數字放射成像的基本物理原理/應用

來自靜脈腎盂造影 (IVP) 系列的放射照片。

本章介紹了數字放射成像的一些臨床應用。普通放射成像作為診斷放射成像的主要手段之一，已經從傳統的基於膠片的成像過程轉變為基於數字技術的成像過程。本章將討論這些變化對輻射劑量和影像質量的影響。還將討論一些專業應用，例如乳腺X線攝影、數字減影血管造影、C型臂CT、多探測器CT、雙能放射成像和影像融合。

普通放射成像

自世紀之交以來，數字影像接收器在普通放射成像中得到越來越廣泛的應用。早期研究表明，在骨骼放射成像中，數字影像接收器的影像質量優於膠片/增感屏技術。在此基礎上，曝光技術的改進也隨之而來。此外，還對傳統放射成像與各種形式的計算放射成像 (CR) 與直接和間接數字放射成像 (DR) 的劑量進行了比較。此外，還研究了數字影像接收器在透視應用中的效能。

這些研究結果表明，數字技術具有顯著優勢。總的來說，影像接收器的變化在技術上類似於攝影中從基於膠片的相機向數碼相機的轉變。然而，在實施數字放射成像時，工作實踐的變化和資本成本是主要考慮因素。

截至2010年的經驗表明，從物理學的角度來看

• 標準CR板相對於傳統的400速膠片/增感屏系統沒有劑量降低，
• 雙面讀取CR的DQE比單面讀取CR高約40-50%，
• 結構化磷光體CR的DQE比雙面讀取CR高約50%，接近間接DR的DQE，
• 具有結構化磷光體的間接DR接收器在低於4 LP/mm的空間頻率下，DQE約為直接DR接收器的兩倍，
• 間接、結構化磷光體DR的劑量比400速膠片/增感屏系統低30-50%，以及
• 對於身體高度衰減的區域（例如胸部X線照片的心臟後方區域和隔膜下方區域），劑量節省有限，但在X射線透明度高的區域（例如肺部區域）可以超過50%。

從實際角度來看，影像接收器與數字影像處理器之間整合了Wi-Fi連線性，從而提高了這些裝置在臨床應用中的便利性。還開發了CR成像盒（包括讀取裝置）和尺寸與傳統膠片/增感屏盒類似的DR盒。因此，它們可以在患者床、立式增感屏架和其他放射成像裝置的設計上無需進行重大改變的情況下使用。

DR技術的應用也推動了新的成像技術的發展，如數字體層攝影和時間減影，以及新的數字影像處理形式，例如胸部X線照片中的肋骨抑制和計算機輔助診斷 (CAD)。然而，這些主題超出了我們這裡討論的範圍。

乳腺X線攝影

乳腺X線攝影是一種軟組織成像形式，所使用的儀器專門設計用於對女性乳房進行成像。因此，需要低能量的X射線來利用光電效應，從而增強不同型別組織之間的區分。此外，成像系統還需要分辨微小細節，例如微鈣化。因此，需要使用小焦斑X射線管和高解析度影像接收器。這些具體要求將在下面更詳細地討論。

乳腺X線攝影管

為了在不同組織之間產生足夠的對比度，需要大約 20 keV 的 X 射線能量。這種能量可以區分浸潤性導管癌和脂肪，例如，儘管脂肪和纖維組織之間的差異很小。

圖 7.22: (a) 鉬陽極 XRT 的 X 射線能量譜和 (b) 新增 30 μm 厚度的鉬濾波後的 X 射線能量譜

鉬 (Mo) 可以用作X 射線管 (XRT) 中的陽極材料，而不是鎢。鉬能量譜由 17 到 19 keV 之間的 K 特徵線和軔致輻射連續譜組成 - 見圖 7.22。軔致輻射可以透過新增鉬濾波器來衰減，鉬濾波器優先消除低能輻射，否則低能輻射將被組織完全吸收，對影像形成幾乎沒有貢獻，以及高能 X 射線，否則會降低物體對比度。這是一個K 邊緣過濾應用的例子。

銠 (Rh) 也可用於陽極和濾波器材料。Rh 的 K 邊緣為 23.2 keV，略高於 Mo，這對於以比 Mo 陽極更低的吸收劑量對更厚、更密集的乳房進行成像可能具有優勢。這是由於 Rh K 層特徵 X 射線的穿透能力更強。其他陽極/濾波器組合，例如 Mo/Rh、W/Ag 和 W/Rh 也已被使用。

大多數用於接觸乳腺造影的 X 射線管具有小的焦點（例如 0.3 mm），小於一般放射學中使用的一半。需要這種小的焦點來對細微細節進行成像，例如微鈣化，其大小可能不超過 100 μm。XRT 陽極的熱量會限制管電流，最大不超過約 100 mA，在 25 kV 下，因此需要長達 3 秒或更長時間的曝光時間來進行補償。因此，在曝光期間需要抑制患者的運動。

乳腺造影 XRT 通常採用金屬外殼（而不是通常的玻璃），並有一個薄的鈹 (Be) 出射口。這種設計具有抑制焦外輻射的優點。此外，可以構造 X 射線管，使陽極-陰極軸偏移以實現小的焦點尺寸 - 見圖 7.23。

此外，已經發現焦點應該位於一條垂直於影像接收器的直線上，這條直線包含胸壁邊緣。同樣重要的是，準直器也應進行調整，以確保 X 射線束在該邊緣上與影像接收器相交。

圖 7.23: 帶有準直器和乳房支撐的乳腺造影 XRT。

乳腺造影影像接收器

理想的乳腺造影成像系統將需要極限空間解析度約為 20 LP/mm 或更高，動態範圍至少為 5,000:1，並且對患者的輻射劑量最小。一個典型的 18x24 cm 的視野需要至少 9,600x7,200 畫素的矩陣尺寸，每個畫素至少有 12 位深度，才能實現所需的空間解析度。因此，一張影像所需的計算機儲存量為 132 兆位元組。即使在 10 LP/mm 的極限解析度下，單個數字影像也仍然需要 33 兆位元組的儲存空間。

將 CR 技術應用於乳腺造影的主要問題是其空間解析度，其限制在約 5 LP/mm 以下，一般使用的取樣率為 10 畫素/mm。然而，由於後採集數字影像處理可獲得更高的對比度和動態範圍，因此預期的解析度損失可能不是一個嚴重的問題。減小刺激雷射束的直徑、使用更薄的熒光粉層和雙面讀出 CR 板是三種可以用來解決這個問題的方法。

直接和間接 DR 接收器都可以用於數字乳腺造影。在這裡，製造技術將畫素尺寸限制在大約 70-100 μm，影像尺寸高達 3,328x4,096 畫素，面積高達 24x29 cm。再次假設，空間解析度的缺乏透過影像接收器的寬動態範圍以及數字影像處理的空間頻率和對比度增強能力得到補償。

另一種獲得數字影像的技術涉及將傳統的熒光粉屏透過透鏡或光纖耦合到電荷耦合器件 (CCD)。在小視野應用中，CCD 矩陣可能只有 1,024x1,024 畫素，系統已經證明了約 10 LP/mm 的極限空間解析度。可以使用 CCD 陣列來實現更大的視野 - 見圖 7.24，面板 (a)。當單個畫素的大小為 40 μm 且探測器區域為 18x24 cm 時，將產生 4,800x6,400 畫素的影像矩陣，這可以提供 12.5 LP/mm 的空間解析度。更廣闊的區域接收器也已在通用放射學中得到應用，並且已經對多光束均衡放射照相（AMBER）的數字實現進行了研究。

圖 7.24: (a) 使用光纖錐形體將大型熒光粉屏耦合到多個 CCD；(b) 掃描狹縫系統，其中狹窄的熒光粉屏透過光纖耦合到少數 CCD，XRT/探測器掃描人體解剖結構。

另一種選擇是使用狹縫掃描裝置 - 見圖 7.24，面板 (b)。在這裡，穿過壓縮乳房的透射 X 射線在 CsI:Tl 熒光粉條帶中產生光，該光被光纖收集並傳送到 CCD 陣列。這種設計的某些特點是

• X 射線束準直成狹窄寬度（例如 22 x 1 cm）的扇形，具有高水平的散射抑制，
• 熒光粉耦合到多個離散的 CCD 陣列，這些陣列並排放置在一起形成線性陣列。每個 CCD 陣列具有 2,048x400 畫素，尺寸足夠小，以使系統能夠實現 10 LP/mm 或更高的空間解析度，
• 透過以恆定速度掃描扇形 X 射線束穿過乳房，逐行獲取影像 - 見圖 7.25。這種影像獲取形式類似於計算機斷層掃描 (CT) 掃描中使用的掃描投影放射照相影像，也稱為探測檢視，
• 影像獲取時間為 5 秒，以及
• 由於 X 射線視野和熒光粉探測器相對較小，散射並不構成嚴重問題，因此不需要使用柵格 - 這意味著患者的潛在劑量節省。

圖 7.25: 掃描狹縫數字乳腺造影的示意圖。

掃描狹縫方法的缺點之一是需要較長的曝光時間，這會增加 X 射線管的負荷。可以使用鎢陽極 XRT 來解決這個問題，與鉬陽極 X 射線管相比，鎢陽極 XRT 的 X 射線產生效率和散熱效率明顯更高。X 射線管可以在 20 到 45 kV 之間執行，可以選擇 Al、Mo 或 Rh 濾波器。鑑於先前關於使用低 kV 以獲得高物體對比度的討論，這似乎是適得其反的。但是，探測器的動態範圍為 5,000:1，因此，雖然物體對比度降低了，但仍然可以獲得高影像對比度。

還開發了基於光子計數探測器的掃描系統，例如晶體矽 X 射線探測器和多通道氣體電離室。它們具有這樣的優點：它們檢測到探測器中發生的每個 X 射線光子吸收事件，而不是像傳統影像接收器那樣對多個光子產生的影像訊號進行積分。因此，可以使用閾值技術來抑制影像噪聲。

Lazzari 等人 (2007)比較了五種用於數字乳腺造影的成像系統的效能。發現直接 DR 影像接收器的 DQE 比間接 DR 影像接收器高，並且兩者都優於掃描狹縫系統。此外，數字斷層合成技術的乳腺造影應用，稱為數字乳腺斷層合成 (DBT)，已被研究。

Sprawls (2019)回顧了乳腺造影的歷史發展。

乳腺造影 AEC

與傳統射線照相中的AEC不同，控制探測器不能放置在CR成像盒前面，因為它會過度衰減X射線束並投射自身的X射線陰影。陰影在乳腺X線照相中使用的低X射線能量下尤為明顯。但是，當將其放置在盒後時，到達控制探測器的X射線通量量受影像接收器中吸收的影響很大，而影像接收器本身又強烈依賴於從患者體內射出的X射線光子的能量。最終結果是，傳統的AEC裝置對乳房型別、厚度和千伏的變化補償非常差。然而，這些問題可以透過微處理器控制的HV發生器開關來克服。AEC探測器測量瞬時劑量率，並根據所選kV和/或測量的乳房厚度，使用查詢表（LUT）在適當的時間終止曝光。每個操作模式可以設定一個單獨的LUT，例如，帶網格的接觸乳腺X線照相、不帶網格的接觸和放大成像。

AEC的功能可以使用自動kV操作模式進行擴充套件。控制系統在曝光啟動後約10-30毫秒內快速確定，所選kV是否能夠在足夠短的時間內實現所需的影像質量。如果不是，可以適當地提高kV，以確保曝光時間限制（由管負載決定）不會超過。

直接射線照相（DR）系統可以使用影像接收器本身作為AEC感測器。

乳腺X線照相散射減少

乳房組織的壓縮對於

• 減少散射輻射至關重要，否則會降低主體對比度，
• 透過減少束硬化量來提高對比度，束硬化是在X射線束穿過組織時發生的，
• 固定乳房，
• 將乳房結構定位到更靠近成像平面，
• 產生更均勻的乳房厚度，以及
• 透過使用更短的曝光時間來降低吸收劑量。

壓縮墊可以用薄的聚碳酸酯或壓克力板製成。它們的設計使得當乳房被壓縮時，可以防止乳房組織向上爬到胸壁。

此外，網格用於進一步減少散射輻射並提高主體對比度。它們通常是移動的網格，由碳纖維間隙製成，儘管其他設計也正在使用，例如，蜂窩網格，使用銅作為衰減器，空氣作為間隙材料。布基係數通常為2-2.5，網格比率為4:1或5:1。

對於小於28kV的千伏，通常可以實現足夠的主題對比度，對於更薄的乳房厚度，甚至更低（例如23kV）。

放大乳腺X線照相

圖7.26：乳腺X線照相系統的照片。

放大乳腺X線照相，m=1.5-2.0，廣泛用於需要病灶定位技術的隨訪研究。放大射線照相有幾個技術優勢，包括

• 提高記錄系統的空間解析度，
• 減少由影像接收器結構成分引起的影像噪聲，以及
• 減少散射，因為氣隙（例如15-30釐米），特別是在錐形放大研究中。

請注意，這些優勢是以增加乳房在初級束中的部分的輻射劑量為代價的，因為許多臨床系統需要將乳房定位到更靠近X射線管的位置 - 例如，參見圖7.26。

此外，放大乳腺X線照相通常使用小至0.1毫米的焦點。在最大管電流僅為15-25mA的情況下，曝光時間過長的問題很嚴重。可以透過將千伏提高到30-32kV來達到患者運動和主題對比度之間的折衷方案，從而將曝光時間保持在合理的範圍內。然而，應該意識到放大成像是一種劑量較高的技術，這是由於乳房與焦點的接近，因此導致皮膚劑量增加高達四倍。雖然這種增加部分被乳房的區域一般只被照射且這種檢視不需要網格這一事實抵消了，但最終結果是吸收劑量增加了大約兩倍。

立體定向成像可用於協助核心活檢取樣，例如，使用14-號針。雖然可以對傳統的乳腺X線照相裝置進行附件，但俯臥式系統提供了更好的人體工程學，該系統將要活檢的乳房透過患者床上的一個孔放置在懸垂位置。XRT、壓縮墊、影像接收器和活檢槍都安裝在桌子下方，桌子的高度可以調節，以便為放置針頭留出足夠的空間。活檢槍通常安裝在遊標驅動的桌子上，這使得在活檢過程中可以精確地定位針頭。壓縮乳房中含有可疑病灶的區域性區域的影像通常使用XRT在兩個不同位置拍攝，通常與成像平面垂直的線成±15°，以便為計算機控制的活檢針前進提供座標資訊。

最後，應該注意的是，在年齡在40至55歲之間的一組10萬名女性中，每年進行乳腺癌篩查，直到74歲進行兩年一次的篩查，劑量為每次乳房檢查3.7mGy。據預測，這些暴露最終會導致86例乳腺癌，其中11例為致命性乳腺癌，並且由於早期發現，將節省10,670個女性年。因此，與40歲以上女性常規乳腺X線照相篩查相關的輻射誘發乳腺癌風險被認為非常低，特別是與篩查的預期益處相比，因此，輻射風險不應該阻止女性進行乳腺X線照相篩查。

數字減影血管造影

數字減影血管造影（DSA），顧名思義，涉及影像減影技術 - 參見圖7.1。正如將在下面看到的那樣，該技術不僅僅是在數字影像處理器中應用減影過程。此外，將看到，所使用的技術型別雖然基於透視系統的設計，但需要包含DSA特有的許多修改。然而，在討論技術之前，需要介紹一些基本的物理學知識，這些知識將有助於將隨後的技術討論置於背景中。

圖7.1：DSA研究中的影像：（a）掩模影像；（b）即時影像；（c）掩模-即時影像；（d）即時-掩模影像。

基本DSA物理學

減影血管造影過程，如圖7.2所示，涉及從同一區域的造影前影像（通常稱為掩模影像）中減去造影后影像（通常稱為即時影像）。當假設單能X射線照射患者並且沒有產生散射輻射時，即時影像的適當點的輻射強度I₂與掩模影像的相同點的強度I₁的關係為

圖7.2：假設厚度為t_c的血管的血管造影減影說明。

I₂ = I₁ exp (-μ_c ρ_c t_c)

其中μ_c、ρ_c和t_c分別是對比介質的質量衰減係數、濃度和厚度。因此，當I₂直接從I₁中減去時，減影影像由下式給出

D = I₁ - I₂。

因此，

D = I₁ - I₁ exp(-μ_c ρ_c t_c)

因此，

D = I₁ [1 - exp (-μ_c ρ_c t_c)].

這個方程式表明，減法訊號 D 包含來自掩模影像 I₁ 的資訊，以及來自即時影像的資訊。因此，減法影像中不透明血管的密度將包含依賴於患者血管下方和重疊的解剖結構細節的偽影。這些偽影是由於物質中輻射衰減的指數性質造成的。理想情況下，可以透過在減法之前計算透射強度的自然對數來減少這些偽影。這樣做時，減法影像現在僅取決於對比劑，而不受周圍解剖結構的偽影影響，如下所示

D_log = ln I₁ - ln I₂,

所以

D_log = ln I₁ - ln I₁ + μ_c ρ_c t_c

因此，

D_log = μ_c ρ_c t_c.

許多 DSA 系統利用上述推理在減法之前對掩模和即時影像進行對數變換。此對數減法過程的第二個理論優勢是生成不受成像裝置空間不均勻性影響的影像。例如，X 射線影像增強器 顯示出明顯的空間不均勻性。

對數減法的第三個理論優勢是生成影像，其中影像密度與對比介質的投影厚度 ρ_ct_c 成正比。此特性導致對影像進行密度分析，以推匯出臨床上有用的功能指標，例如百分比狹窄和左心室射血分數。但是，重要的是要注意，上述推理基於許多簡化的假設（例如，單能輻射，無散射），當將其包含在上述處理中時，會使所得出的總體結論無效 - 請參見圖 7.3。然而，對數減法在臨床 DSA 中得到了廣泛應用。

請注意，直接對數變換後會導致灰度級的大量壓縮，並且通常使用將變換後的畫素值乘以比例因子來重新建立灰度級。術語數字減影血管造影現在可以理解為一種簡化，因為要理想地實施該技術需要對數變換和乘法，以及畫素值的減法。

圖 7.3：D_log 對投影厚度的依賴關係，適用於典型的散射與初級比率 (SPR) 範圍。

圖 7.3 說明了 D_log 對對比介質的投影厚度 的依賴關係，適用於一系列散射與初級比率 (SPR)，即檢測到的散射輻射和初級輻射強度的比率。這些圖是透過在上述分析中包含散射貢獻生成的。從圖中可以看出，隨著 SPR 的增加，D_log 顯著降低，並且對投影厚度的依賴關係變得非線性。例如，可以看出，當 SPR=5 時，在 50 mg cm^-2 的投影厚度下，D_log 降低了約 85%，相對於無散射條件而言，即不透明血管的對比度將降低這個因子。此外，可以看出，當 SPR=5 時，例如在約 20 mg cm^-2 以上，D_log 變得相對獨立於投影厚度，因此，區分不同投影厚度的能力（以及由此產生的血管不透明度）會顯著下降。

與本次討論相關的另一個問題涉及臨床成像條件下典型的 SPR。下表顯示了胸部 X 射線照片 的測量 SPR，以說明情況。例如，可以看出，當不使用柵格時，所有解剖區域的 SPR 都大於 1，即散射強度始終超過初級強度。還可以看出，使用 12:1 柵格可以實現最大的 SPR 降低。現在參考圖 7.3，可以看出，散射減少技術（例如，使用空氣間隙或柵格）因此可能會改善不透明血管的對比度，並且它們的對比度仍然會比無散射條件下顯著降低。

不同放射照相技術下胸部體模四個區域的 SPR - 改編自 Niklason 等人。

成像技術	肺	肋骨	心臟	縱隔
無柵格	1.22	1.78	4.26	10.1
30 釐米空氣間隙	0.54	0.61	1.78	4.56
6:1 柵格	0.59	0.75	1.7	3.55
12:1 柵格	0.35	0.47	0.85	1.33

很明顯，本次討論與前面章節中關於組織中骨骼成像的 SPR 考慮因素一致。

可以使用計算機影像處理來實現改進的散射減少。這些方法包括基於對散射場的估計以從患者影像中減去散射場的那些方法，以及基於影像反捲積技術的那些方法。散射減法技術使用散射和初級測量來計算一個平滑的、緩慢變化的散射場，通常很麻煩，並且需要至少兩次解剖結構的曝光。此外，由於數字化的離散性質以及訊號與噪聲比 (SNR) 的降低（因為減法過程會降低訊號並保持噪聲），減法影像的動態範圍降低。

影像反捲積技術基於空間濾波過程，其中假設散射場具有低空間頻率內容，並且在散射校正過程中抑制了這些頻率。然而，這種方法缺乏對特定散射場中實際空間頻率的準確瞭解。

需要注意的是，散射校正對於體積斷層掃描 的成功應用至關重要。

DSA 影像噪聲

影像減法過程對影像中噪聲 的存在高度敏感 - 理論上，噪聲會增加約 40%，這是減法過程的直接結果，這是由於噪聲方差 的二次加法造成的。因此，需要在 DSA 成像中應用降噪技術以提高血管造影細節的顯著性。DSA 影像中的主要噪聲來源是量子噪聲 - 這是由 X 射線產生的隨機性造成的，以及系統噪聲 - 這是由成像系統的電子元件造成的。例如，XII 基熒光鏡中系統噪聲的主要來源通常歸因於攝像機。

這些來源的組合貢獻會導致影像中區域出現斑點外觀。反映這種斑點的 DSA 影像質量指標是影像中不透明區域的信噪比 (SNR)。自然，當使用高輻射照射量和高質量成像元件時，SNR 會很高。但是，它也取決於個人檢查中被調查區域的不透明度以及對比劑的數量。

當量子噪聲是主要噪聲源時，可以證明 SNR 與對比劑濃度 ρ_c 和 XII 入口處吸收劑量 D_XII 的平方根成正比，即

SNR∝ρ_c √D_XII.

這種關係表明，為了使 SNR 翻倍，血液中的對比劑濃度可以翻倍，或者曝光量可以增加四倍。很明顯，這兩種方法都會增加患者因該程式而遭受的風險。

其他可以證明對 SNR 有益影響的因素包括

• 透過放置例如增量材料在高透射率區域上來均衡整個影像的透射率，以生成影像所有區域的近似相似的透射率。

• 選擇略高於碘 K 邊緣（即高於 33 keV）的 X 射線能量。因此，當使用較低的千伏電壓時（例如 65 kV 而不是 100 kV），可能會獲得具有更高 SNR 的影像，直到 K 邊緣和 X 射線管 (XRT) 的輸出所施加的限制。

重要的是要注意，上述考慮假設量子噪聲在成像系統內部來源的噪聲中占主導地位。此條件只能透過使用高質量成像元件來直接滿足。還應注意，當系統噪聲超過量子噪聲時（例如，在具有噪聲或有缺陷攝像機的透視系統中），增加輻射照射量不太可能降低影像中的噪聲。

影像噪聲也可以透過DSA影像處理器來降低。這是透過對計算機採集後、減影前的一系列血管造影影像進行影像平均化處理來實現的。最簡單的影像平均化形式包括將多個影像加在一起併除以該數字。可以根據統計學原理證明，此過程理想情況下可以將噪聲降低 √N 倍，其中 N 是平均影像的數量。因此，要使信噪比提高一倍，應平均四個影像。信噪比的改善也可以透過整合（即新增）影像和遞迴濾波來實現。後一種過程可能涉及對血管造影影像序列應用指數加權移動平均過程。可以證明，這種濾波比簡單平均更強大，可以提供理論上的信噪比改善 √(2N-1)。請注意，這種型別的濾波也可以應用於篩查曝光，提供有時被稱為熒光噪聲降低 (FNR) 的功能。數字噪聲降低技術通常使用DSA影像處理器的影像ALU元件來執行。

圖 7.4：透過將八個影像（掩模影像和即時影像）在減影前進行整合得到的DSA影像。

數字噪聲降低的時間平均化功能也可以用於影像呈現目的，以便可以使用單個影像（見上面所示的外周研究中圖7.4中的示例）來顯示造影劑在研究過程中的運動時間過程，而不是使用一系列多個影像。這樣的影像有時被稱為血管軌跡。

傳統的DSA成像可以被認為是廣義影像處理的子集，稱為時間濾波。這種通用方法側重於對影像進行時間處理，以消除例如對所有獲取影像都通用的特徵，並增強在影像序列時間過程中發生變化的特徵。此外，該概念表明，影像減影只是眾多可實現預期結果的機制之一。例如，傳統DSA的一個缺點是，大量患者劑量沒有用於生成診斷影像。在極端情況下，考慮一個涉及獲取25張影像的DSA影像序列，並假設其中只有兩張影像用於生成顯示感興趣血管的影像。在這種情況下，只有8%（即2/25）的劑量得到利用，而其餘92%的劑量基本上被浪費了。時間濾波影像序列試圖透過將25張影像中的更多影像用於生成診斷影像的數字處理來克服這一限制。

一種時間濾波方法，稱為整合掩模模式DSA，涉及將造影劑到達之前獲取的多張影像加在一起（也稱為整合）以形成整合掩模影像，並將多張峰值混濁影像加在一起以形成整合即時影像。這是用於生成圖 7.4 中血管軌跡影像的過程。因此，當使用四張影像生成每個整合掩模和即時影像時，25張影像中的八張現在用於減影過程，因此只有68%的劑量被浪費了，並且減影影像具有更低的噪聲。

第二種時間濾波方法，稱為匹配濾波，試圖利用所有 25 張影像。它涉及使用從感興趣血管中造影劑濃度的時間變化中獲得的資訊。此資訊可以透過使用密度分析軟體繪製血管區域的稀釋曲線來獲得，即造影劑時間過程的圖。然後使用此稀釋曲線來定義應用於序列中每個影像的一系列權重因子，並將得到的影像簡單地加在一起。由於整合了影像，處理後的DSA影像具有相對較高的信噪比。此類濾波器的進一步改進可用於將到達時間和峰值混濁時間等引數顏色編碼到顯示的影像資料中。儘管匹配濾波在理論上和實驗上已被證明可以生成具有良好影像質量和劑量利用特性的DSA成像過程，但它並沒有得到廣泛的臨床應用。

DSA儀器

DSA成像系統通常基於將熒光透視系統與計算機技術相結合。我們已經在前面的章節中考慮了X射線源和影像接收器。這裡重點介紹這種技術中特定於DSA的功能。

圖 7.5 顯示了用於DSA的成像系統的框圖，該系統基於XII影片技術。可以看到，來自攝像機的影像被饋送到數字影像處理器以進行處理、儲存和顯示。為了實現脈衝曝光操作模式，影像處理器和攝像機以及高壓發生器之間需要控制連線。這些控制連線用於指示高壓發生器啟動每次曝光脈衝並選擇攝像機的適當操作模式。系統通常包括XII和攝像機之間的可變光學光圈。請注意，出於清晰度的考慮，圖中未包含此裝置。

圖 7.5：基於XII影片技術的DSA成像系統的框圖。

用於脈衝曝光DSA的強輻射曝光會在XII輸出端產生相對明亮的影像。由於此類明亮的XII影像很可能使攝像機（通常對光具有很高的敏感度）飽和，因此通常使用光圈來控制攝像機靶的照明。在用於患者定位的熒光透視曝光期間，光圈設定較寬，而在DSA曝光期間設定較窄。光圈的精確設定取決於具體的檢查，通常由數字影像處理器自動設定。

DSA需要大功率X射線發生器和XRT。因此，使用可以產生高達100 kV、1000 mA的曝光量的發生器，曝光時間非常短，並且使用具有高熱容量和小型焦點的XRT，例如0.5 mm。發生器還應能夠產生用於導管引導和患者定位目的的低連續曝光。

脈衝曝光DSA需要專用攝像機。影響其設計的一個因素是需要低噪聲元件，如前所述。這可以透過使用基於二極體配置的電子槍的攝像機來實現。這種設計允許使用相對較大的電子電流來掃描攝像機靶，從而產生低噪聲影像。已經發現，需要具有大約60 dB (1000:1) 的信噪比的攝像機。

影響脈衝曝光DSA攝像機設計的第二個因素是需要生成具有良好時間解析度的影像。因此，攝像機靶應由低殘留或換句話說，低滯後的材料製成。這種靶材可以使用氧化鉛來獲得，就像在Plumbicon攝像機中一樣。使用這種靶材的另一個優點是它的傳遞特性具有單位增益 - 這有利於後續的影像數學處理。

影響攝像機設計的第三個因素是用於用電子束讀取靶材的特殊掃描模式。隔行掃描和逐行掃描都使用，如前面所述。

最後，高解析度攝像機已在DSA中得到應用。其中包括1049線Plumbicon和CCD攝像機，以高達25幀/秒（fps）的速度生成1024 x 1024 x 10點陣圖像，以及2099線Plumbicon，以高達7.5 fps的速度生成2048 x 2048 x 10點陣圖像。

DSA影像處理器

圖 7.6 顯示了DSA影像處理器的框圖。可以看到，來自XII影片影像接收器的影片訊號使用模數轉換器 (ADC) 進行數字化，並將得到的數字資料在儲存到其中一個影像儲存器之前，透過輸入查詢表 (ILUT)。ILUT通常用於對獲取的影像進行對數變換。需要注意的是，在一些系統設計中，對數處理是使用影像儲存器和ALU之間的查詢表來執行的，以便顯示的未減影影像以其傳統的非對數格式顯示，而減影影像則應用了對數變換。

圖 7.6：DSA影像處理器的框圖。

常規DSA至少需要三個影像儲存器 - 一個用於掩模影像和即時影像，第三個用於減影影像，儘管大多數系統都有儲存超過三個影像的能力。影像減影使用算術/邏輯單元 (ALU) 來執行，減影影像資料沿著反饋路徑饋送，以便可以將其儲存在影像儲存器中。ALU還可以用於對影像進行平均化以降低噪聲。

圖中所示的影像處理器型別也可以用於實現 DSA 成像基本主題的多種變體。其中一種變體被稱為時間間隔差 (TID) 成像，它涉及在 DSA 研究期間定期更新掩模影像儲存器的內容。這種方法允許顯示影像之間的短期變化，因此適用於對快速移動事件（如心臟收縮）進行成像。

另一種變體涉及在患者的同一區域（例如，頸動脈 和頸靜脈）獲取動脈和靜脈血管的影像，這樣當從靜脈期的即時影像中減去動脈期的掩模影像時，就可以生成顯示動脈和靜脈血管的減影影像。第三種變體被稱為路標 - 見圖 7.7 - 其中使用峰值增強的影像作為掩模，隨後在不注射額外的造影劑的情況下，使用減影影像來引導導管或導線的推進。

圖 7.7：路標：頂部序列說明了傳統的 DSA，突出顯示了與血管最大增強相關的對比增強影像，它成為了路標掩模。較低的序列說明了在插入導線過程中從路標掩模中減去即時透檢視像的結果。導線清楚地顯示在血管上，與使用傳統 DSA 時的情況形成鮮明對比（見右側影像）。

DSA 的一些特定影像處理包括

• 重新掩模：此過程用於減少減影影像中的運動偽影，這些偽影是在掩模影像和即時影像的獲取之間患者移動時產生的 - 見圖 7.8。該過程通常涉及在影像獲取後互動式地選擇更合適的掩模影像，以最大程度地減少顯示的 DSA 影像中運動偽影的影響。

• 重新配準：此過程也用於減少 DSA 影像中的運動偽影，通常稱為畫素偏移。該過程涉及將掩模影像相對於即時影像以小增量空間偏移，以實現對兩個影像共有的特徵的改進配準。在操作員互動下，可以實現垂直和水平偏移，其量級為畫素的一小部分。陣列處理器可用於以所需的速率執行必要的計算和影像偏移。然而，由於投影身體運動的複雜性，簡單的垂直和水平偏移不太可能消除影像中的所有運動偽影。但是，這種方法通常對影像內的孤立區域很有用。

• 地標：此過程用於在減影影像中提供解剖學地標。它通常透過不是減去整個即時影像，而是減去其強度的一小部分（例如 90%）來實現，再減去掩模影像。

• 空間增強：此過程用於改善減影影像的美觀外觀，以便血管邊緣以更高的突出度顯示（例如，邊緣增強）或抑制影像中的急劇過渡（例如，影像平滑）。陣列處理器可用於以高速執行必要的計算。

圖 7.8：DSA 對足部進行研究時出現運動偽影的一個示例。

• 量化：此過程用於從 DSA 影像中提取定量資訊。通用計算機與專用軟體一起用於此目的。兩種通用方法已得到應用。一種方法被稱為幾何分析，它涉及測量影像中感興趣點之間畫素的數量或影像中指定區域內的畫素數量。例如，在此基礎上，血管中的狹窄區域可以參考血管的非狹窄區域，或者可以在收縮期和舒張期影像中比較左心室的投影面積。此外，在進行適當的影像校準後，可以以傳統的測量單位（例如 mm 或 cm）計算距離。第二種方法被稱為密度分析，它涉及計算影像增強區域中的平均畫素值。例如，心臟射血分數和狹窄也可以使用這種方法進行評估。這兩種方法通常依賴於對血管和心腔邊緣的準確確定。因此，大多數量化軟體還包含有助於可重複邊緣定位的功能。請注意，幾何和密度分析也可能涉及重大的測量偽影。在幾何情況下，這些主要來自成像過程引入的空間畸變。在密度情況下，它們主要來自散射輻射和眩光的貢獻 - 因此，如前面討論的，需要應用校正技術在需要準確測量的場合。

其他過程包括劑量追蹤、旋轉血管造影和體積斷層血管造影。劑量追蹤已被證明對周圍血管造影特別有用，例如。在此，對比介質的進展被自動跟蹤，並用於將床臺和/或 XRT/影像接收器移動到下一個解剖區域。隨後的減影影像集可用於構建周圍血管的合成影像。在旋轉血管造影中，例如，C 形臂元件可以在成像序列期間以每秒 10-30 度的速度旋轉。隨後對減影影像的動態顯示可以用於生成感知的 3D 演示，以便可以更容易地理解血管內的複雜關係。體積斷層血管造影類似於計算機斷層掃描 (CT)，其中 C 形臂在成像序列期間圍繞患者旋轉。影像資料經過體積重建演算法處理，該演算法允許生成增強血管的三維影像。我們將在下面更詳細地討論此後一個過程。

錐形束計算機斷層掃描

圖 7.9：影像退化的起源：每種組織元素的衰減可以透過線性衰減係數 μ 來表徵，如 (a) 所示。 (b) 中兩列元素的總衰減相同（忽略不平等的散射效應），因此對於完全不同的解剖結構，影像對比度相同。

傳統放射攝影基於 X 射線束被不同組織衰減，並用於將陰影投射到影像接收器上。本質上，這些影像是在二維平面上投影三維物體。因此，很難識別小病變，由於放大效果不均勻，影像會發生畸變，而且由於散射對影像形成有很大貢獻，因此低對比度的腫塊很難區分。此外，如圖 7.9 所示，影像中引入了一種退化，即兩個解剖結構完全不同的物體可能會產生相同的影像對比度，因為它們各自產生的有效衰減相同。簡而言之，資訊損失很大。

可以使用計算機斷層掃描 (CT) 改善這種情況。它最初是作為一種放射攝影技術而開發的，透過使用窄扇形 X 射線束從多個方向掃描組織切片來產生橫截面影像。計算每個組織元素的衰減並轉換為顯示在顯示器上的灰度。CT 掃描的基本原理是，可以透過對物體的多個投影進行重建來重建物體的內部結構。約翰·拉東早在 1917 年就建立了這一原理，而艾倫·科馬克在 1963 年和 1964 年發表了關於影像重建的工作。在 1970 年代初期，戈弗雷·豪斯菲爾德利用計算機技術應用了這些概念，並將它們用於診斷成像。正如他們所說，歷史的車輪滾滾向前！

我們將從這裡開始我們的處理，考慮單個斷層掃描切片的影像形成，然後將這些概念擴充套件到描述錐形束斷層掃描。

影像重建基礎

圖 7.10：由大量體素表示的斷層掃描切片的圖示。

透過將身體劃分為許多稱為體素的小體積元素，獲得稱為身體斷層掃描切片的橫截面層 - 見圖 7.10。當在計算機螢幕上顯示時，每個體素在二維上由畫素表示。CT 中的任務是為每個體素分配一個與它的 X 射線衰減成比例的數字。這可以透過旋轉 XRT 和一組探測器圍繞感興趣的切片來實現，以測量圍繞該切片的不同角度的輻射強度。換句話說，獲取了圍繞切片的多個檢視。然後將影像重建演算法應用於此投影資料，以估計每個體素中的衰減。體素的衰減量由它的成分和大小以及 X 射線能量決定，並透過一個引數（可以用豪斯菲爾德單位，HU 表示）來表徵，該引數源自線性衰減係數，μ。

可以應用許多影像重建方法。但是，我們感興趣的是稱為濾波反投影 (FBP) 的方法。

圖 7.11：反投影的圖示 - 詳情見正文。

反投影的基本前提是，從射線源到探測器的路徑上，X射線束的任何衰減都是均勻發生的。為了說明計算方法，讓我們考慮一個簡單的斷層掃描切片，其中僅包含四個體素 - 見圖 7.11。第一個投影 P₁ 是從圖中從左到右的水平曝光獲得的。P₁ 的反投影涉及將值 7 和 9 分別放入第一行和第二行的兩個元素中。第二個投影 P₂ 在反投影時，將 4 新增到右上角元素，將 1 新增到左下角元素，將 11 新增到其他兩個元素。其他投影以類似的方式處理。在對資料集進行正則化後，最終影像將出現在圖的左下方。

圖 7.12 中的表示展示了該原理的實際應用。一個單一投影被反投影到整個影像平面上，形成一條暗條紋 - 見圖 (a)。當從不同的角度掃描體模並將投影從多個方向反投影到影像平面時，不透明物體的影像開始出現 - 見圖 (b)。隨著投影數量的增加，影像質量會提高，但始終會存在圖 (c) 中所示的“條紋”。仍然會存在一定程度的虛假背景資訊，這會嚴重降低重建影像的質量。從數學角度來看，影像由於與距離 r 的 1/r 函式依賴關係的卷積而變得模糊。換句話說，點擴散函式 (PSF) 具有 1/r 依賴性，這完全歸因於反投影過程。

圖 7.12：簡單反投影演示：(a) X射線管掃描體模，體模由不透明物體在一個均勻容器中組成，並生成用於反投影過程的輪廓。(b) 透過在體模周圍略微不同的角度掃描生成的四個輪廓。(c) 由僅四個投影重建的影像。

使用一種稱為濾波反投影 (FBP) 的改進的反投影形式可以顯著提高影像質量。在這種技術中 - 見圖 7.13 - 投影資料首先在空間上進行濾波，以考慮由於簡單反投影中的突然密度變化引起的條紋效應。該濾波器被稱為卷積濾波器或核。該過程可以使用傅立葉變換 (FT) 方法在空間頻率域中執行，也可以使用空間域處理直接執行。在卷積過程之後，每個投影的資料在進行反投影計算之前進行逆傅立葉變換。在實踐中，影像重建任務使用特殊的陣列處理器和專用硬體執行，這有助於加速重建任務。

圖 7.13：濾波反投影演示：(a) X射線管掃描體模並生成輪廓，該輪廓使用傅立葉變換進行濾波。(b) 透過在體模周圍略微不同的角度掃描生成的四個濾波後的輪廓。(c) 濾波過程對一個輪廓的影響的詳細檢視。(d) 重建的影像沒有星形偽影。

圖 7.14：(a) 使用軟組織濾波器和 (b) 使用骨骼濾波器重建的斷層影像。請注意使用骨骼濾波器生成的細微邊緣增強效果，以及軟組織濾波器更平滑的性質。

通常可以選擇多種濾波器來增強影像中的軟組織特徵或骨骼細節。事實上，如果需要，可以在掃描完成後使用不同的濾波器對影像進行後期處理。可以生成影像以增強骨骼細節或顯示細微的低對比度病灶，而無需重新掃描患者。因此，濾波器選擇對影像質量有重大影響。X射線 CT 中使用的兩種最常見的濾波器是由於拉馬錢德蘭和拉克希米納拉亞南（通常稱為Ram-Lak）和謝普和洛根。在空間頻率空間中，前者本質上是一個截止頻率為斜坡濾波器，而後者將平滑濾波器與斜坡濾波器結合起來以衰減高頻噪聲。斜坡濾波器補償了簡單反投影過程引入的偽影，但沒有補償資料隨著頻率增加而增加的噪聲含量。在圖 7.14 中可以看到使用軟組織演算法和骨骼演算法重建的軸向斷層影像。

C形臂 CT

C形臂透視系統可以使用在患者周圍不同角度獲取的影像來實現反投影。X射線束被準直成一個大錐形，XRT 和影像接收器作為一個整體旋轉以從大量切片同時獲取投影。通常應用一種稱為Feldkamp演算法的近似反投影重建技術。結果是在患者周圍一次旋轉中獲得完整的 3D 影像採集。多探測器 CT (MDCT) 掃描器使用這種方法，並配備了探測器陣列（例如 64 行和 800 列） - 有時被稱為多探測器行掃描器。C形臂透視系統也使用廣域影像接收器，但尺寸要大得多，例如 1,920 畫素，2,480 列。

圖 7.15：C形臂 CT 對圓柱形體模成像的幾何形狀說明：(a) 在 x-y 平面中，和 (b) 在 y-z 平面中。曝光體積由陰影區域表示。

因此，C形臂系統可以同時獲取大量投影的資料。然而，一個缺點是，使用廣域曝光成像會產生大量的散射輻射，因此斷層影像在低物體對比度方面的解析度能力不及 MDCT 可實現的水平。因此，應用計算機散射校正來解決這個問題。另一個缺點是，Feldkamp 演算法僅對小視場有效，例如頭部和頸部。將其應用於更大的身體區域涉及處理截斷的投影，這可以使用更復雜的計算方法來解決。

類似的設計也已在牙科放射學中得到應用。

C形臂 CT 的成像幾何形狀如圖 7.15 所示。XRT 和影像接收器在患者周圍的不同角度拍攝影像，放大倍率約為 1.5。已發現 150-200^o 的部分旋轉就足夠了 - 而不是像螺旋 CT 中的完整 360^o。此外，旋轉可以在軌道平面和斜平面中進行。通常使用每秒 30^o 的旋轉速度和每秒 7.5-10 幀的成像幀速率來獲取 50 個或更多 2D 投影。

在神經血管造影中，資料採集通常涉及兩個旋轉執行 - 一個在造影劑注射之前，另一個在造影劑注射之後。造影劑注射前的採集稱為Mask執行，而造影劑注射後的採集稱為Fill執行。由此產生的 3D 資料集可以進行減法（類似於 DSA），以形成用於影像重建的造影劑資料。可以生成非常詳細的腦血管影像，如下面的電影所示。

使用 C形臂系統獲取的 Mask 執行影像。

透過從 Mask 執行中減去 Fill 執行獲得的 DSA 影像。

從 DSA 影像中重建血管表面。

可以使用這項技術透過將即時 2D 影像疊加在不透明血管的 MIP 投影上實現 3D 路線圖。可以與先進的系統連線以實現引導，例如，用於電子手術工具。然而，這些主題超出了本維基百科的範圍。

多探測器計算機斷層掃描 (MDCT)

圖7.1.5.1展示了從計算機斷層掃描 (CAT) 時代開始，多層螺旋CT (MDCT) 的發展歷程。Hounsfield最初的平行鉛筆束、平移-旋轉掃描方式，被窄扇形束掃描器（第二代）所改進，後來又進一步發展為寬扇形束、旋轉-旋轉掃描（第三代）。早期的EMI掃描器設計中，影像是在軸向平面獲得的，每次掃描同時獲取兩層，厚度為8-13毫米。頭部掃描時間約為5分鐘，掃描器生成非連續的180°掃描，患者床在解剖興趣區域內逐步移動。第三代設計中，集成了一個彎曲的線性陣列，包含多達896個探測器元件（del），每個元件間隔約1毫米，以及一個完全覆蓋患者身體的扇形X射線束。這使得掃描時間大幅減少。X射線管和探測器陣列以高速繞患者旋轉，照射厚度為1-10毫米的解剖層。此外，使用患者前後準直獲得了極佳的對比度區分。另外，為了使曝光量均勻化並降低視野外圍的患者劑量，使用了與身體或頭部形狀相匹配的弓形濾波器。

圖7.15.1: (a) 第一代CAT掃描。	圖7.15.1: (b) 第二代。
圖7.15.1: (c) 第一代CT掃描。	圖7.15.1: (d) 螺旋CT掃描。

由於從患者相反兩側收集的投影資料理想情況下應該生成相同的投影資料，因此對第三代設計進行了許多改進。換句話說，一半的掃描資料是冗餘的。這些改進包括飛焦X射線管，它允許電子束在每次投影採集過程中交替地在兩個離散焦點之間切換。這兩個焦點在陽極上的位置相差半個探測器元件的間距。在此基礎上，透過交織兩個投影的資料，可以將獨立投影的數量（或等效地，探測器元件的數量）增加一倍。使用這種技術，一種掃描器設計可以將有效的探測器元件數量從768個增加到1536個。

考慮到窄束幾何形狀，與二維投影射線照相相比，CT中的散射水平相對較低。這一特性使得應用密度分析來評估腦灌注，並評估例如腰椎骨的骨密度（BMD）成為可能，例如在定量CT (QCT) 中。

CT影像顯示

在使用濾波反投影（FBP）重建計算每層每個體素的線性衰減係數後，將這些值歸一化到水值的參考值，然後進行縮放，並以豪斯菲爾德單位（HU）呈現，也稱為CT值，如下所示

$HU=1,000.{\frac {\mu _{m}-\mu _{\text{water}}}{\mu _{\text{water}}}}$

其中μ_m和μ_water分別是組織材料和水的線性衰減係數。因此，水的CT值為零。下表顯示了一些組織的CT值。

組織	CT值 (HU)
肺	-300
脂肪	-90
白質	30
灰質	40
肌肉	50
松質骨	300-500
皮質骨	600-3,000

重建的影像可以在計算機螢幕上使用灰度級顯示。透過選擇合適的窗位和窗寬，可以將灰度級選擇為包含所有或部分CT值範圍。窗寬是顯示的CT值範圍，窗位通常是選擇視窗的中心CT值。通常，最高值分配給白色，最低值分配給黑色，所有中間值分配給線性比例上的強度。因此，空氣可以顯示為黑色，皮質骨看起來相對明亮。

圖7.15.2: 窗寬和窗位對CT影像顯示的影響: (a) 窗位 = 50; 窗寬 = 200. (b) 窗位 = 50; 窗寬 = 400. 圖(a) 的影像顯示了更高的對比度，看起來比圖(b) 的影像更嘈雜。

圖7.15.3: 窗寬和窗位的影響: (a) 窗位 = -600; 窗寬 = 1700. (b) 窗位 = -60; 窗寬 = 400. 圖(a) 更清晰地顯示了肺組織，而圖(b) 可以用於突出顯示任何肺部病變。

上面兩個圖展示了影像顯示操作的例子。在圖7.15.2中，同一張透過患者肝臟切片的影像使用相對窄的視窗（高對比度）和寬的視窗進行顯示。窄視窗的影像看起來更嘈雜，但這僅僅反映了灰度級分佈在狹窄的CT值範圍內這一事實。

圖7.15.3說明了使用相對窄的視窗來突出顯示肺部的病理。

螺旋CT

圖7.15.4: 螺旋掃描的層敏感度曲線 (SSP) 隨螺距變化的曲線。假設傳統掃描的理想矩形SSP寬度為5毫米（螺距=0）。SSP透過將該SSP與三角函式進行卷積獲得，三角函式考慮了床的移動並保持曲線下的面積不變。

螺旋掃描，如圖17.15.1的(d)面板所示，是在患者床沿掃描器的顱尾方向（z軸）連續移動的基礎上發展起來的。軸向切片透過插值在z軸上生成，然後進行濾波反投影 (FBP) 重建。床速為1-10毫米/秒，在半秒或更短的時間內完成360°旋轉，扇形束準直到1-10毫米厚。引入了一個新的掃描引數，稱為螺距，它定義了單個旋轉中床的移動距離與層厚的比率。因此，床移動距離為10毫米，層厚為10毫米將生成螺距為1。螺距值在0.5-2之間，具體取決於沿z軸所需的空間解析度，小於1的值（例如0.8）可以提供足夠的重疊層，以便進行3D視覺化。由於解剖結構正在被掃描，因此資料集中沒有間隙，這與傳統的軸向掃描形成對比，在傳統的軸向掃描中，除非專門選擇掃描連續切片，否則會產生切片間間隙。

圖7.15.5: 來自CT肺動脈造影 (CTPA) 檢查的動畫序列。

由於患者床和機架之間的相對運動，有效層寬由層敏感度曲線 (SSP) 給出，大於名義層寬，因為層剖面因與床運動相關的三角剖面進行卷積而變得模糊 - 請參見圖7.15.4。然後應用使用z插值技術的軟體改進，以最大程度地減少SSP的這種展寬。例如，可以將線性插值應用於來自相鄰螺旋掃描的180^o和360^o序列，以獲得所謂的180LI和360LI，或Slim和Wide處理演算法。但是，無論使用哪種插值技術，增加螺距都會導致有效層寬增加。

由於可以快速、連續地掃描解剖結構的大部分，並且患者運動的影響很小，因此檢查時間顯著減少。例如，可以在60秒的連續掃描中掃描多達80層 - 請參見圖7.15.5中的示例。在此基礎上，單次屏氣掃描成為可能。此外，可以生成各向同性的體素尺寸，即在所有三個軸上尺寸相等，而不是單層掃描的矩形體素，從而可以重建矢狀面、冠狀面、彎曲平面、離軸和3D影像。在掃描體積內，可以任意位置和間距重建影像，層寬透過準直控制。一個重要的區別是，用於重建的後續切片的位置和間距可以在事後確定，而無需重新掃描患者。例如，可以生成薄層（例如，<3毫米），重疊率為80%，以便重建精美的3D影像。

多層螺旋CT

圖7.15.7: 4層螺旋CT的示意圖。

隨後體積成像的掃描速度的提高產生了多探測器掃描（MDCT）等技術進步。最初，大約在1998年，使用二維探測器陣列，z軸長度為20-32毫米，能夠同時掃描厚度為0.5-10毫米的四層 - 請參見圖7.15.7。例如，透過將X射線管、高壓發生器和探測器陣列安裝在同一個旋轉機架上，可以實現半秒或更短的掃描器旋轉時間。速度的提高以及管負荷的降低，發現僅會導致患者劑量略微增加。在此基礎上，開發了諸如ECG門控心臟研究、冠狀動脈鈣化評分、虛擬結腸鏡檢查和CT血管造影 (CTA) 等技術。

需要注意的是，原始的EMI掃描器使用兩個鉛筆束，因此是兩層掃描器 - 因此可以認為是第一臺多層掃描器。

從螺旋掃描中進行軸向插值的演算法得到了發展，例如多層線性插值（MLI），例如180MLI和360MLI，並且透過使用應用自適應軸向插值的z過濾過程得到了增強，例如多層濾波插值（MFI），例如360MFI。

圖7.15.8：矩陣陣列CT探測器四種多層採集模式的示意圖。

二維探測器陣列是固態器件，最簡單的例子是矩陣陣列，如圖17.5.8所示。例如，陣列可以由912列16行組成，每個1.25毫米見方，彎曲以適應XRT旋轉的弧線。圖中（a）面板顯示了其中的八列，被6毫米寬的X射線束照射，結果可以同時獲取四層1.25毫米厚的軸向切片的資料。當X射線束擴大到包含探測器陣列的寬度時，可以同時照射更多行，在這種情況下最多可以照射十六行。可以透過耦合相鄰探測器行的輸出，在該設計中構建靈活性，如圖（b）、（c）和（d）所示，其中分別將2、3和4行的輸出求和，以同時生成四層2.5毫米厚的切片，或者四層3.75毫米厚的切片，或者四層5毫米厚的切片。

圖7.15.9：自適應陣列CT探測器的示意圖。

自適應陣列探測器提供了一種更加靈活的設計，如圖7.15.9所示。該陣列不像方塊探測器列，而是使用寬度可變的探測器列，使得兩列中央列的寬度相對較窄，例如圖中所示的1毫米，列寬向外圍逐漸增加，例如從1.5毫米到2.5毫米，再到5毫米，如圖所示。

圖7.15.10：自適應陣列CT探測器四種多層採集模式的示意圖。

圖7.15.10顯示了這種型別探測器陣列的四種操作模式。可以從（a）面板中看出，當1毫米厚的X射線束與自適應陣列的中央列對齊時，可以獲取兩層0.5毫米厚的切片。在（b）面板中，可以使用4毫米厚的射線束獲取四層1毫米厚的切片。探測器耦合在（c）和（d）面板中得到說明，其中四列中央列中探測器的輸出被耦合，以模擬兩列2.5毫米寬的檢測列，從而獲取四層2.5毫米厚切片的資料。

自適應陣列的第二個優點是，每行單個探測器單元的數量可以顯著減少，在剛剛討論的例子中，從16個減少到8個。這極大地提高了陣列生成資料的速度，並減少了對測量資料進行均勻性和其他校正所需的計算次數。

多探測器CT

隨著例如具有16層（2001年）、64層（2004年）、128層（2005年）甚至320層（2007年）切片能力的MDCT系統的開發，Z軸覆蓋範圍得到了進一步擴大，掃描時間也得到了進一步縮短。在此基礎上，扇束CT演變成了錐束CT，其中X射線束被準直成一個矩形錐，因此旋轉的XRT/探測器元件可以從多層螺旋掃描中生成影像資料。此外，掃描器旋轉速度快至0.3秒或更短，允許以0.25毫米的切片厚度捕獲心臟的3D影像，並添加了第四維（4D）。

機架是CT掃描器的重要設計元素，其旋轉部件會受到與高速旋轉相關的強大離心力的影響。例如，在半徑40釐米、旋轉速度不到半秒的旋轉情況下，可能會感受到高達10G的力。因此，需要精確的平衡，尤其是在機架傾斜以進行斜向採集時。

CT影像套房。

第三代CT掃描器，機架蓋已拆除。

CT被認為是要求更高的X射線管應用之一。最值得注意的是，隨著單次呼吸暫停成像（最長可達一分鐘）的出現，X射線管和外殼必須能夠快速消散巨大的熱負荷。例如，以133 kVp和250 mA工作60秒的X射線管會在陽極中沉積約2 MJ的能量。可以透過使用熱交換器來提高冷卻速率，例如，軟體通常會限制XRT的誤用。

一種使用液態金屬軸承來提高陽極旋轉速度的XRT設計被引入，但旋轉外殼XRT的開發取得了重大設計突破。在這裡，電子束可以在一個小型旋轉金屬管內使用外部電磁體聚焦和偏轉。例如，STRATON XRT獲得了卓越的冷卻速率。此外，對電子束的精確控制允許在z方向上實現飛聚焦原理。結果，例如，可以從兩次32層、6毫米厚的同步採集中生成64層3毫米厚的切片。但是，使用這種技術，每次曝光到達探測器的光子更少，因為光子被分成兩個焦點。

通常使用X射線束的患者前和患者後準直來減少散射輻射。現代探測器可以使用磷光材料條帶製成，例如CdWO₄、Gd₂O₃和Gd₂O₂S，耦合到a-Si光電二極體陣列。超快陶瓷（UFC）探測器由摻雜的氧化硫化釓製成，形為多晶晶片。這些器件具有相對快速的響應速度，從而提高了取樣率，以及高檢測效率和寬動態範圍。矩陣陣列和自適應陣列都可以在64層掃描器中使用。

通常使用患者定位系統生成後續重建過程所需的精確位置資料，尤其是在螺旋掃描期間。該系統還可以使患者定位在掃描器的等中心，並且通常使用雷射束指示患者的照射區域。

臨床應用的影像重建形式包括

• 重新排序演算法：這些演算法包括針對64層CT中小型錐角最佳化的演算法，例如高階單層重新排序（ASSR）。該計算透過最小化重建平面與每個重建位置螺旋線的偏差，將三維錐束資料減少到傾斜的二維切片。它已在16層和64層CT掃描器中得到應用。然後使用濾波反投影（FBP）將資料排序成角度軸向切片。最後，將這些傾斜切片插值到平行軸向切片。例如，自適應多平面重建（AMPR）和加權超平面重建（WHR），可以使用專用硬體以相對較高的速度實現。
• 近似演算法：這些演算法通常是Feldkamp演算法的擴充套件，用於將3D濾波反投影擴充套件到多層螺旋掃描。平行軸向影像直接從原始投影資料中獲得。例如，錐束重建演算法（COBRA）演算法和真錐束斷層掃描（TCOT）重建，需要相當大的處理能力才能以高速實現。

大多數重建演算法需要180^o投影資料來重建螺旋採集中的第一張和最後一張影像，以確保重建感興趣的解剖部分。這個過程被稱為過掃描，它會導致患者的總體照射量增加。當使用低螺距掃描小體積時，它的貢獻相對較高，例如內耳檢查。可以使用自適應患者前z準直來減少這種影響，方法是使用相對的準直器葉片，這些葉片在螺旋掃描開始時自動開啟，並在掃描結束時關閉。

自動曝光控制（AEC）通常透過根據患者解剖結構的大小、形狀和成分來調節mA來實現，以便在整個掃描過程中保持影像噪聲恆定。使用平面內（xy軸）和縱向（z軸）mA調製。

可以使用64層螺旋MDCT掃描和慢速床臺移動來獲取心臟影像，以便來自180^o機架旋轉的投影資料可以在空間和時間上捕獲足夠的影像資料，即使在心律不規則的患者中也是如此。可以使用螺距為0.15-0.25的心電門控採集，這會使輻射劑量增加，儘管也可以使用前瞻性門控採集，這可以減少患者的照射量。使用320層系統掃描可以用來克服這類問題，方法是直接覆蓋整個心臟。有關心臟CT的更多詳細資訊，請參閱Halliburton（2009）以瞭解更多詳細資訊。

最後，可以使用雙源MDCT來實現時間解析度的改進，該系統在CT機架中安裝了兩個XRT和兩個相互垂直的探測器陣列。它在心臟成像中的應用具有顯著的優勢。

CT透視

CT透視（CTF）也被稱為連續CT或即時CT，因為它涉及以足夠高的幀速率生成斷層影像，以便指導在小或深部病變中進行穿刺置針。應用包括胸部病變活檢、盆腔病變活檢/引流、椎體成形術以及顱內血腫的引流/抽吸。CTF的優勢包括目標精度提高和操作時間縮短。

與傳統CT系統的主要區別在於應用了高速重建技術，並且在掃描室內安裝了操作面板、曝光腳踏開關和影像監視器，供介入醫生使用。通常可以使用床臺移動、機架傾斜、雷射網格定義和透視因素的控制。另一個重要的操作變化與管電流的選擇有關，在CTF中，管電流通常為30-50 mA。這應該與傳統透視術中使用的典型篩選電流（高達5 mA）進行比較，因此CTF可以被認為是一種高劑量操作。在這種情況下，可以為CTF操作自動引入額外的束濾器，例如，將患者的照射量減少高達50%。此外，使用防護手套和穿刺針架可以減少介入醫生手部的輻射照射。

圖7.15.11：以80 kV、56 mAs和5 mm切片獲取的CT透檢視像與診斷影像相比，噪聲較大。在（a）中，針頭幾乎不在切片平面上，顯示出擊中肋骨，而在（b）中，針頭位於軟組織中。

最初用於CTF的快速重建演算法使用了一種部分（或增量）重建技術。它利用了CTF影像序列中每張影像都包含該序列中之前影像的大量資料這一事實，因為正在連續掃描相同的切片。影像重建過程如下

• 來自第一次 360^o 旋轉的原始資料透過濾波反投影重建並顯示；
• 完成接下來的 N^o 次掃描後，執行相同的處理並用於更新顯示的影像；並且
• 該過程在整個過程中持續重複。

N 的值通常為 30^o、45^o 或 60^o，相應的幀速率分別為每秒 12 幀、8 幀和 6 幀。對於 60^o 更新和每秒 6 幀的情況，每張影像之間的延遲為 0.17 秒。在影像被更新時，可以使用“最後一幀保持”(LIH) 技術，介入醫生需要考慮由此產生的時間延遲對活檢技術的影響。示例影像如圖 7.15.11 所示。使用 MDCT 掃描顯示三個相鄰的 5 毫米厚切片可以提高介入醫生在針頭前進時的視覺反饋。此外，多平面重建 (MPR) 和體繪製 3D 影像可用於增強精細控制。

迭代重建也可以應用於 CTF，以提高影像質量並減少患者暴露。此外，諸如角束調製 (ABM) 之類的技術，其中 X 射線束在靠近注射部位的 XRT 旋轉過程中關閉 120^o，可以顯著減少患者劑量以及介入醫生手部的劑量。患者身上的鉛簾可用於減少散射輻射，移動輻射遮蔽可用於額外的輻射防護。

迭代重建

這是在原始 EMI 掃描器中採用的方法，但後來被更快的分析技術所取代，例如濾波反投影 (FBP)。然而，21 世紀頭十年的計算機硬體和演算法的發展使迭代重建在計算機斷層掃描的臨床應用中得以重生。

重建過程如圖 7.15.12 所示，用於包含一個 2x2 畫素矩陣的簡單影像。它從一個解的猜測開始，然後將實際投影與根據猜測獲得的投影進行比較。對畫素值進行修改，並重復該過程。重複迭代直到測量投影和計算投影之間的差異變得微不足道。

圖 7.15.12：迭代重建示意圖

投影	'患者'	加性迭代重建
P1	實際投影，P1。	影像矩陣的第一個估計值。
P2	實際投影，P2。	投影的估計值，P2。 影像矩陣的第二個估計值。
P3	實際投影，P3。	投影的估計值，P3。 影像矩陣的第三個估計值。
P4	實際投影，P4。	投影的估計值，P4。 影像矩陣的第四個估計值。

影像矩陣的第一個估計值是透過將第一個投影 P1 均勻分佈到一個空的畫素矩陣中來進行的。然後，將第二個投影 P2 與估計矩陣中的相同投影進行比較，並將實際投影和估計投影之間的差異新增到估計矩陣中。對所有其他投影重複此過程。

以下圖表說明了整個 FBP 過程

濾波反投影 (FBP) 過程。

諸如自適應統計迭代重建 (ASIR) 之類的重建演算法的開發基於使用 FBP 影像本身作為初始猜測，然後混合 FBP 和 IR 重建。ASIR 和類似的演算法，例如影像空間迭代重建 (IRIS)，能夠選擇性地識別噪聲，以便從影像資料中減去其貢獻並生成比 FBP 質量更高的 CT 掃描。該功能可以被利用來減少劑量，並且已經報道了實質性的減少，例如 23-66%。另一種方法稱為基於模型的迭代重建，其中將 CT 成像過程的物理模型納入迭代中。Love 等人 (2013) 和 Stiller (2018) 對這兩種方法進行了比較。

許多這些計算都基於最大似然期望最大化 (ML-EM) 演算法，其中使用除法過程來比較實際投影和估計投影，如下所示

最大似然期望最大化 (ML-EM) 演算法示意圖。

資料透過此處理鏈的一個迴圈稱為一次迭代。有序子集期望最大化 (OS-EM) 演算法可以透過在迭代過程中按順序使用有限數量的投影（稱為子集）來顯著減少計算時間。在重建過程中產生的噪聲可以減少，例如，使用內置於重建計算中的高斯濾波器或作為後濾波器應用

迭代重建過程示意圖。

最後一點，應該認識到，除了螺旋掃描之外，許多當代計算機斷層掃描發展背後的概念起源於其臨床應用早期的工作。

雙能放射成像

雙能成像可用於消除影像中的骨骼資訊，從而獲得僅顯示組織的影像。或者，該技術可用於產生相反的效果，其中消除組織資訊並生成僅顯示骨骼的影像。後一種選擇理想地允許分析骨骼的密度。下面將首先介紹這種成像技術的理論背景，並討論其發展方向，最後將討論雙能 X 射線吸收測定法 (DEXA)。

雙能物理基礎

圖 7.16：軟組織和皮質骨的光電質量衰減係數的能量依賴性。

雙能成像基於利用組織和骨骼在不同 X 射線能量下的衰減差異 - 見圖 7.16。它通常涉及在兩種 X 射線能量下獲取影像並處理它們以抑制骨骼或組織資訊。與之前為 DSA 開發的簡化數學模型類似，假設使用單能輻射，並且不再檢測散射輻射，因此，在低 X 射線能量下獲取的骨骼和組織區域的透射輻射強度，以及對數變換後，可以給出為

I_l = μ_tl x_t + μ_bl x_b

其中

• μ_tl 是組織在低 X 射線能量下的線性衰減係數，
• x_t 是組織厚度，
• μ_bl 是骨骼在低 X 射線能量下的線性衰減係數，以及
• x_b 是骨骼厚度。

類似地，在較高 X 射線能量下獲取的同一區域影像的透射輻射強度由下式給出

I_h = μ_th x_t + μ_bh x_b

其中

• μ_th 是組織在較高 X 射線能量下的線性衰減係數，以及
• μ_bh 是骨骼在較高 X 射線能量下的線性衰減係數。

當這些影像乘以單獨的加權因子 k_l 和 k_h，並將結果組合起來形成一個合成影像時，結果由下式給出

I = k_l I_l + k_h I_h.

因此

I = (k_l μ_tl + k_h μ_th) x_t + (k_l μ_bl + k_h μ_bh) x_b

這表明可以透過將 x_t 的係數設定為零來實現組織抵消，即

k_l μ_tl + k_h μ_th = 0。

我們可以改寫這個方程得到

k_l μ_tl = - k_h μ_th

因此

${\frac {k_{h}}{k_{l}}}=-{\frac {\mu _{tl}}{\mu _{th}}}$

這意味著當權重因子之比選擇等於兩種X射線能量下組織衰減係數之比的負值時，組織可以從合成影像中消除。類似的方法可用於透過將 x_b 的係數設定為零來實現骨骼消除。

雙能成像

CR 和 DR 影像接收器通常可以用於雙能 X 射線成像，採用以下兩種配置之一：

• 雙重曝光：在患者移動不是問題的應用中使用兩次單獨的曝光；以及
• 單次曝光：其中兩個影像板透過濾光片隔開，安裝在雙能盒中，以在前面的影像板上記錄低能影像，而在另一個影像板上記錄高能影像。

影像資料處理的形式如圖 7.17 所示。

在圖的左上角面板中顯示了以 56 kV 獲得的胸部 X 射線照片。這被稱為低能影像。右上角面板是同一患者胸部在高能（120 kV，帶有 1 毫米銅濾光片）下拍攝的 X 射線照片。雙能處理的結果顯示在底部的行中。骨骼減影影像顯示在左下角面板中，組織減影影像顯示在右下角面板中。請注意，組織減影影像表明患者左肺中的病灶是鈣化結節，因為它沒有出現在骨骼減影影像中。圖 7.17a 中顯示了兩種不同千伏值的模擬 X 射線光譜，以說明使用這些曝光引數可以實現的能量分離。

圖 7.17：雙能 X 射線成像：頂部行顯示了低能和高能胸部 X 射線照片，其下方是能量處理的結果。	圖 7.17a：使用 SpekCalc 模擬的雙能 X 射線成像的 X 射線光譜。
圖 7.17b：使用 SpekCalc 模擬的雙能 CT 的 X 射線光譜。	圖 7.17c：釔和釓的質量衰減係數 - 來自 Hubbell & Seltzer。

類似的技術也已開發用於雙能計算機斷層掃描 (DECT)，可用於區分不同型別腎結石的成分以及肺結節的評估，例如。它也被稱為光譜 CT。

DECT 提供了在重建影像之前透過調整兩組原始 CT 資料的混合，利用兩種不同 X 射線能量的 CT 採集來區分組織、骨骼和造影劑的能力。已經開發出多種方法來生成這些資料集：

• 雙源 CT：兩個 X 射線管，具有不同的千伏值和束濾波器（例如，參見圖 7.17b 中的光譜），
• 單源 CT，使用單個 X 射線管在兩種千伏值之間快速切換，
• 單源 CT，使用雙層探測器，其中釔基閃爍體用於低能量，釓基閃爍體用於高能量（參見圖 7.17c 中的比較衰減資料），
• 單源 CT 管，帶有分體濾波器，
• 單源 CT，進行順序雙能掃描和影像空間配準。

Goo & Goo，2017 對這些技術的概述及其臨床應用進行了介紹。

DEXA 儀器

雙能 X 射線吸收測定法 (DEXA) 起源於 核醫學 程式，其中使用兩種伽馬射線能量的透射來確定骨礦物質密度。該程式被稱為雙光子吸收測定法，通常使用同位素 ¹⁵³Gd，它發射 44 和 100 keV 的伽馬射線。由於光子通量和實際考慮因素的限制，DEXA 技術中放射性源已被 X 射線管取代。該技術已在 骨質疏鬆症 的評估和監測中得到廣泛的臨床應用，並在準確性、精確度和輻射劑量方面超越了主要的替代技術，即定量計算機斷層掃描 (QCT)。

圖 7.18：DEXA 掃描裝置示意圖。

已經開發出兩種生成適當 X 射線能量的一般方法。在一種技術中，在影像採集過程中快速切換千伏值和濾波器，例如，從 70 kV 和 4 毫米鋁濾波器切換到 140 kV，並增加 3 毫米銅濾波器。在第二種技術中，使用單一的 X 射線能量和兩種不同的濾波器，例如，80 kV，分別使用不新增濾波器和 鈰 或 釤 濾波器。鈰在 40.4 keV 處有一個 K 吸收邊，釤在 46.8 keV 處有一個 K 吸收邊，兩種材料都生成與未濾波光譜相比更硬的光束。

DEXA 技術通常涉及一個 X 射線管和一個 閃爍探測器，安裝在 C 形臂裝置上 - 參見圖 7.18 - 使患者暴露在以直線方式掃描的鉛筆形 X 射線束中。鉛筆形光束用於減少散射輻射的檢測，閃爍探測器通常由 CdWO₄ 或 NaI(Tl) 閃爍體組成，耦合到光電探測器。濾波器元件用於在適當的間隔內將濾波器和校準標準切換進出鉛筆形光束。這種方法的掃描時間約為 2 到 5 分鐘，具體取決於檢查，在使用扇形 X 射線束和探測器陣列的第二代儀器中，掃描時間會縮短。透過在第二代裝置中掃描期間旋轉 C 形臂圍繞患者，可以形成 CT 影像。閃爍探測器的輸出被饋送到計算機，用於雙能資料處理和影像顯示。可以從影像資料中推匯出許多身體成分引數，例如 骨礦物質密度 和軟組織成分。

請注意，即使與胸部 X 射線攝影相比，DEXA 中的患者劑量也是微不足道的。

影像疊加

相關成像廣泛應用於醫學診斷，以便將從多種成像方式中獲得的資訊合併起來，形成患者病情的更全面的圖片。通常需要在融合過程之前對影像資料進行空間對齊，以解決方向、放大率和其他採集因素方面的差異。這種對齊過程通常被稱為 影像配準。

影像配準

假設我們要配準兩幅影像 - 一幅平面核醫學掃描影像和一幅 X 射線照片，如圖 7.19 所示。

配準過程通常假設兩幅影像中的空間位置之間存在對應關係，以便可以建立座標轉換函式 (CTF)，該函式可用於將一幅影像中的位置對映到另一幅影像中的位置。在上面的示例中，就像許多臨床情況下一樣，需要先解決許多相容性問題。明顯的一個問題是影像採集使用的不同方案，即骨掃描的掌面檢視和後前 (PA) 投影 X 射線照片。我們可以在示例案例中透過從骨掃描中提取右手資料，然後將其映象來處理此問題。當使用不同的數字解析度時，會出現一個相關問題 - 在這種情況下，核醫學影像使用 256 x 256 x 8 位解析度獲取，而 X 射線照片使用 2920 x 2920 畫素矩陣和 12 位對比度解析度獲取。

圖 7.19：患者雙手的核醫學骨掃描影像（左）和其右手 X 射線照片（右）。帶箭頭的曲線表示基於我們對解剖學的瞭解，這兩幅影像之間對應關係的示例。

當我們假設兩幅影像中的空間失真最小且定位相同，我們可以推斷出空間均勻的 CTF，即應用於一個畫素的變換也可以應用於所有其他畫素。讓我們將要配準的兩幅影像分別稱為 A 和 B，其中影像 A 是將要進行幾何處理以儘可能準確地與影像 B 匹配的影像。然後，CTF 可以用以下方程表示：

u = f(x,y)

和

v = g(x,y)

其中

• f 和 g 定義了水平和垂直影像維度的變換；
• (u,v) 是影像 A 中的空間座標；以及
• (x,y) 是影像 B 中的空間座標。

第一步計算是在 (x,y) 座標系中生成一個最初為空的影像 C，並用從將 CTF 應用於影像 A 中獲得的畫素值填充它。我們可以說，得到的影像是在影像 B 上配準的影像 A 的版本。

當然，問題是如何確定 CTF。對於需要簡單幾何平移和旋轉 x 和 y 維度的場景，函式 f 和 g 可以涉及相對簡單的雙線性插值。這種變換也可以補償影像放大率的影響，由此產生的過程稱為剛性變換。當遇到空間不均勻性時，可以使用非剛性變換在 x 和 y 維度中應用不同的放大率，以及其他幾何平移 - 在這種情況下，可以應用更高階的插值器。

圖 7.20：骨掃描與 X 射線照片配準，其中 X 射線照片使用黃色顏色標尺，骨掃描資料使用紅色/白色標尺。

需要確定 CTF 的引數，我們可以使用多種方法，例如：

• 地標- 在兩幅影像中都可以識別出突出解剖特徵的對應位置，並可以以此為基礎推匯出兩組座標來定義 CTF。請注意，可以在影像採集期間使用外部標記來建立人工地標，例如，可以在影像採集期間安裝一組既是放射性的又是射線不透明的標記。
• 函式最小化/最大化 - 在迭代方式下，將各種幾何變換應用於影像以搜尋一組引數，這些引數將使該指標最小化（或最大化），同時監控註冊質量指標。 統計學基礎的計算，例如互資訊（MI）最大化可用於此目的。 一個主要優點是，這種型別的影像配準可以在沒有操作員輸入的情況下自動實現。 通常遵循迭代過程，其中最初為兩個影像的低解析度版本最大化 MI 指標，然後逐步為越來越高的解析度最大化。 但是請注意，降低射線照片的解析度會顯著影響其空間質量，並且雖然配準可以在此較低解析度下進行，但生成的 CTF 可以使用適當的放大倍數來將骨骼掃描與全解析度射線照片配準 - 如圖 7.20 所示。

影像融合

一旦影像完成配準，就需要一種方法來組合影像資料以形成融合顯示。 一種簡單的方法是新增兩個影像。 也可以將它們相乘。 但是，當核醫學資料中存在熱點時，這種形式的影像融合往往會掩蓋潛在的解剖結構。 一種更有效的方法是使用一種稱為Alpha 混合的影像合成技術，該技術使用透明度值 α 來確定兩個影像的比例混合，如圖 7.21 所示。

圖 7.21：使用四種不同的不透明度函式進行影像混合 - 線性：線性不透明度函式；高-低-高：對較小和較大畫素值使用高不透明度，對中等畫素值使用低不透明度；低-高-低：對較小和較大畫素值使用低不透明度，對中等畫素值使用高不透明度；平坦：應用恆定不透明度。

這種方法在出版行業得到了高度發展，並且提供了各種融合選項。 一種常用的方法（用於上面的影像）是應用以下形式的方程式：

融合影像 = (α) 影像 1 + (1-α) 影像 2。

例如，使用 0.5 的透明度值生成圖 7.21 左側面板中的影像，從而可以從熱點中辨別出潛在的解剖結構。 這種方法的一個強大的功能是，可以互動地改變融合透明度，以最佳化資料呈現，例如，或確認配準過程的質量。

這種混合方法可以擴充套件到包含可變不透明度函式，其中將不同的透明度值應用於一個影像的灰度級的不同部分。 請注意，在這種情況下，透明度和不透明度具有互惠關係。 下圖顯示了示例混合。

例如，高-低-高不透明度函式將高水平的不透明度應用於影像對比度尺度頂端和底端的畫素值，並將低不透明度應用於中等畫素值。 結果是在熱點區域之外提高了融合資料的視覺化效果 - 如圖 7.21 的右上角面板所示。 低-高-低函式具有相反的效果，並生成視覺化相關解剖細節及其周圍突出顯示區域的功能 - 如圖的左下角面板所示。 可以根據要融合的兩個影像的性質應用對數、指數和其他不透明度函式。