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    CT設備常見術語概念及維修應用解析
    發布者: 醫療器械維修聯盟
    發布時間: 2021年04月23日
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    CT值

    CT值(CT number)是以水的CT值為零,而相對于其他物質X線的衰減值。例如,空氣的CT值為 -1000,而骨密質的CT值為 +1000,人體除骨密質和肺以外,CT值基本在   -100~+100之間。CT值的標準單位是 HU(Hounsfield)。組織密度越大,CT值越高。如果某一組織發生病變而致密度改變,則會影響到CT值的改變,這對CT診斷有很大價值。

    衰減

    衰減系數可以理解為物體對X-線的阻擋能力。


    X-線通過物體時,物體衰減光束。表明由于物體對個體光子的吸收和散射,X-線束強度降低。該過程與光通過半透明物質的方式相似。如果光線穿過玻璃,大多數光線穿透到另一側。玻璃吸收和散射非常少的光線。如果光線穿過厚纖維織物,只有少量的光線通過。剩余的將被反射回來、吸收或散射。


    不同的物質具有不同的衰減特性。骨,致密物質,衰減系數高。當通過骨時,X-線將失去大量強度。脂肪,低密度物質,衰減系數低。當通過脂肪時,X-線不會損失太多強度。


    衰減直接受X-線照射物質的原子量的影響而不同。一般情況下,原子量與物質密度有關。

    離散

    eXplore MS Micro CT掃描儀中, X-線不通過除樣品之外不含任何物質的真空。掃描儀中的空氣和裝樣品小瓶中的水均在X-線的軌跡中。


    X-線束、樣品和樣品周圍介質均由顆粒組成。這些顆粒間的相互作用與在桌子上的臺球的相互作用方式相似。X-線顆粒以直線形式運動,物體顆粒位置固定。當X-線射向物體時,一些X-線顆粒丟失或者通過真空,一些擊中物體顆粒并發生輕微偏移,一些X-線擊中物體顆粒后反射回來。檢測通過的X-線。還檢測擊中物體顆粒并發生偏離的X-線,但是它們是噪音組成成分,我們稱其為散射。


    每個Micro CT投影均含有少量的散射噪音。

    DICOM

    醫學數字成像和通信標準(Digital Imaging and Communications in Medicine,DICOM)是美國放射學會(American College of Radiology,ACR)和國家電子制造商協會   (National Electrical Manufactorers Association,NEMA)為主制定的用于數字化醫學影像傳送、顯示與存儲的標準。在DICOM標準中詳細定義了影像及其相關信息的組成格式和交換方法,利用這個標準,人們可以在影像設備上建立一個接口來完成影像數據的輸入/輸出工作。DICOM標準以計算機網絡的工業化標準為基礎,它能幫助更有效地在醫學影像設備之間傳輸交換數字影像,這些設備不僅包括CT、MR、核醫學和超聲檢查,而且還包括CR、膠片數字化系統、視頻采集系統和 HIS/RIS 信息管理系統等。該標準1985年產生,目前版本為2003年發布的DICOM 3.0 2003版本。

    Distance Transformation

    距離變換(distance transformation)是定量分析骨小梁的方法之一,該方法可以計算樣品中的每一個體素與最近的骨骼-空氣介面(背景)之間的距離。計算得到的距離可以采用以該體素為中心、距離為半徑的球體來直觀地表示,從圖片上看,該球體恰好位于該結構內部。計算過程中,通過大球體替代其內部小球體的方法去處多余的球體。由該方法計算得到的Tb.N、Tb.Th和Tb.Sp是最為廣泛采用的。該方法的詳細內容參見瑞士蘇黎世大學發表的論文:A new method for the model-independent assessment of thickness in three-dimensional images. J Microsc, 1997; 185:67-75

    FOV

    視野或檢查野(Field of View,FOV),是CT等成像設備的重要性能參數之一 ,用于衡量成像設備能夠進行有效成像的空間尺寸。

    HA

    羥基磷灰石(Hydroxyapatite,HA),是組成骨骼的主要物質 。目前,通常在體模內置入已知密度的 HA,用于校準 CT 值。

    在不同掃描中,同一物質ADU數值可能不同,因為該單位是每次掃描特異性的,依賴于受掃描物質特性和X-線的強度和亮度。

    HU

    HU(Hounsfield Units)是CT值的單位,以 CT 的發明人Godfrey Newbold Hounsfield 的名字命名,念作“胡”。

    當第一次重建體積時,ADU值轉化為CT值。CT值是表示重建中某一體素衰減系數的數字。CT值可以用Hounsfield單位表示,但是Hounsfield單位是空氣和水的已知的特定數值,應用具體掃描區域實際空氣和水(或,等價物)作為參考點,進行適當刻度校準。

     Hounsfield 刻度

    ? 空氣為-1000 HU

    ? 水是0 HU

    ? 脂肪大約為-150 HU

    ? 致密骨大約3000-4000 HU

    ? 酒精為-700 HU

    只有進行適當刻度校準后,才以HU形式給予CT數字。

    MAR

    骨礦化沉積率(Mineral Apposition Rate。MAR),單位是μm/天。

    PACS

    醫學圖像管理系統(Picture Archiving and Communication System,PACS)是對醫學圖像信息進行數字化采集、存儲、管理、傳輸和重現的系統。它的主要作用是,利用計算機系統代替傳統的膠片圖像記錄、膠片和報告的庫房存儲、檢查圖像的人工傳遞、在光箱上重現圖片。PACS充分利用了計算機、網絡的特點,將醫學圖像進行數字化處理,通過網絡進行傳輸,利用顯示設備重現圖像。

    ROI

    感興趣區(Region of Interest,ROI)是使用軟件工具在圖像中定義得到的封閉區域,該區域通常具有相似的特性。3D圖像中定義的 ROI 也稱為 VOI(Volume of Interest)。

    STL

    STL格式最初出現于1988年美國3DSYSTEMS公司生產的 SLA 快速成形機中,STL就是StereoLithography(立體印刷術)的縮寫,它是將三維模型的表面近似表達為小三角形平面的組合,非常相似于 有限元分析中的三結點平面單元。

    表面再現

    表面再現(surface rendering)是顯示物體表面三維圖像的方法。優點是所需數據量較少、處理速度較快,缺點是僅有表面圖像而沒有內部結構信息。

    部分容積效應

    體素不連續地顯示一個物體,使物體中的細節被平均分配,即體素內的細節由一個加權平均值表達,這種現象被稱為部分容積效應(partial volume effect),是CT成像中常見的圖像偽影,使密度差別較大的物體邊緣變模糊。層厚越大,部分容積效應就越嚴重。

    插值

    插值或內插(interpolation)是采用數學方法在一抑制函數的兩端數值,估計該函數在兩端之間任一值的方法。CT掃描采集的數據是離散的、不連續的,需要從兩個相鄰的離散值求得其間的函數值。內插的方法有很多種,例如線性內插、率過內插和優化采樣掃描等。

    重建

    原始掃描數據經過計算機采用特定的算法處理,得到能夠用于診斷的圖像,這種處理方法或過程稱為重建(reconstruction)。圖像重建速度是衡量CT機性能的一個重要指標。

    重建函數核

    重建函數核(kernel)又稱重建濾波器、濾波函數。CT掃描通常會包含一些必要的參數,如球管的電壓、電流、層厚等,重建函數核是其中一個重要內容。它是一種算法函數,決定或影響圖像的分辨率和噪聲等。常見的重建函數核有高分辨率、標準和軟組織3種模式:高分辨率模式是一種強化邊緣、輪廓的函數,能夠提高分辨率,但是圖像噪聲也相應增加;軟組織模式是一種平滑、柔和的函數,圖像對比度下降,噪聲減少,密度分辨率提高;標準模式則是沒有任何強化或柔和作用的算法。

    重組

    重組(reformation)是不涉及原始數據處理的一種圖像處理方法,如多平面重組、三維圖像處理等,即,在橫斷面圖像的基礎上,重新組合或構建成三維影像。由于使用已形成的橫斷面圖像,因此重組圖像的質量與已形成的橫斷面圖像有密切關系。

    窗口、

    窗口(window)是根據人眼的視覺特性采用計算機設置的不同灰度標尺。窗口的設置包括了全部約4000個CT值范圍,根據人眼的需要可相應調節,以適應診斷需要。窗口技術通常采用窗寬和窗位的設置來調節,窗寬以W(Width)表示,窗位以L(Level)或    C(Center)表示。

    窗寬

    窗寬和窗位是CT檢查中用以觀察不同密度的正常組織或病變的一種顯示技術。由于各種組織結構或病變具有不同的CT值,因此欲顯示某一組織結構細節時,應選擇適合觀察該組織或病變的窗寬和窗位,以獲得最佳顯示。

    窗寬是CT圖像上顯示的CT值范圍,在此CT值范圍內的組織和病變均以不同的模擬灰度顯示。而CT值高于此范圍的組織和病變,無論高出程度有多少,均以白影顯示,不再有灰度差異;反之,低于此范圍的組織結構,不論低的程度有多少,均以黑影顯示,也不存在灰度差別。增大窗寬,則圖像所示CT值范圍加大,顯示具有不同密度的組織結構增多,但各結構之間的灰度差別減少。減小窗寬,則顯示的組織結構減少,然而各結構之間的灰度差別增加。如觀察眼眶的窗寬為300H(窗位+30H,窗寬范圍-115~+185H),即密度在-115~+185H范圍內的各種結構如眼外肌、視神經、球后脂肪均以不同的灰度顯示。而高于+185H的組織結構如骨質(+1000H)和腫瘤內鈣化(約為+200H),其間雖有明顯密度差,但均以白影顯示,無灰度差別,肉眼不能分辨;而低于-115H的組織結構均以黑影顯示,其間也無灰度差別。

    窗位是窗的中心位置,同樣的窗寬,由于窗位不同,其所包括CT值范圍的CT值也有差異。例如窗寬同為300H,當窗位是0H時,其CT值范圍為-150~+150H;如窗位是+40H時,則CT值范圍為-110~+190H。通常欲觀察某一組織的結構及發生的病變,應以該組織的CT值為窗位。

      有時為了更好的顯示骨病變,采用骨窗,即窗寬在1000H以上,可顯示細微的骨變化。圖3顯示(窗寬400H)右眶外壁骨及顳內前端骨增生(箭頭),外直肌移位;當采用骨窗時(1500H),骨增生的內部結構顯示良好,而眶內軟組織無法分辨(箭頭)。

    定位掃描

    定位掃描(Scout View)是用于確定后續精細掃描 區域的初掃。

    多平面重組

    多平面重組(multi-planar reformation,MPR)把體素重新排列,在二維屏幕上顯示任意方向上的斷面。CT采集的一組斷層圖像,通過計算機處理后形成各向體素間距相同的三維容積數據,然后用正交的3個平面(冠狀面、矢狀面和橫斷面)截取三維數據,生成3幅二維斷層圖像。操作者用鼠標移動3個平面的位置,使3幅圖像隨之產生協同變化。

    分辨率

        分辨率包括空間分辨率(spatial resolution)、密度分辨率(density resolution)和時間分辨率(temporal resolution)。

        空間分辨率是CT機在高對比度情況下分辨相鄰2個最小物體的能力,有每厘米包含線對數(LP/cm)和毫米線徑(mm)2 種表示方法??臻g分辨率應該在10%MTF的前提下進行比較,目前高檔CT的分辨率在15LP/cm(10%MTF)左右。

        密度分辨率是CT機在低對比度情況下分辨相鄰2個最小物體的能力,表示方法是某一物體尺寸時密度的百分比濃度差,例如一個3mm的物體,密度分辨率是3%,通常CT密度分辨率范圍是0.25%~0.5%/1.5~3mm。

    時間分辨率是CT機在單位時間內采集圖像的幀數,表示動態掃描能力。在一般情況下,分辨率就是指空間分辨率。

        圖像的分辨率是指可分別顯示的最小結構。如果圖像的分辨率為25微米(μm), 那么,任何小于25 μm的結構將不能辨別出來。


    很重要的是,注意分辨率和像素/體素不是同一個概念。像素/體素大小定義為每個像素或體素代表空間的量。分辨率依賴于像素的大小,但是許多因素影響分辨率的大小.


    包括像素/體素大小、信噪比、掃描時受測物的牢固性以及X-線球管的性能。


    分離

    分離(separation)是指將一個完整的三維容積圖像分為幾個部分的過程,與圖像合并(combination)相對。

    傅立葉變換

    傅立葉變換(Fourier transform)是圖像重建方法的一種,是一種將空間信號轉換為頻率信號的數學方法,可以將一個空間信號轉換為具有不同頻率和幅度的正弦和余弦函數。

    輻射劑量

    CT等成像設備使用過程中,操作人員和受檢動物都需要注意射線防護。目前,通行的輻射劑量度量方法有以下幾種:

         照射量(exposure),指直接度量X射線對空氣電離能力的量,表示輻射場強度,從電荷量的角度來反映射線強度。單位是庫侖?千克-1(C?kg-1)或倫琴(R);

         吸收劑量(absorbed dose),指每單位質量的被照射物質所吸收任何電離輻射的評價能量,從能量角度反映照射量。單位是戈瑞(Gy)或拉德(rad)。

         劑量當量(dose equivalent),即使在吸收劑量相同的情況下,不同輻射類型所產生的生物效應的嚴重性各不相同,為了便于比較,引入劑量當量這一概念。它是采用適當的修正因子對吸收劑量進行加權,使修正后的吸收劑量更能反映輻射對肌體的危害程度。單位是希沃特(Sv)或雷姆(rem)。

    因此,劑量當量(Sv)比吸收劑量(Gy)或照射量(C?kg-1)更能反映CT機的X射線對人體的危害程度。通常情況下,自然環境輻射1-10mSv/年,全身CT掃描約10mSv/次,乘坐一次 越洋飛機接受的輻射<5μSv。

    光線跟蹤

    在醫學圖像顯示過程中,通常采用陰影和光線來加強表現三維圖像中物體的立體感,最常見的光線應用方法是光線跟蹤法(ray tracing)。

    灰階

    灰階(gray level/scale)是根據像素的CT值在圖像上顯示的一段不同亮度的信號,把從白色到黑色之間的灰度分成若干等級,則稱為灰階或灰度級。人眼一般只能識別40級左右連續的灰階,而組織密度灰階差要大得多。在CT圖像顯示技術中,常通過窗口技術對窗寬、窗位進行調節,以適應視覺的最佳范圍。

    矩陣

    矩陣(matrix)是像素以二維方式排列的陣列,與重建后圖像的質量有關。在相同大小的采樣野中,矩陣越大像素也就越多,重建后圖像質量越高。目前常用的矩陣尺寸有512×512、1024×1024 和 2048×2048。

    卷積

    卷積(convolution)是圖像重建運算處理的重要步驟。卷積處理通常需要使用濾波函數來修正圖像,卷積結束后形成一個新的用于圖像重建的投影數據。

    美國機械

    工程師協會

    美國機械工程師協會(the American Society of Mechanical Engineers,ASME)創立于1880年,是一個非盈利性的教育和技術國際組織,服務于來自世界各地12.5萬的會員。其擁有的出版機構是世界上最大的專業性出版機構之一,制定多種工業和制造業標準,出版物例如 Journal of Biomechanical Engineering。

    逆向工程

    針對通常情況下由模型到實物的設計步驟,從實體產生模型再進行制造的過程稱為逆向工程(Reverse Engineering,RE)。標準的逆向工程定義為:分析目標系統,認定系統的構件及其交互關系,并且通過高層抽象或其他形式來展現目標系統的過程。

    配準

    配準(registration)的過程就是尋求兩幅圖像間一對一映射的過程,即,將兩幅圖像中對應于空間同一位置的點聯系起來。圖像配準通常是圖像融合(infusion)的前提條件。

    容積掃描

    由于螺旋CT的速度大大快于非螺旋CT,而且采集的往往是一個器官的掃描數據     (容積采集區段)而不是一個層面的數據,因此這種掃描方法稱為容積掃描(volume scanning)。

    容積再現

    容積再現(volume rendering, VR)是顯示物體完整三維圖像的方法。與表面再現相比,對計算機要求較高,但是保留了物體內部結構信息。

    軟射線

    軟射線能量較低,較易為人體吸收,對人體危害大,而在CT成像中基本沒有作用。硬射線能量比較高,大部分可以直接穿透人體,人體吸收少、危害小,CT成像主要依靠硬X射線。CT機中的楔形補償器或濾過器,就起到阻擋軟X線、通透硬X線的目的,將球管產生的多能譜X線濾過成均一的硬X線。鎢靶X 射線管發射的稱為硬射線,相對而言鉬銠等低原子序數陽極靶材料制成的X 射線管發射的稱為軟射線,它們發射的X 射線波長較長、穿透力較弱、衰減系數較高。

    三維可視化

    由于人眼的解剖結構限制,人類無法真正直接觀察三維物體,而在顯示器屏幕上看到的三維圖像,都是計算機模擬三維顯示效果產生的。根據X、Y、Z軸的直角坐標體系,人們能夠在3個坐標軸方向上對圖像做任意旋轉,借助于軟件處理,能夠看到物體的前、后、頂、底的三維空間投影圖像。這種三維顯示方法,在圖像處理專業術語中稱為三維可視化(3D visualization),在醫學上稱為三維成像。

    算法

    算法(algorithm)是針對特定輸入和輸出的一組規則。算法的主要特征是不能有任何模糊的定義,算法規則描述的步驟必須是簡單、易操作并且概念明確,而且能夠有計算機實現。

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    提?。?span style="margin: 0px; padding: 0px; max-width: 100%; box-sizing: border-box !important; overflow-wrap: break-word !important; max-inline-size: 100%; cursor: text; word-break: normal; outline: none 0px !important;">segmentation)是指將圖像中具有特殊涵義的不同區域區分開,這些區域是互不交叉的,每個區域都滿足特定區域的一致性。在圖像處理中,分割是選擇感興趣區的方法之一,通常通過設定上下閾值、區域生長、自動邊緣檢測或者定義三維輪廓線(contour)等多種方式來實現。這種方法有時也被稱為 extraction。

    體模

    體模(phantom)是在CT等成像設備中用于校準的標準品,CT的體模通常由多個已知不同密度的羥基磷灰石組成。

    像素

    像素是圖像元素。是兩維圖像單一元素。圖像是由個體像素陣列組成的。每個像素具有一個數值。在MicroView中每個像素由灰度的深淺來表示。

    像素(pixel)是構成CT圖像的最小單位,與體素相對應,體素的大小在CT圖像上的表現,即為像素。

    體素

    體素是體積元素。是在三維圖像中的單一元素。與像素一樣,每個體素也有一個數值。在MicroViewMicroView 中,通過顯示屏中灰度的深淺來表示。

    CT掃描中,根據斷層設置的厚度和矩陣的大小,能被CT掃描的最小體積單位稱為體素(voxel)。體素由長、寬、高三要素表示,能任意表示物體的顏色、透明度、密度、強度、形變和時間,與此對應的是二維圖像中的像素(pixel)。

    偽影

    偽影(artifact)是由于設備或患者造成的、與掃描物體無關的影像,在圖像中表現的形狀各異,并會影響診斷的準確性。偽影例如患者移動造成的運動偽影、金屬物造成的放射狀偽影、多能譜X線造成的射線硬化偽影、層厚過大引起的部分容積效應偽影等。

    幀平均

     幀平均是將幾幀圖像取均值生成單一文件的過程。與膠片照相機采用快門長間隔與慢感光膠片結合的方法所產生的效果類似。


    幀平均是提高SNR的一種方法。在一般情況下,噪音在整個圖像中均勻分布,但是信號聚集在特定區域。通過增加用于產生單一圖像的光子的總數量,將會創建更可靠的圖像。


    信噪比

    信噪比(signal/noise ratio,SNR)即信號和噪聲的比值。任何一種信號中都會包含噪聲,但信號和噪聲之間的比值不同。在實際應用中,該比值越大,噪聲的含量就越小,信息傳遞的質量就越高。

    信號為有用信息,噪音為無用信息。一般情況下,SNR可以通過選擇高像素組合配置、應用過濾器和進行一些幀平均來產生正面影響。

    在數字成像中,給予用戶相當多的控制來改變信噪比。

    為理解如何通過調節掃描參數對Micro CT系統中的SNR產生影響,使圖像的每個探測器像素采集的X-線光子數等于n。圖像信號強度的增加與n成線性相關,而圖像噪音強度的增加一般與n的平方根相關。因此,如果想要SNR增加2個系數,n必須增加4個系數??梢酝ㄟ^增加每個方向上的像素組合2個系數(例如,由2×2到4×4),或者通過增加4個系數電流來完成,盡管一般情況下,后者技術是不可行的。

    像素組合

     像素組合是將臨近像素值一起相加產生低分辨率圖像中的新像素的過程。


    有時將像素組合稱為像素成組。通過應用此技術提高信噪比。一般情況下,噪音在圖像中平均分布,但是信號濃聚于特定區域。通過將像素值相加,使噪音對像素值的影響減小,信號效應增加。


    在上述示例中,選取2×2像素組合模式。就2×2像素組合而言,4像素一起成組并將其作為一個成像單位 (ì2 x 2?是指矩陣的大小)。


    在圖2.2中4像素CT值為:5、2、8和4。在1×1模式中,4條數據均被保存。在所示的2×2模式中,只保存一條數據,即4像素的總和。該4像素的值相加(而非平均),并作為一條數據進行記錄。2×2矩陣的值為19。

    硬射線

    見“軟射線”。

    原始數據

    原始數據(raw data)是對物體進行掃描后由探測器接收到的信號,經模數轉換后傳送給計算機,其間已轉換成數字信號未經圖像重建處理的這部分數據被稱為原始數據。

    再現

    再現或三維再現(rendering),以二維形式顯示三維圖像的方法,即在顯示器上顯示三維離體圖像,通過映像、檢驗和投影重組3個主要步驟來實現,有表面再現和容積再現2種算法。為了增加顯示效果,再現過程中還可加入光線、陰影、質地和色彩等屬性。

    噪聲

    CT中,噪聲(noise)是一均勻物質掃描圖像中各點之間CT值的隨機波動,也可看作是圖像矩陣中像素值由于各種原因引起的誤差。

    錐形 X 線束

    錐形束是指球管發出的X射線呈圓錐體狀照射在掃描對象上,與傳統的扇形X線束 (fan beam)相比,采用錐形X線束(cone beam)的CT具有明顯優勢,(1)數據采集效率高,空間分辨率高,均一性好,(2)X線利用率高,可以降低射線劑量,(3)在三維CT應用范圍更廣。雖然錐形束CT的重建算法比較復雜,由于其運算量較大,但是隨著近幾年硬件和算法的快速發展,醫用及工業CT正向著中等甚至大錐角三維錐束CT過渡。

    最大密度投影

    投影是把三維信息壓縮到二維的常用方法。最大密度投影(maximum intensity projection,MIP)將三維數據向任意方向進行投影,假想有許多投影線,取投影線經過的所有體素中最大的一個體素值,作為投影結果圖像的像素值。在投影線上取最小值,就成為最小密度投影。前者多用于顯示高密度影,如血管造影,后者多顯示低密度影,如氣道。

    CT灌注

    在CT灌注技術中,應用適于動脈密度變化的各種數學模型測量不同時間的組織密度, 能反映組織的生理參數,如組織血容量、血流速度、組織滲透性和平均通過時間。注射對比劑時,在感興趣區中心作連續CT掃描,獲得此部位(檢查床不動)隨時間變化的一組圖像。通過完整地采集多個解剖部位的CT值,用線圖標出結果,形成計算灌注參數的基礎(圖5 )。圖像中的每一個體素都可獲得灌注參數,并可用彩色圖 顯示出來。這種技術在監測和了解腫瘤抗血管生成治療的療效方面特別有意義。

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