最全的医学成像原理计算机X线体层成像.pptx

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1、主要内容第一节 概述第二节 CT成像原理第三节 数据采集与扫描方式第四节 CT图像重建第五节 CT图像处理第六节 CT图像质量第1页/共73页第一节 概述1971 年9 月英国工程师豪斯费尔德（G.N.Hounsfield）研制出第一台CT 并与放射线医生一起获得第一幅头部的CT 图像。1974 年全身CT 成像装置研制成功。1989 年在滑环技术的基础上，螺旋CT 问世，由传统二维采样的扫描模式进展为三维采样。1992 年研制成功双层螺旋CT，开创了多层螺旋扫描的先河。1998 年多层面CT 的诞生，使得X线管围绕人体旋转一圈能同时获得多幅断面图像。2004 年推出的64 排螺旋CT（容积C

2、T），开创了容积数据成像的新纪元。2005 年双源CT（DSCT）研制成功，通过两套X 线管系统和两套检测器来采集数据，实现了单扇区的数据采集。第2页/共73页CT 成像比常规X 线的影像学检查有优势：1断面图像 CT 通过准直器的准直，可消除人体内组织、器官间的相互重叠影像，获得无层面外组织结构干扰的横断面图像，能准确地反映横断平面上组织、器官的解剖结构。2密度分辨力高 CT 的准直器减少了散射线。此外，CT 还利用软件对灰阶的控制，加大了人眼的观测范围。一般CT 的密度分辨力比常规X 线检查高20 倍。3可做定量分析 CT 能够通过各种计算进行定量分析，如CT 值、骨矿含量、心脏冠状动脉的

3、钙化等测量，有助于临床诊断。4可进行各种图像的后处理 可借助各种图像处理软件，对病灶的形状及结构进行分析，获得高质量的三维图像和多平面图像。第3页/共73页但CT 也有其局限性和不足：1空间分辨力不如常规X 线成像 目前，中档的CT 机其极限分辨力约10LP/cm，而高档的CT 机其极限分辨力约14LP/cm。2对部分脏器的检查有局限性 CT 对于空腔性脏器如胃肠道的显示，由于其无规则的蠕动，还不能替代常规的X 线检查。CT 对于血管造影的图像质量不及DSA。3目前不能实现功能成像 目前，CT 图像主要反映的还是解剖学的结构，对于脏器功能和生化方面成像尚处于研究中。第4页/共73页第二节 CT

4、 成像原理一、CT 机的基本构造CT 机的基本结构是指CT 机的硬件组成，主要包括扫描机架系统、计算机系统和外围设备。1扫描机架系统 扫描机架可根据检查的需要，进行正负25o的倾斜。扫描机架系统包括X 线管、X 线发生器、检测器、准直器和模/数转换器等。目前CT 机使用的检测器分为固体和气体检测器。CT 准直器分为：一是X 线管端的准直器（前准直器）；二是检测器端的准直器（后准直器）。准直器的作用通过调节X 线束的宽度减少被检者的X 线剂量和散射线，此外，还决定CT 扫描的层厚。第5页/共73页2计算机系统 计算机系统一般由主控计算机和阵列计算机两部分组成。主控计算机的作用：控制和监视扫描过程

5、，并将扫描数据送入存储器；CT 值的校正和输入数据的扩展；与操作者对话并控制扫描等信息的传送；图像重建的程序控制；故障检修及分析。列阵处理机是在主控计算机的控制下进行图像重建等处理。3外围设备 包括检查床、操作台和图像存储和记录部分（硬盘、软盘、磁带机、光盘等）第6页/共73页二、C T 成像过程第7页/共73页三、CT 成像原理（一）CT 图像相关概念1体层 2体素3CT 值 国际上对CT 值的定义为：CT 影像中每个像素所对应的物质对X 线线性平均衰减量大小。实际应用中，均以水的衰减系数作为基准，CT 值定义为：人体被检组织的吸收系数x 与水的吸收系数w的相对差值，即：式中：K 是分度因数

6、，常取为1000。CT 值的单位为HU（Hounsfield Unit）。第8页/共73页第9页/共73页4 投影 把投照受检体后出射的X 线束强度I 称为投影（projection），投影的数值称为投影值，投影值的分布称为投影函数。5部分容积现象 如果划分的体素内包含有几种不同的组织成分，则该体素的CT 值应是所含各种成分的加权平均值。在这种情况下，平均CT 值不能准确地与体素内任何一种组织成分的密度相对应，这种现称为部分容积现象（partial volume phenomenon）。第10页/共73页（二）CT 成像原理第11页/共73页在X 线穿透人体组织、器官时，由于人体组织、器官是由

7、多种物质成分构成的，所以各点对X线的吸收系数是不同的。为了便于分析，将每个体素内物质的密度均匀，即为单质均匀密度体，用表示体素的吸收系数。第12页/共73页第13页/共73页吸收系数受X 线波长、物质原子序数Z 和密度的影响。因此，必须对CT 图像重建过程中的X 线硬化效应要进行校正，减小由X 线束硬化效应造成的CT 图像不均匀性。第14页/共73页第三节 数据采集与扫描方式一、数据采集的基本原理、原则CT 数据采集目的是获取重建图像的原始数据。CT 成像的数据采集是利用X 线管和检测器等的同步扫描来完成的。第15页/共73页第16页/共73页（二）数据采集原则1投影是X 线束扫描位置的函数

8、数据采集须按照被测体层平面的空间位置有规律地进行，图像重建过程也是按数据采集中确定好的空间位置来重建。2扫描应毫无空隙的覆盖或局部的重叠 在将被检测体层平面预先划分好各个体素后，X 线束的扫描要通过各个体素一次以上，这样才能保证得到各个位置上的投影值，计算出各个体素的吸收系数。3提高扫描速度 根据人体正常的生理状态，将扫描速度提到高于这些组织器官的运动速度，可使数据采集受被测体层内的组织器官的蠕动干扰影响较小。4数据采集要精确 CT 图像重建和图像处理等都是以数据采集为依据的，所以提高数据采集过程中的精确度，是保证获取高质量的CT 图像的关键。第17页/共73页二、常规CT 扫描方式扫描（sc

9、anning）：是用近似于单能窄束的X 线束以不同的方式、按一定的顺序、沿不同的方向对划分好体素编号的受检体层进行投照，并用高灵敏度的检测器接收透过一排排体素后的出射X线束的强度（I）。扫描是通过扫描装置来完成的。X 线管和检测器组成扫描机构，它们围绕扫描床上的受检体进行同步扫描运动，这种同步扫描运动形式称为扫描方式。第18页/共73页第19页/共73页第20页/共73页第21页/共73页第22页/共73页第23页/共73页第24页/共73页第25页/共73页三、螺旋CT（一）单层螺旋CT螺旋CT 扫描是一种容积扫描（volumetric scan），实现了由二维解剖结构图像进入三维解剖结构图

10、像的飞跃。螺旋CT 最重要的突破是使用滑环技术，去掉了常规CT 扫描过程中旋转的电缆。第26页/共73页在螺旋扫描过程中，由于X 线管和检测器相对于被检者作螺旋状运动，螺旋扫描的覆盖区域是对某一区段进行连续采集。需要对原始螺旋投射数据进行插值处理，才能得到足够多的重建平面投射数据。常用的插值方法为线性内插法，线性内插法包括全扫描内插法（FI，360线性内插）和半扫描内插法（HI，180线性内插）。第27页/共73页螺距（pitch）：定义为扫描架旋转一周360 进床距离与透过检测器的X 线束厚度的比值，是一个无量纲的量：式中：d 为扫描架旋转一周进床距离，S 为透过检测器的X 线束厚度。在单层

11、螺旋CT 中，X 线束厚度等于检测器准直宽度，即等于采集层厚。螺旋CT 扫描与常规CT 扫描相比主要优点：提高了扫描速度，不会产生病灶的遗漏，并减少了运动伪像；由于是容积扫描，即对人体的某一区段做连续的扫描，获得的是某一区段的连续数据（容积数据），提高了二维和三维重建图像的质量；根据需要任意地、回顾性重建图像，无层间隔大小的约束和重建次数的限制；单位时间内的扫描速度提高，提高了增强时对比剂的利用率。第28页/共73页（二）多层面螺旋CT传统CT 机是X 线管和检测器围绕人体旋转一圈获得一幅人体断面图像，而多层面CT 机则旋转一圈同时可以获得2 幅以上的图像。MSCT 的核心之一是检测器阵列的结

12、构和数据采集系统（DAS）。检测器在Z 轴方向的数目已从一排增加到了几排直至上百排，又称多排检测器CT（multirow detectorCT）。目前检测器的排列方式有两种类型：一种是均等分配的等宽型（对称型排列），即在Z 轴方向的多排检测器宽度是一致的；另一种是检测器的宽度不均等分配的非等宽型（非对称型排列）。这些组合是由检测器后面的电子开关来实现的，通过电子开关再将信号传递给数据采集系统。第29页/共73页第30页/共73页第31页/共73页以四层螺旋CT 为例，说明多层面CT 的特点。1检测器阵列 四层螺旋CT 具有四组通道的多排检测器阵列，分为对称型和非对称型两种。检测器阵列的排列方式

13、主要有以下三种。第一种是有16 排检测器，每排均为1.25mm 宽、每排912 个检测器，最大覆盖范围为20mm。第二种的检测器有34 排，中间4 排为0.5mm，两侧是30 排1.0mm 宽、每排896 个检测器，最大的Z 轴覆盖范围为32mm。第三种是4 对8 排非对称型检测器，宽度分别为1mm、1.5mm、2.5mm、5mm，每排672 个检测器，最大的Z 轴覆盖范围为20mm。第32页/共73页2数据采集通道 四层螺旋CT 根据所选层厚的不同，将多排检测器组合成不同的四组，构成四组数据采集通道。3X 线束 在单层螺旋CT 中，X 线束的宽度等于层厚。在MSCT 中，X 线束的宽度等于多

14、个（或4 个）层厚之和，覆盖检测器Z 轴方向的总宽度，X 线的利用率大大提高。第33页/共73页4层厚的选择 单层螺旋层厚是通过前准直器改变X 线束的宽度完成的，使线束的宽度等于层厚。多层螺旋的层厚不仅取决于X 线束的宽度，而且取决于不同检测器阵列的组合，因此，其层厚是由X 线管端和检测器端的两个准直器共同完成的。5螺距 多层面CT 应用了多排检测器阵列，X 线束被多排检测器分为多束更细的X 线，因此，多层面CT 的螺距为：式中：d 为扫描架旋转360o进床距离；S 表示层厚；M 表示检测器排数，即扫描一周获得的图像层数。6图像重建算法 主要采用两种方法：优化采样扫描和滤过内插法。7智能扫描

15、可在扫描过程中变化扫描条件。第34页/共73页MSCT 与单层螺旋CT 相比有很多优点。1提高了X 线利用率 MSCT 的X 线管输出的X 线可多层同时利用，提高了效率，提高X 线利用率。曝光时间缩短降低了X 线管的热量积累，延长了X 线管的使用寿命。2扫描速度更快 由于MSCT 旋转一周可以产生四层或更多层的图像，其扫描速度可达单层螺旋CT 的4 倍以上。3提高时间分辨力 单层螺旋CT 的旋转一周时间通常是1 秒，而MSCT 可提供0.5 秒/周甚至更快的转速，目前使用的64 层螺旋CT 的旋转时间最快可达0.33 秒。旋转时间的缩短明显提高了时间分辨力。4提高Z 轴空间分辨力 MSCT 单

16、个检测器的宽度从0.55.0mm 不等，最薄扫描层厚达到0.5mm，提高了Z 轴的空间分辨力，实现各向同性分辨力。达到各向同性分辨力的成像可以任意角度重建图像。第35页/共73页四、双源CT双源计算机断层成像系统（DSCT）是2005 年在北美放射学会上推出的，它使用两个X 线源和两套检测器来采集数据。两套X 线管和两套检测器在XY 平面上间隔90，即通过机架旋转90 即可获得180 数据。双源CT 采用双能量探头技术，扫描时两个X 线管的管电压分别为80kV 和140kV，可同时采集高能和低能的数据。第36页/共73页第四节 CT 图像重建一、数理基础1系数分布的数学描述第37页/共73页投

17、影值是图像重建过程中通过检测器采集到的数据，每采集到一个数据就得到一个以线性衰减系数i 为未知数的多元一次线性方程，多方向投影得到一系列方程组，进一步可求解出 ij的二维分布矩阵，这就是CT 重建图像。第38页/共73页2-函数-函数又称单位脉冲函数，或狄拉克（Dirac）函数。-函数具有筛选性质，即：-函数的意义：函数f(x)把点x0从区间(a，b)中筛选出来。若用函数筛选X 线束扫描的某一路径l，或者说路径l 用-函数来限制，这样就可以纠正CT 图像重建中重建图像的模糊。3卷积计算 卷积计算是CT 图像重建中重要数学算法之一，是进行积分变换的有效方法。它的作用是滤去反投影图像重建产生的模糊

18、。为了尽可能地减少计算时间，在卷积计算中多采用快速傅里叶变换（FFT）实现高速运算。第39页/共73页二、图像重建方法1解方程法 计算时间长，不能满足图像重建的基本要求。2反投影法 反投影法（back projection）又称总和法。基本原理：是将测得的投影值按其原路径l 平均分配到每一个点上，各个方向上投影值反投影放回矩阵后，在像素点处进行叠加，从而推断出原层面的 值二维分布图像。第40页/共73页第41页/共73页反投影法应用：若层面中间有一固定CT 值的像素单元，图中分别沿0、45、90、135投射X 线，获得投影数值而后叠加回矩阵重建出图像。但反投影图像重建的边缘失锐。第42页/共7

19、3页反投影法的缺点：会造成图像边缘的不清晰。如果在一均匀组织密度内，存在吸收系数特异的部分时，反投影图像与真实图会出现伪差，而使重建圆图像的边缘部分模糊不清，如下图所示。第43页/共73页3滤波反投影法 采用卷积计算的滤波反投影法是当前CT 成像中应用最为广泛，也称卷积反投影法。此方法是把获得的投影函数作卷积处理，即人为设定一种滤波函数h(x)，用它对投影函数P(R，)进行卷积，消除由于投影方向改变而使P(R，)变动的影响，然后再把改造过的投影函数进行反投影处理，就可以达到消除伪影的目的。第44页/共73页4傅里叶变换法 傅里叶变换法（FT）是基于图像矩阵的求解与图像投影的傅里叶变换间建立确定

20、的关系，或为修正反投影法中模糊因子，从频域上校正图像模糊部分的图像重建方法。第45页/共73页第46页/共73页第五节 CT 图像处理一、图像处理功能（一）显示功能处理在临床应用时为了对某一横断面定位，常采用X 线管和检测器相对静止、使被测人体纵向随扫描床匀速移动，且在运动中曝光，进行多幅（每幅厚度2mm）单方向扫描，然后将这些线条数据合成出全貌的定位片。第47页/共73页第48页/共73页显示功能处理是利用计算机技术，对已建成的CT 图像进行有的放矢的加工处理，使显示的CT图像更加符合诊断要求。1窗口技术 将层面某局部范围内CT 值分布用相对应的16 灰阶显示。CT 值分布与16 灰阶一一对

21、应，把局部范围内CT 值的上限增强为全白（灰度为0），把CT 值的下限压缩为全黑（灰度为16），灰阶对应的CT 值数目减小，灰阶间的CT 值相差变小，人眼能分辨出这细微差异，这相当于放大或增强了局部CT 值范围内灰度显示的黑白对比，更容易区分出CT 值分布的细微差异。第49页/共73页窗口：被放大或增强的CT 值灰度显示范围；窗宽（WW）：上限CT 值和下限CT 值之差，也就是显示器所显示的CT 值范围。窗位（WL）：CT 值范围的中心CT 值：第50页/共73页下图所示的是某一选定的窗宽、窗位及显示灰阶，图中所示CT 值的方向是显示亮的方向；的方向显示暗的方向。第51页/共73页窗位通常以欲

22、观察组织的CT 平均值为参考；选择窗宽要考虑窗口中组织结构密度差异，窄窗显示的CT 值范围小，每级灰阶代表的CT 值跨度小，有利于低对比组织或结构（如脑组织）的显示；宽窗每级灰阶代表的CT 值跨度大，适用于密度差别大的组织或结构（如肺、骨质等）的显示。第52页/共73页窗口技术纯属一种显示技术。合理地使用窗口技术，只是能获取组织结构差异的最佳显示方式，不会改变人体组织或结构上的真实差异。2图像的放大 图像处理中数据的插值是最常用的方法，将小数据矩阵进行插值来增多数据矩阵的数据，使图像的数据量与显示矩阵相对应，使显示的图像平滑连续。（二）测量技术为了具体观察图像中的某一区域，可以设定某一区域作为

23、兴趣区域（ROI），ROI 可以选择矩形、圆形、椭圆形或任意形状，然后进行区域内图像放大、CT 值分布分析、距离测量，面积或体积计算等。还可进行夹角、面积测定及分析，以及标注箭头等，这些功能是数字图像的共性，而体积的分析计算是CT 图像相对于一般数字图像的特点。第53页/共73页二、图像后处理技术CT图像的后处理技术主要是对MSCT容积扫描的图像数据通过一定的计算机软件进行处理和重组，形成人体的表面、任意切面，甚至曲面图像，以弥补CT 断面图表现局限，进行多方位观察。使图像具有一定的解剖形象，尤其是对于比较复杂的部位，可表示出各个器官或组织在三维空间上的位置关系。第54页/共73页（一）多层面

24、重组多层面重组技术（MPR）是在横轴位图像上，任意画线使横轴位的二维体素单元重组，得到该平面的二维重建图像，主要有冠状面、矢状面及任意角度的图像。曲面重组技术（CMPR）是沿感兴趣器官画一曲线，体素元沿此曲线重建，从而形成曲面的图像，用于行径迂回的血管、支气管等器官，使它伸展在同一平面上。第55页/共73页（二）最大密度投影与最小密度投影最大密度投影（MIP）是指对容积数据中的数据，以视线方向作为投影线，把该投影线上遇到的最大（最小）像素值，投影到与视线垂直的平面上，然后重建，形成MIP 图像。常用于有相对高密度的组织结构，如CT 血管造影、骨骼等，能区别血管壁上的粥样钙化斑和血管腔内的造影剂

25、，如下图左所示为冠状动脉MIP，箭头所指处为钙化斑。第56页/共73页第57页/共73页（三）表面阴影显示表面阴影显示（SSD）：预先确定ROI 内组织结构的最高和最低CT 阈值，然后标定ROI 内的组织结构，经计算机重建程序处理，形成图像。常用于颌面部、骨盆、脊柱等解剖结构复杂的部位。第58页/共73页（四）容积再现容积再现技术（VR）：是利用全部体素的CT 值，通过功能转换软件，进行表面遮盖技术并与旋转相结合，加上假彩色编码与不同程度的透明化技术，使表面与深部结构同时立体地显示。常用于支气管、肺、纵膈、肋骨和血管的成像，图像清晰、逼真。第59页/共73页（五）仿真内镜显示仿真内镜（VE）技

26、术是计算机技术与CT 结合而开发出仿真内镜功能。即从一端向另一端逐步显示管腔器官的内腔。进行假彩色编码，使内腔显示更为逼真。有仿真血管镜、仿真支气管镜、仿真喉镜、仿真鼻窦镜、仿真胆管镜和仿真结肠镜等，效果较好。第60页/共73页第六节 CT 图像质量一、CT 图像质量评价指标第61页/共73页二、成像参数对CT 图像质量的影响（一）扫描时间和扫描周期1扫描时间 指完成某体层面数据采集X 线束扫描所需要的时间。目前比较好的螺旋CT 最快的单层扫描时间是0.3s，屏气一次可完成腹部的连续多层扫描。普及型全身CT 在35s 之间，腹部扫描每一层都得屏气一次，得采用间隔扫描。2扫描周期 指对一个体层平

27、面扫描开始，完成一次扫描到下一次扫描开始所需的时间。扫描周期通常包括扫描时间、数据采集系统的数据处理和恢复时间、扫描床重新定位时间等，其中扫描时间在扫描周期中占的比重最大，约为60。目前普通全身CT 扫描周期在5s 左右，每分钟可在某体层平面进行12 次连续扫描。第62页/共73页（二）扫描范围和体层厚度1.扫描范围 指CT 扫描被照体的最大区域。2.体层厚度 指被检体在CT 扫描、成像薄层的厚度。一般将体层厚度选择在510mm，对微细组织结构(如听小骨)扫描，可选l2mm。（三）对比度与对比度分辨力表现在CT 图像上像素间的对比度是它们灰度间的黑白程度的对比度，通常采用两种定义方法。一种是根

28、据调制度M 给出的：另一种定义是相对对比度a 和b 分别为两组织的CT 值第63页/共73页对比度分辨力：是在低对比度时，CT 图像将一定大小的细节从背景中鉴别出来的能力。对比度分辨力与X 线的能量有关；还受检测器噪声的影响，噪声越大，对比度分辨力越低；窗宽和窗位的选择也影响图像的对比度分辨力。高对比度分辨力：物体与匀质环境的X 线线性衰减系数差别的相对值大于l0时，CT 图像能分辩该物体的能力。低对比度分辨力：物体与匀质环境的X 线线性衰减系数差别的相对值小于1时，CT图像能分辩该物体的能力。第64页/共73页（四）空间分辨力空间分辨力是指CT 图像能分辨断层面上相邻两点的能力，常用能分辨两

29、个点间的最小距离来表示，普通CT 图像的空间分辨力约为12mm。CT 图像的空间分辨力主要决定于检测器的有效受照宽度、有效受照高度的大小，或者说取决于后准直器的准直孔径。检测器的有效受照宽度基本上决定了在体层上的横向空间分辨力；而检测器内的有效受照宽度决定了层厚，也就基本决定了沿体层轴向上的纵向空间分辨力。第65页/共73页传统的空间分辨力检测方法是选用一个带有不同孔径的高密度体模测试。还有许多方法来评价CT 扫描装置的空间分辨力，比较有代表性的是MTF。调制传递函数：测试卡调制对比度随着单位距离内的条纹数多少而成的函数关系变化。在CT 成像过程中随着检测出的调制对比度的降低，调制传递函数也降

30、低，当对比度降低到5时，所对应的空间频率即空间分辨力的极限。第66页/共73页影响空间分辨力的因素有：1X 线束与检测器受照有效宽度 CT 图像的空间分辨力主要由检测器的有效受照宽度和高度决定，有效受照宽度和高度又由CT 的后准直器决定。2图像重建算法 采用标准算法的CT 图像要比用高分辨力算法的图像空间分辨力低。3图像矩阵 是显示图像的组成要素，图像矩阵越大，组成图像像素点越多，图像的空间分辨力也越好。第67页/共73页（五）噪声在CT 成像过程中的噪声主要有X 线量子噪声、电气元件及测量系统形成的噪声以及重建算法等造成的噪声等。1概念 通常用在一特定观察区域中的CT 值的标准偏差来描述噪声

31、的大小，它是围绕此区域的平均CT 值的上下变化的定量值。利用标准偏差可以衡量成像系统总体的噪声水平。在多种图像噪声中，X 线的量子噪声占的比重最大。X 线的量子噪声与X 线剂量大小、采用的过滤方法、体层厚度、物体对X 线的衰减及检测器的检测能力等有关。第68页/共73页2测量 图像噪声表现的CT 值的统计涨落，可用扫描一个均匀物体的CT 像来考察。按国家对CT 影像质量保证检验规范的要求，每天都应对CT 值做检测。上述的检验规范规定：水模的CT 值，验收检验要求为4HU，状态检验要求为6HU；稳定性检验要求是：与基础值（验收检验合格的数值为基础值）偏差：3HU。第69页/共73页3噪声对CT

32、图像的影响噪声的存在使得匀质物体的CT 值图像上各像素点的CT 值不相同，噪声的存在由CT 值的统汁涨落表现出来。适当提高X 线剂量可以减小这些噪声的影响。第70页/共73页（六）均匀度均匀度（或均匀性）是描述同一种组织在断面上的不同位置成像时，是否具有同一个平均CT 值。国际上对均匀度的定义是：在扫描野中，匀质体各局部在CT 图像上显示出CT 值的一致性。检测方法：配置匀质（水或线性衰减系数与水接近的其他均匀物质）圆形测试模（仲裁时用水模），使模体圆柱轴线与扫描层面垂直，并处于扫描野的中心；采用头部和体部扫描条件分别进行扫描，获取体模CT 图像；在图像中心处取一大于100 个像素点并小于图像

33、面积10的区域，测出此区域内的CT 值和噪声；然后在相当于钟表时针3、6、9、12 时的方向、距模体边缘lcm 处的四个位置上取面积等于前述规定的面积区域，分别测出四个区域的CT 值，其中与中心区域CT 值差别最大的，差值用来表示图像的均匀度。第71页/共73页最好的均匀度是0HU。在测出图像均匀度的同时，也获得CT 值和噪声值。国标对均匀度的验收检测要求为2HU，状态检测要求为6HU，稳定性检测要求与基础值偏差2HU。均匀度除受图像噪声影响外，还受X 线束硬化影响。硬化在图像上的分布越不均匀，则图像的均匀度越差。因此，校正硬化将有助于提高均匀度。但校正不充分或校正过度也会使均匀度变差。第72页/共73页感谢您的观看！第73页/共73页