第1章CT的茶本眼理和推木深材9 指构成图像的点的大小，在CT扫描系统中，它可 以是指检测X线束的栓测器单元的大小。孔径本身 可认为是一个间断的量，因此只有变化足够大时才 能分满。空间分辩力可以采用一个点分布的函数来 满述，它是无限小点的信号轨逐，可以通过宽度如 点分布函数的半蜂宽值)来击行表达。同样，分解力 可以通过调制传速雨数(MTF)在顿率域内进行描 述，通过此函数可以确定测量系统内不司空间類率 的信号衰减。 在闻断的数字系统中，影利分裤力的其抱因素还 包活传遥信号的采样率。例如，直径mm的移动光桌 可以每0.5mm被调制一次.已有很好的数学慎型，可 以描述采样率对所获得信号的影响。经常使用尼奎斯 特Nyquist)际准，它要求在系统孔径距离内至少盖行 重1-8用于测量分裤力的条形配进白Siemens医疗系克， 2次果样，以助止形成变形的信号。此方法被广泛应 用于医学影像系统的设计中。 空间（高对比）分解力 小视野，单个像素的径线减小，则CT图像的平面内 空间分辩力增加。 空间分辨力是对影像系统分辨邻近物体或显示 细微结构能力的度量，CT的空间分辨力采用二准方 Z轴空间分裤力（层面敏感形态） 式进行情述，图像（平面内）分辨力和Z轴（纵轴）分辨 乙轴空间分辨力通常用层面敏感性形态(SSP)表 力。平面内和Z轴分辩力受到不同因常的影响。传饶 示，它描述CT设备的纵轴上点分布函数的曲线图1一 上平面内空间分辨力要远高于Z轴分解力，组多层螺 10),SSP是基于很薄的层面清量，类似测定平面内空 旋CT的Z轴分湖力明显提高，达到平面内分裤力的 间分辨力的薄线形体模.典重曲线是高斯曲线的形状， 水平。 它是从正方形变化而米。在银旋CT中，由于扫楼架 平面内分解力 旋转期间CT的检查床在不断移动，因此SSP会增宽， 从SSP可知Z轴分湖力可以用两个量来衡量，半峰宽 平面内分辞力通常用每毫米的线对数目米表示， 或1/10峰宽。 对干CT来说典型者为0.5~2lp/mm。它经果用 由于容积检查和3D显示的应用日登增多，Z轴 的测量方法是直接通过成像米显示高对比的精体，对 分棕力变得愈来意重要。在层面扫捕方式时，SSP很 越小物体的显示越好，则空闻分辨力够高（图1一8）。 容易骑定，主要由X线束的准值宽度决定。然前在螺 是，此方法的评估试程可能是主观的。更客观的定量 旋（单层或多层螺旋CT)扫描方式中，由于多种其他 方法是基干计算MTF的方法，它的定义为箱出调制与 因素如床速（螺距），絮旋内插算法。校测器宽度（特别 输人浅制的比率，从商薄量影像系统对不同频率的反 是多层螺旋CT和邻近层面干扰的影响，SSP变得更 应，MTF常通过扫植薄线形体模的横断面，辉测得的 加复杂.对于单层螺数CT面言，更离的床速会使SSP 点的分角布的函数而透行博立叶转换面获得。它采用图 增宽，因此有效层厚会加。180°较360°线性内 像内的物体对比与空间频率的比值图来表示。这样， 哲法可产生更窄的SSP,代价是噪声增大脚，对多 对干给定的MTF百分数，空间分满力在此频率范围内层螺：CT而言，床速（螺距）与SSP之间的美系不太 是特定的图1-9)。 明显。主斐是由于从多排检测器采集的多组螺鞋数 CT咸像系统的空闻分磷力取决于原始授影数据 据，以更复杂的方式进行内插（参见本章后面CT 的质量和重建方法。投影数据的空闻分辨力依次受系 的床速与螺距一节中，关于床速影响的有关内容)，各 统几柯尺寸分期力的影响，如侧点大小检器宽度 CT厂商在多层螺旋CT的硬件安装与算法中的差异， 和X线束果样。在CT扫描完成后，所熏建CT图像 使得要完整白纳扫指因常对Z轴分牌力的影响变得更 的空间分辨力受速释的视野成放大系数的影响。采用 加困难
10 体都CT与州对尿 0.5 50 10015023025030030400450500 004 002 50100150200250 330350400 450500 0.0m 0.02 001 100150200250300350 400 450 500 图1-9理还特得塘号随系统东经市博宽的点分行油数.A:在校大德号触巴内分的三个系 纪孔轻果样局的的熟冲赁，紧商相的动冲不懂技边东孕特分斯.在频军减内进行离专送 磁安MTF的情还时。具有相网的情况。作用于正兹装的矩形子径得低了所侧得正兹装的舞 一两与正家皮鳜军的度化0离传递居双.接下图 对此（低对此）分辩力 CT较术的进展，在提高容积覆盖范圈和扫植速度的 图像的低对比分解力是指从骨景中区别低对比 同时。时间分裤力不斯增加。当进行运动结构粼如心 物体的能力。这是CT明显优于传统平片的特点。低 脏，肺和动态对比增强检查（知CT血管成檬，灌注研 对比分辨力是利用含大小不同、与背景有细微衰诚 究成像时，尤其需要高时间分解力。 值差异的体模来进行测量（图【一11）。广泛采用的检 测系统低对比分辨力的方法是基于观察者区分所检 图像变形 测物体的主观判断，因为物体和背景间的差别很小， 信号中可以色括会重复出现的错误或变形可确 噪声对于低对比分解力的影利较大。很多因素可以 定)。例如，如果在采集时移动。部分解制结构可能会 影响噪声的水平，例如管电流，管电压、层厚，重建 核标或位于非真实位置。如果图像重难过程需要线性 算法都可以影响低对比分辨力。除上述因素外，物体 和稳定的数据，但是某找因需会导致测量不稳定从图 大小和显示时窗宠窗位设置也可影响低对比的检测 出现伪影，导致信息丢失或复的图像表现，因为此变 能力。在CT中，物体间的对比羞异常用线性衰减系 形的蕾号可以被确定，有时可以通过额外的图像处理 数的百分率来表示：1%的对比差异相当于10日U的 技术来减小或消除此情误。例如，如果部分像索的亮 差异。 度短过阴极射线管的显示能力时，可调整留宽/留位， 使得这些像素在较低亮度的情况下显示。因为这些伪 时闯分解力 形的出现与特定的咸像方式有关，无法急体性地捕述 时间分排力标志着记录信号变化的速度。商着 所有的伪影
第1章GT齿卷本原理和使术机时11 0.9 6 a.7 a 05 04- 00.10203Q40.50507 1 0F 0.8- 06F 0.6 0.4 04 02 02 0 0 0.2 0 -04 04 08 08 08 08 1 0 1c0 200300 400 500 10的280300400500 0 0 0 8 0.4 2 02 8 0.4 N 06 100 200 300 400 500 55010015020050300350400450500 08 0 0总 04 02 -02 M -0.4 -Q.4 -0.6 -Q.8 Q.8 1 100200 300400500 05010015020280300350430450500日 图1-目（续》B:离制传进小上的进线，可见赠率增加时短蜜发任.左黄下三相屋为榨人 正孩由上到下狱率依灰增加：右三帽图为输出上兹波，可见夏景射帽度阴显降低 就茂定了测量所能够获得的信息量。餐多图像类型 燥声 (如X线平片或照片)是通过光量子形成的，此燥南特 图像中的另一类错误是信号的随机误差。这是 征可以用Poss0n统计米描述，此时噪声的平均值和 不可重复的。因为燥声不能预测，它的结构也不可能 差异间的关系非常简单（差异等于平均值），这样 被纠正，因此它是信号中所能够孩取信息量的最终 SNR的平方就等于平均的光量子数。此数值被称为 裂制.噪声可用统计学特征来描述，例如重复测量的 噪声当量(NEQ),已普遍作为评价图像噪声特征的参 差异或标准误。最有意义的不是这些值的箔对量大 数. 小（当更换不同任务时信号必定变化），而是信号平购 在临宋实我中，常通过测量CT值未确定组织 值与标准差的比值，或者说是信噪比(SNR)。SNR 的成分，如空气，脂肪，水和钙化组织。CT值的测
12 体解CT与明列对原 100 1g0 150 200 05 图1-0层面敏感形森：理 想的矩形效集上，外固边螺 地宽中：修动模屋效果下. 100 10 200 250 300 代价是更高的辐射剂量。相反，辐射剂量减少可能会 0 增加噪声，降低低对比分磷力。例如，毫安数减少一 半。晕声可增加41%。层厚增加可降低噪声，但代价 是Z轴分解力降低，较平滑的重建算法可降低噪声，但 250 会降低平面内空间分锦力。在设置扫描和谢像重建方 案时，应家提成像参数之同的平衡。在单层螺旋CT 中，当需要降低燥声而乙物分横力井不太重要时，可 应用60°线性内新法，而非180线性内插法，但是，这 种简单的联系在多层螺旋CT中并不适用， 500 100200300400500 图像显示和分析 置1-11任对比分领力检测时城对比差别送物体。候声会 干忧细的蕖别， 传统上，体部CT图像显示主要限于横断面。然 面，多层螺能CT有助于以几乎各向同性体索的分舞 力快速采集容积图像数据。随着计算机快速处理大量 量受系统圆有物理限度和统计学变化（噪声）的影响。 数据的能力日益增加，临床医生可以利用2D或3D技 图像噪声也会截小对低对比分满力的检测能力，图 术，很容易地将横新面图像重组为任意方向，以获得 像螺声通常可采用均匀水模测量体素值的标雀差 最佳的显示。目前常用五种显示技术：D多平面重组 获得（图1-12）. (MPR),3D最大密度投影(M1P)成最小密度授影 图像噪声受很多参数的影响，例如管电压、管电 (MINP).3D表面遮蔽显示(SSD),3D容积再我(VRD) 流。堡光时间、检测器效德，层厚、床速。内福和重 和透混显示。所有的3D显示都是基于客积CT数据， 建算法.提高管电压和管电流，可使图像噪声减少，但产生位于正常或特殊祝角的D图像
第：章CT的卷本厚理和拉木数计13 A,B D,E 圈1-22岁儿童两中8水平的额品CT留候，A,0.5%缩礼量，B:5%梯布量：C 15%幅射内列量：D:30%程州量：E:0%福阳量，F,常规蝠g剂量宝强像.右泽有两 个小肚，授大的璃吐F宽用)可在15%罪家剂量条件下检观到.校小省裤量头示) 可在30%望射济量条件下枪测到，（由89nD0n提供，） 多平面重组（二维） 示不位于单个层面内的弯自或轻度扭唐的结构。曲面 MPR的不足在干显示的解剂图像可能会被扭曲而难以 PR是最简单，最常用的数据异不方法。从一系 评价，以及参顾图像中由线选择的不正确可导致评份 列连续横断图像中获得的容积CT数据可认为是单个 结构的错误解释。对于此类图像的解释，需认真参考 体素的3D体积块，此数据可以在任意方向重组得到二 原始横断面图像或标准MPR图像。 峰MR图像.通常遗择三个相互垂直的平面，形成横 断面，冠状面和矢状面MP限图像图1-13引。这些平 最大或最小密度投影（三维） 面可以旋转任意角度，形成斜而的图蒙。利用手动或 最大密度投影(MP)是自现察点至成像层面瓶围 自动面出的曲线，还可以辉这些数常沿曲面重组进行 内，在一系列平行投影方向的体素中选择最大的体 显示（曲面重组（图1一14）。尽管所形成的典型2D 素值形成一幅图像。此技术广泛应用于显示较周国 MPR图橡都是单体素的厚度，但是通过对层块重组 结构星高密度的兴埋结构，如骨静结构和对比剂增 图像厚度)内体素进行平均可很容易产生任意厚度的层 强的血管图1一15)。与其他容积显示技术不树，此 面。 技术保留了部分（体素）的相对密度信息。但是，MP MPR很容易在垂直于xy平面的方向进行重组， 不伦提供深度信息。为了你补空间位置信意的不足， 能非常有效地显示解副学特征。由面MPR有利于显 通常产生一组MP图象，以很小的角度旋转观察点