医用X射线诊断设备质量控制检测概要.ppt

CT成像原理 CT图像是由计算机扫描、重建方式产生的， CT扫描过程中，被扫描人体的某一断层面在扫描场中被分割成许多小的单元，称之为体素。由这些体素组成一个矩阵（例如 512X512）,称之为扫描矩阵。一幅CT图象显示出各个体素的衰减系数。此衰减系数由与之成线性关系的CT值来表示(HU为单位)。代表体素的衰减系数的每个CT值在监视器上被赋于一定的灰度(亮度)。 CT图像的基本概念 基本术语: CT值 CTDI 容积效应 窗技术： 窗宽 窗位 FWHM 半高宽 主要检测设备 1.CT性能检测模体 Catphan 500、600模体 AAPM模体 PMI公司461A模体 国产TM164模体 2.水模体 3.剂量仪、CT专用长杆电离室、剂量模体 4.直尺 CT剂量指数(CTDIW)检测 CT辐射剂量的表述： CTDI、CTDI100、CTDIW 、DLP（剂量长度乘积）、E（有效剂量）、 CTDIVOL（ CT容积剂量指数，多层螺旋CT专用剂量指标） CTDIW = 2/3 CTDI100(外围）+ 1/3 CTDI100（中心） CT性能检测常用模体：catphon500 定位正确 CT性能检测前扫描条件选择 选择合适的扫描条件 厂方所给的性能指标的测试条件 临床实用扫描条件 性能极限的扫描条件 正确选择CT扫描参数的条件 KV，mA，s，FOV，层厚，重建函数等 扫描定位像 CT值（水）、均匀性和噪声 重建层厚偏差 高对比空间分辨力 直接观察图像进行评价的模体或使用通过计算调制传递函数（modulated transfer function,MTF）评价高对比空间分辨力的模体 常规算法 高对比算法 低对比可探测能力 不同对比度下裸眼可分辨孔径都归一到0.5%噪声水平下的可分辨孔径计算值，计算公式：Sd2×R3=常数。 可分辨孔径计算值乘以各自的对比度，求和平均，其均值即为 低对比可检测能力。 CT值线性 定位光精度：模体测定法胶片法诊断床定位精度：记录进、退起始点和终止点在直尺上的示值，测出定位误差和归位误差。设备--最小刻度为0.5mm的30cm钢板尺、指针、胶带。扫描架倾角精度： 现场检测记录 1.医用X射线诊断设备基本信息及唯一性标识； 2.检测方法信息 3.使用检测设备基本信息 4.检测地点、时间、检测环境信息 5.各项目检测条件参数 6.各项目测量结果原始信息 7.检测人员与陪同人员 可溯源，能复现！ 检测结果评价与处理 将各项目的检测结果与标准限值或约定值进行比较。 ⑴对不符合要求的指标进行复检； ⑵如复检仍然不符合要求，对检测过程和检测设备进行可靠性检查； ⑶如有必要，应采用可靠性与准确度更高的方法进行验证； ⑷医疗单位应针对不符合要求的指标，分析不符合的原因，对相应的医用常规X射线诊断设备进行校正，如无法校正应考虑更换部件、限制使用范围或更换设备。 * X线的产生： 1895年，德国科学家伦琴发现了具有很高能量，肉眼看不见，但能穿透不同物质，能使荧光物质发光的射线。他把这种不知性质的奇妙的射线用数学上的未知数“X”代表，并起名为”X线“。为纪念发现者，后来也称为伦琴射线，现简称X线(X-ray) 。 X线的发现带来了医学诊断革命性的进展。 * X线的特性： X线是一种波长很短的电磁波。波长范围为0.0006～50nm。目前X线诊断常用的X线波长范围为0.008～0.031nm(相当于40～150kV时)。在电磁辐射谱中，居γ射线与紫外线之间，比可见光的波长要短得多，肉眼看不见。 * 产生原理： X线是由于在真空条件下，高速飞驰的电子撞击到金属原子内部，使原子核外轨道电子发生跃迁产生能量转换，其中1%约的能量形成了X线，其余99%的能量转化为热能，因此X线管需要有效的散热方式。 * X线成像的基本原理 X线之所以能使人体在荧屏上或胶片上形成影像，一方面是基于X线的特性，即其穿透性、荧光效应和摄影效应；另一方面是基于人体组织有密度和厚度的差别。由于存在这种差别，当X线透过人体各种不同组织结构时，它被吸收的程度不同，所以到达荧屏或胶片上的X线量即有差异。这样，在荧屏或X线上就形成黑白对比不同的影像。 因此，X线影像的形成，应具备以下三个基本条件：首先，X线应具有一定的穿透力，这样才能穿透照射的组织结构；第二，被穿透的组织结构，必须存在着密度和厚度的差异，这样，在穿透过程中被吸收后剩余下来的X线量，才会是有差别的；第三，这个有差别的剩余X线，仍是不可见的，还必须经过显像这一过程，例如经X线片、荧屏或电视屏显示