衰减某一固定的百 通进，鲜次旋转时仅同时采集4个层面的信息。当 分比。这样，如果60keV的X线穿过1mm的水后， 需要准值较窄的X线柬扫措时，采用中间4排班立 它平均为97.4%。那么穿透2m四的水后。它应 的检测器进行数据采果，北时较窄的X线束集中于 是上面数值的平方，即94，%。穿透率不但与物体类
6体CT与M刷对丽 X板集点 注值圈 居 ■■ 松竟因群列日 16持，4 要X压席原 X抚佩两 面 士 宿发据落列 mmm 不等距 8摔，4显 制恩再列 24排，16国 图1-8多层螺胶CT的坊测渴是闷。A:示单层保膜CT中，在投案量离人南浴×线难 值为不可的厚，日，里示不西厂通4受和16层课设CT设泽价深莲的等题方式.C, D:南m不等距方式设计.选白：F8rTG,Scnaler S,Ster6 torfer K.8ta. Mutidetoctor row CT systems and image-recorstruction techriaues.Radolory 2005,235:76-773.》 型有关，同时随物体的总量呈指数关系下降，可以采 200%,因比CT较传统X线酸像对细微密度差别的显 用Lambert-Bcer方程表示： 示更清（参见图1-1）. s=1o即(2t (1 对于所见的图像，传统X线成像中的亮度变化，与 等式1中穿透后信号S的改变圣比例关系。在CT中， 式中，S是穿透后信号的量子数，1是初始的量子数， 图像中的在减变化，果用以水的夜减系数为参丽的单 斜体为构成物体的不同类型物质，“，为每种物质的 位，即Hounsfield单位(HU)来表示， 线性鞭减系数，【为该种物质的量（厚皮）. 在传统X线成像中，图像是通过视野范围内信号 H4=1000h-4 S的相对改变而彩成。对于T0%g的人来说，他型都 大约相当于20m厚的水，X线光量子的要透率大约 二维投影数据的图像重建 为2%。如果出现2mm的异常结构，此穿透率将变为 形战CT图像的基品可以通过授影方法将数据重 1.98%差别仅1%)。此微小变化还要受到很多重叠结 建为二推图像的过程来进行网述。X线源和检测器 构的影响，这样很明显，传统X线成像显承解剂细节 绕病人旋转，从而可测量穿透人体的X线。所得到 的能力有限。在CT成像中，通过从多个角度授影测 的每个测量值都是X线源沿着不同方向穿透病人到 量信号S,从测得的数据中计算出，以直接显示，此 达检调卷后的痕减结果。因此，对于均匀的置盘，中 技术可以使邻近结构间产生更高的对比，例如，2mm 同衰或最大，具有对称的投影轮廓，通过扫横架的旋 的钙化结节与周围组织相比，裂减系数的差别可达 转可以从不同角度透行线生测量，为图像重建提供
第1章印的系本眼理和核术煤计 图1-了餐麗CT留做它的投影图像. 原始的授影数据。原始的投影数帮也可形成某方向 就被厂商所睿遍采用，可以通过计算机软件或特殊 的投形像（图1一》。这种投影像通过将Y轴{每行）代 硬件模犁来实现，可以直接或利用快速傅立叶转换 表每个检测晷的测量值，X轴（每列）代表某个日描 技术进行。 位置条件下不同检测器的调量值而形成图像。此投 三维投影数据的图像重建 影图像有一个有煙的模式，目因为形状重叠，图像难 于解环，这样，就需要一种可以计算出原始图像衰减 花过后授影处理要求影像数据限干同一个层面内。 的方法， 在螺旋CT中，采集的是三维容积数据，面非单一层 一种不太实用的确定原始图像的方法，是将投步 面的数据，国此必须开发新的重建算法。 图像作为线性代数学间题来处班。每次投影测量检湖 器可获得一个方向上所有像素X线在减信息的方程， 单层螺旋CT:线拉内精法 不同方向投能后，通过解出所有方程，就得到图像中 在螺旋扫描中，检查床连续移动，因此在任何的 每个像素的信息。采用此方法解决问匿时的任务量非氨粕或Z轴位置上，相应测量的数据仅有儿个（或没有） 常大，因为变量数日为5引2×512（超过25万）个，需精确位于可一平面内，不能进行二姓滤过后授影。螺 要进行768×1400超过100万刀次数据测禁，需要进 距越大（即相同检制器准值条件下，CT检查床移动越 行模型运算，即使采用现代的计草机也很因堆。其他快)，扫描梁测量蕊编离同一平面。为了赞供进行滤过 的数学算法，如选代技术和最大近似优化，可用干解 后投影技术的全数据，用最邻近（轴）位置上所测量 决图像月题，但它门对于常规临床应用，计算任务量的数据的平均值来替代所缺少的数据信息。 仍然过于繁重。 此方法可以采用两种不同的方式进行。第一种被 较为实用的CT图像重建的数学方法被称为滤 称为360'线性内插法，果用每次旋转所得的数据进行 过后投影。理论上讲)，如果投影数器具有某些特 平均。在这种方式中，为产生所成像平面的投影数据， 性（它门都位于同一个平面内，旋转投影按风等间隔 成像平面两得所邻近360（如指周后的数转）范围内所 进行至少半圈，而检测器也是等距离覆差全部重建 测得的数据，采用线性内插至每个投影方向中.360线 物体)，那么扫抽视野内任意点的图像》衰减都可以 性内插法技术的缺点是物次旋转期间的距离较大，如 通过结合某整测量结果而计算出来，这种按不可程 果细微结构随距离变化明显，会导致模制成部分容积 度进行叠加的过程称为重建核（详细内容参见本章后 效应。 面重建方式部分)，叠加直接获取像素衰减的检测器 第二种方式被称为180线性内插法，利用扫描架 信息，而减去邻近像素测量的影响。根据不问的临 上的X线源与检测器存在的对称性，也就是说，当X 床序用目的可设计不同的重建方式，以提供锐利的 线题与检测器位置旋转半圈180°时，理论上测量结 图像或者平滑噪声。此过程在CT的卓期发展阶投 果应是相同的，180“线性内插法利用了X线的一个特
点，即对于每一次测量，当X线管和检测器转换位置 图像质量常受到客现和主观因素影响。信息理论定 时，在大约半面后的位置已经可以应用内插部分。这 义了信息传速的基本参数，如信号。分解力，变形 种通过几何方法噬拟的X线，被称为补偿X线，180° 和噪声。以评价系统的性能。常用的描述图像质量 线性内插法技术采用较小的Z轴距南，因此模期效成 的儿个定量和客观的参数包括：空间分拼力，对比 较低（心脏成像中可应用此技术缩图像采集的时间， 分辩力、时间分舞力，噪声和伪影，这：参数受CT 减少时间核期效应，) 扫抗设备和所选择扫描参数的影响，常用于评价CT 设备的性能。 多层螺坡CT,2袖内橱或2神过法 第一台多层螺旋CT有2排或4排检测晷，所测 售号 得的数据可以简单地作为被此独立，平行的数据信惠 图像是代表一些物理量的图形，可直接测得或通 处理。此时，单层螺旋CT中的360和180°线性内插 过数据计算得到。图像信号可以是连续的，如X线胶 法。可直接应用到多层螺旋CT。通过对邻近的数据 片或3Smm片，也可以是间新的，计算机监视器 进行(360°或180°)线性内插法。可产生所成像平面的 上的医学图像。在CT果集过程中，采用代表X找能 图像，此技术被称为高级单层再分领重建技术刚，此 量的连续物理电信号，定量测量X线束的衰减（类似X 技术可以迅速进行，原理与单层打播的内插法相似。 线的授影)，而后转化为分散的数字信号。通过一系列 在360线性内插法中，可以采用不同样校阁器的相同 上述剧量，可以计算出代表物体内材料复减系数的数 授射角X线的测量数据，或采用连续在转30间隔的 字图像。比图是橡素（图像的基本单位）的集合，奥型 X线测量数据进行内插算法.在！80°线性内插达重建 者为每边有512个像素的矩形阵列。当采集多个层面 中，直接和补续X线惊息都可用于螺旋内桶算法。CT 的容积数馨时，体素（成像体积的基本单位的集合即 设备厂商提出了不同的数学方法和选取不问的邻近X 构成3D图像。采用计算机术语，惊始测量的数据为6 线信息，以形成权重不同的图像。例如Z轴内插或Z 觉数有效值拉于64000的范围内)，而所重建图像 轴减过法3.。 的数据具型者为8位成12位最大范围为4095)。通 常，信号与所成像物体的物理学特征呈线性关系。例 宽线束多层CT或平板检薄圈CT,耀形线束算法 如，如果体素内对比剂密度加倍，像素值也将变为原 在检测器排数超过4排以后，就必须解决不同校 来的两倍。 测器排之间的锥形线束角度间题国。一些厂商利用章 所采集信号中的信息决定了图像的变化形式。此 动层面算法的变化和拓展进行图像重建A:1),这 变化的幅度采用对比度来描述，即局部像素值相对于 些算法将3D重建任务分解为一系列中等斜度层面的 周围值的变化。在可斯的数字系统中，数据的字节位 常规2D重建，这样可以利用已成熟应用的快塘的2D 数决定了最小的变化，在常见的图像中通常为0.02% 重建技术，例如不可的多平面重建(Sgsy习技术和 (12位)线0.4%8位 加权超平面重建(GE:技术。其他商(Toshiba, 在图像的显示过程中，信号还与观察者所能分提 Philips)测利用Feldkamp算法选行多层扫描a:,一 的亮暗程度有关。通过由亮至暗来表示50风--1000 种近似的3D卷积后投影重建方法，最初僧应用于层面 的信号动态变化范围。背信号转换为不问的亮度进行 采集方式。采用这种方法，可解决维形线束的几间学 表示，如所获得的CT图像可在监视器上依不阿的亮 问题，所测得的X线信息被沿测量方向后教影到个 度进行观察，同时还可以进行亮度和对比度调整以群 3D容积内。们是，3D后投影方式对计算机的要求较 调不同的感兴埂区城。 高，基至要求专门的硬件，以达到可楼受的图像重建 时间。目前，对锥形X线束几何学测量的解决方法的 分拼力 研究相当活跃。 我门的常用术语分辩力主要是指影像系统对于 饵微信号变化的区别与发现能力：此额念涉及图像 影像学香敬 中儿方面的不同内容如空间或时间分辨力)。影象 系统区别空网内不同点之同变化的能力取决于两个 尽管图像质量是成像系统的最终指标，但明确 因素：系统孔径和间断数字系统的)果样率。系统 定量地评价图像质量还是很困难的，在临床应用中， 孔径可以有不同的形式：在显示系统中，它可以是