醫(yī)學(xué)成像理論-CT重建原理教學(xué)探討課件

1、醫(yī)學(xué)成像理論、CT成像原理教學(xué)探討泰山醫(yī)學(xué)院放射學(xué)院影像技術(shù)教研室邱建峰醫(yī)學(xué)影像成像原理醫(yī)學(xué)影像成像理論醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)醫(yī)學(xué)成像技術(shù)名稱、教材與歷史沿革：名稱、教材與歷史沿革：X線攝影學(xué) 袁聿德主編 人民衛(wèi)生出版社 93年/97年醫(yī)學(xué)影像成像原理 李月卿主編 人民衛(wèi)生出版社 02年 十五規(guī)劃教材 09年第二版醫(yī)學(xué)影像物理學(xué)實(shí)驗(yàn) 王鵬程主編 人民軍醫(yī)出版社 07年 十一五規(guī)劃教材醫(yī)學(xué)影像成像理論 李月卿主編 人民衛(wèi)生出版社 03年 現(xiàn)代醫(yī)學(xué)影像物理學(xué) 包尚聯(lián)主編 北京大學(xué)醫(yī)學(xué)出版社醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng) 高尚凱主編 清華大學(xué)出版社醫(yī)學(xué)影像物理學(xué) 張澤寶主編 人民衛(wèi)生出版社CT原理與算法 莊天戈磁共振成像原理

2、 俎棟林醫(yī)學(xué)成像系統(tǒng) 美 馬克夫斯基名稱、教材與歷史沿革：課程設(shè)置影像醫(yī)學(xué)與核醫(yī)學(xué)本科專業(yè) 第三學(xué)年第一學(xué)期專業(yè)基礎(chǔ)課 專業(yè)課程的引入108學(xué)時(shí)/108學(xué)時(shí)/32學(xué)時(shí)/64學(xué)時(shí) 理論90學(xué)時(shí) 實(shí)驗(yàn)18學(xué)時(shí)成像理論系統(tǒng)評(píng)價(jià)質(zhì)量控制圖像識(shí)別（圖像處理）相關(guān)影像技術(shù)授課內(nèi)容：授課內(nèi)容：成像理論X線成像（平片、透視）數(shù)字X線成像（CR、DR、DSA）X-CT成像MRI成像US成像RNI成像放射技術(shù)放射學(xué)影像學(xué)信息學(xué)成像系統(tǒng)的評(píng)價(jià)評(píng)價(jià)：系統(tǒng)性能的高低 圖像質(zhì)量的好壞 成像應(yīng)用范圍的寬窄 對(duì)人體的損傷程度（安全性） 性價(jià)比授課內(nèi)容：評(píng)價(jià)手段系統(tǒng)評(píng)價(jià)函數(shù) 圖像質(zhì)量參數(shù) MTF 分辨率 DQE 噪聲 ROC

3、對(duì)比度QA QCQAQCQEQA 管理規(guī)范與優(yōu)化QC 主動(dòng)控制與調(diào)節(jié)QE 被動(dòng)測(cè)試與分析授課內(nèi)容：MRI QE方法 評(píng)價(jià)體系（其他成像設(shè)備：MTF/DQE/ROC） （主要依賴單個(gè)參數(shù)分析） 計(jì)算方法 （測(cè)量體模MRI圖像,公式分析）工具（體模） 水模（綜合體模/表面線圈體模/流動(dòng)體模/方水模 /原水模等）醫(yī)學(xué)圖像的識(shí)別基礎(chǔ)（基于圖像的理解與認(rèn)識(shí)）方法和工具（圖像后處理、處理、分析）授課內(nèi)容：對(duì)比度增強(qiáng)直方圖改善平滑處理邊緣增強(qiáng)。High ContrastInvert & ZoomCTMR3D Fusion from CT and MR 相關(guān)影像技術(shù)數(shù)字化性能提升CADPACS授課內(nèi)容：CAD

4、對(duì)乳腺微小化的檢測(cè)靈敏度為100%（偽陽(yáng)性數(shù)：0.57/image)；腫瘤檢測(cè)靈敏度為58%CADPACS一點(diǎn)個(gè)人看法重點(diǎn)突出，內(nèi)容簡(jiǎn)化重視數(shù)學(xué)基礎(chǔ)加強(qiáng)醫(yī)學(xué)數(shù)字圖像處理等相關(guān)課程的聯(lián)系重視圖表與實(shí)驗(yàn)必做實(shí)驗(yàn)項(xiàng)目選做實(shí)驗(yàn)項(xiàng)目屏-片系統(tǒng)的一維調(diào)制傳遞函數(shù)的測(cè)試鉛當(dāng)量的測(cè)量焦點(diǎn)的極限分辨率與散焦值的測(cè)試?yán)肁LVIM體模進(jìn)行數(shù)字乳腺攝影的ROC分析數(shù)字X線成像系統(tǒng)及PACS系統(tǒng)見習(xí)屏-片系統(tǒng)的噪聲等價(jià)量子數(shù)和量子檢出效率測(cè)試CT成像見習(xí)膠片特性曲線的制作及特性值測(cè)試核磁共振成像見習(xí)與信號(hào)可視化基于Web技術(shù)的簡(jiǎn)易PACS系統(tǒng)構(gòu)建CT、核磁共振的質(zhì)量控制CT投影數(shù)據(jù)采集、反投影重建超聲診斷儀成像光電倍

5、增管特性曲線的測(cè)定磁共振圖像質(zhì)量評(píng)價(jià)計(jì)算機(jī)輔助診斷見習(xí)SPECT成像、PET成像見習(xí)CT成像原理教學(xué)探討概述掃描方式、投影與數(shù)據(jù)采集螺旋CT重建方法質(zhì)量控制X-CTcomputed tomography tomo: Greek tomos section 希臘語(yǔ) tomos 切面 graphy: Latin -graphia, from Greek, from graphein. computerized axial tomography (CAT)計(jì)算機(jī)控制橫軸向X線斷層掃描術(shù)第一節(jié) 成像原理一、概述放射學(xué)與計(jì)算機(jī)科學(xué)的結(jié)合-技術(shù)飛躍 放射學(xué) 影像學(xué)與普通X線成像的本質(zhì)區(qū)別 透射像 斷層像H

6、ounsfield和Cormack因發(fā)明CT獲得1979年諾貝爾醫(yī)學(xué)和生理學(xué)獎(jiǎng)。 Central Research Laboratories, EMI LondonG. N. Hounsfield A. M. Cormack Tufts University Medford, MA, USA Electric and Musical Industries 百代唱片公司傅里葉變換卷積迪拉克函數(shù)-抽樣Radon變換重建方法：傅里葉(Fourier)生平1768年生于法國(guó)1807年提出“任何周期信號(hào)都可用正弦函數(shù)級(jí)數(shù)表示”1829年狄里赫利第一個(gè)給出收斂條件拉格朗日反對(duì)發(fā)表1822年首次發(fā)表在“熱的

7、分析理論” 一書中傅利葉變換是將任意一周期信號(hào)或非周期信號(hào)變換成用其自身頻率特性表述的一種形式，使信號(hào)的變化與頻率變化之間建立內(nèi)在的聯(lián)系，從分析頻率特性的角度來揭示信號(hào)本身的變化觀律。如圖所示的矩形波信號(hào)，經(jīng)過傅里葉變換成頻率變化的形式。 變換域（頻域）實(shí)質(zhì)是一種分析方法是其他變換的基礎(chǔ)應(yīng)用廣泛傅里葉變換（FT） 卷 積兩個(gè)信號(hào)卷積的定義為：卷積是一種數(shù)學(xué)運(yùn)算卷積的物理意義沖激函數(shù)的性質(zhì)篩選 篩選特性Johann RadonBorn: 16 Dec 1887 in Tetschen, Bohemia (now Decin, Czech Republic)Died: 25 May 1956 in

8、 Vienna, AustriaHe worked on the Calculus of variations, Differential geometry and Measure theory.常用的重建算法 二維傅利葉變換法（中心切片理論） 普通反投影 反投影法 平行線束 濾波反投影 去偽影重建 （雷登變換）扇形線束 卷積反投影 投影重建 迭代法（數(shù)值迭代） 擬和逼近法（算術(shù)擬和）二維傅里葉變換法二維傅里葉變換法將各個(gè)投影進(jìn)行一維傅里葉變換，再把各角度上的變換結(jié)果匯集起來，在變換成極坐標(biāo)上補(bǔ)足求得的傅里葉變換的頻域曲面，再改為空間直角坐標(biāo)。按公式進(jìn)行二維傅里葉反變換后即可得到重建圖像。 二

9、維傅里葉變換法是最理想的圖像重建方法之一。但該方法需要進(jìn)行正、反兩次傅里葉變換，計(jì)算量比較大，在實(shí)際應(yīng)用中不易實(shí)現(xiàn)。1二維傅里葉變換法二維傅里葉變換法理論依據(jù)：中心切片理論優(yōu)點(diǎn)：算法精確缺點(diǎn)：復(fù)雜耗時(shí)，運(yùn)算量龐大定義密度函數(shù)f（x，y）在某一方向上的投影函數(shù)g （R）的一維傅里葉變換函數(shù) G （p），是密度函數(shù)f（x，y）的二維傅里葉變換F（p，）在p，平面上沿同一方向過原點(diǎn)直線上的值。中心切片理論中心切片理論的證明特殊情況 =900一般情況中心切片的應(yīng)用指出了投影重建圖像的可能性二維傅里葉變換法如果我們?cè)诓煌嵌认氯〉米銐蚨嗟耐队昂瘮?shù)數(shù)據(jù)，并進(jìn)行傅里葉變換，那么變換后的數(shù)據(jù)將充滿整個(gè)（u，v

10、）平面。得到頻域函數(shù)F（u，v）的全部值，將其進(jìn)行傅里葉反變換，得到原始的密度函數(shù)f（x，y）即所要的圖像。填充（u，v）平面需要按照角度填充，即篩選角度，完成這一步驟需要做極坐標(biāo)轉(zhuǎn)換。空間域雷登空間極坐標(biāo)頻率域 2、反投影法反投影法(back projection)又稱總和法，是利用投影數(shù)值近似地復(fù)制出值的二維分布?；驹硎菍⑺鶞y(cè)得的投影值按其原路徑平均的分配到每一點(diǎn)上，各個(gè)方向上投影值反投影后，在影像處進(jìn)行疊加，從而推體出原圖像。 反投影法 反投影法算法舉例根據(jù)反投影算法x1=p5 = 5x6=p2+p3+p5=18平均化處理，除以投影線數(shù)目xi=xi/60000052001000000

11、56237181271108136250.8310.3300.51.16321.160.061.661.330.160.510.330.83反投影重建后原像素值再除以投影線數(shù)，平均化斷層平面中某一點(diǎn)的密度值可看作這一平面內(nèi)所有經(jīng)過該點(diǎn)的射線投影之和的平均值123456星狀偽跡反投影重建后，原來為0的點(diǎn)不再為0，形成偽跡00000520010000000.8310.330.51.16321.160.061.661.330.160.510.330.83原像素值再除以投影線數(shù)，平均化反投影法普通反投影法在反投影法中，反投影重建圖像的吸收系數(shù)與實(shí)際圖像之間有關(guān)系：校正模糊失真的步驟可先將fb(x，y)

12、作二維傅里葉變換，然后將變換結(jié)果用加權(quán)，則得真正圖像的二維傅里葉變換式，有：在此基礎(chǔ)上再行二維傅里葉反變換，按公式獲原圖像吸收系數(shù)分布面函數(shù)f（x，y）。顯然仍需進(jìn)行二維傅里葉正、反變換，因此并未減少計(jì)算量。反投影重建算法的一般步驟：原像取投影反投影重建重建后圖像反投影重建算法設(shè)被測(cè)人體斷面上器官或組織的吸收系數(shù)分布為，X線束掃描時(shí)在某一角度方向的投影表示為 ：則在角度的反投影可表示為：式中的是由沿反方向進(jìn)行反投影所產(chǎn)生的吸收系數(shù)，-函數(shù)起篩選角度作用。將上式全部角度上的反投影值相加，即對(duì)應(yīng)從0變化到所有反投影值加在一起，可得到圖像重建的吸收系數(shù)分布為：星狀偽跡產(chǎn)生星狀偽跡的原因在于：反投影重

13、建的本質(zhì)是把取自有限物體空間的射線投影均勻地回抹(反投影)到射線所及的無限空間的各點(diǎn)之上，包括原先像素值為零的點(diǎn)直接反投2DIFT2DFTX頻域空域普通反投影法反投1DFTX 頻域空域?yàn)V波反投影法1D IFT反投X C（R）空域卷積反投影法濾波或卷積反投影法濾波或卷積反投影法扇束投影重建算法的分類重排算法 把一個(gè)視圖中采得的扇形數(shù)據(jù)重新組合成平行的射線投影數(shù)據(jù)，然后用平行束的算法重建。直接重建算法 不必?cái)?shù)據(jù)重排，只需適當(dāng)加權(quán)即可運(yùn)用與平行束類似的算法重建反投影重建實(shí)際實(shí)驗(yàn)CTsimMatlab-radonMATLAB仿真迭代重建迭代重建同樣使用反投影，但不進(jìn)行濾波。方法：反投影重建圖像，對(duì)新圖像進(jìn)行投影，將新投影與真實(shí)投影比較，進(jìn)行修正。通常用兩投影差反投來改善圖像。并進(jìn)行迭代求最佳。迭代法代數(shù)重建算法（ART） 最有效