CT图像质量与质量控制课件.pptx

一）CT图像质量的基本概念： 1.CT图象的产生： 被扫描人体的某一断层在扫描场中被分割成许多小的单元，称之为体素。由这些体素组成一个矩阵（例如 512X512）,称之为扫描矩阵。一幅CT图象显示出各个体素的衰减系数。此衰减系数由与之成线性关系的CT值来表示(以HU为单位)。代表体素的衰减系数的每个CT值在监视器上被赋于一定的灰度(亮度)。,图象监视器显示出来的一幅图象实际上就是由不同灰度(亮度)的点组成的一个显示矩阵（例如 512X512或1024X1024等）。一个个亮点被称之像素。显示矩阵就是由不同亮度的像素点组成的。像素矩阵的像素与扫描矩阵的体素是一一对应的。,产生一幅图象需要经过许多步骤，并需要一个由许多部件组成的完整的扫描系统来完成这些步骤。这些步骤简要地说就是： 1) 扫描获取数据：当扫描系统围绕被扫描的人体进行旋转时产生X线束（被准直成扇型束或锥形束），穿透人体衰减后被探测器接收(单排或多排)，然后经过一定的信息变换被传送到图象处理器。,2) 数据处理及图象重建：图象处理器得到扫描获得的数据后进行必要的处理产生一个数据文件并存入系统盘。与此同时送入卷积器进行卷积，其后进行反投影（称之为重建），产生了一个图象文件，并将其储存到图象存储盘与此同时进行实时显示。 3) 图象显示：图象从图像存储器传送到“图象发生器”。每个象素（体素）数据由“图像发生器”中的“窗电路”进行变换后被送到图象监视器进行显示或传送到照相机照相，将图象记录到胶片上,2.CT图象的质量： CT图像必须正确地反映被扫描人体的解剖结构。而反映的正确程度即为图像质量。反映的能力即是整个系统对被扫描体的分辨能力。换句话说，凡是被扫描的解剖结构中有的组织在图像中必须反映出来。相反，凡是解剖结构中没有的组织必须不存在於图像之中。但是任何系统反映被扫描体本来面目的程度是有一定限度的。这种限度即表明整个系统的分辨能力有一定限度 。超过这个限度的一些细微结构就不能正确地反映出来，这个限度就是分辨率。这种反映能力或说分辨能力加以量化，就是图像质量的指标。,归纳起来，图像质量主要有以下几项指标： 空间分辨率（高对比度分辨率）； （Spatial resolution） 密度分辨率（低对比度分辨率）； （Contrast resolution）； 伪影(Artifacts)； 噪音(Noise)； 均匀性（Homogenity）；,3.CT图像“质量链”: CT图像产生的过程中，形成了一个图像质量链。链中的每个环节都关系到图像质量。,影响图像质量的因素有很多，既有硬件的也有软件的，既有主观的也有客观的，既有内部的也有外部的，既有先天的也有后来的，既有设计制造的也有安装调试的，既有与操作使用有关的也有与维修保养有关的等等。本文无法进行全面的论述。这里仅就几个重要的方面进行一些简要的说明。,对图像质量产生影响的机器部件：X线球管（X-Ray tube）；高压发生器（HV Generator）；探测器列阵（Detector Array）；数据获取系统 (Data Acquisition System)；数据处理系统（Data Processing）； 图像重建-卷积和反投影； （Reconstruction-Convolution & Backprojection）； 图像显示监视器和窗电路； （Image Display-monitor & window curcuit）,安装与调试对图像质量的影响： X-tube的精确定位； X-tube的KV、mA、曝光脉冲的宽度等的精度； 准直器的精度； 旋转速度的精度及稳定性； 探测器的精确定位； 检查床运动的精度； 扫描架倾斜角度的精度； 各部分低压电源的精度及稳定性；,扫描参数及模式对图像质产生影响： 球管高压(KV)； 剂量(mAS)； 矩阵尺寸； 断层厚度； 卷积函数； 投影数； 特殊重建算法； 扫描时间； 扫描野尺寸； 放大倍数；,环境条件的影响： 电网电压的精度及稳定性； 电网内阻及地线； 室内温度及湿度：,操作使用与维护保养对图像质量产生影响： 机器的定期维护与保养； 图像质量的定期检测与校正； 胶片与药液的稳定来源； 洗片机的定期清洗与保养； 药液的温度和显影时间； 药液的老化与更换； 相机的定期检测与调试（亮度、对比度与密度）；,4.CT值的定义： 被显示的CT图象中的每一个象素都对应一个亮度值，每一个亮度值又对应一个CT值。而CT值对应的是人体的线性衰减系数。很显然，人体组织的线性衰减系数不同也即是它的密度不同，则它们在监视器上表现出来的亮度不同。CT值是一个相对衰减系数，它是相对于水的衰减系数。 即： CT组织=(组织-水)水 1000 HU 很明显，由这个定义可推出 CT水=0。,5.物体对比度与图象对比度： 所谓对比度是指不同的组织的CT值差别。 即： 对比度=CT=|CTl-CT2|=|1-2|/ 水 1000 HU。 物体对比度（CT）： 它描述的是实际物体中的CT值差。它与物体尺寸和使用的算法及窗设定无关。 对比度差100HU被描述为高对比度。 对比度差10HU 被描述为低对比度。,图像对比度（H）： 它是从被扫描的物体的CT图像中测量得到的CT值差。 当物体的尺寸足够大时，图象对比度与物体对比度是相同的。 物体尺寸变小，被扫描后的图象对比度也变小。在这种情况下，重建算法将会发生影响。,定义： K=图象对比度物体对比度 称之为相对对比度，也称对比度比值。 K与物体尺寸和重建算法有关： l对于大尺寸物体图像对比度和物体对比度值相等 （K=1）； l对于小尺寸物体图像对比度变小(K1)； l图像对比度在采用平滑算法情况下将会下降； l图像对比度在采用边缘增强算法情况下会有所提高 （K1）,和物体尺寸及重建算法一样，窗设定也影响图像显示的对比度。 然而，窗设定对于测量的CT值HU没有影响。,二）扫描参数对CT图像质量的影响： 1.噪音和它的产生及影响： 轴向（断层）图像的CT值呈现一定的涨落。即是说CT值仅仅是一个平均值，它可能有上下的偏差，此偏差即为噪音。噪音会使图像质量下降。如能使这些涨落变得更小，则图像将会有更低的噪音水平。 噪音是由辐射强度来决定的。也即是由达到探测器的X-Ray量子数来决定的。强度越大，噪音越低。,A)剂量(Dose)与 mAS值： Dose和mAS可以表征辐射强度及量子数。Dose可以理解为传送到该解剖结构的平均辐射能量。Dose的单位是Gray(Gy或mGy)。Dose与管电流与扫描时间的乘积相关，故剂量也用mAS表示。增加mAS值引起辐射剂量成比例的增加。由于量子数（N）与剂量(Dose)直接相关，因而Dose增加则噪音降低。如用标准偏差表示噪音， 则,B)影响噪音的因素： a)管电流： 管电流与扫描时间的乘积直接关系到量子数，并因此而关系到病人接受到的剂量和象素噪音。对于软组织，要求具有小的吸收差别的解剖结构能被很好地区分（例如：在肝区中的软组织肿瘤）。这就意味着，噪音必须保持在最低水平，否则细微的密度差别会被掩盖掉。换句话说，在较低的噪音水平（在较大的剂量）条件下，具有细微的密度差别的结构，更容易被识别。,对于软组织周围有高的CT值差别的解剖物体，有更高的图像对比度。在这种情况下，既使较大的噪音也不能将其掩盖掉。对于肺部和内耳的扫描而言，由于软组织与周围的结构之间有较大CT值差别，因而能对最细微的零件有足够的显示。但同时却又可以采用低的mAS值。,b)管电压： 球管产生的量子数非常强烈的依赖加在球管的电压。我们假定在137KV条件下，穿透20cm水模的相对量子数为100%，那么在不同的管电压情况下，相对量子数会随着管电压的降低而降低。见下表： H.V.（KV） 相对量子数（%） 137 100 120 40 80 20,还有的资料提供了下组数据： H.V.（KV） 相对量子数（%） 140 100 120 58 80 12 即当穿透20CM水模的时候,随着电压的增高，噪音会减小。因此，更高的KV扫描条件，通常会使低对比度分辨率提高。更高的电压适用于对X-Ray有更强的吸收衰减的情况下，例如：扫描肩或盆腔。 80KV的扫描电压只能提供大约20%的量子。因此，这种条件仅仅是低剂量技术的特殊应用（例如：XENON CT或儿科扫描）。,c)病人厚度： 影响象素噪音的最重要的因素是穿透病人的辐射衰减。例如在盆腔区，射线束以大约300的系数衰减。即是说从球管发射出来的X线辐射，仅仅0.3%到达探测器。在穿透水时（它近似于人的软组织），X线辐射每经过3.6cm大约被衰减50%。这就是说，从一个瘦长病人到一个肥胖的病人，由于病人厚度的增加，达到探测器的X线辐射总量按每增加4cm病人厚度减少50%的规律降低。,在肩和盆腔的检查中，粗大的骨结构对X线辐射的衰减则更为强烈。因此，对更肥胖的病人的检查，在最高可能的KV值、最大可能的断层厚度（即诊断过程允许使用的断层厚度）情况下，采用高mAS值是必要的，以获得最佳的图像质量。 KV值、病人尺寸、层面厚度、mAS以及算法都影响到象素噪音。然而，断层厚度和算法也会影响图像的空间分辨率。,在选择一个适合于检查过程的断层厚度时，应当考虑图像分辨率和噪音二方面，因为它们相互之间是有影响的。若把10mm层厚下获得的相对量子数作数100，则随着层厚的减小相对量子数会有所下降。 见下表： 层厚 (mm) 相对量子数( % ) 相对噪音水平 10 100 1.0 5 50 1.4 3 30 1.8 2 20 2.2 1 10 3.2,从上表中的数据可以看出：如断层厚度减小50%，则相对量子数也将减少50%，而相对噪音将会增加1.4倍。 扫描层厚选择的原则： 厚层：要求低的噪音并允许有低的空间分辨率； 薄层：要求高的空间分辨率但允许有较大的噪音；,高对比度条件下的扫描： 对于任何已经给定的CT系统来说，最佳空间分辨率，只能是在高对比度条件下得到。高对比度（也就是在感兴趣的解剖结构中有大的CT值差别）出现在骨结构（骨软组织交叉）或肺结构中（空气软组织交叉）。若要求高对比度条件下，扫描的层面有较好的体分辨率，即是沿病人长轴方向（Z轴)的邻近的细微的骨结构有更高的分辨能力（例如椎盘和内耳），采用1mm的层厚，比采用5mm的层厚会好得多。或说采用1mm的层厚，它的空间分辨率会高得多。,d)算法： 每种机型都会具有适合每个解剖部位的特殊模式的多种算法。这些算法用于在图像重建过程中对投影数据进行修正。这些修正将影响图像分辨率及噪音，而且这些影响是互相制约的。一个边缘增强算法（高分辨或超高分辨）得到高的空间分辨率，但也使噪音水平升高。一个平滑算法（适应软组织）产生一个低噪音水平的图像，但也使空间分辨率降低。,可用算法参照表如下： 超高分辨算法 有最高的空间分辨率 高分辨算法 有高的空间分辨率 标准算法 空间分辨率与噪音之间取平衡 软组织算法 有高的软组织识别能力 （密度分辨率高) 软零件算法 有均匀的图像外貌,这些算法适应不同的扫描需要。算法的指定是和解剖范围有关的。不同的解剖结构采用不同的算法。 具有高对比度（骨结构，肺）的物体的显示，通常是为了满足可以观察到很细微零件的要求。为了使这些零件与四周围结构有清楚的分界，最好使用边界增强算法来完成（高或超高）。因为这种算法强调了物体边界，因此使最小的结构也能清楚地区分。 高对比度条件下零件的分辨能力不会因噪音的增大而受到损害。,软组织算法： 对于软组织，能较好地区分与周围具有很小密度差组织的（低对比度）结构是最为重要的。这需要有低的噪音水平，通常采用平滑算法来解决。具有平滑特性的算法 (“SOFT”、”SOFTDETAIL”) 降低了细微颗粒的噪音成分和总的噪音水平。虽然这限制了零件的尖锐度，但它改善了微弱对比度物体的分辨能力。而且，这种算法也由于束硬化效应被消除而消除了可能会出现的图像伪影。例如：在颅脑中骨软组织边缘的图像伪影。,在一项检查既需要有高的空间分辨率（高对比度分辨率）也需要有好的密度分辨率（低对比度分辨率）的情况下，可以利用每个“RAW DATA”文件，采用不同的算法来进行计算（重建）。但是在开始检查之前必须考虑选择适当的mAS值和断层厚度。,2.扫描时间对图像质量的影响： A)运动伪影： 扫描期间主要由病人运动，如呼吸、吞咽、心跳和蠕动等引起的伪影。这些运动产生在扫描过程中涉及解剖结构的位置进入不同投影的拖影信息的影响。这些错误信息引起重建图像时产生条状伪影。如果扫描速度快，扫描时间短，这些伪影就会不那么明显有时甚至不出现。,B)扫描时间和 mAS： 很显然，在采用最短的扫描时间以减少运动伪影情况下，还应当考虑能提供足够的剂量。对于需要相对高的mAS的检查，可以采用称之为MULTSCAN的扫描模式。,1)MULTISCAN： 在这种模式下，扫描时间更长，多重扫描提供高吸收解剖区所需要增加的剂量。但同时减小由于运动伪影而导致图像质量变差的危险。 2)SPIRAL CT： 这种模式提供一个新的扫描技术，即在恒定的床运动条件下扫描架连续的旋转，因而可连续的测量并获取数据。SPIRAL CT用于快速的大范围的被扫描体积的连续数据获取，并且能自由的选择和重建重叠的CT层面。它能在一次单个呼吸情况下，完成整个器官的扫描。,3.图像显示与纪录的影响： CT值被变换为监视器或胶片上的不同的灰阶，低CT值显示为亮度较低，高CT值显示为亮度较高。人体CT值在-1K+3K之间，即总的4K值范围内。人眼的分辨能力远远低于这个范围。因此只能在指定的窗宽窗位内一部分一部分地进行显示。,A)窗宽： 在4K灰阶范围内，指定一个可选的范围（即窗宽）。在此范围内灰阶变化（由CT值的改变而变换成像素亮暗的不同），此范围以上呈现为白色，此范围以下呈现黑色。较大的窗宽适合于高对比度的显示（如骨、肺），较小的窗宽更适合于清楚地显示软组织中的很细微的密度差别。例如颅脑、腹部的显示。,B)窗位： 窗位是根据需要显示的解剖结构来指定的。也即是说它决定什么CT值的解剖结构将被显示。窗位可以从-1K+3K改变。经验指出，最好的窗位是处于被检查器官的平均CT值。,C)放大倍数： 一般扫描野为50cm的机型在Zoom为1的情况下，可以将50cm扫描野中的人体进行扫描并重建出断层图像。但从存储的数据套中，也可直接重建图像。在此情况下，我们可以改变Zoom，并选择适当的算法以增强零件的锐度。较大的放大系数，则由象素代表的物体点更小。较小的解剖结构，被显示超过几个象素点，经过原始数据放大，特别是对比度差大的那些点，可改善图像的分辨率。对于大多数解剖结构，存在一个适合的图像区或放大系数以得到所需要的物体分界和图像分辨率。,例如，为了得到0.35mm的最大的分辨率，像素尺寸不能比 0.17mm 更大，故放大系数至少是3.0才行。,D)胶片记录的影响： 胶片记录图像是图像质量链中的最后的环节。记录在胶片上的图像和监视器上的图像必须保持非常好的一致。这就要求在图像评估过程中监视器和相机都要稳定，并且必须保证胶片显影条件的一致。,监视器图像： 监视器屏幕的发光特性与胶片的黑度特性有稍微不同的特性（曲线）。为了补偿图像上出现的这种差异，一个叫做“Look up table”用在记录图像的相机中。它提供监视器图像和照相机图像间所要求的一致性。借助于6个数字测试图像和相应的参考胶片图像，可以在室内光线条件下使监视器达到最优化的亮度和对比度水平。,胶片图像： 随着技术的发展，Video Camera已不能完全反映CT系统所获得的图像的分辨率。现在的CT扫描装置多采用激光照相机（数字式的）。这就保证所有零件的图像都能排除干扰而获得最佳的记录。为了保证每次都能达到最佳曝光，必须调整二个重要参数： a）胶片的黑度和亮度； b) 对比度水平；,胶片的黑度，根据胶片型号不同应当处于2.53.0光学密度间，用检查对比度水平的测试图像来进行测试： a）必须能区分16个灰度等级（测试图像1） b) 必须能区分11个灰度等级（测试图像3）,误差源： ）胶片处理药液的老化； ）胶片处理时间的变化； ）显影药品型号的改变； ) 显影定影槽温度变化； ) 图像监视器亮度/对比度不正确的设定； ) 相机安装的LUT不正确； ) 曝光起伏涨落；,三）球管及探测器对图像质量的影响： 1.空间分辨率： 空间频率和 MTF： 空间分辨率又叫高对比度分辨率。可以通过测量有统一的巴密度 及各巴之间之距离 为d 的巴测试模型而得到。空间频率是以每cm线对数为单位给定的。即 =1/2d (LP/cm)测量具有小的巴宽度的巴测试模型的传递的图像（巴间隔也随之减小），产生一个图像对比度值，它随着空间频率的增加而下降。画对比度比值K图作为空间频率的函数，则给出的曲线即为调制传递函数。,MTF描述在高对比度下CT系统的分辨率性能。它是扫描装置几何学（焦点尺寸，探测器元件孔径和距离之比）的函数，也依赖重建算法，但与剂量无关。对比度比值K下降到它的最大值的2%，此时人的眼睛恰恰还能看得见的空间频率，被描述为极限分辨率，用来表示。 理论上的分辨率极限值也即0%值被称为截止频率。,定义： 空间分辨率是一个CT扫描系统分辨具有高对比度的结构的能力。即在CT图象中能被分辨的二个小物体之间的最小间隔，如（图一）所示。 空间分辨率应包括二部分： 1) 断层平面内的空间分辨率； 2) 垂直断层平面(Z轴)的空间分辨率；,在定义空间分辨率时，是假定被分辨的物体与周围的物质之间有较高的CT值差的，也即有较高的对比度。通常大于100HU的CT值差可作为高对比度来考虑。在特殊设计的棒条模型或孔模型中，物体的尺寸如（图二）所示,定义： 具有2d间隔的物体的空间频率为： fo=12d， 以LPcm(线对厘米)来表示。 2d代表物体之波长，物体之对比度可用频率为f0=12d的正弦波来表示。如（图三）所示，纵坐标为物体对比度，横坐标为空间频率。 当物体间隔改变时，即空间频率发生变化，但物体对比度不变，故正弦波之幅度不变。但随着物体空间频率之改变图象对比度会发生变化。当空间频率大到一定程度时，图象对比度趋向于0。 如（图四）所示。,使用这样的模型进行扫描时，可得到不同的图象对比 度，进而获得不同的物体尺寸的相对对比度K。,定义： K=图象对比度物体对比度=MTF 称之为调制传递函数。 当空间频率增大时，相对对比度变小。频率增高到某一数值后，相对对比度趋向于0，物体不能被分辨，称之为截止频率，如（图五）所示。,断层平面内空间分辨率的测定方法： 1) 模型测定法：用带有不同尺寸的棒条模型或孔模型 直接进行扫描，空间分辨率由最小可清晰分辨的棒 （ 或孔)的尺寸决定。 2) 通过计算MTF来测定：扫描具有细金属丝的特殊模 型，通过计算得到MTF曲线，其截止频率代表了系 统的空间分辨率。,垂直断层平面的空间分辨率由断层厚度决定。 定义： 断层厚度=FWHM(即灵敏度剖面最大值之半的宽度)。 如（图六）所示：,影响空间分辨率的因素主要有： 1)机械参数： A) 探测器元件数； B) 元件尺寸； C) 焦点大小；,探测器尺寸对空间分辨率的影响： 如果探测器的有效元件宽度为d， 那么在扫描场中心测量元件 有效宽度Ud应当为： a Ud= d a+b 如（图七）所示,当紧靠扫描场中心的二个物体间的距离比Ud还小时，则不可能被分辨。d 越小则能被分辨的物体尺寸越小。 若N元件数 L探测器总长度 设d=LN 则： (a+b)(/180) d= N 代表探测器对应角度，以“ O ”表示。,X线管的焦点对空间分辨率的影响： 焦点F越小的系统能分辨 的物体的尺寸也越小，即是空 间分辨率越高。在旋转中心计 算得到的有效焦点尺寸(有效焦 点宽度)Uf可以下式表示： b Uf= F a+b,当有效焦点尺寸增加时，从物体一点得到的信息扩展到更多的探测元件，因而使空间分辨率降低， 如（图八）所示。,焦点拖影对空间分辨率的影响： 在剂量脉冲持续期内，X线管探测器系统旋转角，由此致使一个给定物体的尖锐投影产生拖影。这使得靠近的物体分辨能力降低，即系统的空间分辨率下降。旋转越快或剂量脉冲持续时间越长则影响越大。如（图九）所示。,拖影可以下式来表示： 2tdose Ub= r NpT r 物体和旋转中心的距离； tdose剂量脉冲之宽度； Np投影数； T剂量脉冲之周期；,由上式可以看出：剂量脉冲越宽拖影越大；投影数越大拖影越小。在旋转速度快的CT系统中，为了降低拖影对图象质量带来的损害，应选择较窄的剂量脉冲和较大的投影数进行扫描。 如果考虑到探测器尺寸、焦点大小和拖影之综合影响，我们可以定义另一个参数Ustr，称之为有效束宽度。一个CT系统的空间分辨率基本上由Ustr来决定：,部分体积伪影： 部分体积伪影是条纹状图像误差，特别是伴随着采用大的CT层面厚度而发生。因为在此种情况下，高对比度结构仅部分投影到断层影像中或对比度发生较大的变化。颅底的骨结构选择更薄的层厚进行扫描，即可大大消除这些伪影的出现。因为这就能分离部分结构和邻近地区更多的影响。然而另一方面，薄的断层厚度又增加了轴向的噪音水平。,VAR(Volume Artifact Reduction)技术： 在这种扫描方式中，几个薄的层面组成一个连续的区（例如 22mm；32mm或23mm）。它们分别的被自动扫描，且在图像处理器中进行联合产生一个厚的层面（4mm或6mm）。其结果是一个轴向断层图像既具备大层面厚度的优点（低的像素噪音，好的软组织识别能力），又大大降低了部分体积伪影。,2)数据参数： A) 投影数； B) 卷积函数； C) 扫描场尺寸； D) 矩阵尺寸；,2.密度分辨率(低对比分辨率)： 定义：低对比度分辨率描述相对于周围物质有低到l0HU的对比度的小物体的分辨能力。 影响低对比度分辨率的最大因素是噪音。 对于高对比度物体，若其CT值比噪音幅度大得多的话，那么能够被分辨的物体尺寸甚至可以小到像噪音点一样。但如果物体的CT值在噪音幅度范围内，则物体的尺寸必须比噪音点大得多才能被分辨。,密度分辨率的测定： 采用类似于用来测定空间分辨率那样的模型来测定一个CT系统的密度分辨率（低对比度分辨率）。模型由具有不同尺寸的孔的聚乙烯组成。孔中填充水与酒精的混合物。聚乙烯和水与酒精混合物间的对比度被限定在一定的范围内，以满足低对比度的要求。将这样的模型进行多次扫描，观察每次扫描能看到的孔列，在多次扫描中可见孔的数目超过50%时，则认为相应对比度条件下之相应尺寸的物体能被分辨。如（图十）所示。,对比度细节图： 对比度细节图提供一个CT系统的空间分辨率与密度分辨率全部信息。 凡曲线右边任何点(包括物体对比度与物体尺寸二个参数)都是在一定的物体对比度条件下可分辨物体的尺寸。有时为了提高空间分辨率，采用一种特殊的高分辨重建算法进行重建。但提高空间分辨率之结果也导致了密度分辨率的降低。在高对比度范围内噪音影响较小。对比度较低时，图象噪音影响较大，使被分辨物体的低对比度可探测性受到影响。见（图十一）。,由对比度细节图我们可以看出：1. 在高对比度范围（图中是大于7.5HU)： 采用高分辨算法，空间分辨率大于标准算法。即对比度相同情况下，能区分的物体的尺寸更小。 2. 在低对比度范围(图中是小于7.5HU)： 采用标准算法，密度分辨率大于高分辨算法。即在 物体尺寸相同的情况下，能区分的对比度差别更小。,3.噪音： 定义：一个均匀物体被扫描。在一个确定的R0I(感兴趣区)范围内，每个象素的CT值HU并不相同而是围绕一个平均值波动，CT值的波动就是噪音。 图象噪音依赖探测器表面之光子通量的大小。它取决于X线管的管电压、管电流、予过滤、准直器孔径以及重建算法等。 噪音可以用标准偏差来表示。,标准偏差用下式来表示： N 代表光量子,4.伪影： 定义：所谓伪影是指实际上不存在于被扫描物体中, 但在CT重建图象中出现的结构及个别象素或某一 区域性的CT值的错误都被称之为伪影。,伪影的来源： 1）与系统有关的伪影：束硬化；X线能量；球管老化 剂量不稳定；剂量脉冲不稳定；部分容积效应等因 素影响产生的伪影； 2) 与病人有关的伪影：受体内金属异物、扫描期间内 运动与呼吸等因素影响产生的伪影； 3）与测量有关的伪影：由于探测器及相关电路稳定 性的影响而产生的伪影；,4）与重建有关的伪影：由卷积函数的不适当选用而 产生的伪影；5）由电网不稳或内阻过大而导致高压不稳定产生伪 影；6）其它； 综上所术，导致图象产生伪影的原因很多。 为了使扫描系统获得最高质量的图象，应当使伪 影降到最低水平。这就是我们常说的图像质量保 证与质量控制。,束硬化效应： 所谓束硬化效应是从X线管发射出来的X射线为非单色辐射，即为连续谱。在穿透物体过程中，软射线比硬射线更容易被吸收衰减。因此在物体后面的次级能谱中硬辐射成分增高，因而对图象质量产生影响。束硬化效应引起衰减的非线性。如(图十二)所示。,这种非线性对于一个均匀水模的扫描图象产生的影响如(图十三)所示，均匀的CT值变成下凹形状。在结构复杂的非均匀物质组成的人体解剖结构情况会变得更加复杂。人体内的软组织与硬组织对于束硬化效应有不同的影响，因此校正的方法也不同。对于骨结构的束硬化效应的影响必须采取不同于软组织的特殊校正表进行校正。,束硬化效应还有一个重要影响，就是从硬组织过渡到软组织时，将不能准确的表示这种密度差别。因而必须采用更适合的卷积函数进行修正。这种卷积函数将使密度差大的物体结构具有更好的锐度，如(图十四)所示。,部分容积效应： 部分容积效应描述的是人体内的某一密度高的结构(如骨结构）没有覆盖整个探测器从而导致产生伪影。如(图十五)所示。 由于强度之和的对数不等于各强度对数之和，因而产生错误的测量值。在图象上表现为明显的条状伪影。伪影的形状依赖产生部分容积效应物体在扫描场中的位置。影响部分容积效应产生的重要参数是断层厚度。为了减少部分容积效应的影响，在必须采用厚层扫描时，可以采用薄层分几次扫描后，求得一个平均图象。这既可减小伪影而同时又避免了因层厚减小引起的噪音增大，故不致损失低对比度分辨率。,探测器的影响： 探测器的漂移和不稳定将导致灵敏度发生变化，从而产生环状伪影或噪音的增加。在这种情况下，应当进行校正测量，使得校正表及时地根据探测器灵敏度的变化进行更新，以消除伪影。通常利用统调过程中产生的校正表可以得到补偿。晶体探测器受潮后会引起环状伪影，此时进行校正测量也不能消除。在这种情况下应当及时地更换吸潮剂，以确保图象的质量。,5.均匀性： CT图像均匀性是表示在扫描均匀的水模时，模型内的水的CT值的均匀程度。当然由于噪音的影响CT值可能是会有一定的偏差的。但这种偏差应当在允许范围以内，例如4HU。在对水模进行扫描的过程中由于中间与边缘X射线所穿过的路程不同。在束硬化效应的影响下，中间区的CT值会低于边缘区而导致不均匀性。通常测量水模图像的中间和边缘的5个区，分别得到它们的CT值以检查图像的均匀性。通过水值校正及系统的精细调整可以使图像获得最佳均匀性。,四）图像重建过程中的影响： 1)数据的预处理: 为甚麽要进行预处理： 一般CT扫描后得到的数据送到图像理器进行图像重建（卷积和反投影）。在重建之前必须进行所谓的预处理。这是因为扫描过程中存在很多误差，这些误差严重地影响图像质量，因而需要进行预处理。,预处理的内容： 预处理一般包括下列内容： A)浮点译码（FPA Decoding）： 探测器接受穿透人体后的X线并变换成电流（电压）脉冲，然后送到A/D转换器进行模/数变换。人体的解剖结构是很复杂的，对X线的衰减是不相同的。而这种衰减决定了电流（电压）脉冲的幅度。脉冲幅度在很大的范围离散。如果脉冲信号被以相同的放大倍数进行放大，其结果是小信号的幅度仍然很低，而大信号被放打得太大而出现失真。,这将严重地影响图像质量。因而需要采取一种叫做浮点放大的方式加以解决。即是，将小信号给以大倍数的放大，例如64倍；而对于大信号则压低放大倍数甚至放大倍数为1。 这就需要在进行A/D变换的同时加以编码，采用两位二进制码作为浮动放大倍数的特征传送到图像处理器。送到图像处理器后需要将浮点特征位加以解码以恢复信号的本来面目。,B)排序（Sorting）： 这一步是将由DAS传来的数据按重建的要求加以排序。这是因为数据读取时是按中间优先的原则进行的。 C)偏置校正（Offset)： 探测器没有信号送到积分器时，积分器却有一定的输出，这就是偏置信号偏置信号直接影响测量信号的精度，因而必须加以校正。（见图十六）,D)取对数(Log)： X线穿透人体后呈指数规律衰减。 s= lnIolnI 为了后面的数据处理及重建呈线性关系，因而首先在预处理过程中对测得的强度取对数。 E)正常化校正(Normalization)： 由于扫描过程中每次的剂量脉冲不尽相同造成测量误差，因而需要进行正常化校正。（见图十七）,F）校正(CAL)： 由于探测器列阵中的每一个探测器元件灵敏度的差别以及随时间的变化会导致图像产生环状伪影，故而需要进行称之为“CAL”的校正。 G）束硬化校正(Hardening)： X线管发射出来的X线不是单能的而是呈现为一个能谱曲线。随着射线被扫描人体的衰减，低能的软射线逐渐被吸收，射线谱的成分发生变化，即谱现象高能方向移动，这就是束硬化。其结果带来测量误差影响图像的质量，因而必须进行校正。（见图十八）,H）空间校正(Spacing)： 由于CT扫描系统的探测器列阵的每一个探测器在安装过程中不可避免地相对于理想位置会有一定的偏差。这在图像重建过程中会带来影响，因而必须进行校正。（见图十九）,I)通道校正(Channel)： X线穿透人体时候呈现出非线性误差，即是在扫描均匀水模时中间与两边产生的非线性差。 （见图二十）,2）卷积（convolution）和卷积函数(kernel)： 什么是卷积： 卷积就是对于扫描所得到的投影曲线进行修正。 为何需要卷积： 由于在从扫描过程所得到的数据进行图像重建时会有空间干扰出现，而引起图像的模糊，如图所示。为了消除这种模糊必须对投影曲线进行修正。修正的过程就是卷积的过程。（见图二十一）, 卷积函数： 从根本上讲卷积函数其实就是一条修正曲线。如图所示。用这条修正曲线和投影曲线逐点相乘与相加，而使投影曲线得到修正。用得到修正的投影曲线进行反投影其结果消除了模糊从而使图像质量得到提高。因为人体的解剖结构差别很大，对不同的解剖结构必须采用不同的卷积函数进行修正，才能使不同的解剖结构的图像有最佳的图像质量。（见图二十二、二十三）,五）多层螺旋CT的图像质量： 1）多层螺旋CT的基本概念： 近十年CT技术发展迅速，已经从常规的往复旋转发展到单项连续旋转，进而到多层螺旋扫描。虽然从扫描及图像重建的基本原理来讲是相同的。但是多层螺旋扫描在图像重建和图像质量上也遇到了一些新的问题。这些问题关系到多层螺旋CT的图像质量和临床应用。,螺旋CT首先出现的是在采用滑环技术基础上单向连续旋转的单层螺旋CT。单层螺旋CT只有单排探测器。在旋转一周期间只能采集一个层面的数据（信息）。多层螺旋CT在探测器系统中有多排探器，旋转一周可同时采集多个层面的数据（信息）。但是，并不是有多少排探测器就能在旋转一周的时间内，采集多少个层面的数据。例如：,GE公司的GE LightSpeed Ultra 16有24排探测器，但是同时采集层面数就只有16个；GE LightSpeed Plus有16排探测器，但同时只能采集4个层面的数据； 飞利浦公司的Brillianc CT 16有24排探测器，同时采集的就只有16个层面的数据；Brilliance CT 6能够同时采集6个层面的数据，但是它也有24排探测器；,西门子公司的SOMATOM Sensation 16 有24排探测器，但同时只采集16个层面；SOMATOM Emotin 6有16排探测器，同时采集只有6个层面的数据； 东芝公司的Aquillion 16有40排探测器，同时采集的数据，只有16层；Auillon 4有34排探测器，每周采集的数据仅为4个层面；等等,以上例子说明并不是有多少排探测器就能够采集多少个层面的数据。换句话说探测器的排数并不等同于每旋转一周采集的层面数。这是因为每周的层面数不仅仅是有探测器的排数决定的，还必须有大量的硬件和软件的支持才行。,其中最主要的就是要看探测器系统有多少数据采集通道。每周采集的层面数基本上是由数据采集通道来决定的。如果有64排探测器，而只有32个数据采集通道，那么每周基本上只能扫描32个层面。,另外也还有一个问题需要搞清楚，这就是图像的重建速度问题。所谓图像的重建速度是指每秒能够重建的图像数。例如： 东芝公司的Aquillon 16每周可采集16个层面，而图像重建速度却是6幅/秒； 飞利浦公司的Brilliance CT 16每周可采集16个层面的数据，但是重建速度是6幅/秒；,西门子公司的SOMATOM Sention 16每可采集16个层面，但重建速度是10幅/秒； GE公司的GE LightSpeed Ultra 16每周可采集16个层面，而重建速度仅为4幅/秒； 以上例子说明每秒能够采集的层面数并不代表每秒能够重建的图像数。,2） 多层螺旋CT的技术原理： 毫无疑问，CT从常规的往返旋转到单向连续螺旋扫描是一个巨大的进步。但是不容忽视的是它的分辨率低、噪音大、覆盖范围小等缺点的存在。,多层螺旋CT的成像基本原理和系统的基本结构与第三代CT没有本质的差别。与后者相比较，最大的区别在于探测器的结构。由于多层螺旋CT的探测器为多排探测器，从X线球管发射出来的射线已经不是薄的扇形X线束，而是一个锥形束。,因此，图像重建的算法也区别于单层CT，它是采取锥形束的算法。这是为了解决锥形束引起的伪影。此外，多层螺旋CT扫描的层厚也不是采取由准直器的开口大小来决定，而是由不同的探测器排的不同组合来得到。,多层螺旋CT由于采用了诸如磁悬浮技术，使得扫描速度大大提高，最快可达0.33秒/周。这就为心脏扫描提供了一定的条件。近年来又出现了所谓双源CT，使得时间分辨率达到了83mS。,目前几大厂家的连续螺旋扫描的长度多达150cm以上。一次螺旋扫描覆盖的范围空前地达到最大的范围。要达到这样大的范围就需要球管能够输出更大的功率，有更大的热容量。64层螺旋CT的球管一般要达到8MHU才行。西门子公司还生产出所谓0MHU球管，以适应大功率连续输出的要求。,3） 多层螺旋CT的探测器和数据采集： 多层螺旋CT的探测器多采用稀土陶瓷探测器，西门子公司号称超高速稀土陶瓷探测器（UFC）。探测器的厚度最小可做到0.5mm,使得提高Z轴的分辨率成为可能。,多排探测器分为等宽和不等宽两种（见下图）。为了提高射线的利用率多排探测器多采用弧形排列。 下面以西门子公司和GE公司的16层螺旋CT为例，对它们的探测器系统进行简单的说明。,西门子公司16层螺旋CT：由24排不等宽探测器组成,其中包括：1）中间16排为0.75mm的；2）两侧各4排1.50mm的；最大覆盖范围：24mm工作模式有二种：1）16排0.75mm，利用中间16排探测器；2）16排1.50mm，利用24排全部探测器；,GE公司16排螺旋CT：由24排不等宽探测器组成，其中包括：1）中间16排为0.625mm的；2）两侧各4排1.25mm的；最大覆盖范围：20mm工作模式有二种：1）16排0.625mm，利用中间16排探测器；2）16排1.25mm，利用24排全部探测器；,西门子公司的16层螺旋CT的探测器系统采用的是不等宽对称结构。探测器的中间为16排宽度为0.75mm的探测器列阵。两边对称地排列有4排1.5mm的探测器列阵。因此，总共由24排探测器。探测器的总的宽度为24mm。每排探测器有672个。整个探测器系统有探测器16128个。,GE公司的16层螺旋CT的探测器系统采用的也是不等宽的结构。中间有16排宽度为0.625mm的探测器列阵。两边各有4排宽度为1.25mm的探测器列阵。共有24排，探测器总数为21120个，每排为880个。覆盖的总宽度为20mm。 数据采集通道：16个,对