衰減

衰減系數(shù)可以理解為物體對(duì)X-線的阻擋能力。

當(dāng)X-線通過物體時(shí)，物體衰減光束。表明由于物體對(duì)個(gè)體光子的吸收和散射，X-線束強(qiáng)度降低。該過程與光通過半透明物質(zhì)的方式相似。如果光線穿過玻璃，大多數(shù)光線穿透到另一側(cè)。玻璃吸收和散射非常少的光線。如果光線穿過厚纖維織物，只有少量的光線通過。剩余的將被反射回來、吸收或散射。

不同的物質(zhì)具有不同的衰減特性。骨，致密物質(zhì)，衰減系數(shù)高。當(dāng)通過骨時(shí)，X-線將失去大量強(qiáng)度。脂肪，低密度物質(zhì)，衰減系數(shù)低。當(dāng)通過脂肪時(shí)，X-線不會(huì)損失太多強(qiáng)度。

衰減直接受X-線照射物質(zhì)的原子量的影響而不同。一般情況下，原子量與物質(zhì)密度有關(guān)。

離散

在eXplore MS Micro CT掃描儀中, X-線不通過除樣品之外不含任何物質(zhì)的真空。掃描儀中的空氣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(zhì)均由顆粒組成。這些顆粒間的相互作用與在桌子上的臺(tái)球的相互作用方式相似。X-線顆粒以直線形式運(yùn)動(dòng)，物體顆粒位置固定。當(dāng)X-線射向物體時(shí)，一些X-線顆粒丟失或者通過真空，一些擊中物體顆粒并發(fā)生輕微偏移，一些X-線擊中物體顆粒后反射回來。檢測通過的X-線。還檢測擊中物體顆粒并發(fā)生偏離的X-線，但是它們是噪音組成成分，我們稱其為散射。

每個(gè)Micro CT投影均含有少量的散射噪音。

DICOM

醫(yī)學(xué)數(shù)字成像和通信標(biāo)準(zhǔn)（Digital Imaging and Communications in Medicine，DICOM）是美國放射學(xué)會(huì)（American College of Radiology，ACR）和國家電子制造商協(xié)會(huì)   （National Electrical Manufactorers Association，NEMA）為主制定的用于數(shù)字化醫(yī)學(xué)影像傳送、顯示與存儲(chǔ)的標(biāo)準(zhǔn)。在DICOM標(biāo)準(zhǔn)中詳細(xì)定義了影像及其相關(guān)信息的組成格式和交換方法，利用這個(gè)標(biāo)準(zhǔn)，人們可以在影像設(shè)備上建立一個(gè)接口來完成影像數(shù)據(jù)的輸入/輸出工作。DICOM標(biāo)準(zhǔn)以計(jì)算機(jī)網(wǎng)絡(luò)的工業(yè)化標(biāo)準(zhǔn)為基礎(chǔ)，它能幫助更有效地在醫(yī)學(xué)影像設(shè)備之間傳輸交換數(shù)字影像，這些設(shè)備不僅包括CT、MR、核醫(yī)學(xué)和超聲檢查，而且還包括CR、膠片數(shù)字化系統(tǒng)、視頻采集系統(tǒng)和 HIS/RIS 信息管理系統(tǒng)等。該標(biāo)準(zhǔn)1985年產(chǎn)生，目前版本為2003年發(fā)布的DICOM 3.0 2003版本。

Distance Transformation

距離變換（distance transformation）是定量分析骨小梁的方法之一，該方法可以計(jì)算樣品中的每一個(gè)體素與最近的骨骼-空氣介面（背景）之間的距離。計(jì)算得到的距離可以采用以該體素為中心、距離為半徑的球體來直觀地表示，從圖片上看，該球體恰好位于該結(jié)構(gòu)內(nèi)部。計(jì)算過程中，通過大球體替代其內(nèi)部小球體的方法去處多余的球體。由該方法計(jì)算得到的Tb.N、Tb.Th和Tb.Sp是最為廣泛采用的。該方法的詳細(xì)內(nèi)容參見瑞士蘇黎世大學(xué)發(fā)表的論文：A new method for the model-independent assessment of thickness in three-dimensional images. J Microsc, 1997; 185:67-75

FOV

視野或檢查野（Field of View，F(xiàn)OV），是CT等成像設(shè)備的重要性能參數(shù)之一 ，用于衡量成像設(shè)備能夠進(jìn)行有效成像的空間尺寸。

HA

羥基磷灰石（Hydroxyapatite，HA），是組成骨骼的主要物質(zhì) 。目前，通常在體模內(nèi)置入已知密度的 HA，用于校準(zhǔn) CT 值。

在不同掃描中，同一物質(zhì)ADU數(shù)值可能不同，因?yàn)樵搯挝皇敲看螔呙杼禺愋缘?，依賴于受掃描物質(zhì)特性和X-線的強(qiáng)度和亮度。

HU

HU（Hounsfield Units）是CT值的單位，以 CT 的發(fā)明人Godfrey Newbold Hounsfield 的名字命名，念作“胡”。

當(dāng)?shù)谝淮沃亟w積時(shí)，ADU值轉(zhuǎn)化為CT值。CT值是表示重建中某一體素衰減系數(shù)的數(shù)字。CT值可以用Hounsfield單位表示，但是Hounsfield單位是空氣和水的已知的特定數(shù)值，應(yīng)用具體掃描區(qū)域?qū)嶋H空氣和水（或，等價(jià)物）作為參考點(diǎn)，進(jìn)行適當(dāng)刻度校準(zhǔn)。

 Hounsfield 刻度

? 空氣為-1000 HU

? 水是0 HU

? 脂肪大約為－150 HU

? 致密骨大約3000-4000 HU

? 酒精為-700 HU

只有進(jìn)行適當(dāng)刻度校準(zhǔn)后，才以HU形式給予CT數(shù)字。

MAR

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

PACS

醫(yī)學(xué)圖像管理系統(tǒng)（Picture Archiving and Communication System，PACS）是對(duì)醫(yī)學(xué)圖像信息進(jìn)行數(shù)字化采集、存儲(chǔ)、管理、傳輸和重現(xiàn)的系統(tǒng)。它的主要作用是，利用計(jì)算機(jī)系統(tǒng)代替?zhèn)鹘y(tǒng)的膠片圖像記錄、膠片和報(bào)告的庫房存儲(chǔ)、檢查圖像的人工傳遞、在光箱上重現(xiàn)圖片。PACS充分利用了計(jì)算機(jī)、網(wǎng)絡(luò)的特點(diǎn)，將醫(yī)學(xué)圖像進(jìn)行數(shù)字化處理，通過網(wǎng)絡(luò)進(jìn)行傳輸，利用顯示設(shè)備重現(xiàn)圖像。

ROI

感興趣區(qū)（Region of Interest，ROI）是使用軟件工具在圖像中定義得到的封閉區(qū)域，該區(qū)域通常具有相似的特性。3D圖像中定義的 ROI 也稱為 VOI（Volume of Interest）。

STL

STL格式最初出現(xiàn)于1988年美國3DSYSTEMS公司生產(chǎn)的 SLA 快速成形機(jī)中，STL就是StereoLithography（立體印刷術(shù)）的縮寫，它是將三維模型的表面近似表達(dá)為小三角形平面的組合，非常相似于 有限元分析中的三結(jié)點(diǎn)平面單元。

表面再現(xiàn)

表面再現(xiàn)（surface rendering）是顯示物體表面三維圖像的方法。優(yōu)點(diǎn)是所需數(shù)據(jù)量較少、處理速度較快，缺點(diǎn)是僅有表面圖像而沒有內(nèi)部結(jié)構(gòu)信息。

部分容積效應(yīng)

體素不連續(xù)地顯示一個(gè)物體，使物體中的細(xì)節(jié)被平均分配，即體素內(nèi)的細(xì)節(jié)由一個(gè)加權(quán)平均值表達(dá)，這種現(xiàn)象被稱為部分容積效應(yīng)（partial volume effect），是CT成像中常見的圖像偽影，使密度差別較大的物體邊緣變模糊。層厚越大，部分容積效應(yīng)就越嚴(yán)重。

插值

插值或內(nèi)插（interpolation）是采用數(shù)學(xué)方法在一抑制函數(shù)的兩端數(shù)值，估計(jì)該函數(shù)在兩端之間任一值的方法。CT掃描采集的數(shù)據(jù)是離散的、不連續(xù)的，需要從兩個(gè)相鄰的離散值求得其間的函數(shù)值。內(nèi)插的方法有很多種，例如線性內(nèi)插、率過內(nèi)插和優(yōu)化采樣掃描等。

重建

原始掃描數(shù)據(jù)經(jīng)過計(jì)算機(jī)采用特定的算法處理，得到能夠用于診斷的圖像，這種處理方法或過程稱為重建（reconstruction）。圖像重建速度是衡量CT機(jī)性能的一個(gè)重要指標(biāo)。

重建函數(shù)核

重建函數(shù)核（kernel）又稱重建濾波器、濾波函數(shù)。CT掃描通常會(huì)包含一些必要的參數(shù)，如球管的電壓、電流、層厚等，重建函數(shù)核是其中一個(gè)重要內(nèi)容。它是一種算法函數(shù)，決定或影響圖像的分辨率和噪聲等。常見的重建函數(shù)核有高分辨率、標(biāo)準(zhǔn)和軟組織3種模式：高分辨率模式是一種強(qiáng)化邊緣、輪廓的函數(shù)，能夠提高分辨率，但是圖像噪聲也相應(yīng)增加；軟組織模式是一種平滑、柔和的函數(shù)，圖像對(duì)比度下降，噪聲減少，密度分辨率提高；標(biāo)準(zhǔn)模式則是沒有任何強(qiáng)化或柔和作用的算法。

重組

重組（reformation）是不涉及原始數(shù)據(jù)處理的一種圖像處理方法，如多平面重組、三維圖像處理等，即，在橫斷面圖像的基礎(chǔ)上，重新組合或構(gòu)建成三維影像。由于使用已形成的橫斷面圖像，因此重組圖像的質(zhì)量與已形成的橫斷面圖像有密切關(guān)系。

窗口、

窗口（window）是根據(jù)人眼的視覺特性采用計(jì)算機(jī)設(shè)置的不同灰度標(biāo)尺。窗口的設(shè)置包括了全部約4000個(gè)CT值范圍，根據(jù)人眼的需要可相應(yīng)調(diào)節(jié)，以適應(yīng)診斷需要。窗口技術(shù)通常采用窗寬和窗位的設(shè)置來調(diào)節(jié)，窗寬以W（Width）表示，窗位以L（Level）或    C（Center）表示。

窗寬和窗位是CT檢查中用以觀察不同密度的正常組織或病變的一種顯示技術(shù)。由于各種組織結(jié)構(gòu)或病變具有不同的CT值，因此欲顯示某一組織結(jié)構(gòu)細(xì)節(jié)時(shí)，應(yīng)選擇適合觀察該組織或病變的窗寬和窗位，以獲得最佳顯示。

窗寬是CT圖像上顯示的CT值范圍，在此CT值范圍內(nèi)的組織和病變均以不同的模擬灰度顯示。而CT值高于此范圍的組織和病變，無論高出程度有多少，均以白影顯示，不再有灰度差異;反之，低于此范圍的組織結(jié)構(gòu)，不論低的程度有多少，均以黑影顯示，也不存在灰度差別。增大窗寬，則圖像所示CT值范圍加大，顯示具有不同密度的組織結(jié)構(gòu)增多，但各結(jié)構(gòu)之間的灰度差別減少。減小窗寬，則顯示的組織結(jié)構(gòu)減少，然而各結(jié)構(gòu)之間的灰度差別增加。如觀察眼眶的窗寬為300H(窗位+30H，窗寬范圍-115～+185H)，即密度在-115～+185H范圍內(nèi)的各種結(jié)構(gòu)如眼外肌、視神經(jīng)、球后脂肪均以不同的灰度顯示。而高于+185H的組織結(jié)構(gòu)如骨質(zhì)(+1000H)和腫瘤內(nèi)鈣化(約為+200H)，其間雖有明顯密度差，但均以白影顯示，無灰度差別，肉眼不能分辨;而低于-115H的組織結(jié)構(gòu)均以黑影顯示，其間也無灰度差別。

窗位是窗的中心位置，同樣的窗寬，由于窗位不同，其所包括CT值范圍的CT值也有差異。例如窗寬同為300H，當(dāng)窗位是0H時(shí)，其CT值范圍為-150～+150H;如窗位是+40H時(shí)，則CT值范圍為-110～+190H。通常欲觀察某一組織的結(jié)構(gòu)及發(fā)生的病變，應(yīng)以該組織的CT值為窗位。

　　有時(shí)為了更好的顯示骨病變，采用骨窗，即窗寬在1000H以上，可顯示細(xì)微的骨變化。圖3顯示(窗寬400H)右眶外壁骨及顳內(nèi)前端骨增生(箭頭)，外直肌移位;當(dāng)采用骨窗時(shí)(1500H)，骨增生的內(nèi)部結(jié)構(gòu)顯示良好，而眶內(nèi)軟組織無法分辨(箭頭)。

定位掃描

定位掃描（Scout View）是用于確定后續(xù)精細(xì)掃描 區(qū)域的初掃。

多平面重組

多平面重組（multi-planar reformation，MPR）把體素重新排列，在二維屏幕上顯示任意方向上的斷面。CT采集的一組斷層圖像，通過計(jì)算機(jī)處理后形成各向體素間距相同的三維容積數(shù)據(jù)，然后用正交的3個(gè)平面（冠狀面、矢狀面和橫斷面）截取三維數(shù)據(jù)，生成3幅二維斷層圖像。操作者用鼠標(biāo)移動(dòng)3個(gè)平面的位置，使3幅圖像隨之產(chǎn)生協(xié)同變化。

分辨率

    分辨率包括空間分辨率（spatial resolution）、密度分辨率（density resolution）和時(shí)間分辨率（temporal resolution）。

    空間分辨率是CT機(jī)在高對(duì)比度情況下分辨相鄰2個(gè)最小物體的能力，有每厘米包含線對(duì)數(shù)（LP/cm）和毫米線徑（mm）2 種表示方法?？臻g分辨率應(yīng)該在10%MTF的前提下進(jìn)行比較，目前高檔CT的分辨率在15LP/cm（10%MTF）左右。

    密度分辨率是CT機(jī)在低對(duì)比度情況下分辨相鄰2個(gè)最小物體的能力，表示方法是某一物體尺寸時(shí)密度的百分比濃度差，例如一個(gè)3mm的物體，密度分辨率是3%，通常CT密度分辨率范圍是0.25%～0.5%/1.5～3mm。

時(shí)間分辨率是CT機(jī)在單位時(shí)間內(nèi)采集圖像的幀數(shù)，表示動(dòng)態(tài)掃描能力。在一般情況下，分辨率就是指空間分辨率。

    圖像的分辨率是指可分別顯示的最小結(jié)構(gòu)。如果圖像的分辨率為25微米(μm), 那么,任何小于25 μm的結(jié)構(gòu)將不能辨別出來。

很重要的是，注意分辨率和像素/體素不是同一個(gè)概念。像素/體素大小定義為每個(gè)像素或體素代表空間的量。分辨率依賴于像素的大小，但是許多因素影響分辨率的大小.

包括像素/體素大小、信噪比、掃描時(shí)受測物的牢固性以及X-線球管的性能。

分離

分離（separation）是指將一個(gè)完整的三維容積圖像分為幾個(gè)部分的過程，與圖像合并（combination）相對(duì)。

傅立葉變換

傅立葉變換（Fourier transform）是圖像重建方法的一種，是一種將空間信號(hào)轉(zhuǎn)換為頻率信號(hào)的數(shù)學(xué)方法，可以將一個(gè)空間信號(hào)轉(zhuǎn)換為具有不同頻率和幅度的正弦和余弦函數(shù)。

輻射劑量

CT等成像設(shè)備使用過程中，操作人員和受檢動(dòng)物都需要注意射線防護(hù)。目前，通行的輻射劑量度量方法有以下幾種：

?      照射量（exposure），指直接度量X射線對(duì)空氣電離能力的量，表示輻射場強(qiáng)度，從電荷量的角度來反映射線強(qiáng)度。單位是庫侖?千克^－1（C?kg^－1）或倫琴（R）；

?      吸收劑量（absorbed dose），指每單位質(zhì)量的被照射物質(zhì)所吸收任何電離輻射的評(píng)價(jià)能量，從能量角度反映照射量。單位是戈瑞（Gy）或拉德（rad）。

?      劑量當(dāng)量（dose equivalent），即使在吸收劑量相同的情況下，不同輻射類型所產(chǎn)生的生物效應(yīng)的嚴(yán)重性各不相同，為了便于比較，引入劑量當(dāng)量這一概念。它是采用適當(dāng)?shù)男拚蜃訉?duì)吸收劑量進(jìn)行加權(quán)，使修正后的吸收劑量更能反映輻射對(duì)肌體的危害程度。單位是希沃特（Sv）或雷姆（rem）。

因此，劑量當(dāng)量（Sv）比吸收劑量（Gy）或照射量（C?kg^－1）更能反映CT機(jī)的X射線對(duì)人體的危害程度。通常情況下，自然環(huán)境輻射1-10mSv/年，全身CT掃描約10mSv/次，乘坐一次 越洋飛機(jī)接受的輻射＜5μSv。

光線跟蹤

在醫(yī)學(xué)圖像顯示過程中，通常采用陰影和光線來加強(qiáng)表現(xiàn)三維圖像中物體的立體感，最常見的光線應(yīng)用方法是光線跟蹤法（ray tracing）。

灰階

灰階（gray level/scale）是根據(jù)像素的CT值在圖像上顯示的一段不同亮度的信號(hào)，把從白色到黑色之間的灰度分成若干等級(jí)，則稱為灰階或灰度級(jí)。人眼一般只能識(shí)別40級(jí)左右連續(xù)的灰階，而組織密度灰階差要大得多。在CT圖像顯示技術(shù)中，常通過窗口技術(shù)對(duì)窗寬、窗位進(jìn)行調(diào)節(jié)，以適應(yīng)視覺的最佳范圍。

矩陣

矩陣（matrix）是像素以二維方式排列的陣列，與重建后圖像的質(zhì)量有關(guān)。在相同大小的采樣野中，矩陣越大像素也就越多，重建后圖像質(zhì)量越高。目前常用的矩陣尺寸有512×512、1024×1024 和 2048×2048。

卷積

卷積（convolution）是圖像重建運(yùn)算處理的重要步驟。卷積處理通常需要使用濾波函數(shù)來修正圖像，卷積結(jié)束后形成一個(gè)新的用于圖像重建的投影數(shù)據(jù)。

美國機(jī)械

工程師協(xié)會(huì)

美國機(jī)械工程師協(xié)會(huì)（the American Society of Mechanical Engineers，ASME）創(chuàng)立于1880年，是一個(gè)非盈利性的教育和技術(shù)國際組織，服務(wù)于來自世界各地12.5萬的會(huì)員。其擁有的出版機(jī)構(gòu)是世界上最大的專業(yè)性出版機(jī)構(gòu)之一，制定多種工業(yè)和制造業(yè)標(biāo)準(zhǔn)，出版物例如 Journal of Biomechanical Engineering。

逆向工程

針對(duì)通常情況下由模型到實(shí)物的設(shè)計(jì)步驟，從實(shí)體產(chǎn)生模型再進(jìn)行制造的過程稱為逆向工程（Reverse Engineering，RE）。標(biāo)準(zhǔn)的逆向工程定義為：分析目標(biāo)系統(tǒng)，認(rèn)定系統(tǒng)的構(gòu)件及其交互關(guān)系，并且通過高層抽象或其他形式來展現(xiàn)目標(biāo)系統(tǒng)的過程。

配準(zhǔn)

配準(zhǔn)（registration）的過程就是尋求兩幅圖像間一對(duì)一映射的過程，即，將兩幅圖像中對(duì)應(yīng)于空間同一位置的點(diǎn)聯(lián)系起來。圖像配準(zhǔn)通常是圖像融合（infusion）的前提條件。

容積掃描

由于螺旋CT的速度大大快于非螺旋CT，而且采集的往往是一個(gè)器官的掃描數(shù)據(jù)     （容積采集區(qū)段）而不是一個(gè)層面的數(shù)據(jù)，因此這種掃描方法稱為容積掃描（volume scanning）。

容積再現(xiàn)

容積再現(xiàn)（volume rendering, VR）是顯示物體完整三維圖像的方法。與表面再現(xiàn)相比，對(duì)計(jì)算機(jī)要求較高，但是保留了物體內(nèi)部結(jié)構(gòu)信息。

軟射線

軟射線能量較低，較易為人體吸收，對(duì)人體危害大，而在CT成像中基本沒有作用。硬射線能量比較高，大部分可以直接穿透人體，人體吸收少、危害小，CT成像主要依靠硬X射線。CT機(jī)中的楔形補(bǔ)償器或?yàn)V過器，就起到阻擋軟X線、通透硬X線的目的，將球管產(chǎn)生的多能譜X線濾過成均一的硬X線。鎢靶X 射線管發(fā)射的稱為硬射線，相對(duì)而言鉬銠等低原子序數(shù)陽極靶材料制成的X 射線管發(fā)射的稱為軟射線，它們發(fā)射的X 射線波長較長、穿透力較弱、衰減系數(shù)較高。

三維可視化

由于人眼的解剖結(jié)構(gòu)限制，人類無法真正直接觀察三維物體，而在顯示器屏幕上看到的三維圖像，都是計(jì)算機(jī)模擬三維顯示效果產(chǎn)生的。根據(jù)X、Y、Z軸的直角坐標(biāo)體系，人們能夠在3個(gè)坐標(biāo)軸方向上對(duì)圖像做任意旋轉(zhuǎn)，借助于軟件處理，能夠看到物體的前、后、頂、底的三維空間投影圖像。這種三維顯示方法，在圖像處理專業(yè)術(shù)語中稱為三維可視化（3D visualization），在醫(yī)學(xué)上稱為三維成像。

算法

算法（algorithm）是針對(duì)特定輸入和輸出的一組規(guī)則。算法的主要特征是不能有任何模糊的定義，算法規(guī)則描述的步驟必須是簡單、易操作并且概念明確，而且能夠有計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)。

提?。ǚ指睿?/span>

提取（segmentation）是指將圖像中具有特殊涵義的不同區(qū)域區(qū)分開，這些區(qū)域是互不交叉的，每個(gè)區(qū)域都滿足特定區(qū)域的一致性。在圖像處理中，分割是選擇感興趣區(qū)的方法之一，通常通過設(shè)定上下閾值、區(qū)域生長、自動(dòng)邊緣檢測或者定義三維輪廓線（contour）等多種方式來實(shí)現(xiàn)。這種方法有時(shí)也被稱為 extraction。

體模

體模（phantom）是在CT等成像設(shè)備中用于校準(zhǔn)的標(biāo)準(zhǔn)品，CT的體模通常由多個(gè)已知不同密度的羥基磷灰石組成。

像素

像素是圖像元素。是兩維圖像單一元素。圖像是由個(gè)體像素陣列組成的。每個(gè)像素具有一個(gè)數(shù)值。在MicroView中每個(gè)像素由灰度的深淺來表示。

像素（pixel）是構(gòu)成CT圖像的最小單位，與體素相對(duì)應(yīng)，體素的大小在CT圖像上的表現(xiàn)，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，每個(gè)體素也有一個(gè)數(shù)值。在MicroViewMicroView 中，通過顯示屏中灰度的深淺來表示。

在CT掃描中，根據(jù)斷層設(shè)置的厚度和矩陣的大小，能被CT掃描的最小體積單位稱為體素（voxel）。體素由長、寬、高三要素表示，能任意表示物體的顏色、透明度、密度、強(qiáng)度、形變和時(shí)間，與此對(duì)應(yīng)的是二維圖像中的像素（pixel）。

偽影

偽影（artifact）是由于設(shè)備或患者造成的、與掃描物體無關(guān)的影像，在圖像中表現(xiàn)的形狀各異，并會(huì)影響診斷的準(zhǔn)確性。偽影例如患者移動(dòng)造成的運(yùn)動(dòng)偽影、金屬物造成的放射狀偽影、多能譜X線造成的射線硬化偽影、層厚過大引起的部分容積效應(yīng)偽影等。

幀平均

 幀平均是將幾幀圖像取均值生成單一文件的過程。與膠片照相機(jī)采用快門長間隔與慢感光膠片結(jié)合的方法所產(chǎn)生的效果類似。

幀平均是提高SNR的一種方法。在一般情況下，噪音在整個(gè)圖像中均勻分布，但是信號(hào)聚集在特定區(qū)域。通過增加用于產(chǎn)生單一圖像的光子的總數(shù)量，將會(huì)創(chuàng)建更可靠的圖像。

信噪比

信噪比（signal/noise ratio，SNR）即信號(hào)和噪聲的比值。任何一種信號(hào)中都會(huì)包含噪聲，但信號(hào)和噪聲之間的比值不同。在實(shí)際應(yīng)用中，該比值越大，噪聲的含量就越小，信息傳遞的質(zhì)量就越高。

信號(hào)為有用信息，噪音為無用信息。一般情況下，SNR可以通過選擇高像素組合配置、應(yīng)用過濾器和進(jìn)行一些幀平均來產(chǎn)生正面影響。

在數(shù)字成像中，給予用戶相當(dāng)多的控制來改變信噪比。

為理解如何通過調(diào)節(jié)掃描參數(shù)對(duì)Micro CT系統(tǒng)中的SNR產(chǎn)生影響，使圖像的每個(gè)探測器像素采集的X-線光子數(shù)等于n。圖像信號(hào)強(qiáng)度的增加與n成線性相關(guān)，而圖像噪音強(qiáng)度的增加一般與n的平方根相關(guān)。因此，如果想要SNR增加2個(gè)系數(shù)，n必須增加4個(gè)系數(shù)?？梢酝ㄟ^增加每個(gè)方向上的像素組合2個(gè)系數(shù)（例如，由2×2到4×4），或者通過增加4個(gè)系數(shù)電流來完成，盡管一般情況下，后者技術(shù)是不可行的。

像素組合

 像素組合是將臨近像素值一起相加產(chǎn)生低分辨率圖像中的新像素的過程。

有時(shí)將像素組合稱為像素成組。通過應(yīng)用此技術(shù)提高信噪比。一般情況下，噪音在圖像中平均分布，但是信號(hào)濃聚于特定區(qū)域。通過將像素值相加，使噪音對(duì)像素值的影響減小，信號(hào)效應(yīng)增加。

在上述示例中，選取2×2像素組合模式。就2×2像素組合而言，4像素一起成組并將其作為一個(gè)成像單位 (ì2 x 2?是指矩陣的大小)。

在圖2.2中4像素CT值為：5、2、8和4。在1×1模式中，4條數(shù)據(jù)均被保存。在所示的2×2模式中，只保存一條數(shù)據(jù)，即4像素的總和。該4像素的值相加（而非平均），并作為一條數(shù)據(jù)進(jìn)行記錄。2×2矩陣的值為19。

硬射線

見“軟射線”。

原始數(shù)據(jù)

原始數(shù)據(jù)（raw data）是對(duì)物體進(jìn)行掃描后由探測器接收到的信號(hào)，經(jīng)模數(shù)轉(zhuǎn)換后傳送給計(jì)算機(jī)，其間已轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)未經(jīng)圖像重建處理的這部分?jǐn)?shù)據(jù)被稱為原始數(shù)據(jù)。

再現(xiàn)

再現(xiàn)或三維再現(xiàn)（rendering），以二維形式顯示三維圖像的方法，即在顯示器上顯示三維離體圖像，通過映像、檢驗(yàn)和投影重組3個(gè)主要步驟來實(shí)現(xiàn)，有表面再現(xiàn)和容積再現(xiàn)2種算法。為了增加顯示效果，再現(xiàn)過程中還可加入光線、陰影、質(zhì)地和色彩等屬性。

噪聲

在CT中，噪聲（noise）是一均勻物質(zhì)掃描圖像中各點(diǎn)之間CT值的隨機(jī)波動(dòng)，也可看作是圖像矩陣中像素值由于各種原因引起的誤差。

錐形 X 線束

錐形束是指球管發(fā)出的X射線呈圓錐體狀照射在掃描對(duì)象上，與傳統(tǒng)的扇形X線束 （fan beam）相比，采用錐形X線束（cone beam）的CT具有明顯優(yōu)勢，（1）數(shù)據(jù)采集效率高，空間分辨率高，均一性好，（2）X線利用率高，可以降低射線劑量，（3）在三維CT應(yīng)用范圍更廣。雖然錐形束CT的重建算法比較復(fù)雜,由于其運(yùn)算量較大，但是隨著近幾年硬件和算法的快速發(fā)展，醫(yī)用及工業(yè)CT正向著中等甚至大錐角三維錐束CT過渡。

最大密度投影

投影是把三維信息壓縮到二維的常用方法。最大密度投影（maximum intensity projection，MIP）將三維數(shù)據(jù)向任意方向進(jìn)行投影，假想有許多投影線，取投影線經(jīng)過的所有體素中最大的一個(gè)體素值，作為投影結(jié)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。前者多用于顯示高密度影，如血管造影，后者多顯示低密度影，如氣道。

CT灌注

在CT灌注技術(shù)中，應(yīng)用適于動(dòng)脈密度變化的各種數(shù)學(xué)模型測量不同時(shí)間的組織密度， 能反映組織的生理參數(shù)，如組織血容量、血流速度、組織滲透性和平均通過時(shí)間。注射對(duì)比劑時(shí)，在感興趣區(qū)中心作連續(xù)CT掃描，獲得此部位（檢查床不動(dòng)）隨時(shí)間變化的一組圖像。通過完整地采集多個(gè)解剖部位的CT值，用線圖標(biāo)出結(jié)果，形成計(jì)算灌注參數(shù)的基礎(chǔ)（圖5 ）。圖像中的每一個(gè)體素都可獲得灌注參數(shù)，并可用彩色圖 顯示出來。這種技術(shù)在監(jiān)測和了解腫瘤抗血管生成治療的療效方面特別有意義。