【医学图像处理】CT成像技术之图像质量
CT图像质量主要由以下三个因素决定：
- 分辨率
- 噪声
- 对比度
分辨率
分辨率是两个对象必须分开多远的度量，然后才能将它们视为图像中的单独细节。为了使两个物体分开看，探测器必须能够识别它们之间的间隙。
分辨率以每厘米 line pairs（lp / cm）进行测量，即可以在1厘米内成像为单独结构的line pairs 数量。
CT扫描中有两种类型的分辨率：
- 跨轴分辨率（7 lp / cm）
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- 轴向横跨患者
- Z敏感度（0.5-10毫米）
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- 沿患者在z方向上的长度
跨轴分辨率
最小跨轴分辨率由实际的探测器尺寸确定，但是，通常将其称为在扫描仪等角点（扫描仪孔中心）的“有效探测器宽度”。由于光束的发散，“有效探测器宽度”和实际探测器尺寸略有不同。“有效检测器宽度”越小，分辨率越高。
跨轴分辨率受扫描仪（硬件）因素或扫描和重建参数的影响。
扫描仪因素
1.重点
- 尺寸
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- 较小的焦点可提供更高的分辨率，但最大mA受限制以防止损坏阳极。
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- 通常，CT扫描仪上有两种可用的焦点尺寸，例如：细= 0.7毫米；宽= 1.2毫米
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属性
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- 飞行焦点：焦点的位置在跨轴平面和/或Z轴上快速变化。每个焦点位置都会增加采样的投影数量，并提高空间分辨率。例如，如果焦点的位置在XY平面中移动，则平面内分辨率会增加。
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焦点探测器距离（FDD）
- 焦点等距距离（FID）
- 探测器大小
较小的探测器产生更高的分辨率的，但是一个区域内的更多检测器也意味着更多的分区（死区）以及整体检测效率的降低。
- 探测器设计属性
四分之一射线检测器偏移：检测器阵列的中心与旋转中心偏移单个检测器宽度的四分之一。随着机架旋转到180°，检测器阵列的中心现在偏移了检测器宽度的一半，从而可以对患者进行交错采样。
扫描参数
1.投影数
投影数量越多，分辨率越高（达到一点）。
2.重建过滤器
高分辨率或“锋利”的内核（例如，骨骼重建）比软内核（例如，软组织重建）具有更好的空间分辨率。
但是，较高分辨率的内核无法平均高空间频率信号，因此会产生更多的噪声。
3.像素大小
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像素大小（d）以毫米为单位由以下公式给出：
d = FOV / n，其中FOV =视场（mm），n =图像矩阵尺寸 -
可获得的最高空间频率（fmax）称为奈奎斯特极限，由下式给出：
fmax = 1 / 2d -
从该方程式可以看出，像素尺寸越大，最大空间频率越低。
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为了提高空间频率，我们可以： 减小视野（如第一个方程式所示，较小的FOV =较小的像素大小）。我们可以通过有针对性地将原始数据重构到一个小的视野中来进行追溯。或者增大矩阵大小（如第一个方程式所示，
较大的n =较小的像素大小）
Z敏感度
Z敏感度是指有效成像切片的宽度。
影响z敏感性的因素
1.检测器切片厚度
检测器行（z轴）越宽，分辨率越低
2.重叠样本
使用重叠切片获取数据可以提高Z灵敏度。这是通过使用低螺距（例如螺距<1）来实现的。
3.焦点
精细的焦点可改善z灵敏度
切片厚度的重要性
1.噪音
切片越薄，分辨率越好，但噪点越差
2.局部音量效应
较厚的切片会增加局部体积的影响
3.各向同性扫描
薄片允许各向同性扫描，即，轴向和z轴上的像素大小相同（立方体）。这样做的优点是：减少局部音量的影响； 更好的多平面重新格式化； 改进的体绘制，例如显示数据的3D表示（例如心脏成像，血管成像，CT结肠造影等）
噪声
即使我们对完全均匀的物体（例如，充满水的物体）成像，Hounsfield单位中的均值仍然存在变化。这是由于噪音。噪声会通过降低低对比度分辨率并以图像的Hounsfield单位引入不确定性来降低图像质量。
我们可以使用水模来测量图像任何均匀区域中的噪声。所选感兴趣区域中CT数的标准偏差给出了平均噪声测量值。
有三种噪声源：
- 量子噪声
- 电子噪音
- 重建过程（例如反投影）引入的噪声。
随机噪声
该变化就是噪声。最终图像中的噪点由下式给出：
噪声（标准偏差）∝ 1 /√（光子数）
从这个方程式我们可以说，增加光子数量会减少噪声量，因此，增加光子数量（增加光子通量）的任何事情都会减少噪声。如果将光子数量增加一倍，我们将使噪声降低√2（即，将光子数量增加4倍将使噪声减半）。
通过以下方式可以使光子数量加倍：
- 灯管电流加倍（mA）
- 旋转时间加倍（秒）
- 切片厚度加倍（mm）
增加管千伏电压（kV）也会增加光子通量，但它不是成正比的（输出约为kV 2）。
对比度
影响对比的因素：
- 噪音：较高的噪音会掩盖物体之间的任何对比度
- 电子管电流：较高的电子管电流可降低图像中的噪声
- 固有的组织特性：相邻成像对象的线性衰减系数之差将决定这些对象之间的对比度
- 光束千伏电压：较高的光束能量通常会降低物体之间的对比度
- 使用造影剂
20200423
