sp臺球(CT設備常見術語概念)

CT裝備稀有術語看法

CT值

CT值（CT number）是以水的CT值為零，而干系于其他物質X線的衰減值。比如，氛圍的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）。構造密度越大，CT值越高。假如某一構造產抱病變而致密度改動，則會影響到CT值的改動，這對CT診斷有很大代價。

衰減

衰減系數可以了解為物體對X-線的攔截才能。

當X-線經過物體時，物體衰減光束。標明由于物體對一局部光子的吸取和散射，X-線束強度低落。該歷程與光經過半純透物質的辦法相似。假如光源穿過玻璃，大大多光源穿透到另一側。玻璃吸取和散射十分少的光源。假如光源穿過厚纖維織物，僅有少數的光源經過。剩余的將被反射歸來回頭、吸取或散射。

不同的物質具有不同的衰減特性。骨，致密物質，衰減系數高。當經過骨時，X-線將丟失多量強度。脂肪，低密度物質，衰減系數低。當經過脂肪時，X-線不會喪失太多強度。

衰減直承受X-線照射物質的原子量的影響而不同。尋常情況下，原子量與物質密度有關。

散伙

在eXplore MS Micro CT掃描儀中, X-線不經過除樣品之外不含任何物質的真空。掃描儀中的氛圍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構成。這些顆粒間的互相作用與在桌子上的臺球的互相作用辦法相似。X-線顆粒以直線情勢活動，物體顆粒地點安穩。當X-線射向物體時，一些X-線顆粒喪失大概經過真空，一些擊中物體顆粒并產生稍微偏移，一些X-線擊中物體顆粒后反射歸來回頭。檢測經過的X-線。還檢測擊中物體顆粒并產生偏離的X-線，但是它們是雜音構成因素，我們稱其為散射。

每個Micro CT投影均含有少數的散射雜音。

DICOM

醫學數字成像和通訊標準（Digital Imaging and Communications in Medicine，DICOM）是美國放射學會（American College of Radiology，ACR）和國度電子制造商協會 （National Electrical Manufactorers Association，NEMA）為主訂定的用于數字化醫學影像傳送、體現與存儲的標準。在DICOM標準中具體界說了影像及其干系信息的構成格式和互換辦法，使用這個標準，人們可以在影像裝備上創建一個接口來完成影像數據的輸入/輸開事情。DICOM標準以盤算機網絡的產業化標準為基本，它能協助更好效地在醫學影像裝備之間傳輸互換數字影像，這些裝備不僅包含CT、MR、核醫學和超聲反省，并且還包含CR、膠片數字化體系、視頻收羅體系和 HIS/RIS 信息辦理體系等。該標準1985年產生，現在版本為2003年公布的DICOM 3.0 2003版本。

Distance Transformation

距離變動（distance transformation）是定量分析骨小梁的辦法之一，該辦法可以盤算樣品中的每一一局部素與邇來的骨骼-氛圍介面（背景）之間的距離。盤算取得的距離可以接納以該體素為中央、距離為半徑的球體來直觀地表現，從圖片上看，該球體恰好位于該布局內里。盤算歷程中，經過大球體交換其內里小球體的辦法去向多余的球體。由該辦法盤算取得的Tb.N、Tb.Th和Tb.Sp是最為廣泛接納的。該辦法的具體內容參見瑞士蘇黎世大學公布的論文：A new method for the model-independent assessment of thickness in three-dimensional images. J Microsc, 1997; 185:67-75

FOV

視野或反省野（Field of View，FOV），是CT等成像裝備的緊張功能參數之一 ，用于權衡成像裝備可以舉行好效成像的空間尺寸。

HA

羥基磷灰石（Hydroxyapatite，HA），是構成骨骼的主要物質 ?，F在，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數值約莫不同，由于該單位是每次掃描特異性的，依托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 的創造人Godfrey Newbold Hounsfield 的名字定名，念作“胡”。

當第一次重修體積時，ADU值轉化為CT值。CT值是表現重修中某一體素衰減系數的數字。CT值可以用Hounsfield單位表現，但是Hounsfield單位是氛圍和水的已知的特定命值，使用具體掃描地區實踐氛圍和水（或，等價物）作為參考點，舉行得當刻度校準。

Hounsfield 刻度

? 氛圍為-1000 HU

? 水是0 HU

? 脂肪約莫為－150 HU

? 致密骨約莫3000-4000 HU

? 酒精為-700 HU

僅有舉行得當刻度校準后，才以HU情勢給予CT數字。

MAR

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

PACS

醫學圖像辦理體系（Picture Archiving and Communication System，PACS）是對醫學圖像信息舉行數字化收羅、存儲、辦理、傳輸和重現的體系。它的主要作用是，使用盤算機體系代替傳統的膠片圖像紀錄、膠片和報告的庫房存儲、反省圖像的人工轉達、在光箱上重現圖片。PACS富裕使用了盤算機、網絡的特點，將醫學圖像舉行數字化處理，經過網絡舉行傳輸，使用體現裝備重現圖像。

ROI

感興致區（Region of Interest，ROI）是使用軟件東西在圖像中界說取得的關閉地區，該地區通常具有相似的特性。3D圖像中界說的 ROI 也稱為 VOI（Volume of Interest）。

STL

STL格式最初顯現于1988年美國3DSYSTEMS公司消費的 SLA 快速成形機中，STL就是StereoLithography（平面印刷術）的縮寫，它是將三維模子的外表近似表達為小三角形平面的組合，十分相似于 僅限元分析中的三結點平面單位。

外表再現

外表再現（surface rendering）是體現物體外表三維圖像的辦法。優點是所需數據量較少、處理速率較快，缺陷是僅有外表圖像而沒有內里布局信息。

局部容積效應

體素不一連地體現一個物體，使物體中的細節被均勻分派，即體素內的細節由一個加權均勻值表達，這種征象被稱為局部容積效應（partial volume effect），是CT成像中稀有的圖像偽影，使密度不同較大的物體邊沿變含糊。層厚越大，局部容積效應就越嚴峻。

插值

插值或內插（interpolation）是接納數學辦法在一克制函數的兩頭數值，估測該函數在兩頭之間任一值的辦法。CT掃描收羅的數據是散伙的、不一連的，必要從兩個相鄰的散伙值求得其間的函數值。內插的辦法有很多種，比如線性內插、率過內插和優化采樣掃描等。

重修

原始掃描數據顛末盤算機接納特定的算法處理，取得可以用于診斷的圖像，這種處理辦法或歷程稱為重修（reconstruction）。圖像重修速率是權衡CT機功能的一個緊張目標。

重修函數核

重修函數核（kernel）又稱重修濾波器、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，重修函數核是此中一個緊張內容。它是一種算法函數，決定或影響圖像的區分率和噪聲等。稀有的重修函數核有高區分率、標準和軟構造3種形式：高區分率形式是一種強化邊沿、表面的函數，可以提高區分率，但是圖像噪聲也相應增長；軟構造形式是一種平滑、柔和的函數，圖像比力度下降，噪聲變小，密度區分率提高；標準形式則是沒有任何強化或柔和作用的算法。

重組

重組（reformation）是不觸及原始數據處理的一種圖像處理辦法，如多平面重組、三維圖像處理等，即，在橫斷面圖像的基本上，重新組合或構建成三維影像。由于使用已構成的橫斷面圖像，因此重組圖像的質量與已構成的橫斷面圖像有親密干系。

窗口、

窗口（window）是依據人眼的視覺特性接納盤算機設置的不同灰度標尺。窗口的設置包含了全部約4000個CT值范圍，依據人眼的必要可相應調治，以順應診斷必要。窗口武藝通常接納窗寬和窗位的設置來調治，窗寬以W（Width）表現，窗位以L（Level）或 C（Center）表現。

窗寬

窗寬和窗位是CT反省中用以察看不同密度的正常構造或病變的一種體現武藝。由于種種構造布局或病變具有不同的CT值，因此欲體現某一構造布局細節時，應選擇合適察看該構造或病變的窗寬和窗位，以取得最佳體現。

窗寬是CT圖像上體現的CT值范圍，在此CT值范圍內的構造和病變均以不同的模仿灰度體現。而CT值高于此范圍的構造和病變，無論超過水平有幾多，均以白影體現，不再有灰度差別;反之，低于此范圍的構造布局，不管低的水平有幾多，均以黑影體現，也不存在灰度不同。增大窗寬，則圖像所示CT值范圍加大，體現具有不同密度的構造布局增多，但各布局之間的灰度不同變小。減小窗寬，則體現的構造布局變小，但是各布局之間的灰度不同增長。如察看眼眶的窗寬為300H(窗位+30H，窗寬范圍-115～+185H)，即密度在-115～+185H范圍內的種種布局如眼外肌、視神經、球后脂肪均以不同的灰度體現。而高于+185H的構造布局如骨質(+1000H)和腫瘤內鈣化(約為+200H)，其間雖有分明密度差，但均以白影體現，無灰度不同，肉眼不克不及區分;而低于-115H的構造布局均以黑影體現，其間也無灰度不同。

窗位是窗的中央地點，相反的窗寬，由于窗位不同，其所包含CT值范圍的CT值也有差別。比如窗寬同為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。通常欲察看某一構造的布局及產生的病變，應以該構造的CT值為窗位。

　　偶爾為了更好的體現骨病變，接納骨窗，即窗寬在1000H以上，可體現渺小的骨厘革。圖3體現(窗寬400H)右眶外壁骨及顳內前端骨增生(箭頭)，外直肌移位;當接納骨窗時(1500H)，骨增生的內里布局體現精良，而眶內軟構造無法區分(箭頭)。

定位掃描

定位掃描（Scout View）是用于確定后續精密掃描 地區的初掃。

多平面重組

多平面重組（multi-planar reformation，MPR）把體素重新分列，在二維屏幕上體現隨意朝向上的斷面。CT收羅的一組斷層圖像，經過盤算機處理后構成各向體素間距相反的三維容積數據，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，天生3幅二維斷層圖像。利用者用鼠標挪動3個平面的地點，使3幅圖像隨之產生協同厘革。

區分率

區分率包含空間區分率（spatial resolution）、密度區分率（density resolution）和時間區分率（temporal resolution）。

空間區分率是CT機在高比力度情況下區分相鄰2個最小物體的才能，有每厘米包含線對數（LP/cm）和毫米線徑（mm）2 種表現辦法?？臻g區分率應該在10%MTF的條件下舉行比力，現在高等CT的區分率在15LP/cm（10%MTF）支配。

密度區分率是CT機在低比力度情況下區分相鄰2個最小物體的才能，表現辦法是某一物體尺寸時密度的百分比濃度差，比如一個3mm的物體，密度區分率是3%，通常CT密度區分率范圍是0.25%～0.5%/1.5～3mm。

時間區分率是CT機在單位時間內收羅圖像的幀數，表現動態掃描才能。在尋常情況下，區分率就是指空間區分率。

圖像的區分率是指可分散體現的最小布局。假如圖像的區分率為25微米(μm), 那么,任何小于25 μm的布局將不克不及區分出來。

很緊張的是，注意區分率和像素/體素不是同一個看法。像素/體素輕重界說為每個像素或體素代表空間的量。區分率依托于像素的輕重，但是很多要素影響區分率的輕重.

包含像素/體素輕重、信噪比、掃描時受測物的安穩性以及X-線球管的功能。

分散

分散（separation）是指將一個完備的三維容積圖像分為幾個局部的歷程，與圖像兼并（combination）相對。

傅立葉變動

傅立葉變動（Fourier transform）是圖像重修辦法的一種，是一種將空間信號轉換為頻率信號的數學辦法，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等成像裝備使用歷程中，利用職員和受檢生物都必要注意射線防護?，F在，通行的輻射劑量度量辦法有以下幾種：

? 照射量（exposure），指直接度量X射線對氛圍電離才能的量，表現輻射場強度，從電荷量的角度來反應射線強度。單位是庫侖?千克－1（C?kg－1）或倫琴（R）；

? 吸取劑量（absorbed dose），指每單位質量的被照射物質所吸取任何電離輻射的評價能量，從能量角度反應照射量。單位是戈瑞（Gy）或拉德（rad）。

? 劑量當量（dose equivalent），即使在吸取劑量相反的情況下，不同輻射典范所產生的生物效應的嚴峻性各不相反，為了便于比力，引入劑量當量這一看法。它是接納得當的修正因子對吸取劑量舉行加權，使修正后的吸取劑量更能反應輻射對肌體的危害水平。單位是希沃特（Sv）或雷姆（rem）。

因此，劑量當量（Sv）比吸取劑量（Gy）或照射量（C?kg－1）更能反應CT機的X射線對人體的危害水平。通常情況下，天然情況輻射1-10mSv/年，渾身CT掃描約10mSv/次，乘坐一次 越洋飛機承受的輻射＜5μSv。

光源跟蹤

在醫學圖像體現歷程中，通常接納暗影和光源來加強體現三維圖像中物體的平面感，最稀有的光源使用辦法是光源跟蹤法（ray tracing）。

灰階

灰階（gray level/scale）是依據像素的CT值在圖像上體現的一段不同亮度的信號，把從白色到玄色之間的灰度分紅多少品級，則稱為灰階或灰度級。人眼尋常只能識別40級支配一連的灰階，而構造密度灰階差要大得多。在CT圖像體現武藝中，常經過窗口武藝對窗寬、窗位舉行調治，以順應視覺的最佳范圍。

矩陣

矩陣（matrix）是像素以二維辦法分列的陣列，與重修后圖像的質量有關。在相反輕重的采樣野中，矩陣越大像素也就越多，重修后圖像質量越高?，F在常用的矩陣尺寸有512×512、1024×1024 和 2048×2048。

卷積

卷積（convolution）是圖像重修運算處理的緊張步調。卷積處理通常必要使用濾波函數來修正圖像，卷積完畢后構成一個新的用于圖像重修的投影數據。

美國機器

工程師協會

美國機器工程師協會（the American Society of Mechanical Engineers，ASME）創建于1880年，是一個非紅利性的教導和武藝國際構造，辦事于來自天下各地12.5萬的會員。其擁有的出書機構是天下上最大的專業性出書機構之一，訂定多種產業和制造業標準，出書物比如 Journal of Biomechanical Engineering。

逆向工程

針對通常情況下由模子到實物的計劃步調，從實體產生模子再舉行制造的歷程稱為逆向工程（Reverse Engineering，RE）。標準的逆向工程界說為：分析目標體系，認定體系的構件及其交互干系，并且經過高層籠統或其他情勢來展現目標體系的歷程。

配準

配準（registration）的歷程就是尋求兩幅圖像間一對一映射的歷程，即，將兩幅圖像中對應于空間同一地點的點接洽起來。圖像配準通常是圖像交融（infusion）的條件條件。

容積掃描

由于螺旋CT的速率大大快于非螺旋CT，并且收羅的屢屢是一個器官的掃描數據 （容積收羅區段）而不是一個層面的數據，因此這種掃描辦法稱為容積掃描（volume scanning）。

容積再現

容積再現（volume rendering, VR）是體現物體完備三維圖像的辦法。與外表再現比擬，對盤算奧密求較高，但是保存了物體內里布局信息。

軟射線

軟射線能量較低，較易為人體吸取，對人體危害大，而在CT成像中基本沒有作用。硬射線能量比力高，大局部可以直接穿透人體，人體吸取少、危害小，CT成像主要依托硬X射線。CT機中的楔形補償器或濾過器，就起到攔截軟X線、通透硬X線的目標，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質料制成的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

由于人眼的剖解布局限定，人類無法真端正接察看三維物體，而在體現器屏幕上看到的三維圖像，都是盤算機模仿三維體現后果產生的。依據X、Y、Z軸的直角坐標體系，人們可以在3個坐標軸朝向上對圖像做隨意旋轉，借助于軟件處理，可以看到物體的前、后、頂、底的三維空間投影圖像。這種三維體現辦法，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入的一組端正。算法的主要特性是不克不及有任何含糊的界說，算法例則形貌的步調必需是簡便、易利用并且看法明白，并且可以有盤算機完成。

提?。ㄖЫ猓?/p>

提?。╯egmentation）是指將圖像中具有特別涵義的不同地區區分開，這些地區是互不交織的，每個地區都滿意特定地區的一律性。在圖像處理中，支解是選擇感興致區的辦法之一，通常經過設定上下閾值、地區生長、主動邊沿檢測大概界說三維表面線（contour）等多種辦法來完成。這種辦法偶爾也被稱為 extraction。

體模

體模（phantom）是在CT等成像裝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構成。

像素

像素是圖像元素。是兩維圖像單一元素。圖像是由一局部像素陣列構成的。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現。

像素（pixel）是構成CT圖像的最小單位，與體素相對應，體素的輕重在CT圖像上的體現，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，每一局部素也有一個數值。在MicroViewMicroView 中，經過體現屏中灰度的深淺來表現。

在CT掃描中，依據斷層設置的厚度和矩陣的輕重，能被CT掃描的最小體積單位稱為體素（voxel）。體素由長、寬、高三要素表現，能隨意表現物體的顏色、純透度、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）是由于裝備或患者形成的、與掃描物體不關的影像，在圖像中體現的外形各異，并會影響診斷的準確性。偽影比如患者挪動形成的活動偽影、金屬物形成的放射狀偽影、多能譜X線形成的射線硬化偽影、層厚過大惹起的局部容積效應偽影等。

幀均勻

幀均勻是將幾幀圖像取均值天生單一文件的歷程。與膠片照相機接納快門長距離與慢感光膠片團結的辦法所產生的后果相似。

幀均勻是提高SNR的一種辦法。在尋常情況下，雜音在整個圖像中勻稱分布，但是信號會萃在特定地區。經過增長用于產生單一圖像的光子的總數目，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。任何一種信號中都市包含噪聲，但信號和噪聲之間的比值不同。在實踐使用中，該比值越大，噪聲的含量就越小，信息轉達的質量就越高。

信號為有效信息，雜音為無用信息。尋常情況下，SNR可以經過選擇高像素組合設置、使用過濾器和舉行一些幀均勻來產生正面影響。

在數字成像中，給予用戶相當多的控制來改動信噪比。

為了解怎樣經過調治掃描參數對Micro CT體系中的SNR產生影響，使圖像的每個探測器像素收羅的X-線光子數即是n。圖像信號強度的增長與n成線性干系，而圖像雜音強度的增長尋常與n的平方根干系。因此，假如想要SNR增長2個系數，n必需增長4個系數。可以經過增長每個朝向上的像素組合2個系數（比如，由2×2到4×4），大概經過增長4個系數電流來完成，只管尋常情況下，后者武藝是不成行的。

像素組合

像素組合是將臨近像素值一同相加產生低區分率圖像中的新像素的歷程。

偶爾將像素組合稱為像素成組。經過使用此武藝提高信噪比。尋常情況下，雜音在圖像中均勻分布，但是信號濃聚于特定地區。經過將像素值相加，使雜音對像素值的影響減小，信號效應增長。

在上述示例中，拔取2×2像素組合形式。就2×2像素組合而言，4像素一同成組并將其作為一個成像單位 (ì2 x 2?是指矩陣的輕重)。

在圖2.2中4像素CT值為：5、2、8和4。在1×1形式中，4條數據均被保存。在所示的2×2形式中，只保存一條數據，即4像素的總和。該4像素的值相加（而非均勻），并作為一條數據舉行紀錄。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）是對物體舉行掃描后由探測器吸收到的信號，經模數轉換后傳送給盤算機，其間已轉換成數字信號未經圖像重修處理的這局部數據被稱為原始數據。

再現

再現或三維再現（rendering），以二維情勢體現三維圖像的辦法，即在體現器上體現三維離體圖像，經過映像、查驗和投影重組3個主要步調來完成，有外表再現和容積再現2種算法。為了增長體現后果，再現歷程中還可到場光源、暗影、質地和顏色等屬性。

噪聲

在CT中，噪聲（noise）是一勻稱物質掃描圖像中各點之間CT值的隨機動搖，也可看作是圖像矩陣中像素值由于種種緣故惹起的偏差。

錐形 X 線束

錐形束是指球管發射的X射線呈圓錐體狀照射在掃描目標上，與傳統的扇形X線束 （fan beam）比擬，接納錐形X線束（cone beam）的CT具有分明上風，（1）數據收羅聽從高，空間區分率高，均一性好，（2）X線使用率高，可以低落射線劑量，（3）在三維CT使用范圍更廣。固然錐形束CT的重修算法比力繁復,由于其運算量較大，但是隨著近幾年硬件和算法的快速提高，醫用及產業CT正向著中等乃至大錐角三維錐束CT過渡。

最大密度投影

投影是把三維信息緊縮到二維的常用辦法。最大密度投影（maximum intensity projection，MIP）將三維數據向隨意朝向舉行投影，假想有很多投影線，取投影線顛末的一切體素中最大的一一局部素值，作為投影后果圖像的像素值。在投影線上取最小值，就成為最小密度投影。前者多用于體現高密度影，如血管造影，后者多體現低密度影，如氣道。

CT灌注

在CT灌注武藝中，使用適于動脈密度厘革的種種數學模子丈量不同時間的構造密度， 能反應構造的生理參數，如構造血容量、血流速率、構造浸透性安靜均經過時間。注射比力劑時，在感興致區中央作一連CT掃描，取得此部位（反省床不動）隨時間厘革的一組圖像。經過完備地收羅多個剖解部位的CT值，用線圖標出后果，構成盤算灌注參數的基本（圖5 ）。圖像中的每一一局部素都可取得灌注參數，并可用美麗圖 體現出來。這種武藝在監測和了解腫瘤抗血管天生醫治的療效方面特別故意義。

泉源： 醫學影像學與核醫學

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