第10章 CT的成像質(zhì)量和影響因素.doc

第十章 CT的成像質(zhì)量和影響因素圖像的質(zhì)量這一范疇我們以前已有所涉及，其要求也并非只針對CT，常規(guī)X線攝影也有圖像質(zhì)量這一概念，如空間分辨率、幾何分辨率、噪聲等。在CT中，有一些性能指標(biāo)和參數(shù)被用來衡量圖像的質(zhì)量如：空間分辨率、密度分辨率、噪聲、偽影和圖像的畸變。這些性能指標(biāo)中的每一項(xiàng)一般都受多種因素的影響，有些并且是相互關(guān)聯(lián)的。總體說來，CT成像最終圖像質(zhì)量的優(yōu)劣受到下述一些因素的影響，它們是成像處理的方法、成像設(shè)備的幾何性能、掃描時物體的運(yùn)動、被掃描物體本身的對比度、所使用膠片的對比度、圖像采集設(shè)備的性能（如照相機(jī)或監(jiān)視器）、X球管焦點(diǎn)的尺寸、觀看圖像的環(huán)境條件和觀看者本身之間的差異。一、CT圖像的質(zhì)量和衡量指標(biāo)1.CT圖像質(zhì)量的基本概念 在討論CT圖像質(zhì)量之前，我們將先討論有關(guān)圖像質(zhì)量的一些基本概念。(1)物體對比度(DCT)物體對比度（圖10-1）是相鄰兩個物體之間在圖像中的顯示能力，在CT成像中，其與物體的大小、重建的算法和窗的設(shè)置有關(guān)。CT值大于100HU時的對比度差，稱為高對比度；CT值小于10HU時的對比度差，稱為低對比度。其用公式表示即： m1-m2 DCT = |CT1-CT2| = 1000(HU) （10-1） mwater式中DCT為物體對比度。(2)圖像對比度(DH)圖像對比度是重建后的圖像與CT值有關(guān)的亮度差（DH）。其用公式表示即為： m1-m2 DH = |H1-H2| = K 1000(HU) （10-2） mwater式中DH為圖像對比度。(3)對比度比值(K)對比度的比值等于： 圖像對比度(DH) K = （10-3） 圖10-1 物體對比度和圖像對比度 物體對比度(DCT) 根據(jù)物體的大小和重建算法的不同，我們可以得出以下結(jié)論： 對于一個較大的物體，其對比度比值不變(K = 1); 對于一個較小的物體，其圖像對比度下降(K 1); 如采用軟組織算法(Soft)，圖像的對比度下降(K 1)。除了物體的大小和重建算法外，窗的設(shè)置也影響圖像的對比度，但是不影響CT值的測量。(4)接受器分辨率 接受器分辨率包括圖像監(jiān)視器和膠片，它們很容易與空間分辨率與密度分辨率相混淆。CT中的空間分辨率概念只指CT機(jī)本身由于系統(tǒng)接收和傳遞過程中所產(chǎn)生的分辨率，它與接收器的分辨率無關(guān)；但是接收器分辨率的優(yōu)劣也影響CT機(jī)的空間分辨率，如果監(jiān)視器或膠片的分辨率低于CT機(jī)的分辨率，那么再高的系統(tǒng)分辨率也無法在圖像上得到體現(xiàn)。在實(shí)際應(yīng)用中，CT的圖像質(zhì)量受一些因素的影響，大致歸納有以下一些：X射線源發(fā)出的射線束的性質(zhì)、射線束的劑量大小、被檢物體的穿透特性、掃描所使用的層厚、掃描中產(chǎn)生的散射線、模數(shù)轉(zhuǎn)換的效率、像素的尺寸大小、圖像重建的算法和顯示分辨率。CT中的圖像質(zhì)量還可以下述代數(shù)式表示：2（m）= kT/(td3R) (10-4)式中（m）是噪聲漲落的標(biāo)準(zhǔn)差。它是由于噪聲而產(chǎn)生的平均吸收系數(shù)m值的變量，T是由于被檢物體組織的成分和分布所產(chǎn)生的穿透特性，t是掃描層厚，d是像素尺寸大小，R是掃描劑量，k是皮膚劑量和吸收劑量的轉(zhuǎn)換常數(shù)。根據(jù)上述等式，部分參數(shù)是相對固定無法改變的，如物體的穿透特性、層厚，但我們可以改變像素的大小、射線的劑量使圖像的質(zhì)量得到改善。2.圖像質(zhì)量的測試方法(1)分辨率測試 圖像質(zhì)量的可用一些方法測試，它們是：點(diǎn)分布函數(shù)(PSF)、線分布函數(shù)(LSF)、對比度傳遞函數(shù)(CTF)和調(diào)制傳遞函數(shù)(MTF)，其中，MTF是目前最常用的測試空間分辨率的方法，它不僅在CT中應(yīng)用，也用于常規(guī)X線攝影。 圖10-2 空間頻率與圖像清晰度的關(guān)系PSF測試是以物體中的一個點(diǎn)為單位，經(jīng)成像后該點(diǎn)的失真程度，即該點(diǎn)大小、形狀的改變?？臻g分辨率是測試點(diǎn)分布函數(shù)最大半值寬度，最大半值寬度又稱為半值全寬(FWHM)，這一術(shù)語我們在CT中有關(guān)空間分辨率的論述中經(jīng)常見到。LSF也是測試成像系統(tǒng)失真的一種方法，其主要是指一個線條狀的物體經(jīng)成像后還原的失真，形成線條狀物體的擴(kuò)散。CTF又稱為對比度響應(yīng)函數(shù)，主要是用來測試成像系統(tǒng)的對比度。CTF的定義是：一個線條狀的分辨率測試模板經(jīng)射線照射成像后，如果我們將測試圖像中的線條看作是模板中線條長度的函數(shù)，那么相鄰兩條線密度的差值即為CTF。MTF的測試方法可由LSF通過傅立葉變換方法得到。MTF測試時，先要將被測試物轉(zhuǎn)換為頻率（圖10-2），測試結(jié)果的光學(xué)密度被用來表示圖像質(zhì)量的衰退程度，如果MTF等于1，即說明物體被精確地復(fù)制，相反如果MTF等于0，則說明無任何圖像信息被傳遞。根據(jù)上述方法，我們可以畫出MTF的曲線圖（圖10-3）。在實(shí)際應(yīng)用中，如果某臺CT掃描機(jī)的空間頻率為15LP/cm，那么該CT應(yīng)該能分辨一個0.3mm的物體（1/15 LP/cm = 10/15 LP/mm =0.6 mm/LP = 0.3mm/線），或采用簡單的數(shù)學(xué)式5LP/cm = 線徑(mm)。(2)體模測試 體模是CT圖像質(zhì)量測試一個非常有用的工具，它可以測試很多與CT質(zhì)量有關(guān)的性能指標(biāo)。一般，CT制造廠家會隨CT機(jī)提供給用戶一些測試體模，最基本的體模如水模、分辨率測試體模等。有一些常用的體模如水模、空間分辨率體模、密度分辨率體模和層厚測試體模如圖10-4所示。其中水模至少包括三種類型，直徑30cm代表成人體部的水模、直徑20cm代表成人頭部的水模和直徑15cm代表小孩頭部的水模，另外還有 圖10-3 根據(jù)圖10-2得到的MTF曲線 圖10-4 CT質(zhì)量測試的幾種常用模體直徑10cm代表四肢的水模，但這種類型的水模在實(shí)踐中較少使用。分辨率體模有兩種，一個是高對比分辨率體模，另一個是低對比分辨率體模，這兩種體模很有用，在圖像質(zhì)量測試中經(jīng)常用到。層厚測試體模各廠家的設(shè)計可有所差別，但目的都一樣，是測試CT掃描層厚的準(zhǔn)確性。其它還有一些專用的測試體模和工具，我們將在CT質(zhì)量控制章節(jié)測試方法中進(jìn)一步介紹。3.空間分辨率 空間分辨率(Spatial Resolution)又被稱為高對比度分辨率(High Contrast Resolution)，是在高對比度情況下(DCT100HU)區(qū)分相鄰最小物體的能力，它是測試一幅圖像質(zhì)量的量化指標(biāo)，其結(jié)果通常以毫米(mm)為單位或每厘米的線對數(shù)(LP/cm)表示。 空間分辨率受兩大因素的影響，它們是CT成像的幾何因素和圖像重建的算法。其中成像幾何因素是指成像過程中與數(shù)據(jù)采集有關(guān)的元器件和參數(shù)的設(shè)置，它們包括球管焦點(diǎn)的尺寸、探測器孔徑的大小、掃描層厚、焦點(diǎn)掃描野中心和探測器距離以及采樣距離；重建算法主要是指圖像重建過程中采用的不同算法，如平滑（軟組織）算法、邊緣增強(qiáng)（高分辨率）算法?？臻g分辨率通常采用兩種方法來測試和表示。一是采用成對排列、黑白相間的分辨率測試體模或由大到小排列的圓孔測試體模測試表示；其次是采用調(diào)制傳遞函數(shù)(Modulation Transfer Function,MTF)測試表示。采用黑白線條體模測試以線對數(shù)(LP/cm)表示，而用圓孔體模測試則以毫米線徑數(shù)(mm)表示。4.密度分辨率密度分辨率(Density Resolution)又稱低對比分辨率(Contrast Resolution)，是在低對比度情況下(DCT10HU)分辨物體微小差別的能力。密度分辨率常以百分單位毫米數(shù)表示(%/mm)，或以毫米百分單位表示(mm/%)。通常CT機(jī)密度分辨范圍為0.250.5%/1.53mm，大多數(shù)CT機(jī)在頭顱掃描時能分辨0.5%/2mm的密度差（表10-1）。密度分辨率往往還與測量時所采用的劑量大小有關(guān)，在選購CT機(jī)時，還應(yīng)注意廠商在測量密度分辨率時所采用的劑量大小。表10-1 七種型號CT機(jī)的密度分辨率 CT機(jī)型號 密度分辨率 Elscint CT-Twin 0.25%/3mm Picker PQ2000 0.35%/1.5mm Toshiba TCT-900S/X 0.5%/2mm Siemens Somatom Plus-s 0.3%/2.5mm Philips Tomoscan SR 0.35%/3mm GE Highspeed 0.25%/2.5mm 圖10-5 人體中三種主要組織的密度(p)和原子序數(shù)(z)在常規(guī)X線攝影中，我們通常無法得到如此高的密度分辨率。如圖10-5所示，常規(guī)X 線攝影只能在骨和軟組織之間區(qū)分，因?yàn)榧∪夂椭镜拿芏群驮有驍?shù)太接近，它們的原子序數(shù)分別為13.8和7.4，X線的記錄介質(zhì)只能籠統(tǒng)地把這些組織顯示為軟組織陰影。而CT的低對比度分辨率要大大優(yōu)于常規(guī)X線攝影，CT能對密度差別非常小的組織成像，X線攝影的低對比度分辨率約為10%。 密度分辨率受掃描層厚、像素噪聲、重建算法、光子的數(shù)量、物體的大小、物體的對比度和系統(tǒng)MTF的影響，其中像素噪聲是主要影響因素。像素噪聲的定義是勻質(zhì)水模一限定范圍內(nèi)CT值的標(biāo)準(zhǔn)偏差，它是在勻質(zhì)斷面圖像中像素的點(diǎn)與點(diǎn)之間CT值的隨機(jī)波動和它的平均值離散的測量。如果沒有像素噪聲，那么系統(tǒng)MTF將足夠表述密度分辨率。噪聲可通過增加X線的光子數(shù)量，即增加掃描條件得到改善，日常工作中采用小的層厚須加大掃描劑量，就是因?yàn)樾〉膶雍駵p少了X線的光子量。另外，病人的體型大小也影響了射線的衰減，使到達(dá)探測器的光子數(shù)量減少，從而影響了密度分辨率。重建算法對密度分辨率和空間分辨率的影響是一對矛盾，邊緣增強(qiáng)算法使圖像的邊緣更清晰、銳利，但降低了圖像的密度分辨率；而平滑算法提高了密度分辨率，邊緣、輪廓表現(xiàn)不及邊緣增強(qiáng)算法。 CT系統(tǒng)密度分辨率的測量采用排列成行的數(shù)排不同大小的圓孔體模（圖10-4）。與常規(guī)影像設(shè)備比較CT具有更高的密度分辨率，這是因?yàn)椋篊T圖像層面的上下沒有重疊，X射線束高度準(zhǔn)直散射線少和采用了高靈敏度的探測器。5.噪聲噪聲是一均勻物質(zhì)掃描圖像中各點(diǎn)之間CT值的上下波動，也可解釋為是圖像矩陣中像素值的標(biāo)準(zhǔn)偏差。噪聲水平是對比度或CT值的百分比，在實(shí)際使用中，通常是以一劃定大小的興趣區(qū)來表示，平均值和標(biāo)準(zhǔn)偏差(Standard, SD)在圖像一側(cè)顯示。 (Xi X)2噪聲（）= n 1 （10-5）式中n是一限定范圍內(nèi)像素值總數(shù)，Xi是第n個像素值，X是像素值平均數(shù)，上式表示重建圖像CT值的統(tǒng)計學(xué)播散。(1)噪聲水平噪聲水平是指CT值總數(shù)的百分比，如1000 CT值的標(biāo)準(zhǔn)偏差是3，那么噪聲水平可由下式求得： 3噪聲水平（%）= 100 = 3/10 = 0.3% （10-6） 1000即3個單位的噪聲相當(dāng)于0.3%的噪聲水平。噪聲可用水模掃描并通過水模中興趣區(qū)的計算獲得，興趣區(qū)中信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差即為像素噪聲。(2)噪聲的表現(xiàn)和原因 噪聲可影響圖像的質(zhì)量。我們在質(zhì)量較差的電視機(jī)上可以看到重疊于圖像上、有規(guī)律分布、小顆粒狀的現(xiàn)象即為噪聲。CT圖像中噪聲的產(chǎn)生與射線的劑量，也就是到達(dá)探測器上光子數(shù)量的大小有關(guān)，射線劑量越大或光子數(shù)越多，噪聲越小。(3)劑量和毫安秒(mAs)射線的強(qiáng)度和光子數(shù)與劑量和毫安秒密切相關(guān)。在CT掃描中，劑量也就是穿透某一物體的射線能。劑量的單位是戈瑞(Gray,Gy)，一般，一層橫斷面掃描劑量是3050毫戈瑞(mGy)。劑量的產(chǎn)生是與球管電流(mA)和掃描時間(s)有關(guān)，兩者常通稱為毫安秒(mAs)，毫安秒增加劑量同比例增加。因?yàn)楣庾訑?shù)與劑量密切相關(guān)，所以，劑量增加噪聲減少或劑量降低噪聲增加，它們之間有下述的關(guān)系： 1 噪聲 （10-7） 劑量 圖10-6 線性衰減系數(shù)，表示CT機(jī)的線性 與直線的關(guān)系6.線性度線性是指被成像物體的線性衰減系數(shù)與CT值之間的關(guān)系，也是CT成像質(zhì)量的一個重要參數(shù)。線性度可采用水?；蚱渌w模測試獲得，一般每天開機(jī)的質(zhì)控測試程序都需做線性度校正，根據(jù)測試的結(jié)果，我們可繪制成圖表（圖10-6），如果CT機(jī)工作正常，線性衰減系數(shù)和平均CT值之間的關(guān)系應(yīng)該是一條直線。7.偽影 偽影是由于設(shè)備或病人所造成的、與被掃描物體無關(guān)的影像，它在圖像中表現(xiàn)的形狀各異并可影響診斷的準(zhǔn)確性，有時候由于某些原因造成的圖像畸變也被歸類于偽影。根據(jù)造成的原因不同，偽影可以分成兩大類：病人造成的偽影和設(shè)備引起的偽影。 圖10-7 CT常見偽影的類型 由病人造成的偽影多數(shù)為運(yùn)動偽影。人體內(nèi)一些不自主器官如心、肺、腸等的運(yùn)動和檢查時病人的體位的移動可形成條狀偽影；病人身上攜帶的金屬物可產(chǎn)生放射狀偽影；在軟組織骨的邊緣也可產(chǎn)生條紋狀偽影，這是因?yàn)槊芏韧蝗幌陆?，產(chǎn)生了高的空間頻率分量，使空間采樣頻率不足所致。由設(shè)備系統(tǒng)性能所造成的偽影是不可避免的，因?yàn)闆]有一臺儀器設(shè)備是十全十美的。它們都是由于設(shè)備運(yùn)行的不穩(wěn)定所造成的。如由于探測器之間的響應(yīng)不一致，可造成環(huán)狀偽影；由于投影數(shù)據(jù)測量轉(zhuǎn)換的誤差，可導(dǎo)致直線狀偽影；另外，采樣頻率較低也可產(chǎn)生直線狀偽影，而由于射線硬化，則可產(chǎn)生寬條狀偽影。另外，由于病人體位擺放不正確（如未放在掃描范圍內(nèi)），也可產(chǎn)生偽影。其次，偽影還可以根據(jù)出現(xiàn)的形態(tài)不同劃分，它們有條狀偽影、陰影狀偽影、環(huán)狀偽影和帶狀偽影（圖10-7），偽影的分類和產(chǎn)生原因見表（表10-2）。表10-2 偽影的表現(xiàn)和產(chǎn)生的原因 表現(xiàn) 原因 條狀 數(shù)據(jù)采樣不當(dāng)；部分容積效應(yīng)；病人運(yùn)動；金屬物； 射線束硬化；噪聲；螺旋掃描；機(jī)械故障 陰影狀 部分容積效應(yīng)；射線束硬化；螺旋掃描；散射線；焦 外輻射；投影數(shù)據(jù)不全 環(huán)狀和 探測器通道故障（常見于第三代CT機(jī)） 帶狀二、影響CT圖像質(zhì)量的因素 具體地說，在CT成像過程中有下述一些因素影響了圖像的質(zhì)量，它們是X射線的劑量、X射線的光譜特性、被掃描物體的穿透性、掃描層厚、散射線、像素的尺寸、模數(shù)轉(zhuǎn)換的效率、圖像重建的算法和顯示分辨率。1.X射線源的影響 CT的檢查采用了X射線源，同所有采用X射線源的設(shè)備一樣，X線的產(chǎn)生和成像質(zhì)量也受到量子起伏的影響。在常規(guī)X線攝影中，經(jīng)X線照射后由某一介質(zhì)記錄，產(chǎn)生一幅圖像。這一記錄介質(zhì)可以是膠片、熒光屏，或可通過轉(zhuǎn)換成電子影像再幾經(jīng)轉(zhuǎn)換而被記錄。X射線發(fā)射量子或熒光屏吸收量子，這一過程都是隨機(jī)性的，我們可以給出圖像中單位面積上量子的平均值，而不能給出準(zhǔn)確的數(shù)值，這就是量子的自然起伏。統(tǒng)計學(xué)分析指出，如果有N個量子，則自然平均起伏是根號N 。假定膠片曝光時間是t，單位面積內(nèi)吸收了N個量子，那么： N=100個量子 平均起伏 N = 10 即N的10% N=10000個量子 平均起伏 N =100 即N的1 % 要獲得對比度細(xì)微的差別，原則上應(yīng)使初級的接收獲得盡可能多的光子，而可觀察的最小對比度則直接依賴于光子數(shù)量的多少。CT成像過程中光子數(shù)的多少和量子的自然起伏，會影響最終圖像質(zhì)量。 在CT的成像過程中，影響CT圖像質(zhì)量還有諸多方面的因素，有人為因素和設(shè)備因素，其中設(shè)備因素中CT成像過程中的任何一個環(huán)節(jié)，都可造成最終圖像質(zhì)量的變化，即除了CT機(jī)本身外，其它如照相機(jī)、膠片和沖洗機(jī)等都可影響圖像的質(zhì)量。在與CT設(shè)備有關(guān)的因素中，有一些是由機(jī)器本身決定，一般很難選擇和調(diào)整，而有一些與操作使用有關(guān)，需要我們了解并盡可能在掃描中避免。2.影響圖像質(zhì)量的幾何因素 幾何因素也是影響圖像質(zhì)量的一個重要方面。它們包括焦點(diǎn)的尺寸、探測器孔徑的大小、掃描層厚和采樣間距等。從球管焦點(diǎn)發(fā)出的X射線束到達(dá)探測器，根據(jù)探測器的數(shù)量多少被分解成相對獨(dú)立的射線束，因而空間分辨率的大小不僅與球管焦點(diǎn)有關(guān)，還與探測器的孔徑大小有關(guān)。當(dāng)被檢物體小于探測器孔徑大小時，該物體不能被分辨。在掃描野中心射線束的寬度，又被稱為有效射線束寬度(Web)，其決定了空間分辨率的大小。而有效射線束寬度(Web)則與五個系統(tǒng)參數(shù)密切相關(guān)，它們是：焦點(diǎn)尺寸、探測器孔徑、一次投影射線束通過的路徑、焦點(diǎn)至探測器的距離和焦外輻射至探測器距離的比值。采樣頻率是指數(shù)據(jù)傳送和讀取的間隔，一般，采樣頻率越高空間分辨率越高圖像的重建也越精確。圖像的清晰度受矩陣中的像素點(diǎn)多少的影響，因而像素的大小決定了顯示分辨率（圖10-8）。目前，CT機(jī)的矩陣大小通常有256256(65536個像素)、512512和10241024。但是，增加像素并不增加原始數(shù)據(jù)，重建分辨率也不改善。一個相對像素來說較大的物體，可由增加像素而有所增強(qiáng)；相反較小的物體，則可能無法準(zhǔn)確地重現(xiàn)。掃描層厚也影響空間分辨率，如果被掃描的物體為4mm，采用10mm層厚掃描，那么該4mm的物體被分散在10mm的層厚中顯示，CT值的測量也會不準(zhǔn)確，而掃描層厚改為5mm的話，圖像會更清晰，空間分辨率就會提高。3.與圖像質(zhì)量有關(guān)的重建算法重建算法也影響圖像的空間分辨率。在圖像的重建過程中，涉及到兩步重建算法卷積和反投影，如果未經(jīng)校正即行反投影，有可能使成像模糊（圖10-9a）。為使圖像的邊緣銳利，需采用高通濾過加權(quán)卷積處理，使反投影后的圖像邊緣銳利、清晰（圖10-9b）。根據(jù)卷積的不同算法，有三種常用的加權(quán)方法（圖10-10），標(biāo)準(zhǔn)、邊緣增強(qiáng)和平滑算法，卷積算法或稱卷積核決定了圖像的清晰程度。通常由計算機(jī)程序設(shè)定的卷積算法常與解剖部位相關(guān)，平滑或軟組織算法常用于顯示脊柱、胰腺、腎上腺、肺結(jié)節(jié)或其它軟組織部位；邊緣增強(qiáng)或骨算法常用于內(nèi)耳、致密骨或肺部的高分辨率顯示，表10-3列出了一些常用卷積算法的分辨率情況。采用邊緣增強(qiáng)算法有可能使圖像的噪聲增加，有時較肥胖的病人圖像的噪聲也會增加，適當(dāng)?shù)卣{(diào)節(jié)窗寬窗位和增加掃描條件可改善圖像的質(zhì)量。表10-3 采用不同的圖像重建算法對空間分辨率的影響 空間分辨率(LP/cm) 卷積核 內(nèi)耳 顱腦 腹部 腹部 (%MTF) 超高分辨率 標(biāo)準(zhǔn) 標(biāo)準(zhǔn) 軟組織 50%MTF 8.8 3.3 4.2 2.8 10%MTF 12.1 6.9 7.2 4.5 2%MTF 14.0 8.4 9.0 5.4 0%MTF 15.0 9.5 10.0 6.04.影響空間分辨率的因素 有關(guān)空間分辨率已明確定義，此處需要指出的是空間分辨率通常隨影像的部位而明顯地變化，因此細(xì)致的測量工作應(yīng)在CT掃描野的中心和邊緣分別進(jìn)行測定；其次，不同日期的測量結(jié)果是機(jī)器性能重復(fù)性的依據(jù)。對于空間分辨率的測量應(yīng)作為CT掃描機(jī)質(zhì)量控制計劃的重要組成部分。 CT機(jī)的固有分辨率主要取決于探測器孔隙的寬度，其次有X線管焦點(diǎn)的尺寸、病人與探測器的相對位置等。CT盡管采集的是三維信息，但最終的圖像顯示仍是二維的，它包含的第三維實(shí)際上便是層厚。若層厚增加，則第三維的信息也增加，在圖像中其像素顯示的不過是體素所含全部組織的平均值而已。對于既含骨骼又含肌肉軟組織的體素而言，其CT值不過是所有組織的平均值，具體的數(shù)值取決于各組織所占的比例。在CT的臨床應(yīng)用中，受人為因素影響的空間分辨率因素如下所述。(1)射線束的寬度 射線束的寬度對空間分辨率有著舉足輕重的影響。通常，射線束的寬度大小受球管焦點(diǎn)大小的影響，焦點(diǎn)越大射線束寬度越大；其次與焦點(diǎn)-物體和物體-探測器距離有關(guān)，該距離越大射線束寬度越大，較寬的射線束，其掃描成像結(jié)果的圖像相對較模糊。第三是探測器的孔徑大小也與有效射線束寬度相關(guān)。即某已知大小的射線束，通過被檢查者到達(dá)探測器，根據(jù)探測器的孔徑大小被分解成相對獨(dú)立的射線束，相對探測器而言，射線束的寬度受探測器孔徑大小的影響。 圖10-8 矩陣增加，圖像質(zhì)量改善 從上到下，從左到右 圖10-9 CT掃描中的圓形物體，上圖卷積前，下圖卷積后 圖10-10 三種不同的圖像處理算法與空間分辨率的關(guān)系 (2)掃描層厚 一般認(rèn)為，層厚越薄空間分辨率越高，密度分辨率越低；反之，層厚越厚空間分辨率越低，密度分辨率越高。改變層厚對于空間分辨率和密度分辨率的影響是一對矛盾，因?yàn)樵黾訉雍瘢趻呙钘l件不變的情況下，X線的光通量增加，探測器接收到的光子數(shù)增加，結(jié)果改善了密度分辨率。(3)濾波函數(shù) 改變圖像的濾波函數(shù)可影響空間分辨率。如采用高分辨率的算法，其分辨率高于標(biāo)準(zhǔn)和軟組織算法，但同時噪聲也增加。一般，各部位所用的各種不同的算法互相不能通用。另外，改變算法提高分辨率受機(jī)器本身的固有分辨率限制，并不能超過機(jī)器本身的固有分辨率。(4)顯示矩陣和重建矩陣 通常矩陣有顯示矩陣和重建矩陣之分。一般地說，矩陣越大圖像的分辨率越高，但并不是矩陣越大圖像的質(zhì)量越好，這是因?yàn)榫仃囋龃笙袼販p小，同時每個像素所得的光子數(shù)減少，使像素噪聲增加，并且使密度分辨率降低。如使用320320矩陣不能區(qū)分腦的灰質(zhì)和白質(zhì)，但改用160160矩陣卻能將兩者明確區(qū)分。一般在高對比的部位，如頭部的五官、肺和骨胳等，采用大的矩陣效果較好。5.影響密度分辨率的因素 密度分辨率取決于X射線束的能量分布。我們假定X射線束穿過物體后得到的是一束單色的能量，如果兩者的效果一致，該X射線束被稱為有效能量。在CT掃描中，如所取的材料其線性衰減系數(shù)是已知的，那么CT值與m值呈線性關(guān)系。影響CT值的固有因素有射線束的硬化、噪聲引起的統(tǒng)計誤差、物體的形狀及尺寸等。CT值的均勻性隨時間和空間有所變化，應(yīng)每天作例行測量并作為質(zhì)量控制計劃來實(shí)施，對同一病人作重復(fù)檢查時，CT值的重復(fù)性尤為重要。在CT掃描機(jī)中，密度分辨率主要受噪聲的影響，以下是受操作因素影響的密度分辨率因素。(1)光通量 光通量即X線通過病人后的光子數(shù)量，其數(shù)量的多少受曝光條件的影響，即kVp，mA和時間?？傮w說，曝光條件越大，X線的光子數(shù)量越多，其中mA和時間增加X線光子的數(shù)量，kVp增加物體的對比度。其次也受被掃描物體的厚度、密度和原子序數(shù)的影響。(2)掃描層厚 掃描層厚改變的作用如前所述，增加層厚光子數(shù)增加，密度分辨率提高；反之則降低。(3)重建算法重建算法也可影響CT的密度分辨率。如將高分辨率重建算法改為軟組織平滑的算法，則可減少噪聲，使圖像的密度分辨率提高。6.影響噪聲的因素(1)光子的數(shù)量 光子數(shù)量的多少主要由毫安秒決定。在CT檢查中要根據(jù)不同情況分別對待，增加或減少掃描條件。如在軟組織為主的部位肝臟，需要提高掃描劑量，以能分辨肝臟內(nèi)微小的病變；而在肺或內(nèi)耳的檢查中，可適當(dāng)降低掃描條件，因?yàn)檫@些部位本身具有較高的對比度，少量的噪聲不會影響診斷。光子的數(shù)量通常還受球管電壓(kV)的影響，相對高的電壓可降低噪聲,反之則噪聲增加。一般，球管電壓較高，可使骨和對比劑的CT值有所降低，并且軟組織顯示的對比度也降低。但是，因電壓增加降低了噪聲，能改善密度分辨率使圖像細(xì)節(jié)顯示更清楚。(2)物體的大小 比像素噪聲更為重要的是通過物體后劑量的衰減。如在骨盆的掃描中，射線的衰減系數(shù)達(dá)300，即只有3%的射線量到達(dá)探測器。在與人體組織相仿的水中，每3.6cm水的厚度，射線衰減約50%，也就是說，在實(shí)際掃描中病人體厚每增加4cm，射線量可有50%的衰減。因而只要診斷上許可，應(yīng)盡可能采用高的掃描條件和較厚的掃描層厚。(3)掃描的層厚 掃描層厚的大小可影響噪聲的量以及圖像的空間分辨率。這是一對相互制約的因素，即增加掃描層厚，降低噪聲，但空間分辨率亦相應(yīng)下降；減小層厚，空間分辨率上升但噪聲也增加。層厚的大小直接決定了光子的數(shù)量。一般來說，大的層厚圖像較細(xì)致，小的層厚則分辨率較高，另外小的層厚有利于多平面和三維重組。(4)掃描的算法 掃描的算法是供重建圖像時選擇用，采用不同的算法可同時影響噪聲和分辨率，這兩方面也是相互制約的。采用邊緣增強(qiáng)的算法，如高分辨率算法，可使分辨率增加但也使噪聲增加；相反，采用平滑的算法，如軟組織算法，使噪聲降低但分辨率也降低。在臨床應(yīng)用中，各個解剖部位都有相應(yīng)的高、中、低不同的算法，不能借用。 圖10-11 采用運(yùn)動偽影校正軟件校正前后的圖像 其它還有一些因素也可影響噪聲的大小，它們是矩陣的大小、散射線和電子噪聲（探測器噪聲）。7.常見的偽影及避免措施(1) 病人運(yùn)動偽影與病人有關(guān)的偽影有隨意的和非隨意的，隨意的運(yùn)動有掃描時呼吸和吞咽運(yùn)動，不隨意的有心跳、腸蠕動等，它們在圖像中的表現(xiàn)均是條狀偽影。條狀偽影產(chǎn)生的原因是由于運(yùn)動部分的邊緣體素衰減不一致，使圖像重建無法處理而產(chǎn)生。運(yùn)動偽影往往可設(shè)法避免，對于呼吸和吞咽運(yùn)動，可在檢查前告訴病人注意，盡量不做吞咽動作，并根據(jù)CT機(jī)的呼吸指令訓(xùn)練病人的呼吸和屏氣；其次在一些運(yùn)動器官的檢查中，盡可能采用縮短掃描時間，縮短掃描時間是減少運(yùn)動偽影最有效的方法；第三可利用CT機(jī)上的一些運(yùn)動偽影抑制軟件，如日本島津公司的CT機(jī)有一種實(shí)時的運(yùn)動偽影校正軟件，稱為MAC(motion artifact correction, MAC)，通過該軟件程序的處理，可有效減少運(yùn)動偽影（圖10-11）。(2)金屬偽影 病人身上攜帶的金屬物質(zhì)可產(chǎn)生放射形條狀偽影，嚴(yán)重時明顯影響診斷。攜帶物如耳環(huán)、項(xiàng)鏈、硬幣、鑰匙和電子器件等，其它如病人體內(nèi)的金屬物質(zhì)有假牙或牙內(nèi)填充物、外科手術(shù)縫合夾、節(jié)育環(huán)和心臟起搏器等。金屬偽影產(chǎn)生的機(jī)理如圖10-12所示，金屬物體由于吸收X射線，使投影數(shù)據(jù)產(chǎn)生不完全，這部分?jǐn)?shù)據(jù)喪失結(jié)果產(chǎn)生典型的放射形條狀偽影（圖10-13。金屬偽影避免的方法是，對病人攜帶的金屬物可在掃描前去除，無法取下的假牙可設(shè)法采用傾斜機(jī)架角度避開。另外也可利用CT機(jī)上的金屬偽影抑制軟件（metal artifact reduction, MAR）改善圖像質(zhì)量，去除金屬偽影軟件的主要原理是采用遺失數(shù)據(jù)內(nèi)插方法，使由于金屬物質(zhì)對射線的衰減吸收造成的遺失數(shù)據(jù)，由操作者選擇興趣區(qū)，然后在興趣區(qū)部位通過數(shù)據(jù)的內(nèi)插，使結(jié)果的圖像去除金屬偽影。(3)射線束硬化偽影 圖10-13 由于金屬存在產(chǎn)生的偽影 圖10-14 相對長的射線路徑引起射線束硬化 射線束硬化是指X線透過物體后射線束平均能的增加。當(dāng)被掃描物體的尺寸由小變大時，通過物體的低能射線被吸收，平均射線能由左邊移向右邊（高能端），使某些結(jié)構(gòu)的CT 圖10-12 左圖為金屬偽影產(chǎn)生過程，右圖為偽影去除和校正 圖10-15 射線束硬化校正后，能減少影像中心部位杯影偽影的產(chǎn)生值改變并產(chǎn)生偽影。此外，射線束硬化也與射線通過的路徑長短有關(guān)（圖10-14）。圖10-14表示一個射線短路徑和一個長路徑，在射線路徑剖面圖上，中心部分的路徑要長于邊緣部分，兩者通過物體后都產(chǎn)生射線的硬化，而路徑長的射線硬化要大于路徑短的射線。射線束硬化使X線光子吸收不均衡，相應(yīng)產(chǎn)生部分高信號，如果這種非線性衰減不作補(bǔ)償，會產(chǎn)生條狀或環(huán)狀偽影（圖10-15）。通常在成像過程中，圖像處理計算機(jī)根據(jù)參考值對相應(yīng)的射線硬化作校正補(bǔ)償，使射線束均勻一致；射線束硬化偽影也可在焦點(diǎn)側(cè)采用弓形的濾過使之消失或者減少。另外，調(diào)節(jié)窗寬窗位也能使射線束硬化偽影改善，或者在掃描時盡可能避開骨性結(jié)構(gòu)。(4)部分容積偽影 圖10-16 部分容積效應(yīng)產(chǎn)生示意圖 圖10-17 避免部分容積效應(yīng)方法CT值的形成和計算，是根據(jù)被成像組織體素的線性衰減系數(shù)計算的，如果某一體素內(nèi)只包含一種物質(zhì)，CT值的計算將不成問題，如一個體素內(nèi)只包含骨骼，那么CT值就被計算為1000。但是，如果一個體素內(nèi)包含有三個相近組織，如血液(CT值為40)、灰質(zhì)(CT值為43)、和白質(zhì)(CT值為46)，那么該體素CT值的計算是將這三種組織的CT值平均，最后CT值被計算為43，CT中的這種現(xiàn)象被稱為“部分容積均化”。 部分容積均化可導(dǎo)致部分容積效應(yīng)并產(chǎn)生部分容積偽影（圖10-16），如圖10-16左所示，射線束產(chǎn)生只通過一種組織，得到的CT值就是該物質(zhì)真實(shí)的CT值；圖右側(cè)射線束同時通過骨骼和空氣，CT值就要根據(jù)這兩種物質(zhì)平均計算，這種高原子序數(shù)或吸收系數(shù)大的物體，部分投影于掃描平面而產(chǎn)生的偽影被稱為部分容積效應(yīng)或部分容積偽影（圖10-17）。換言之，即被斷層面內(nèi)顯示的并非是該物體的全部，其偽影的形狀也可因物體的不同而有所不一樣，一般在重建后橫斷面圖像上可見條形、環(huán)形或大片干擾的偽像，部分容積偽影最常見和典型的現(xiàn)象，是在頭顱橫斷面時的顳部出現(xiàn)的條紋狀偽影，又被稱為Houndsfield氏偽影，這種現(xiàn)象也與射線硬化作用有關(guān)。部分容積偽影抑制方