CT设备常用术语概念

CT值（CT数）是在水的CT值为零的基础上，X射线相对于其他物质的衰减值。例如，空气的CT值为-1000，而骨密度的CT值为+1000。除骨密度和肺部外，人体的CT值基本在-100到+100之间。 CT值的标准单位是HU（Hounsfield）。组织密度越大，CT值越高。如果某一组织发生病变，其密度发生变化，就会影响CT值的变化，这对于CT诊断具有重要价值。

衰减

衰减系数可以理解为物体阻挡X射线的能力。

当X 射线穿过物体时，物体会衰减光束。表明X 射线束强度由于物体吸收和散射单个光子而降低。该过程类似于光穿过半透明物质的方式。如果光穿过玻璃，大部分光会穿透到另一侧。玻璃吸收和散射的光非常少。如果光线穿过厚纤维织物，则只有少量光线通过。其余部分将被反射、吸收或散射。

不同的物质有不同的衰减特性。骨骼是一种致密材料，具有很高的衰减系数。 X 射线穿过骨头时会损失很多强度。脂肪、低密度材料，衰减系数低。 X 射线穿过脂肪时强度不会损失太多。

衰减直接随X 射线照射材料的原子量而变化。一般来说，原子量与物质的密度有关。

离散的

在eXplore MS Micro CT 扫描仪中，X 射线不会穿过只包含样品的真空。扫描仪中的空气和样品瓶中的水都在X 射线轨迹中。

X射线束、样品以及样品周围的介质都是由粒子组成的。这些粒子相互作用的方式类似于台球在桌子上的相互作用。 X射线粒子沿直线运动，物体粒子的位置是固定的。当X 射线射向物体时，一些X 射线粒子丢失或穿过真空，一些X 射线粒子击中物体粒子并轻微偏转，还有一些X 射线击中物体粒子并反射回来。检测通过的X 射线。撞击物体粒子并发生偏转的X 射线也会被检测到，但它们是噪声的一部分，我们称之为散射。

每个Micro CT 投影都包含少量的散射噪声。

DICOM

医学数字成像和通信(DICOM) 是由美国放射学会(ACR) 和美国电气制造商协会(NEMA) 为数字医学制定的标准。图像传输、显示和存储的标准。 DICOM标准详细定义了图像及相关信息的构成格式和交换方法。利用该标准，人们可以在成像设备上建立接口，完成图像数据的输入/输出。 DICOM 标准基于计算机网络的工业标准。它可以帮助医学成像设备之间更有效地传输和交换数字图像。这些设备不仅包括CT、MR、核医学和超声检查，还包括CR、胶片数字化系统、视频采集系统和HIS/RIS信息管理系统等。本标准于1985年制定，现行版本为DICOM 3.0 2003 版本于2003 年发布。

距离变换

距离变换是骨小梁定量分析的方法之一。该方法可以计算样本中每个体素与最近的骨-空气界面（背景）之间的距离。计算出的距离可以直观地表示为以体素为中心的球体，距离表示为半径，从图片上看，它恰好位于结构内部。在计算过程中，通过用较大的球体替换其中的小球体来去除多余的球体。用这种方法计算的Tb.N、Tb.Th和Tb.Sp应用最广泛。该方法的详细内容可以参考瑞士苏黎世大学发表的论文：A new method for the model-independentassessment of Thickness in 3Dimensional images。显微镜杂志，1997； 185:67-75

视场角

视场（FOV）是CT等成像设备的重要性能参数之一。用于测量成像设备能够进行有效成像的空间尺寸。

哈

羟基磷灰石（HA）是构成骨骼的主要物质。目前，体模中通常内置已知密度的HA来校准CT值。

同一材料的ADU 值在不同扫描中可能有所不同，因为该单位特定于每次扫描，并且取决于被扫描材料的属性以及X 射线的强度和亮度。

胡

HU（Hounsfield Units）是CT值的单位。它以CT的发明者Godfrey Newbold Hounsfield命名，发音为“Hu”。

当体积首次重建时，ADU值被转换为CT值。 CT值是表示重建中某个体素的衰减系数的数字。 CT值可以用Hounsfield单位表示，但Hounsfield单位是已知的空气和水的特定值，并且应使用特定扫描区域中的实际空气和水（或等效物）作为适当的参考点校准。

亨斯菲尔德量表

• 空气为-1000 HU

• 水为0 HU

• 脂肪约为-150 HU

• 致密骨约为3000-4000 HU

• 酒精含量为-700 HU

CT 数仅在经过适当的标度校准后才以HU 的形式给出。

三月

骨矿化沉积率（Mineral Apposition Rate.MAR），单位为m/天。

PACS

医学图像管理系统（Picture Archiving and Communication System，PACS）是对医学图像信息进行数字化采集、存储、管理、传输和再现的系统。其主要功能是用计算机系统代替传统的胶片图像记录、胶片和报告的仓库存储、检查图像的人工传输以及灯箱上图片的再现。 PACS充分利用计算机和网络的特点，将医学图像数字化，通过网络传输，并利用显示设备再现图像。

投资回报率

感兴趣区域（ROI）是使用软件工具在图像中定义的封闭区域，该区域通常具有相似的特征。 3D 图像中定义的ROI 也称为VOI（感兴趣体积）。

STL

STL格式最早出现在1988年美国3DSYSTEMS公司生产的SLA快速原型机中。STL是StereoLithography的缩写。它将三维模型的表面近似为小三角形平面的组合，这与有限元非常相似。分析中的三节点平面单元。

表面再现

表面渲染是一种显示物体表面三维图像的方法。优点是所需数据量较小，处理速度较快。缺点是只有表面图像，没有内部结构信息。

部分体积效应

体素不连续地显示物体，使得物体内的细节分布均匀，即体素内的细节通过加权平均来表达。这种现象称为部分容积效应（partialvolumeeffect），这是CT成像中常见的问题。一种常见的图像伪影，会模糊密度差异较大的物体的边缘。层厚越大，部分体积效应越严重。

插值法

插值或插值是一种数学方法，利用抑制函数两端的值来估计两端之间函数的任意值。 CT扫描采集的数据是离散的、不连续的，需要从相邻的两个离散值得到它们之间的函数值。插值方法有多种，如线性插值、速率通过插值、优化采样扫描等。

重建

原始扫描数据由计算机使用特定算法进行处理，以获得可用于诊断的图像。这种处理方法或过程称为重构。图像重建速度是衡量CT机性能的重要指标。

重构函数核

重建函数核（kernel）又称为重建滤波器、滤波器函数。 CT扫描通常包括一些必要的参数，如管电压、电流、层厚等，重建函数核是重要内容之一。它是决定或影响图像的分辨率和噪声的算法函数。常见的重建函数核有高分辨率、标准和软组织三种模式：高分辨率模式是强化边缘和轮廓的函数，可以提高分辨率，但图像噪声也相应增加；软组织模式是平滑的，软功能降低图像对比度，降低噪声，提高密度分辨率；标准模式是没有任何强化或柔化效果的算法。

重组

重构是一种不涉及原始数据处理的图像处理方法，如多平面重建、三维图像处理等，即在截面图像的基础上，重新组合或构造成三维图像图像。由于使用所形成的截面图像，因此重建图像的质量与所形成的截面图像密切相关。

窗户，

窗口是计算机根据人眼的视觉特性设定的不同的灰度等级。窗口设置包括全部约4000个CT值范围，可以相应调整以适应人眼诊断的需要。窗技术通常通过设置窗宽和窗位来调节。窗宽用W（Width）表示，窗位用L（Level）或C（Center）表示。

窗宽

窗宽和窗位是CT检查中用来观察不同密度的正常组织或病灶的显示技术。由于各种组织结构或病灶的CT值不同，当要显示某种组织结构的细节时，应选择适合观察组织或病灶的窗宽和窗位，以获得最佳显示效果。

窗口宽度是CT图像上显示的CT值范围。该CT值范围内的组织和病灶以不同的模拟灰度显示。 CT值高于此范围的组织和病灶，无论程度多高，都显示为白色阴影，无灰度差异；相反，低于该范围的组织结构，无论程度多低，都会被显示。以黑色阴影显示，没有灰度差异。随着窗口宽度的增加，图像中显示的CT值范围增大，显示出更多不同密度的组织结构，但各结构之间的灰度差异减小。随着窗口宽度减小，显示的组织结构减小，但各结构之间的灰度差异增大。例如观察眼眶的窗宽为300H（窗位+30H，窗宽范围-115~+185H），即密度在-115~+185H范围内的各种结构，如眼外肌、视神经、球后脂肪，都是不同的灰度显示。高于+185H的组织结构，如骨骼（+1000H）、瘤内钙化（约+200H），虽然有明显的密度差异，但均显示为无灰度差异的白色阴影，肉眼无法区分； -115H以下的组织结构均以黑色阴影显示，并且它们之间没有灰度差异。

窗位是指窗户的中心位置。对于相同的窗宽，由于窗位不同，其所包含的CT值范围内的CT值也不同。例如窗宽为300H，窗位为0H，则CT值范围为-150~+150H；如果窗位为+40H，则CT值范围为-110~+190H。通常，如果要观察某种组织的结构和病变情况，应以该组织的CT值作为窗口。

有时为了更好地显示骨病变，会采用骨窗，即窗宽大于1000H，可以显示细微的骨变化。图3（窗宽400H）右眼眶外壁及颞骨前端（箭头）骨质增生，以及外直肌移位；使用骨窗时（1500H），可以很好地显示骨质增生的内部结构，但眼眶内的软组织无法区分（箭头）。

定位扫描

定位扫描（Scout View）是用于确定后续精细扫描区域的初步扫描。

多平面重组

多平面重组(MPR) 重新排列体素，以在二维屏幕上显示任意方向的截面。 CT采集的一组断层图像经过计算机处理，形成各个方向体素间距相同的三维体数据。然后使用三个正交平面（冠状面、矢状面和横向平面）截取三维数据以生成三幅图像。 2D 断层扫描图像。操作者用鼠标移动三个平面的位置，使三个图像协同变化。

解决

分辨率包括空间分辨率、密度分辨率和时间分辨率。

空间分辨率是CT机在高对比度条件下区分两个相邻最小物体的能力。有每厘米线对数（LP/cm）和毫米线直径（mm）两种表示方法。空间分辨率应在10%MTF的前提下进行比较。目前高端CT的分辨率约为15LP/cm（10%MTF）。

密度分辨率是CT机在低对比度条件下区分两个相邻最小物体的能力。它表示为一定物体尺寸下密度的百分比浓度差。例如，对于3mm 的物体，密度分辨率为3%。通常CT密度分辨率范围为0.25%0.5%/1.53mm。

时间分辨率是CT机单位时间内采集图像的帧数，代表了动态扫描能力。一般来说，分辨率是指空间分辨率。

图像的分辨率是指可以单独显示的最小结构。如果图像的分辨率为25 微米(m)，则任何小于25 m 的结构都将无法辨别。

需要注意的是，分辨率和像素/体素不是同一回事。像素/体素大小定义为每个像素或体素所代表的空间量。分辨率取决于像素的大小，但影响分辨率大小的因素有很多。

其中包括像素/体素大小、信噪比、扫描过程中被测物体的硬度以及X 射线管的性能。

分离

分离是指将完整的三维体积图像分成几个部分的过程，与图像组合相对。

傅立叶变换

傅里叶变换是图像重建方法的一种。它是一种将空间信号转换为频率信号的数学方法。它可以将空间信号转换为具有不同频率和幅度的正弦和余弦函数。

辐射剂量

在使用CT等影像设备过程中，操作人员和被检查动物需要注意辐射防护。目前，流行的辐射剂量测量方法有以下几种：

暴露量是指直接衡量X射线电离空气能力的量。它代表辐射场的强度，从电荷的角度反映射线的强度。单位为库仑·kg-1（C·kg-1）或伦琴（R）；

吸收剂量是指被照射材料单位质量所吸收的任何电离辐射的能量的评估值，从能量角度反映照射量的大小。单位为戈瑞（Gy）或拉德（rad）。

剂量当量。即使吸收剂量相同，不同类型的辐射产生的生物效应的严重程度也不同。为了便于比较，引入剂量当量的概念。它采用适当的校正因子对吸收剂量进行加权，使校正后的吸收剂量能够更好地反映辐射对人体的危害程度。单位为西弗特（Sv）或雷姆（rem）。

因此，剂量当量（Sv）比吸收剂量（Gy）或照射剂量（C·kg-1）更能反映CT机X射线对人体的危害性。一般情况下，自然环境中的辐射为1-10mSv/年，全身CT扫描约为10mSv/次，乘坐越洋飞机所受到的辐射为

软射线能量较低，更容易被人体吸收，对人体危害较大，对CT成像基本没有影响。硬射线的能量比较高，大部分可以直接穿透人体。它们被人体吸收较少，危害也较小。 CT成像主要依靠硬X射线。 CT机中的楔形补偿器或滤波器起到阻挡软X射线和透射硬X射线的作用，将管产生的多谱X射线过滤成均匀的硬X射线。钨靶X 射线管发射硬射线。相对而言，采用钼、铑等低原子序数阳极靶材制成的X射线管发出软射线。它们发射的X射线波长更长，穿透力更强。弱，衰减系数高。

3D可视化

由于人眼解剖结构的限制，人类无法真正直接观察三维物体。显示器屏幕上看到的三维图像都是由计算机模拟三维显示效果生成的。根据X、Y、Z轴的直角坐标系，人们可以在三个坐标轴上任意旋转图像。借助软件处理，他们可以看到物体正面、背面、顶部、底部的三维空间投影图像。这种三维显示方法在图像处理术语中称为三维可视化，在医学上称为三维成像。

算法

算法是一组特定输入和输出的规则。算法的主要特征是它不能有任何模糊的定义。算法规则描述的步骤必须简单、易于操作、概念清晰，并且可以由计算机实现。

提取物（分割）

提取（分割）是指区分图像中具有特殊含义的不同区域。这些区域彼此不相交，并且每个区域满足特定区域的一致性。在图像处理中，分割是选择感兴趣区域的方法之一，通常通过设置上下阈值、区域生长、自动边缘检测或定义三维轮廓来实现。这种方法有时称为提取。

幻影

Phantom 是用于CT 等成像设备校准的标准。 CT 模型通常由多种已知不同密度的羟基磷灰石组成。

像素

像素是图像元素。它是二维图像的单个元素。图像由一系列单独的像素组成。每个像素都有一个数值。在MicroView 中，每个像素都由灰色阴影表示。

像素是构成CT图像的最小单位，对应于体素。 CT图像上表示的体素的大小是像素。

体素

体素是体积元素。是三维图像中的单个元素。与像素一样，每个体素也有一个数值。在MicroViewMicroView中，它是通过显示中的灰度深度来表示的。

在CT扫描中，根据切片设置的厚度和矩阵的大小，CT可以扫描到的最小体积单元称为体素。体素由三个元素表示：长度、宽度和高度。它可以任意表示物体的颜色、透明度、密度、强度、变形、时间等。它对应于二维图像中的像素。

人工制品

伪影是由设备或患者造成的与扫描对象无关的图像。它们在图像中以不同的形状出现并影响诊断的准确性。伪影包括患者运动引起的运动伪影、金属物体引起的径向伪影、多能谱X射线引起的辐射硬化伪影、层厚过大引起的部分体积效应伪影等。

帧平均

帧平均是对多帧图像进行平均以生成单个文件的过程。它类似于将长快门间隔与慢感光胶片相结合的胶片相机所产生的效果。

帧平均是提高信噪比的一种方法。一般情况下，噪声均匀分布在整个图像中，但信号集中在特定区域。通过增加用于生成单个图像的光子总数，将创建更可靠的图像。

信噪比

信噪比（SNR）是信号与噪声的比值。任何信号都会含有噪声，只是信号与噪声的比例不同。在实际应用中，该比值越大，噪声含量越小，信息传输的质量越高。

信号是有用的信息，噪声是无用的信息。一般来说，选择高像素合并配置、应用滤波器和进行一些帧平均可以对SNR 产生积极影响。

在数字成像中，用户可以充分控制来改变信噪比。

为了了解调整扫描参数如何影响微型CT 系统中的SNR，图像的每个探测器像素收集的X 射线光子数等于n。图像信号强度的增加与n线性相关，而图像噪声强度的增加一般与n的平方根相关。因此，如果想让SNR增加2倍，则n必须增加4倍。这可以通过将每个方向的像素组合增加2个系数（例如从22到4 4)，或者通过将电流增加4 个系数，尽管一般来说后一种技术是不可行的。

像素组合

像素合并是将相邻像素值加在一起以在低分辨率图像中产生新像素的过程。

组合像素有时称为像素分组。通过应用此技术提高信噪比。通常，噪声均匀分布在图像中，但信号集中在特定区域。通过将像素值相加，可以减少噪声对像素值的影响，增加信号效果。

在上面的示例中，选择了22 像素合并模式。在22 像素合并的情况下，4 个像素被分组在一起并被视为一个成像单元（“2 x 2”指的是矩阵的大小）。

图2.2中，4像素CT值为：5、2、8、4。11模式下，4条数据全部保存。在所示的22模式中，只保存了一条数据，即4个像素的总和。将4个像素值相加（不是平均）并记录为一份数据。 22矩阵的值为19。

硬射线

参见“软射线”。

原始数据

原始数据是探测器扫描物体后接收到的信号。经过模数转换后发送至计算机。这部分未经图像重建处理就已转换为数字信号的数据称为原始数据。

再现

再现或三维渲染（rendering），一种将三维图像以二维形式显示的方法，即在显示器上显示三维体内图像，通过成像、检查三个主要步骤来实现和投影重建。有表面渲染和体渲染两种类型。算法。为了增加显示效果，还可以在再现过程中添加光、影、纹理和颜色等属性。

噪音

在CT中，噪声是均匀物质扫描图像中各点之间CT值的随机波动。也可以看作是由于各种原因造成的图像矩阵中像素值的误差。

锥形X射线束

锥形束是指管子发出的X射线以锥形照射在扫描物体上。与传统的扇形束（Fan Beam）相比，使用锥形束（Cone Beam）的CT具有明显的优势。 (1)数据采集效率高、空间分辨率高、均匀性好； (2)X射线利用率高，可减少辐射剂量； (3)三维CT应用范围更广。虽然锥形束CT的重建算法由于计算量大而相对复杂，但随着近年来硬件和算法的快速发展，医疗和工业CT正在向中甚至大锥角三维锥形束CT过渡。

最大密度投影

投影是将三维信息压缩为二维的常用方法。最大强度投影(MIP) 在任意方向投影三维数据。假设投影线有多条，将投影线经过的所有体素中最大的体素值作为投影结果图像的像素值。取投影线上的最小值成为最小密度投影。前者多用于显示高密度阴影，如血管造影，后者多用于显示低密度阴影，如气道。

CT灌注

CT灌注技术中，应用各种适合动脉密度变化的数学模型来测量不同时间的组织密度，可以反映组织的生理参数，如组织血量、血流速度、组织通透性和平均通过时间等。当注射造影剂时，在感兴趣区域的中心进行连续的CT扫描，以获得该部分（检查床不动）随着时间的推移的一组图像。通过完整采集多个解剖部位的CT值，并将结果用折线图绘制出来，就形成了计算灌注参数的基础（图5）。获得图像中每个体素的灌注参数并显示为彩色图。该技术对于监测和了解肿瘤中抗血管生成疗法的功效特别感兴趣。