ct图像重建算法

㈠ 在保证图像质量的情况下，怎样降低ct的剂量

降低CT的辐射剂量，是一个很大的话题，也是一个很难的问题。对于同一台设备，同样的扫描方式，永远是辐射剂量降低，图像质量下降。只能是说，新推出的设备，跟上一代设备相比，可以在保证图像质量的前提下，降低辐射剂量。降低辐射剂量可以从以下几个方面来着手：提升探测器敏感度，提高光电转换率，降低噪声。几年前西门子推出的光子探测器，近两年东芝推出的镨黄金探测器，都是着手于提高光电转换率，降低噪声。西门子着手点是探测器后面的信号接收运算单元，东芝着手点是探测器本身。这里面不包括GE的宝石探测器，宝石探测器的着手点是降低余晖时间，与降低剂量关系不大。改进重建算法。各个厂家都有迭代算法，确实可以有效的降低噪声，降低辐射剂量。目前已经很成熟的技术。唯一的问题是重建速度会比FBP慢，相信随着计算机的发展，在硬件上的投入，可以解决改变扫描模式。各个厂家的最顶端的CT设备，东芝的320排，GE的256排，西门子的双源，都是改变了扫描模式，对比64排CT，在辐射剂量上都有降低。在心脏检查上尤为明显。使用之前不常用的扫描条件70KV扫描是近两年出现的一种扫描条件，单纯计算的话，确实可以降低辐射剂量。带来两个问题，一是图像质量确实有区别，只能用于部分检查。二是70KV的软射线有可能会对人体造成更大的伤害，尚未有定论。

㈡ 螺旋CT与传统CT的本质区别在于

CT自上世纪70年代问世来，不断获得改进，从第一代到第五代，不断缩短扫描时间和提高图像质量。1987年，西门子推出了世界第一台螺旋CT，开启了螺旋扫描时代，把CT技术推上了一个新的水平。原来的CT每次扫描都必须经过启动、加速、均速、取样、减速、停止等几个过程，大大限制了扫描速度，而螺旋CT克服了上述缺点，可以连续旋转扫描，患者的床也以一定的速度前进和后退，这不仅将扫描速度提高好几倍，而且这种螺旋扫描不再是对人体某一层面采集数据，而且围绕人体的一段体积螺旋式的采集数据，被称为体积扫描，它不仅速度快，而且获得的三维信息，这就增加了信息处理的内容和灵活性，它可以得到真正的三维重建图像，使血管立体成像（CT Angiography）成为可能。所以螺旋CT的功能大大的增加了，如组织容积与分段显示技术、实时成像技术、三维重建图像、仿真内窥镜技术及心脏功能评估等等。故螺旋CT被称为CT的“新生”。

螺旋CT和普通CT的区别

（1）螺旋CT与传统CT在供电方式和扫描方式上的区别：供电方式上由传统的电缆供电转为采用滑环技术；扫描方式由传统的往复旋转改为向一个方向连续旋转扫描，同时受检体向一个方向连续匀速运动通过扫描野。

X线管向一个方向连续旋转扫描，受检体（检查床）同时向一个方向移动，X线连续曝光并采集数据。X线管相对于受检体的运动为划过一柱面螺旋线形轨迹。

（2）数据采集

SCT采集的数据是一个连续空间内的容积数据，获得三维信息，称为容积扫描 。 没有扫描间隔的暂停时间（死时间），可进行连续扫描，解决了传统扫描时的层隔问题。 提高了扫描速度，可减少运动伪影。在断层与断层没有采集数据的遗漏，可进行多轴面重建、三维重建和回顾性重建。

螺距较小时，增加原始扫描数据量，提高了重建图像的质量；但增加扫描时间和受检体的辐射剂量。螺距较大时，加快扫描速度，受检体的辐射剂量减少；但所获得的原始扫描数据量减少，重建图像的质量下降。

（3）图像重建算法

传统CT：扫描架旋转一周，采集到某个断层各方向的投影数据。

螺旋CT：在受检者连续移动的过程中采集投影数据，每次采集的投影数据都来自不同的平面

㈢ PET/CT的PET/CT 一体机的检测成像原理

PET 的基本原理
PET 其全称是：正电子发射型计算机断层扫描显像 仪（positron emission tomography ，简 称 PET）由 探头、数据处理系统、图像显示及检查床组成。 PET 使用正电子示踪剂，核素衰变过程中正电子从原子核内放出后很快与自由电子碰撞湮灭, 转化成一对方 向 相反、能量为 511 keV 的 γ 光子。 在这光子飞行方向上对置一对探测器，便可以几乎在同时接受到这两个光子， 并可推定正电子发射点在两探头间连线上，通过环绕 360°排列的多组配对探头，得到探头对连线上的一维信息，将信号向中心点反投射并加以适当的数学处理 ，便可形成断层示踪剂分布图像。 凡代谢率高的组织或病变， 在 PET 上呈明确的高代谢亮信号，凡代谢率低的组织或病变在 PET 上呈低代谢暗信号。
CT 的基本原理
CT 的全称是：计算机断层扫描显像（ computedtomography ， 简称 CT ）， 利用人体各种组织对 X 线的吸收能力不等的特性， X 线通过人体衰减 ，经重建计算获得图像矩阵。 CT 对组织的密度分辨率较高。
PET/ CT 的工作原理
PET 主要根据示踪剂来选择性地反映组织器官的代谢情况， 从分子水平上反映人体组织的生理、病理、生化及代谢等改变， 尤其适合人体生理功能方面的研究。 但是图像解剖结构不清楚；CT 功能有：采用X 线对 PET 图像进行衰减校正， 大大缩短了数据采集时间，提高了图像分辨率；利用 CT 图像对 PET 图像病变部位 进行解剖定位和鉴别诊断。 所以 PET/ CT 从根本上解决了核医学图像解剖结构不清楚的缺陷， 同时又采用 CT 图像对核医学图像进行全能量衰减校正，使核医学图像真正达到定量的目的并且提高诊断的准确性， 实现了功能图像和解剖图像信息的互补。
图像重建
图像重建包括解析法和迭代法 。 解析法是以中心切片定理为基础的反投影方法， 常用滤波反投影法 。 迭代法是属于数值逼近算法，即从断层图像的初始值 出发，通过对图像的估计值进行反复修正 ，使其逐渐 逼近断层图像的真实值。
数据校正
引起 PET 成像误差的因素很多: 正电子类药物强 度的快速衰变、高计数率造成的偶然符合、散射和人 体吸收衰减的影响、死时间损失、探测器灵敏度不一 致等，如果不加以校正 ，这些因素都会严重影响 PET 的成像质量， 所以 PET 数据校正是图像处理 的关键 部分。

㈣ 工业CT的技术原理

工业CT是在射线检测的基础上发展起来的，其基本原理是当经过准直且能量I0的射线束穿过被检物时，根据各个透射方向上各体积元的衰减系数从不同，探测器接收到的透射能量I也不同。按照一定的图像重建算法，即可获得被检工件截面一薄层无影像重叠的断层扫描图像(图1），重复上述过程又可获得一个新的断层图像，当测得足够多的二维断层图像就可重建出三维图像。当单能射线束穿过非均匀物质后，其衰减遵从比尔定律： 即
式中 、 为已知量，未知量为μ。一幅M×N个像素组成的图像，必须有M×N个独立的方程才能解出衰减系数矩阵内每一点的μ值。当射线从各个方向透射被检物体，通过扫描探测器可得到MXN个射线计数和值，按照一定的图像重建算法，即可重建出MXN个μ值组成的二维CT灰度图像。

㈤ 　地球物理计算机层析成像（CT）技术

地球物理CT的发展主要受医学CT的影响。80年代CT技术已在地球物理学研究中得到了实际的应用。我国的地学CT起步稍晚一些，但目前已接近先进国家的水平。在地学CT中，一般通过在钻孔-钻孔、地面-钻孔和井下坑道间发射和接收地震波、声波或电磁波，并将在相应位置上接收到的有关地球物理场的信号经CT处理后得到最终勘测区的图像。与医学CT比较，地球物理CT的目标和参数比较复杂，是一项计算高度密集性的技术。层析成像处理中必须考虑到射线的弯曲，并且还须考虑到发射器和接收器位置难于随意设置的限制。在地学应用的初期，主要用ART（代数重建技术）和SIRT（同步迭代重建技术）的计算方法。近年来，由于专门用于地球物理CT的资料采集仪器和计算技术的发展，CT技术在水、工、环地质方面的应用范围已得到了扩展，在矿区采矿工作面超前探测、岩溶、断裂带等的调查中发挥了有益的作用。以下简单介绍几种目前应用的CT方法。

一、井间地震走时层析成像

根据惠更斯原理和网络理论的最小走时射线追踪为基础的走时层析成像的正演理论及算法，能模拟任意复杂介质射线，保证阴影区也有射线通过。该方法计算速度快，收敛稳定，分辨率高，是目前用于射线追踪的最先进算法。可以利用两种方法来实现惠更斯原理的射线追踪，一是基于网络理论的最短途径算法，另一种是基于动力学的波阵面算法。这两种算法都能模拟直达波、折射波、反射波、散射波和绕射波，而且一次计算即可得到一个共激发点记录的全部走时，计算效果很好。其中以网络理论为基础的寻求最短路径的方法是目前追踪不均匀介质中真实射线的较好方法，适用于层析成像问题中的大量高精度射线的追踪计算。朱介寿等提供的广东某地高层建筑场地的地震走时层析成像资料中，查明了场地的基岩起伏及埋深、10m内溶洞的分布及埋深。

二、利用折射和绕射波作浅层地质层析成像

CT处理专家一致强调精确估计初始模型的重要性。为此，Belfer等将相关反演（初步估算）和层析重建（最后估算）结合起来，试图用于提高初始模型的精度。但后来发现这些计算过于依赖覆盖模型，并且对延伸问题不利。为此他们利用了以相关反演层析成像和异质同形成像的综合方法。该方法可同时利用折射波和绕射波反演。反演中利用折射波走时可以建立低频速度-深度模型。通过对共炮点记录进行线性时间校正，可以得出折射迭加剖面，从该剖面中可取得视截距时间作为初始数据。根据相关反演所得的模型，利用SIRT进行折射层析；利用绕射时距曲线，用异质同形成像以获得关于浅层的连续信息。该新曲线的参数是入射角以及与绕射波有关的波前曲率半径。利用该综合方法，可以提高识别浅层局部目标的可靠性。为验证该方法的实用性，在赫鲁莎伦附近选择一个巷道作为实验探测目标。利用记录资料绘制了初步的速度-深度模型，并将该模型的数据资料用于相关反演。经层析重建处理，得到了包括巷道位置在内的低速异常的影像。在取得的异质同形影像中，可以看到与绕射波有关的尖峰，探测到的分布在巷道边缘的波至也和隧道位置相一致。

三、矿山工作面电磁波高精度CT及其应用

CT技术中，图像重建十分重要，它的数学计算主要包括变换法和代数迭代法。目前地学界以代数迭代法为主作图像重建。代数重建法是依据射线原理，首先对成像条件提出一个初始模型，然后把模型网格化，计算出投影函数的观测值与理论值的残差量。然后将每条射线的残差量以它穿过每一网格的路径长度为权分摊到网格中去。经反复修改模型和反复迭代，直到满足方程收敛条件为止。工作面电磁波透视法采用偶极子天线发射，若在多个发射点上对场强分别作多重观测，便可形成相应的矩阵方程。然后利用SIRT算法计算该矩阵方程，就可以反演各像元的吸收系数值，从而实现工作面成像区内吸收系数反演成像。利用反演计算的成果，可以绘制成像区的吸收系数等直线图和色谱图。该成像技术在国内某矿一条长650m工作面上，作了CT探测，发现异常14个，解译断层12条。工作面电磁波衰减系数CT色谱图上显示中间区段内断层的切割关系以及最大落差位置，修正了原来的推断。该探测的主要成果已被回采工作证实。

㈥ 简述CT的成像原理。

CT机是通过X线管环绕人体某一层面的扫描，测得该层面中点吸收X线的数据，然后利用电子计算机的高速运算能力及图像重建原理，获得该层面的断面或冠状面的图像。其工作程序是：在计算机的控制下，由X线发生器产生X线，X线从X线管发出后先经准直器准直，以窄束的形式对人体的某一层面从不同的角度进行照射。透过被照体的射线被探测器接收，并经探测器进行光电转换，然后通过模数转换器作模拟信号和数字信号的转换，再由计算机作图像重建。重建后的图像由数模转换器转换成模拟信号，最后以不同灰阶形式在监视器屏幕上，显示或输送到多幅相机摄制成图片。

㈦ CT成像基本原理的成像过程是什么

CT是用X线束对人体检查部位一定厚度的层面进行扫描，由探测器接收透过该层面的X线，转变为可见光后，由光电转换器转变为电信号，再经模拟/数字转换器（analog/digital converter）转为数字信号，输入计算机处理。图像形成的处理有如将选定层面分成若干个体积相同的长方体，称之为体素（voxel）。扫描所得信息经计算而获得每个体素的X线衰减系数或吸收系数，再排列成矩阵，即数字矩阵（digital matrix）.数字矩阵可存储于磁盘或光盘中。经数字/模拟转换器（digital/anolog converter）把数字矩阵中的每个数字转为由黑到白不等灰度的小方块，即像素（pixel），并按矩阵排列，即构成CT图像。

㈧ 联影ct采用什么重建算法

反投影重建算法。联影ct的重建算法模拟CT从角度0~360度的重建，角度越多，最后图像的还原度越高，但是图像相对模糊，对比度低，边界不够清晰。

㈨ 计算机层析成像的CTIS技术基本原理

CTIS 通过光学手段探测获取目标图像的三维信息( x , y ,λ): 它将经探测系统视场光阑的目标看成是一个具有二维空间信息( x , y) 和一维光谱信息(λ)的数据立方体, 先利用成像系统记录数据立方体在不同方向上的投影图像, 然后再利 用 CT 重建算法重建出三维数据立方体。
CTIS 图像重建算法的理论基础是 Radon 变换和中心切片定理 ( central slice theorem, 又称 Fourier 切片定理) 。Radon 变换是一种直线积分的投影变换, 设二维目标的分布函 数为 f ( x , y ), 则 Radon 变换 Pa( p )的函数值为 f ( x , y ) 在投 影线( ProjLine) 上的直线积分,即

其中, 投影角a为投影线与y 轴的夹角, P 为投影变换的坐 标。
从中心切片定理可得到两个重要结论：
(1) 图像的投影数据包含了该图像的特征信息, 并且可以利用这些信息重建 出原来的图像；
(2) 为实现图像重建, 理论上需要无穷多个 连续的投影数据。但实际应用中,一般利用有限个投影角度 的投影数据就可得到满意的重建效果。
在上述理论基础上 CTIS 得到了发展。图 1 给出了 CTIS 的投影成像原理。 该类成像光谱仪亦称画幅式层析成像光谱仪 , 不包含任何运动部件, 能对空间位置和光谱特性瞬时变化的二维目标进行光谱成像, 得到目标的空间信息和光谱信息, 并兼具高通量和多通道的优点, 这些是其他色散型或干涉型成像光谱 仪所无法比拟的。
光栅型计算层析成像光谱仪由前置光学系统 ( 包括望远镜或会聚镜、视场光阑等) 、准直系统、色散和再成像系统( 光栅、成像镜和焦平面探测器等) 组成。它采用 3 个呈 60b夹角交叠的一维光栅色散目标图像, 然后用焦平面阵列 来记录衍射图案。衍射图 案中间为零级衍射级, 即目标的直接全色图像, 确定了成像大小, 但对目标的光谱信息没有贡献；其他衍射图案为目标的不同衍射级, 这些色散图案对应目标立方体在相应投影角下的投影值, 利用基于 CT 的重建算法便可从这些投影图案中重建出光谱图像数据来。 该类成像光谱仪亦称高通量层析成像光谱仪 , 它与前者的不同是, 只能在一次曝光时间内获取目标的数据立方体的一个投影方向的投影数据； 通过绕光轴旋转直视棱镜, 获取 多个方向的投影, 对多个投影进行层析处理, 从而重建数据立方体。它工作在凝视方式下, 没有分束器, 能量利用率接近 100%。

㈩ 如何用matlab实现ct图像重建

如何用matlab实现ct图像重建
先用dicomread读入图像，再用cat创建三维矩阵，recevolume,smooth3进行预处理，然后用isosurface,isocap,isonormals,patch等函数创建三维模型，最后用view,lighting,colormap等设置颜色光照等。