第10章 CT的成像质量和影响因素.doc

第十章 CT的成像质量和影响因素图像的质量这一范畴我们以前已有所涉及，其要求也并非只针对CT，常规X线摄影也有图像质量这一概念，如空间分辨率、几何分辨率、噪声等。在CT中，有一些性能指标和参数被用来衡量图像的质量如：空间分辨率、密度分辨率、噪声、伪影和图像的畸变。这些性能指标中的每一项一般都受多种因素的影响，有些并且是相互关联的。总体说来，CT成像最终图像质量的优劣受到下述一些因素的影响，它们是成像处理的方法、成像设备的几何性能、扫描时物体的运动、被扫描物体本身的对比度、所使用胶片的对比度、图像采集设备的性能（如照相机或监视器）、X球管焦点的尺寸、观看图像的环境条件和观看者本身之间的差异。一、CT图像的质量和衡量指标1.CT图像质量的基本概念 在讨论CT图像质量之前，我们将先讨论有关图像质量的一些基本概念。(1)物体对比度(DCT)物体对比度（图10-1）是相邻两个物体之间在图像中的显示能力，在CT成像中，其与物体的大小、重建的算法和窗的设置有关。CT值大于100HU时的对比度差，称为高对比度；CT值小于10HU时的对比度差，称为低对比度。其用公式表示即： m1-m2 DCT = |CT1-CT2| = 1000(HU) （10-1） mwater式中DCT为物体对比度。(2)图像对比度(DH)图像对比度是重建后的图像与CT值有关的亮度差（DH）。其用公式表示即为： m1-m2 DH = |H1-H2| = K 1000(HU) （10-2） mwater式中DH为图像对比度。(3)对比度比值(K)对比度的比值等于： 图像对比度(DH) K = （10-3） 图10-1 物体对比度和图像对比度 物体对比度(DCT) 根据物体的大小和重建算法的不同，我们可以得出以下结论： 对于一个较大的物体，其对比度比值不变(K = 1); 对于一个较小的物体，其图像对比度下降(K 1); 如采用软组织算法(Soft)，图像的对比度下降(K 1)。除了物体的大小和重建算法外，窗的设置也影响图像的对比度，但是不影响CT值的测量。(4)接受器分辨率 接受器分辨率包括图像监视器和胶片，它们很容易与空间分辨率与密度分辨率相混淆。CT中的空间分辨率概念只指CT机本身由于系统接收和传递过程中所产生的分辨率，它与接收器的分辨率无关；但是接收器分辨率的优劣也影响CT机的空间分辨率，如果监视器或胶片的分辨率低于CT机的分辨率，那么再高的系统分辨率也无法在图像上得到体现。在实际应用中，CT的图像质量受一些因素的影响，大致归纳有以下一些：X射线源发出的射线束的性质、射线束的剂量大小、被检物体的穿透特性、扫描所使用的层厚、扫描中产生的散射线、模数转换的效率、像素的尺寸大小、图像重建的算法和显示分辨率。CT中的图像质量还可以下述代数式表示：2（m）= kT/(td3R) (10-4)式中（m）是噪声涨落的标准差。它是由于噪声而产生的平均吸收系数m值的变量，T是由于被检物体组织的成分和分布所产生的穿透特性，t是扫描层厚，d是像素尺寸大小，R是扫描剂量，k是皮肤剂量和吸收剂量的转换常数。根据上述等式，部分参数是相对固定无法改变的，如物体的穿透特性、层厚，但我们可以改变像素的大小、射线的剂量使图像的质量得到改善。2.图像质量的测试方法(1)分辨率测试 图像质量的可用一些方法测试，它们是：点分布函数(PSF)、线分布函数(LSF)、对比度传递函数(CTF)和调制传递函数(MTF)，其中，MTF是目前最常用的测试空间分辨率的方法，它不仅在CT中应用，也用于常规X线摄影。 图10-2 空间频率与图像清晰度的关系PSF测试是以物体中的一个点为单位，经成像后该点的失真程度，即该点大小、形状的改变。空间分辨率是测试点分布函数最大半值宽度，最大半值宽度又称为半值全宽(FWHM)，这一术语我们在CT中有关空间分辨率的论述中经常见到。LSF也是测试成像系统失真的一种方法，其主要是指一个线条状的物体经成像后还原的失真，形成线条状物体的扩散。CTF又称为对比度响应函数，主要是用来测试成像系统的对比度。CTF的定义是：一个线条状的分辨率测试模板经射线照射成像后，如果我们将测试图像中的线条看作是模板中线条长度的函数，那么相邻两条线密度的差值即为CTF。MTF的测试方法可由LSF通过傅立叶变换方法得到。MTF测试时，先要将被测试物转换为频率（图10-2），测试结果的光学密度被用来表示图像质量的衰退程度，如果MTF等于1，即说明物体被精确地复制，相反如果MTF等于0，则说明无任何图像信息被传递。根据上述方法，我们可以画出MTF的曲线图（图10-3）。在实际应用中，如果某台CT扫描机的空间频率为15LP/cm，那么该CT应该能分辨一个0.3mm的物体（1/15 LP/cm = 10/15 LP/mm =0.6 mm/LP = 0.3mm/线），或采用简单的数学式5LP/cm = 线径(mm)。(2)体模测试 体模是CT图像质量测试一个非常有用的工具，它可以测试很多与CT质量有关的性能指标。一般，CT制造厂家会随CT机提供给用户一些测试体模，最基本的体模如水模、分辨率测试体模等。有一些常用的体模如水模、空间分辨率体模、密度分辨率体模和层厚测试体模如图10-4所示。其中水模至少包括三种类型，直径30cm代表成人体部的水模、直径20cm代表成人头部的水模和直径15cm代表小孩头部的水模，另外还有 图10-3 根据图10-2得到的MTF曲线 图10-4 CT质量测试的几种常用模体直径10cm代表四肢的水模，但这种类型的水模在实践中较少使用。分辨率体模有两种，一个是高对比分辨率体模，另一个是低对比分辨率体模，这两种体模很有用，在图像质量测试中经常用到。层厚测试体模各厂家的设计可有所差别，但目的都一样，是测试CT扫描层厚的准确性。其它还有一些专用的测试体模和工具，我们将在CT质量控制章节测试方法中进一步介绍。3.空间分辨率 空间分辨率(Spatial Resolution)又被称为高对比度分辨率(High Contrast Resolution)，是在高对比度情况下(DCT100HU)区分相邻最小物体的能力，它是测试一幅图像质量的量化指标，其结果通常以毫米(mm)为单位或每厘米的线对数(LP/cm)表示。 空间分辨率受两大因素的影响，它们是CT成像的几何因素和图像重建的算法。其中成像几何因素是指成像过程中与数据采集有关的元器件和参数的设置，它们包括球管焦点的尺寸、探测器孔径的大小、扫描层厚、焦点扫描野中心和探测器距离以及采样距离；重建算法主要是指图像重建过程中采用的不同算法，如平滑（软组织）算法、边缘增强（高分辨率）算法。空间分辨率通常采用两种方法来测试和表示。一是采用成对排列、黑白相间的分辨率测试体模或由大到小排列的圆孔测试体模测试表示；其次是采用调制传递函数(Modulation Transfer Function,MTF)测试表示。采用黑白线条体模测试以线对数(LP/cm)表示，而用圆孔体模测试则以毫米线径数(mm)表示。4.密度分辨率密度分辨率(Density Resolution)又称低对比分辨率(Contrast Resolution)，是在低对比度情况下(DCT10HU)分辨物体微小差别的能力。密度分辨率常以百分单位毫米数表示(%/mm)，或以毫米百分单位表示(mm/%)。通常CT机密度分辨范围为0.250.5%/1.53mm，大多数CT机在头颅扫描时能分辨0.5%/2mm的密度差（表10-1）。密度分辨率往往还与测量时所采用的剂量大小有关，在选购CT机时，还应注意厂商在测量密度分辨率时所采用的剂量大小。表10-1 七种型号CT机的密度分辨率 CT机型号 密度分辨率 Elscint CT-Twin 0.25%/3mm Picker PQ2000 0.35%/1.5mm Toshiba TCT-900S/X 0.5%/2mm Siemens Somatom Plus-s 0.3%/2.5mm Philips Tomoscan SR 0.35%/3mm GE Highspeed 0.25%/2.5mm 图10-5 人体中三种主要组织的密度(p)和原子序数(z)在常规X线摄影中，我们通常无法得到如此高的密度分辨率。如图10-5所示，常规X 线摄影只能在骨和软组织之间区分，因为肌肉和脂肪的密度和原子序数太接近，它们的原子序数分别为13.8和7.4，X线的记录介质只能笼统地把这些组织显示为软组织阴影。而CT的低对比度分辨率要大大优于常规X线摄影，CT能对密度差别非常小的组织成像，X线摄影的低对比度分辨率约为10%。 密度分辨率受扫描层厚、像素噪声、重建算法、光子的数量、物体的大小、物体的对比度和系统MTF的影响，其中像素噪声是主要影响因素。像素噪声的定义是匀质水模一限定范围内CT值的标准偏差，它是在匀质断面图像中像素的点与点之间CT值的随机波动和它的平均值离散的测量。如果没有像素噪声，那么系统MTF将足够表述密度分辨率。噪声可通过增加X线的光子数量，即增加扫描条件得到改善，日常工作中采用小的层厚须加大扫描剂量，就是因为小的层厚减少了X线的光子量。另外，病人的体型大小也影响了射线的衰减，使到达探测器的光子数量减少，从而影响了密度分辨率。重建算法对密度分辨率和空间分辨率的影响是一对矛盾，边缘增强算法使图像的边缘更清晰、锐利，但降低了图像的密度分辨率；而平滑算法提高了密度分辨率，边缘、轮廓表现不及边缘增强算法。 CT系统密度分辨率的测量采用排列成行的数排不同大小的圆孔体模（图10-4）。与常规影像设备比较CT具有更高的密度分辨率，这是因为：CT图像层面的上下没有重叠，X射线束高度准直散射线少和采用了高灵敏度的探测器。5.噪声噪声是一均匀物质扫描图像中各点之间CT值的上下波动，也可解释为是图像矩阵中像素值的标准偏差。噪声水平是对比度或CT值的百分比，在实际使用中，通常是以一划定大小的兴趣区来表示，平均值和标准偏差(Standard, SD)在图像一侧显示。 (Xi X)2噪声（）= n 1 （10-5）式中n是一限定范围内像素值总数，Xi是第n个像素值，X是像素值平均数，上式表示重建图像CT值的统计学播散。(1)噪声水平噪声水平是指CT值总数的百分比，如1000 CT值的标准偏差是3，那么噪声水平可由下式求得： 3噪声水平（%）= 100 = 3/10 = 0.3% （10-6） 1000即3个单位的噪声相当于0.3%的噪声水平。噪声可用水模扫描并通过水模中兴趣区的计算获得，兴趣区中信号的标准偏差即为像素噪声。(2)噪声的表现和原因 噪声可影响图像的质量。我们在质量较差的电视机上可以看到重叠于图像上、有规律分布、小颗粒状的现象即为噪声。CT图像中噪声的产生与射线的剂量，也就是到达探测器上光子数量的大小有关，射线剂量越大或光子数越多，噪声越小。(3)剂量和毫安秒(mAs)射线的强度和光子数与剂量和毫安秒密切相关。在CT扫描中，剂量也就是穿透某一物体的射线能。剂量的单位是戈瑞(Gray,Gy)，一般，一层横断面扫描剂量是3050毫戈瑞(mGy)。剂量的产生是与球管电流(mA)和扫描时间(s)有关，两者常通称为毫安秒(mAs)，毫安秒增加剂量同比例增加。因为光子数与剂量密切相关，所以，剂量增加噪声减少或剂量降低噪声增加，它们之间有下述的关系： 1 噪声 （10-7） 剂量 图10-6 线性衰减系数，表示CT机的线性 与直线的关系6.线性度线性是指被成像物体的线性衰减系数与CT值之间的关系，也是CT成像质量的一个重要参数。线性度可采用水模或其它体模测试获得，一般每天开机的质控测试程序都需做线性度校正，根据测试的结果，我们可绘制成图表（图10-6），如果CT机工作正常，线性衰减系数和平均CT值之间的关系应该是一条直线。7.伪影 伪影是由于设备或病人所造成的、与被扫描物体无关的影像，它在图像中表现的形状各异并可影响诊断的准确性，有时候由于某些原因造成的图像畸变也被归类于伪影。根据造成的原因不同，伪影可以分成两大类：病人造成的伪影和设备引起的伪影。 图10-7 CT常见伪影的类型 由病人造成的伪影多数为运动伪影。人体内一些不自主器官如心、肺、肠等的运动和检查时病人的体位的移动可形成条状伪影；病人身上携带的金属物可产生放射状伪影；在软组织骨的边缘也可产生条纹状伪影，这是因为密度突然下降，产生了高的空间频率分量，使空间采样频率不足所致。由设备系统性能所造成的伪影是不可避免的，因为没有一台仪器设备是十全十美的。它们都是由于设备运行的不稳定所造成的。如由于探测器之间的响应不一致，可造成环状伪影；由于投影数据测量转换的误差，可导致直线状伪影；另外，采样频率较低也可产生直线状伪影，而由于射线硬化，则可产生宽条状伪影。另外，由于病人体位摆放不正确（如未放在扫描范围内），也可产生伪影。其次，伪影还可以根据出现的形态不同划分，它们有条状伪影、阴影状伪影、环状伪影和带状伪影（图10-7），伪影的分类和产生原因见表（表10-2）。表10-2 伪影的表现和产生的原因 表现 原因 条状 数据采样不当；部分容积效应；病人运动；金属物； 射线束硬化；噪声；螺旋扫描；机械故障 阴影状 部分容积效应；射线束硬化；螺旋扫描；散射线；焦 外辐射；投影数据不全 环状和 探测器通道故障（常见于第三代CT机） 带状二、影响CT图像质量的因素 具体地说，在CT成像过程中有下述一些因素影响了图像的质量，它们是X射线的剂量、X射线的光谱特性、被扫描物体的穿透性、扫描层厚、散射线、像素的尺寸、模数转换的效率、图像重建的算法和显示分辨率。1.X射线源的影响 CT的检查采用了X射线源，同所有采用X射线源的设备一样，X线的产生和成像质量也受到量子起伏的影响。在常规X线摄影中，经X线照射后由某一介质记录，产生一幅图像。这一记录介质可以是胶片、荧光屏，或可通过转换成电子影像再几经转换而被记录。X射线发射量子或荧光屏吸收量子，这一过程都是随机性的，我们可以给出图像中单位面积上量子的平均值，而不能给出准确的数值，这就是量子的自然起伏。统计学分析指出，如果有N个量子，则自然平均起伏是根号N 。假定胶片曝光时间是t，单位面积内吸收了N个量子，那么： N=100个量子 平均起伏 N = 10 即N的10% N=10000个量子 平均起伏 N =100 即N的1 % 要获得对比度细微的差别，原则上应使初级的接收获得尽可能多的光子，而可观察的最小对比度则直接依赖于光子数量的多少。CT成像过程中光子数的多少和量子的自然起伏，会影响最终图像质量。 在CT的成像过程中，影响CT图像质量还有诸多方面的因素，有人为因素和设备因素，其中设备因素中CT成像过程中的任何一个环节，都可造成最终图像质量的变化，即除了CT机本身外，其它如照相机、胶片和冲洗机等都可影响图像的质量。在与CT设备有关的因素中，有一些是由机器本身决定，一般很难选择和调整，而有一些与操作使用有关，需要我们了解并尽可能在扫描中避免。2.影响图像质量的几何因素 几何因素也是影响图像质量的一个重要方面。它们包括焦点的尺寸、探测器孔径的大小、扫描层厚和采样间距等。从球管焦点发出的X射线束到达探测器，根据探测器的数量多少被分解成相对独立的射线束，因而空间分辨率的大小不仅与球管焦点有关，还与探测器的孔径大小有关。当被检物体小于探测器孔径大小时，该物体不能被分辨。在扫描野中心射线束的宽度，又被称为有效射线束宽度(Web)，其决定了空间分辨率的大小。而有效射线束宽度(Web)则与五个系统参数密切相关，它们是：焦点尺寸、探测器孔径、一次投影射线束通过的路径、焦点至探测器的距离和焦外辐射至探测器距离的比值。采样频率是指数据传送和读取的间隔，一般，采样频率越高空间分辨率越高图像的重建也越精确。图像的清晰度受矩阵中的像素点多少的影响，因而像素的大小决定了显示分辨率（图10-8）。目前，CT机的矩阵大小通常有256256(65536个像素)、512512和10241024。但是，增加像素并不增加原始数据，重建分辨率也不改善。一个相对像素来说较大的物体，可由增加像素而有所增强；相反较小的物体，则可能无法准确地重现。扫描层厚也影响空间分辨率，如果被扫描的物体为4mm，采用10mm层厚扫描，那么该4mm的物体被分散在10mm的层厚中显示，CT值的测量也会不准确，而扫描层厚改为5mm的话，图像会更清晰，空间分辨率就会提高。3.与图像质量有关的重建算法重建算法也影响图像的空间分辨率。在图像的重建过程中，涉及到两步重建算法卷积和反投影，如果未经校正即行反投影，有可能使成像模糊（图10-9a）。为使图像的边缘锐利，需采用高通滤过加权卷积处理，使反投影后的图像边缘锐利、清晰（图10-9b）。根据卷积的不同算法，有三种常用的加权方法（图10-10），标准、边缘增强和平滑算法，卷积算法或称卷积核决定了图像的清晰程度。通常由计算机程序设定的卷积算法常与解剖部位相关，平滑或软组织算法常用于显示脊柱、胰腺、肾上腺、肺结节或其它软组织部位；边缘增强或骨算法常用于内耳、致密骨或肺部的高分辨率显示，表10-3列出了一些常用卷积算法的分辨率情况。采用边缘增强算法有可能使图像的噪声增加，有时较肥胖的病人图像的噪声也会增加，适当地调节窗宽窗位和增加扫描条件可改善图像的质量。表10-3 采用不同的图像重建算法对空间分辨率的影响 空间分辨率(LP/cm) 卷积核 内耳 颅脑 腹部 腹部 (%MTF) 超高分辨率 标准 标准 软组织 50%MTF 8.8 3.3 4.2 2.8 10%MTF 12.1 6.9 7.2 4.5 2%MTF 14.0 8.4 9.0 5.4 0%MTF 15.0 9.5 10.0 6.04.影响空间分辨率的因素 有关空间分辨率已明确定义，此处需要指出的是空间分辨率通常随影像的部位而明显地变化，因此细致的测量工作应在CT扫描野的中心和边缘分别进行测定；其次，不同日期的测量结果是机器性能重复性的依据。对于空间分辨率的测量应作为CT扫描机质量控制计划的重要组成部分。 CT机的固有分辨率主要取决于探测器孔隙的宽度，其次有X线管焦点的尺寸、病人与探测器的相对位置等。CT尽管采集的是三维信息，但最终的图像显示仍是二维的，它包含的第三维实际上便是层厚。若层厚增加，则第三维的信息也增加，在图像中其像素显示的不过是体素所含全部组织的平均值而已。对于既含骨骼又含肌肉软组织的体素而言，其CT值不过是所有组织的平均值，具体的数值取决于各组织所占的比例。在CT的临床应用中，受人为因素影响的空间分辨率因素如下所述。(1)射线束的宽度 射线束的宽度对空间分辨率有着举足轻重的影响。通常，射线束的宽度大小受球管焦点大小的影响，焦点越大射线束宽度越大；其次与焦点-物体和物体-探测器距离有关，该距离越大射线束宽度越大，较宽的射线束，其扫描成像结果的图像相对较模糊。第三是探测器的孔径大小也与有效射线束宽度相关。即某已知大小的射线束，通过被检查者到达探测器，根据探测器的孔径大小被分解成相对独立的射线束，相对探测器而言，射线束的宽度受探测器孔径大小的影响。 图10-8 矩阵增加，图像质量改善 从上到下，从左到右 图10-9 CT扫描中的圆形物体，上图卷积前，下图卷积后 图10-10 三种不同的图像处理算法与空间分辨率的关系 (2)扫描层厚 一般认为，层厚越薄空间分辨率越高，密度分辨率越低；反之，层厚越厚空间分辨率越低，密度分辨率越高。改变层厚对于空间分辨率和密度分辨率的影响是一对矛盾，因为增加层厚，在扫描条件不变的情况下，X线的光通量增加，探测器接收到的光子数增加，结果改善了密度分辨率。(3)滤波函数 改变图像的滤波函数可影响空间分辨率。如采用高分辨率的算法，其分辨率高于标准和软组织算法，但同时噪声也增加。一般，各部位所用的各种不同的算法互相不能通用。另外，改变算法提高分辨率受机器本身的固有分辨率限制，并不能超过机器本身的固有分辨率。(4)显示矩阵和重建矩阵 通常矩阵有显示矩阵和重建矩阵之分。一般地说，矩阵越大图像的分辨率越高，但并不是矩阵越大图像的质量越好，这是因为矩阵增大像素减小，同时每个像素所得的光子数减少，使像素噪声增加，并且使密度分辨率降低。如使用320320矩阵不能区分脑的灰质和白质，但改用160160矩阵却能将两者明确区分。一般在高对比的部位，如头部的五官、肺和骨胳等，采用大的矩阵效果较好。5.影响密度分辨率的因素 密度分辨率取决于X射线束的能量分布。我们假定X射线束穿过物体后得到的是一束单色的能量，如果两者的效果一致，该X射线束被称为有效能量。在CT扫描中，如所取的材料其线性衰减系数是已知的，那么CT值与m值呈线性关系。影响CT值的固有因素有射线束的硬化、噪声引起的统计误差、物体的形状及尺寸等。CT值的均匀性随时间和空间有所变化，应每天作例行测量并作为质量控制计划来实施，对同一病人作重复检查时，CT值的重复性尤为重要。在CT扫描机中，密度分辨率主要受噪声的影响，以下是受操作因素影响的密度分辨率因素。(1)光通量 光通量即X线通过病人后的光子数量，其数量的多少受曝光条件的影响，即kVp，mA和时间。总体说，曝光条件越大，X线的光子数量越多，其中mA和时间增加X线光子的数量，kVp增加物体的对比度。其次也受被扫描物体的厚度、密度和原子序数的影响。(2)扫描层厚 扫描层厚改变的作用如前所述，增加层厚光子数增加，密度分辨率提高；反之则降低。(3)重建算法重建算法也可影响CT的密度分辨率。如将高分辨率重建算法改为软组织平滑的算法，则可减少噪声，使图像的密度分辨率提高。6.影响噪声的因素(1)光子的数量 光子数量的多少主要由毫安秒决定。在CT检查中要根据不同情况分别对待，增加或减少扫描条件。如在软组织为主的部位肝脏，需要提高扫描剂量，以能分辨肝脏内微小的病变；而在肺或内耳的检查中，可适当降低扫描条件，因为这些部位本身具有较高的对比度，少量的噪声不会影响诊断。光子的数量通常还受球管电压(kV)的影响，相对高的电压可降低噪声,反之则噪声增加。一般，球管电压较高，可使骨和对比剂的CT值有所降低，并且软组织显示的对比度也降低。但是，因电压增加降低了噪声，能改善密度分辨率使图像细节显示更清楚。(2)物体的大小 比像素噪声更为重要的是通过物体后剂量的衰减。如在骨盆的扫描中，射线的衰减系数达300，即只有3%的射线量到达探测器。在与人体组织相仿的水中，每3.6cm水的厚度，射线衰减约50%，也就是说，在实际扫描中病人体厚每增加4cm，射线量可有50%的衰减。因而只要诊断上许可，应尽可能采用高的扫描条件和较厚的扫描层厚。(3)扫描的层厚 扫描层厚的大小可影响噪声的量以及图像的空间分辨率。这是一对相互制约的因素，即增加扫描层厚，降低噪声，但空间分辨率亦相应下降；减小层厚，空间分辨率上升但噪声也增加。层厚的大小直接决定了光子的数量。一般来说，大的层厚图像较细致，小的层厚则分辨率较高，另外小的层厚有利于多平面和三维重组。(4)扫描的算法 扫描的算法是供重建图像时选择用，采用不同的算法可同时影响噪声和分辨率，这两方面也是相互制约的。采用边缘增强的算法，如高分辨率算法，可使分辨率增加但也使噪声增加；相反，采用平滑的算法，如软组织算法，使噪声降低但分辨率也降低。在临床应用中，各个解剖部位都有相应的高、中、低不同的算法，不能借用。 图10-11 采用运动伪影校正软件校正前后的图像 其它还有一些因素也可影响噪声的大小，它们是矩阵的大小、散射线和电子噪声（探测器噪声）。7.常见的伪影及避免措施(1) 病人运动伪影与病人有关的伪影有随意的和非随意的，随意的运动有扫描时呼吸和吞咽运动，不随意的有心跳、肠蠕动等，它们在图像中的表现均是条状伪影。条状伪影产生的原因是由于运动部分的边缘体素衰减不一致，使图像重建无法处理而产生。运动伪影往往可设法避免，对于呼吸和吞咽运动，可在检查前告诉病人注意，尽量不做吞咽动作，并根据CT机的呼吸指令训练病人的呼吸和屏气；其次在一些运动器官的检查中，尽可能采用缩短扫描时间，缩短扫描时间是减少运动伪影最有效的方法；第三可利用CT机上的一些运动伪影抑制软件，如日本岛津公司的CT机有一种实时的运动伪影校正软件，称为MAC(motion artifact correction, MAC)，通过该软件程序的处理，可有效减少运动伪影（图10-11）。(2)金属伪影 病人身上携带的金属物质可产生放射形条状伪影，严重时明显影响诊断。携带物如耳环、项链、硬币、钥匙和电子器件等，其它如病人体内的金属物质有假牙或牙内填充物、外科手术缝合夹、节育环和心脏起搏器等。金属伪影产生的机理如图10-12所示，金属物体由于吸收X射线，使投影数据产生不完全，这部分数据丧失结果产生典型的放射形条状伪影（图10-13。金属伪影避免的方法是，对病人携带的金属物可在扫描前去除，无法取下的假牙可设法采用倾斜机架角度避开。另外也可利用CT机上的金属伪影抑制软件（metal artifact reduction, MAR）改善图像质量，去除金属伪影软件的主要原理是采用遗失数据内插方法，使由于金属物质对射线的衰减吸收造成的遗失数据，由操作者选择兴趣区，然后在兴趣区部位通过数据的内插，使结果的图像去除金属伪影。(3)射线束硬化伪影 图10-13 由于金属存在产生的伪影 图10-14 相对长的射线路径引起射线束硬化 射线束硬化是指X线透过物体后射线束平均能的增加。当被扫描物体的尺寸由小变大时，通过物体的低能射线被吸收，平均射线能由左边移向右边（高能端），使某些结构的CT 图10-12 左图为金属伪影产生过程，右图为伪影去除和校正 图10-15 射线束硬化校正后，能减少影像中心部位杯影伪影的产生值改变并产生伪影。此外，射线束硬化也与射线通过的路径长短有关（图10-14）。图10-14表示一个射线短路径和一个长路径，在射线路径剖面图上，中心部分的路径要长于边缘部分，两者通过物体后都产生射线的硬化，而路径长的射线硬化要大于路径短的射线。射线束硬化使X线光子吸收不均衡，相应产生部分高信号，如果这种非线性衰减不作补偿，会产生条状或环状伪影（图10-15）。通常在成像过程中，图像处理计算机根据参考值对相应的射线硬化作校正补偿，使射线束均匀一致；射线束硬化伪影也可在焦点侧采用弓形的滤过使之消失或者减少。另外，调节窗宽窗位也能使射线束硬化伪影改善，或者在扫描时尽可能避开骨性结构。(4)部分容积伪影 图10-16 部分容积效应产生示意图 图10-17 避免部分容积效应方法CT值的形成和计算，是根据被成像组织体素的线性衰减系数计算的，如果某一体素内只包含一种物质，CT值的计算将不成问题，如一个体素内只包含骨骼，那么CT值就被计算为1000。但是，如果一个体素内包含有三个相近组织，如血液(CT值为40)、灰质(CT值为43)、和白质(CT值为46)，那么该体素CT值的计算是将这三种组织的CT值平均，最后CT值被计算为43，CT中的这种现象被称为“部分容积均化”。 部分容积均化可导致部分容积效应并产生部分容积伪影（图10-16），如图10-16左所示，射线束产生只通过一种组织，得到的CT值就是该物质真实的CT值；图右侧射线束同时通过骨骼和空气，CT值就要根据这两种物质平均计算，这种高原子序数或吸收系数大的物体，部分投影于扫描平面而产生的伪影被称为部分容积效应或部分容积伪影（图10-17）。换言之，即被断层面内显示的并非是该物体的全部，其伪影的形状也可因物体的不同而有所不一样，一般在重建后横断面图像上可见条形、环形或大片干扰的伪像，部分容积伪影最常见和典型的现象，是在头颅横断面时的颞部出现的条纹状伪影，又被称为Houndsfield氏伪影，这种现象也与射线硬化作用有关。部分容积伪影抑制方