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第六节 放射诊断影像质量评价 • 国际放射界将像质评价的方法分主观评价法、 客观评价法和综合评价法三个方面。 • 一、主观评价法 • 心理属性的主观评价法（subjective evaluation） 是通过人的视觉根据心理学的规律来评价像质 的。从1938年Heilron提出金属网测试法开始， 已有五十多年的历程，内容丰富，用途很大。 现在常用的方法有两个：Bureger法（或分辨力 评价法）和受试者操作特性曲线（receiver operating characteristic curve；ROC曲线）法。 • 所谓分辨力法是指以人的视觉感觉到的 能分辨清楚的影像细节来评价影像质量 方法，其单位是每毫米中能分清楚的线 对数，单位记作LP/mm，这是一种主观 的数值评价法。其优点是简单易行，缺 点是仅是一个数值的评价法，可因人而 异，也不全面。 • 在主观评价法中主要介绍ROC曲线评价 法。 • （一）ROC曲线评价法 • ROC曲线法又称ROC解析法，是以通讯工程学 中信号检出理论（signal detection theory；SDT） 为基础，以心理临床评价的受试者操作特性曲 线解析和数理统计处理为手段的一种评价方法。 信号检出理论是在1948年N.Wiener等撰写的有 关控制理论著作中提出的，用于雷达系统的信 号识别。1960年由Lusted首先提出在放射诊断 范围内应用这一理论，即用ROC曲线法来评价 像质，完成这一方法的是1970年初芝加哥大学 的Rossmann、Goodenough、Metz等学者。 • 1.基本概念 美国生物统计百科全书中关于ROC 的定义为：“对于可能或将会存在混淆的二种 条件或自然状态，需要试验者、专业诊断工作 者以及预测工作者作出精细判别，或者准确决 策的一种定量方法”。它源于信号检出理论， 属统计假设检验的范畴。 • (1)2刺激(s，n)×2判断(S，N)矩阵：统计理论 是在观察事件中，选择两个统计假设时的最好 决策行动理论。信号检出问题是由统计决定的， 要求对统计的假设进行判断。 • 信号检出问题，是在一定时间间隔条件下观察 判断发生的事件是否含有信号。在一定时间间 隔内发生的事件有仅有噪声和仅有信号两种情 况，问题是要对这两种情况进行选择。最终要 在二者中选一个。观察者看了以后若有“信号” 就回答“yes”。若无“信号”就回答“no”。 • 观察者在规定某一时间间隔，并在各个时间间 隔内回答出仅有噪声或仅有信号，即yes(有信 号)，no(无信号，是噪声)。但必须注意，在各 时间间隔里一定含有某种随机噪声，信号出现 一次，在下次出现信号之间出现噪声，即便是 信号实在不存在时，刺激也是连续变化的。 • 若给观察者观察的噪声和信号分别用n和s表示， 观察者判断为噪声和信号分别用N和S来表示。 其信号检出的刺激及反应结果有：①真阳性 (true positive；TP)，表示对信号(病灶s)作出正 确的回答yes，是信号S；②真阴性(true negative；TN)表示对噪声(无病灶n)作出正确的 回答yes，是噪声N；③假阴性(false negative； FN)表示对信号(病灶s)作出错误的回答no，是 噪声N；④假阳性(false positive；FP)表示对噪 声(无病灶n)作出错误的回答yes，是信号S。以 上就是2刺激(s，n)×2判断(S，N)矩阵的意义 (图7-5)。 • • • • • • 由图7-4可得出如下数学表达式： T(s)=TP＋FN (7-1) T(n)=TN＋FP （7-2) T(S)=TP＋FP (7-3) T(N)=TN＋FN (7-4) 式中T(s)表示信号总数，T(n)表示噪声总 数，T(S)表示判断阳性总数，T(N)表示判 断阴性总数。 • 若用T代表n和s刺激观察者的总数，可用 下列式子分别计算信号s和噪声n的概率： T s • P(s)= T (7-5) T n • P(n)= T (7-6) • 式中P(s)、P(n)分别代表信号s与噪声n的 概率。 • 观察者在观察信号s和噪声n时，有可能 出现误判，即将信号s误判为噪声N，将 噪声n误判为信号S。 • 这就出现了本章第一节中讲述的条件概率问题： • P(S|s)= TTP(s) (7-7) • P(N|n)= TTN(n) (7-8) • P(N|s)= TFN(s) (7-9) • P(S|n)= TFP(n) (7-10) • 式中P(S|s)表示真阳性概率(true positive fraction；TPF)，P(N|n)表示真阴性概率(true negative fraction；TNF)，P(N|s)表示假阴性 概率(false negative fraction；FNF)，P(S|n) 表示假阳性概率(false positive fraction； FPF)。 • • • • 而且它们之间还有如下关系： P(N|s)=1－P(S|s) (7-11) P(S|n)=1－P(N|n) (7-12) 随着观察者的正确判断和误判数量改变， 其判断基准Xc就发生变化，即向坐标的 左或右移动(图7-6)。图中f(x|s)、 f(x|n)分别表示信号和噪声呈正态分布。 • 观图7-6可知： • P(S|s)= x f x s dx(7-13) c • P(N|n)= • P(N|s)= • P(S|n)= xc xc xc f x n dx (7-14) f x s dx (7-15) f x n dx (7-16) • 在ROC解析中，设计的测试刺激观察者的 信号s和噪声n数量是已知的称金标准， 把观察者判断的(包括误判的)N、S的结 果可与金标准进行对照，或者说诊断医 师并不是十全十美的，会出现对病灶s和 无病灶n的影像既可能作出正确的判断， 又可能作出误判。ROC解析就是将判断结 果与预先已知的金标准进行比较(表7-1)。 刺 激 判断结果与金标准比较 阳性(S) 阴性(N) 合 阳性(s) 真阳性TP 假阴性FN TP＋FN=T(s) 阴性(n) 假阳性FP 真阴性TN FP＋TN=T(n) 合 TP＋FP=T(S) FN＋TN=T(N) 计 计 • 若用P(S|s)表示纵坐标，P(S|n)表示横坐标，用测试结 果绘制成的曲线就是2剌激(s，n)×2判断(S，N)的ROC曲 线(图7-7)。 • (2)敏感性和特异性：敏感性(sensitivity)是 指观察者对信号s正确判断数TP与信号s的总数 TP＋FN=T(s)之比，用下式表示： • 敏感性(%)= TP 100% TP 100% (7-17) TP FN T s • 特异性(speciality)是指观察者对噪声n正确 的判断数TN与噪声n的总数TN＋FP=T(n)之比， 用下式表示： • 特异性(%)= TN 100% TN 100% (7-18) TN FP T n • 显然，敏感性和特异性表示的是观察者正确判 断能力的大小。敏感性和特异性的存在，是因 为成像系统探测器的探测能力和观察者(诊断 者)判断能力决定了f(x|n)和f(x|s) 的2种正 态分布有重叠部分原因，决定了对信号s和噪 声n的正确的判断和误判，形成判断基准Xc， 随着观察者能力大小或者成像系统探测器的探 测能力大小变化，Xc由A移到D，可求出各敏感 性和特异性数值，并且可以描绘出相应变化的 敏感性-特异性曲线(图7-8)。它可全面反应判 断者判断能力，或成像系统的性能。但当Xc一 定时，敏感性和特异性就确定了，不会同时增 加或减小。 • 2.ROC曲线的制作方法 常用的制作ROC曲线的 方法有两种：一种是2阶求法；一种是5阶求法。 • （1）2阶求法：2阶求法有的称二等级法，也 有的称二分类法。它解决是或否的问题，即要 求诊断者必须作出二者择其一的明确判断（诊 断）。如对信号s，即病灶的存在或不存在、 恶性或良性等，不允许有第三种诊断。这种 ROC曲线的绘制及描述采用二阶法，即由1位或 几位观察者（诊断医师或实验测试人员）分别 以不同的诊断界值对观察的每一幅影像（实验 模型照片影像或临床放射诊断影像）作出二者 择其一的诊断，然后与金标准相对照，分别计 算各自的敏感性和特异性，这样每次会得到一 对敏感性和特异性的数值。 • 每一对数值都可计算出对应的P(S|s)和P(S|n) 一对数值，可以描出一个点，将此点与2个角 联起来就成为一条ROC曲线。2个观察者就有2 条ROC曲线，此种方法求出的ROC曲线仅有3个 点联起来的，是一条折线，很难描成一条光滑 的ROC曲线（图7-7）。此方法的依据就是前述 的2刺激（s，n）×2判断（S，N）矩阵。一般 不用此方法。 • （2）5阶求法：5阶求法又称多阶法。实际上 观察者（放射诊断医师）往往是面临多种选择 的可能，并非简单的“是”或“否”。目前放 射影像文献中用多阶法有4阶法、5阶法、6阶 法，常用5阶求法。 • 5阶求法是，观察者面对信号s或噪声n可有5种选择： ①肯定没有；②好像没有；③不清楚；④好像有；⑤ 肯定有。这里需指出的是，若对信号s判断，其中的好 像没有是指好像有噪声n，肯定没有是指肯定有噪声n 的意思；若对噪声n的判断，其中好像没有是指好像有 信号s，肯定没有是指有信号s。表2-6中的数据，是由 观察者对100个信号和100个噪声的判断结果的例子。 表7-3中的数据是对表3-6中的数据的累积。表7-4中的 数据是对表7-3中的数据计算出P(S|s)和P(S|n)数值。 表3-6、3-7、3-8中的数据是判断基准Xc，由xc1移动到 Xc2、Cc3、Xc4、Xc5时f(x|s)和f(x|n)概率分布曲线下围 成的面积值（图7-9）。由表7-4中的P(S|s)和P(S|n) 的数据就可绘制成2×5的ROC曲线（图7-10）。 表7-2 用5阶法观察者判断的结果（数值） 判 类 别 断 结 果 1 2 3 4 5 肯定没 有 好像 没有 不清 楚 好像有 肯定有 真阳 性数 2 14 34 34 16 假阳 性数 16 34 34 14 2 表7-3 类 5阶法观察者判断的真阳性和假阳性数各自的累积 别 判 断 结 果 1+2+3+4 +5 2+3+4+5 3+4+5 4+5 5 真阳性数 的累积 100 98 84 50 16 假阳性数 的累积 100 84 50 16 2 表7-4 2刺激（s，n）×5判断（S，N）矩阵 类 别 1＋2＋3＋ 2＋3＋4 3＋4＋5 4＋5 4＋5 ＋5 5 P(S|s) 1.0 0.98 0.84 0.5 0.16 P(S|n) 1.0 0.84 0.50 0.16 0.02 • 5阶法制作ROC曲线的读取信号s和噪声n 获 得 的 P(S|s) 和 P(S|n) 数 值 ， 多 应 用 CEMetz的ROCKIT软件进行数据分析处理。 5阶法比2阶法能反应出更多的信息量， ROC曲线的估计更为稳定和精确，且效率 更高。 • 3.ROC曲线的种类 见《医学影像成像原 理》第三章有关内容。 • 4.ROC曲线的评价指标及应用 • （1）ROC曲线的评价指标：评价指标有 多个，常用的有3个：①对应的每一个 FPF所得到的TPF，即传统的敏感性和特 异性指标；②ROC曲线下的面积值（Az）， ROC曲线越靠近左上角，Az值的面积就越 大，当Az=1.0时，表示观测者的诊断 （或判断）是完美的，没有假阳性和假 阴性的错误，当Az=0.5时 ，表明观测者 的诊断（或判断）结果毫无意义，无法 区分有病（信号）和无病（噪声），Az 值的范围为0.5～1之间； • ③ROC曲线下的部分面积值（Az），由于Az表 示从0到1整个FPF数值范围内敏感性的平均值， 当测试的2条ROC曲线有相交时，Az值就不能反 映某一范围内ROC曲线的敏感性和特异性的优 劣，甚至可出现相反的结论，这时必须应用 ROC曲线下部分面积，即某一FPF数值范围内敏 感性平均值来比较ROC曲线的特性才能反映真 实情况。除此之外，ROC解析的参数还有斜率 （b）截距（a）、检测能力dˊ和deˊ，这些 参数的物理意义在医学成像原理教材中有叙述， 在此不再赘述 • （2）ROC曲线的应用：应用四个方面：①不同 成像方法效能的比较，包括某种成像系统对某 种疾病的诊断绝对性评价；可以对2种或2种以 上的成像系统对某种疾病的诊断作出相对性评 价，即在影像检查技术中每一种成像方法、显 示技术都有各自的优点和缺点，不能笼统地说 哪一方法更好，只能说对某种疾病的检查有优 势，用ROC曲线的客观性指标Az可进行参照比 较；②对不同的测试者运用同一成像方法的技 能比较，即在影像诊断中，用同一成像方法获 得影像信息，请多位观测者在同一观测条件下 进行判断，将数据制作成ROC曲线，比较与观 测者对应的ROC曲线Az值大小，看谁的诊断能 力高，谁的诊断能力相对较低； • ③对不同的成像条件运用相同观测者的效果比 较，即在一种影像检查技术中，运用不同成像 条件，如不同管电压70kV、80kV、100kV、 110kV、120kV，在其他条件相同的情况下进行 屏-片组合胸部X线摄影的效果，根据测试数据 制成ROC曲线，比较不同管电压下成像的ROC曲 线的Az值大小，看哪个kV值条件下对某种信号 显示最好；④用ROC曲线的Az面积大小比较CR、 DR等数字成像系统后处理功能不同参数的作用。 另外需要说明一点的是，为了使评价结果更可 靠，最好所用评价Az值是用3位以上观测者的 平均值，防止出现较大偏差。 二、客观评价法 • 所谓像质的客观评价（objective evaluation）法是指用构成影像中的一些物理 属性特性量来进行测定的评价法。在医学影像 成像中，影像信息传递功能是由影像的对比度、 密度、锐利度、影像上的噪声（也常指照片斑 点）等相关物理量显现出来的。现在常用的客 观评价法有三个：调制传递函数（modulation transfer function；MTF）评价法、噪声评 价法、噪声等价量子数（noise-equivalent quanta；NEQ）和DQE评价法。 • （一）MTF评价法 • MTF是1946年法国的Duffieux以傅立叶变 换的手段，用光学传递函数（optical transfer function；OTF）来评价像质 提出的。1962年国际放射界将OTF引入X 线成像系统，并借用通讯工程学信息论 的“频率调制”概念，将其以时间为自 变量频率响应函数，换成空间频率 （LP/mm）为变量的MTF。 • 1.基本概念 评价X线照片影像清晰程度的量 化指标是用MTF来完成的；而MTF又是描述影像 模糊度的量化指标。只是影像的清晰度和模糊 度是两个描述输入成像系统影像信息量再现率 的、数值大小相反、实质内容一样的物理量。 影像的模糊值为零，其MTF就等于1.0，表示输 入影像信息再现率为百分之百，影像的清晰度 最好；反之，影像的模糊值大到一定程度，其 MTF等于零，表示输入成像系统的影像信息量 是完全模糊不清的，影像的清晰度为零。一般 情况，成像系统输出的影像信息再现率不是零， 也不是1.0，而是0<MTF<1.0。由上述可知， MTF是通过测试成像系统的模糊值大小来完成 的。 • （1）空间频率：时间的周期和频率是用于通讯工程学中的物理量， 若用T表示时间的周期，即完成一次全振动所需时间，f表示时间 的频率，即每单位时间内（每秒）完成的全振动的次数，用次/s 或周/s，单位用Hz表示 • f=1/T • 在医学影像检查技术中，常用的信号不是随时间而变化，而是随 空间而变化的，若用纵坐标表示信号f（x），横坐标表示空间距 离x（图7-11） • 若用λ表示空间周期，即代表一个波长，单位空间距离内 完成的空间周期的次数称空间频率ω，一般 • ω=1/λ • 空间距离用mm为单位，ω的单位是LP/mm或line/mm。LP表 示一个线对，如果空间波是正弦或余弦形式的，一个L.P 中表示含有一个波峰和一个波谷，若空间波是一个矩形波 （图7-12），一个L.P中包含“一白线条、一黑线条”。 • （2）调制度：影像上的信号是通过对比度显现出来的。 引用一个调制度的概念来定量的描述信号显现程度 （图7-13） • M来表示，M的定义为： • M=[1/2（Imax-Imin）]/[1/2 （Imax+Imin）]=Ia/Io • “调制度”是由无线电波调幅程度转义过来的。 Io 表示影像正弦信号的平均亮度值（或密度D 值），Imax、Imin分别表示影像正弦信号的最 大亮度和最小亮度，Ia表示振幅。显然，影像 正弦信号的亮度分布表达式为： • I（X）=Io+IaCOS2πωX或 • I（X）=Io（1+ IoCOS2πωX /Io）= Io（1+ MCOS2πωX） • 由于亮度不能为负值，必须是Ia≤Io。M值的 范围是0<M<1。为简化，往往将Io 作为一个单 位，I（X）可写为： • I（X）=1+ Mcos2πωX • （3）MTF：如果成像系统是理想的，输入的正 弦波与输出的正弦波影像应是完全一样的。但 现实中理想的成像系统是不存在的，往往输出 的正弦波影像与输入的有差别（图7-14）。 • 若用M物表示输入的正弦波或理想输出的正弦波 影像，M物为： • M物= Ia/Io • 若M像表示经过一个成像系统后输出的实际正弦 波影像，M像为： • M像= Ia’/Io • 因为Ia’≤Ia，所以M 像 ≤M 物 ，即实际输出的正 弦波影像信号的调制度只会降低，不会提高。 降低程度有成像系统的优劣来决定。我们用 H(ω)表示MTF，其定义式为： • H(ω) = M像（ω）/ M物(ω) • 显然，MTF是以ω为变量的函数。其数值 变化的范围是：0≤H(ω)≤1。其物理意 义是：当H(ω)=1时，表示成像系统能够 将在所有ω质范围内的输入信号一点也 不损失的再现出来，这是最理想的成像 系统；当H(ω)<1时，表示成像系统只能 将部分输入信号再现出来，而且随着ω 值增大，输入信号损失越严重；当信号 完全损失时，即H(ω)=0时，ω值称截止 空间频率（图7-15）， • 在这里需要说明的一点是，H(ω)<1时体现的是光能重 新分配，而不是光能损失，从图7-13（A）中可以看出： 光亮线亮度降低所损失的能量（实线在上虚线在下所 夹的面积值），正好弥补暗线亮度增加所需的光能 （实线在下虚线在上所夹的面积值）。另外还需说明 的一点是，正弦波测试卡信号成像后，除了对比度降 低外，还可能出现相位移动，即实际成像的线条位置 不再理想线条的位置上，而是沿着X轴方向移动一段距 离，这段距离可以用mm来表示，也可以用θ角来表示， 当移动的这一段距离X刚好等于λ/2时，即θ=π时， 就出现黑线条移动到原来白线条的位置上（波峰移到 波谷的位置上），出现黑的变白，白的变黑的伪影， 或称伪解像。我们把θ成为相位传递，而且随着ω值 而变化，把随ω值而变化的θ(ω)称作相位传递函数 （phase transfer function；PTF）。 • 2.MTF测试方法 在光学系统中测试MTF的方法 很多，适合于X系统的方法有两种：对比度法 和傅立叶变换。 • CR和DR成像系统的MTF测试方法、其测试的MTF 指的是成像系统的最后的MTF，即包括成像系 统的数字打印系统的MTF，称为最后的（final） 的MTF，用符号MTFfinal来表示： • MTF MTF MTF MTF （7-9） final pre filter prim • 式中的MTFpre表示预抽样（presampling）MTF， MTFfilter表示画像处理等的MTF，MTFprint表示激 光打印或CRT的MTF。 • 由于技术的原因，CR和DR的抽样间隔不能充分小，大 多在100～200μm之间，称作抽样不足。使测试的MTF 与模拟成像系统的不同，不能表示真实的MTF，其原因 就 是 由 于 抽 样 不 足 产 生 了 混 叠 误 差 （ aliasing error）。 • 由于测试成像系统MTF的狭缝宽10μm，长1000μm，CR 和DR的IP和FPD的抽样间隔多是100μm和200μm，显然， 用10μm的狭缝平行或垂直放置来测试抽样间隔的MTF 时，包括不了一整个间隔，故采用倾斜2º～3º角放置狭 缝（图7-16）来解决这一问题。通过X线摄影获得狭缝 像后，用显微密度计对狭缝变化位置进行扫描，获得 多个光密度LSF（图7-17），其中最尖锐的是中心校正 的LSF，最尖锐的或者说是最平缓的是位移校正的LSF， 然后，对中心校正和位移正的线量分布LSF作傅氏变换， 获得最后的中心校正的MTF和位移校正的MTF。 • 测试时，要测垂直和平行X线管两个方向上MTF。其 表达式为： • MTFOC MTFpre aliasin g MTFfilter MTF （7－20） • MTFOS MTFpre aliasin g MTFfilter MTF （7－21） • MTFOC 表示中心校正的MTF，MTFOS 表示位移校正的 MTF，将（7－20）和（7－21）式相加可得： • MTFOC MTFOS MTF pre MTF filter MTF prim （7－22） 2 • 比较（7－19）和（7－22）式可知： • MTF MTFOC MTFOS final 2 （7－23） • 显然，最后的MTFfinal是从中心校正和位移校正 MTF求出的。由此可知，测试CR和DR的最后MTF 时，不必测试抽样间隔和激光打印机的MTF了。 • 总的混叠误差＝MTFOC－MTFfinal （7－24） • 可用图7－17来表示。在这里总的混叠误差和 总的中心校正MTF中的“总的”含义是，指包 括了大于尼奎斯特空间频率的误差。如果抽样 间隔充分小，即满足了抽样定理，在尼奎斯特 空间频率以下的混叠误差就为0，此种情况下： • （7－25） MTFfinal MTFOC MTFOS • 这与模拟成像的MTF就一样了，实际情况是抽样间隔越大， 最后的MTF越小，总的混叠误差就越大。图7－18表示抽样 间隔是200μm和100μm的CR设施测试最后的MTF和总的混 叠误差。 • 3.MTF的应用简介 • （1）成像系统的MTF：一个成像系统往往包括几个子 系统，如X线管焦点、滤线栅、屏-片组合等，若知道 每个子系统的MTF，就比较容易计算出整体成像系统的 MTF，其计算式是: • H(ω)=H1(ω)·H2(ω)·……Hn(ω) • 此式表示整体成像系统的MTF等于各子系统的MTF乘积， 显然对于一个成像系统来说，每个子系统的MTF值都会 降低整体成像系统的MTF，整体成像系统的MTF都比每 个子系统的低，这就要求力求使每一个子系统的MTF不 降低的道理。 • （2）不同成像系统的MTF的比较：当测试出某个成像 系统的MTF并绘成MTF曲线（图7-19(A)）后，就很清楚 地看到对应于一个MTF值为零的空间频率ω值，表示在 这个空间频率值所形成影像信号完全模糊了，这个ω 值称为此成像系统的极限分辨力或者截止空间分辨力。 • 实际上人眼观察影像信号模糊的空间频率值并 不是理想的极限分辨力，而是MTF等于0.05时 所对应的鉴别频率。有成像系统的极限分辨力 可以比较几个成像系统的性能（图6-19（B）） 但并不全面。观图可知：A成像系统的极限分 辨力比B的小，即B好于A系统，而在ω值小于A、 B两个成像系统MTF值相等的ω值范围内，A好 于B系统。 • （3）数字成像系统后处理参数的作用比较： 以CR成像为例，其后处理有关的参数可提高影 像信号的对比度，改善成像系统的MTF值，通 过实验测试比较，可比较出CR设备对不同人体 组织影像最适宜的成像参数值。 • （二）噪声评价法 • 1.噪声评价法的提出 噪声(noise)在X线照片 上原来称X线照片的粒状度，也称照片斑点 （mottle），噪声和斑点在本质上是一样的。 所谓斑点就是指X线量子统计涨落在照片上记 录的反映。由屏-片组合形成的模拟影像上的 斑点是由X线量子斑点、增感屏结构斑点和胶 片的粒状性形成的。随着成像设备增多，如 MRI、CR、DR等的出现，形成影像上的斑点原 因增多，如量子噪声、与A/D转换形成的比特 （信息单位）数量、读取时的噪声等，现在已 经将照片影像上量子统计涨落都称为噪声，很 少称斑点了。 • 影像上的噪声能淹没影像上微小的信号（病灶），国 际放射界对噪声特性进行了大量研究。描述噪声特性 的物理量有两个：均方根（root mean square；RMS） 值、威纳频谱（Wiener spectrum ；WS）。1963年美 国芝加哥大学的Rossman对此就有了卓有成效的研究。 由于WS的计算非常繁杂，没有性能很好的电子计算机 是无法完成的，随着电子技术的飞快发展，应用WS来 评价影像噪声特性已成现实了。 • 2.RMS 医学影像的亮度分布或密度分布是随机的。影 像上微小的亮度差或密度差往往是微米（μm）级的， 用一般的透视密度计很难测试，用显微密度计扫描可 以测出照片上随机变动密度值分布曲线，然后用显微 密度计的10μm测试孔去等分，得到若干个密度值大小 不等的离散型随机变量函数。 • 为了描述这些大小不等的离散随机变量的差异 程度用标准差（RMS）σ(D)来表示，σ(D)的 计算公式为： ( D D )2 ( D D )2 ( D D ) 1 2 n σ(D) n • 式中n表示测试的点数，一般应在1000个点以 上，点数越多测出的RMS 值越精确，表示各点 的平均密度值， D1、D2……Dn代表测点的密度 值。RMS值反映出了照片上各点的密度差程度， 或者说总体上偏离数学的期望值（即平均值） 的程度。RMS值小，代表照片的噪声轻。 • 3.WS • （1）WS的物理意义：在物理学声学中，把干扰信号的 无规则的、紊乱的、断续的一种无调声称噪声；在无 线电通讯中出现的传输信号以外的干扰也称为噪声； 在数字信号处理中把所需要的、可以预测到的信号称 为确定性信号，把不需要的、无确定性的、不可预测 的干扰信号称随机信号；医学影像照片上的淹没微小 信号的无规则的微小密度差称为噪声。上述噪声、随 机信号，从物理本性上讲是一样的，既无规则的、随 机的、无用信号，故对医学上的噪声的频率特性描述 就借用了物理学声学中的噪声。在通讯工程学（或声 学）技术中描述噪声的频率特性，是以时间为变量的 功率频谱（power spectrum；PS），而在医学影像检 查技术中描述噪声频率特性是以空间长度为变量的， 故冠以N.Wiener，即WS是以空间长度为变量的函数。 • WS的物理意义就是：医学影像上在单位长度 （mm）上的密度差随着空间频率（LP/mm）变化 而分布的状况。其数值等于噪声的自相关函数 的傅立叶变换。很明显，测得的医学影像上的 噪声，即随机的微小密度差，它相当于测得物 理声学中噪声的振幅瞬时值，噪声功率频率单 位是明确的，指单位时间内物体振动而产生的 在某一频带的噪声能量，频率单位是Hz；而WS 的单位却是mm2，其原因是单位长度上的医学影 像噪声“能量”分布的WS值，“能量”值的影 响噪声的微小密度差，由于密度D是无量纲的， 所以推导出的WS单位是mm2，看似是面积单位， 实际上不是面积单位，其数值大小只是描述噪 声随着空间频率（LP/mm）而变化的特性（图720）。 • （2）WS的测试方法：WS的实验条件与RMS的实 验条件相似，但测试点数需10万个。但一般单 位不具备测孔为10μm的显微密度计，故对WS 的测试有困难。 • （3）WS的应用简介：①用WS计算形成屏-片组 合噪声结构的比例；②WS反映的是噪声的频率 特性，通过分析WS曲线图，可知道在各个频率 上的噪声分布变化情况；③可以比较不同成像 系统的成像噪声大小；④可以比较同一个成像 系统应用不同的成像条件所形成的影像噪声情 况；⑤通过测试不同图像后处理参数所形成影 像噪声多少，可知控制数字成像噪声的方法。 • （三）噪声等价量子数评价法 • 1.提出用NEQ评价像质的原因 NEQ原是20世纪 60年代应用于评价天体物理摄影系统成像质量 的一个物理量。随着CR、DR等数字成像设备的 相继问世，由于其后处理功能而出现的噪声特 性与解像力特性相反特性问题，即图像后处理 使影像的对比度提高，MTF值增大的同时，影像 上的噪声也增加了，换句话说，通过图像后处 理使影像的信号显示更清楚、更多了，同时影 像上的噪声又淹没了一些影像上本应显示的微 小信号（病灶），所以，用原来评价影像质量 所应用的物理量：γ(对比度)、MTF、WS中的， 单独哪一个都不全面。于是用影像上的信噪比 SNR概念来评价像质的问题就提出来了，而NEQ 就是用SNR来评价影像质量的具体应用。 • 2.NEQ的物理意义 NEQ定义为一个成像 系统输出的SNRout的平方（图7-21）， • 量子利用率：η • 在医学影像成像系统中NEQ表达式为： • （7-26） 2 NEQ( ) ( SNROUT ) (lg e) 2 r 2 MTF 2 ( ) WS ( ) • 式中ω代表空间频率（LP/mm），e是常数 2.71828。显然，NEQ将评价影像质量的独立参 数γ、MTF、WS等联系起来了，这就在评价影 像质量时，既注意影像上显示的信号多少，又 注意影像上出现的淹没微小信号噪声多少，即 SNR大小的道理。 • 3.DQE的物理意义 • DQE称作量子检出效率，可解释为成像系统的 有效量子的利用率。DQE一般定义为成像系统 中输出侧与输入侧的信噪比的平方之比，即： 2 2 • (7-27) qout SNRout qout DQE 2 2 SNRin q in qin • 也就是说，DQE是指成像系统中输出侧的信号 与输入侧的信号之比。显然，DQE总是小于1， 这是由于成像系统不可能将输入的信号完全探 测和包含在影像中信息的损失造成的。 • 由式(7-28)和式(3-140)可知：NEQ与入 射剂量和探测器的性能之间有如下的关 系： • NEQ=q×DQE (7-29) • 式(3-141)表示的物理意义是，NEQ与入 射剂量成正比。另一方面，对于X线量子 探测而言，它还表示了入射的量子数仅 有一部分转换成影像信息，这一部分就 是探测器的DQE值。 三、综合评价法 • （一）概念 • 综合像质评价法是以诊断要求为依据，用物理 参量作客观评价手段，再以成像的技术条件作 保证，三者有机结合，而且注意尽量减少病人 受检剂量的综合评价像质方法。这一问题国际 上尚无统一方法。但欧共体在1989年发布了放 射诊断影像质量的评价标准，1996年又对像质 的评价标准进行了改进。该方法，具有科学性 和可操作性，很有借鉴价值。 • 我国的放射技术工作者，对综合像质评价法非 常关注，做了不少工作，在大量的实践基础上 已初步制定了适合国情的医学影像质量控制综 合评价标准（草案）。 • （二）概述 • 以欧共体1996年公布的放射诊断质量标准为例， 综合评价法梗概为： • 1.目的 通过放射诊断影像质量、患者接受的 辐射剂量、摄影技术等的选择，获得：①满意 的影像质量；②每次摄影合理的低辐射剂量。 • 2.获得优质影像应遵守的一般原则 ①影像的 标识，如标记号、检查日期、定位标记及摄影 人员编号标记等；②X线成像设备的质量控制： 包括输出剂量和检查体位时所应用的相关技术 参数值；③正确体位摆法； • ④X线束的限制，即把X线束限制到满足所需诊 断信息要求的最小照射野；⑤防护屏蔽；⑥摄 影曝光条件选择；⑦屏-片组合的选择；⑧照 片密度值的测量：要求总体范围在0.5～2.2之 间，照片灰雾值不超过0.25；⑨每次检查的曝 光次数；⑩阅片室的视读条件选择：观片等的 亮度应使入射到观片者眼睛的光强在100Cd/mm2 左右，照片密度值范围为0.5～2.2左右，观片 灯光强均匀，颜色应为白色，阅片室的环境照 度要小，具有能分辨0.1mm以下最小影像细节 的2～4倍的放大镜等。另外，还要注意最佳照 片冲洗技术 • 3.影像质量的诊断学要求 ①影像标准：指照 片影像能看到的一些重要的解剖学结构和细节， 并用性质可探知、细节未显示的性质可见 （visualization）；解剖学结构的细节可见， 但不能清晰地辨认的细节显示(reproduction) 和解剖学结构的细节能清晰辨认的细节清晰显 示（visually sharp reproduction）三级可 见程度来表征其性质；②重要的影像细节：指 给出了最小可辨认细节的极限尺寸，作为影像 质量定量评价，有些细节可能是正常的解剖学 细节，也可能是病理性的。 • 4.X线摄影的具体要求 由于摄影位置很多，其具体要 求仅举两个例子就可见一斑。例一胸部后前位：①诊 断学要求，包括深呼吸（由横膈上的肋骨位置进行评 价即前6肋后10肋）后屏息摄影；胸廓两侧对称显示， 指由两锁骨近端与胸椎棘突中心之间的位置来确定； 肩胛骨内侧缘投影于肺野之外；横膈以上的整个肋骨 架显示；整个肺野的血管影像，特别末梢血管清晰显 示；气管和临近的支气管、心脏和主动脉边缘、横膈 和双侧肋膈角的解剖结构应清晰显示；心脏后肺野和 纵隔可见；透过心脏影像可见脊椎；②重要影像细节 要求，包括整个肺野（包括心后影后肺野）中微小圆 形细节显示指标，即高对比度影像下0.7mm直径、低对 比度影像下2.0mm直径；外周肺的线状和网状细节显示， 即高对比度影像下0.3mm、低对比度影像下2.0mm宽度； • ③患者辐射剂量标准，指标准体型（体重70kg）患者 体表入射剂量为0.3mGy；④最佳摄影技术，包括带有 静止或活动滤线栅的立位摄影架、标称焦点值≤1.3、 总滤过≥3.0mmAl当量、滤线栅r=10、40线/cm、屏-片 组合标称感度为400、焦点-胶片距离为180cm（140～ 200cm）、摄影管电压为125kV、曝光时间﹤20ms、防 护屏蔽按标准防护。例二乳腺内外侧斜位：①诊断学 要求，包括要求胸大肌的角度正确；乳房下角可见； 上外侧腺体组织清晰显示；腺体后脂肪组织清晰显示； 乳头的整个轮廓清晰地位于浮现组织之上（有标记指 示）；看不到皮肤皱褶；左、右乳腺影像对称；若在 强光下皮肤轮廓可见，无强光时几乎看不到；可见透 过最密集实质的脉管结构显示；所有脉管、纤维束和 胸大肌边缘均清晰显示；沿胸大肌的皮肤结构清晰显 示； • ②重要影像细节要求，主要指0.2mm的微小钙 化显示；③患者辐射剂量标准要求，对标准体 型患者（乳房压迫厚度4.5cm）的体表入射剂 量（有滤线栅）为10mGy；④最佳摄影技术， 包括专用钼靶（Mo）X线装置、0.3mm的X线管 焦点、27线/mm的滤线栅、专用高分辨力的屏片组合、60cm的焦点至胶片距离、28kV的管电 压、自动曝光控制、2s的曝光时间等。 • 欧共体在综合像质评价方面做了卓有成效的工 作，不仅制定了屏-片组合成像的，而且还制 定了CT的。 • （三）我国的《常规X线影像质量标准》（草案）简介 • 中华医学会影像技术学会借鉴欧共体影像综合评价标准， 制定了我国的X线影像综合影像评价的标准，称之为 《常规X线影像质量标准》（草案）。 • 1.前言 医学影像质量控制标准制定的目的，是以最低 辐射剂量、最好影像质量，为临床诊断提供可信赖的医 学影像信息。它由医学影像检查的成像过程的最优化来 实现。 • 该标准以成像过程最优化中的以下三条主线给出影像综 合评价标准：①以诊断学要求为依据；②以能满足诊断 学要求的技术条件为保证；③同时充分考虑减少影像检 查的辐射剂量。 • 该标准为医学影像实践提供了一个可达到的标准，但是 未能给出某些特殊临床状况下应具备的影像质量标准， 此外，不可能对医学影像的所有程序进行评价，因此只 给出了最常见、最典型的五个部位的影像标准。 • 2.影像质量控制 • （1）诊断学要求：①影像显示标准：指在照 片影像上能显示特别重要的解剖结构和细节， 并用可见程度来表征其性质。可见程度可分3 级，隐约可见：解剖学结构可探知，但细节未 显示，只特征可见；可见：解剖学的细节可见， 但不能清晰辨认，即细节显示；清晰可见：解 剖学的细节能清晰辨认，即细节显示。以上规 定的解剖学结构和细节能在照片影像上看到， 有助于作出准确的诊断。这取决于正确的体位 设计、患者的配合及成像系统的技术性能；② 重要的影像细节：这些标准为在照片影像上应 显示的重要解剖学细节提供了最小尺寸的定量 信息，这些细节也许是病理性的。 • （2）体位显示标准：该标准以相应的摄影位 置的体位显示标准为依据。 • （3）成像技术标准：本文件给出的成像技术 标准是较为合理的组合，推荐的意义在于因X 线摄影设备的不同，在成像中未能满足其中一 些要求时，以此来知道如何加以改进和提高成 像技术条件的参数是：摄影设备、标称焦点、 管电压、总滤过、滤线栅栅比、屏-片组合的 感度、摄影距离、自动曝光控制探测野、曝光 时间、防护屏蔽等10项。 • （4）受检者剂量标准：该标准提供在各种摄 影类型的标准体型下，患者体表入射剂量的参 考值。 • （5）照片影像上解剖点的密度标准范围：密 度是构成影像的基础，对比度是影像形成的本 质。本标准设定的不同部位特点解剖点的密度 范围，可作为定量评价照片影像质量标准的参 考值。 • 3.标准影像必须遵循的一般规则 该规则适用 于对人体各部位影像质量的评价：①影像显示 能满足诊断学要求；②影像注释完整、无误； ③无任何技术操作缺陷；④用片尺寸合理、分 格规范、照射野控制适当；⑤引整体布局美观， 无影像诊断的变形；⑥对检查部位之外的辐射 敏感组织和器官应尽量加以屏蔽；⑦影像呈现 的诊断密度范围应控制在 0.25～2.0之间。 • 4.常见部位的影像质量标准 • （1）颅骨 • 1）颅骨后前位：①诊断学要求：颅骨穹隆内、外板结 构及额窦、筛窦、内听道应清晰可见；影像细节显示 指标为0.3～0.5mm；②体位显示标准：颅骨正中矢状 线投影于照片正中，眼眶、上颌窦左右对称显示，两 侧无名线或眶外缘至颅外板等距；岩骨上缘投影于眶 内上1/3处，不与眶上缘重叠；照片包括全部颅骨及下 颌骨升支；③技术条件：70～80kV；30～40mAs；曝光 时间要少于100ms；自动曝光控制为中间室；焦点-胶 片距离（focus-film distance；FFD）为100～120cm； 屏-片组合（感度级）为400；焦点为0.6mm；滤线栅的 r =10:1、40线/cm；总滤过大于2.5mm铝当量；④体表 入射剂量为小于5.0mGy；⑤照片选点密度范围：单侧 眶上缘中点向上2cm处取点的密度为0.95～1.15；内听 道中点的密度值为0.55～0.60。 • 2）颅骨侧位：①诊断学要求：颅骨穹隆内、 外骨板、血管沟以及蝶鞍结构清晰可见；影像 细节显示指标为0.3～0.5mm。②体位显示标准： 蝶鞍位于照片正中略偏前，蝶鞍各缘呈单线半 月状，无双边影；前颅窝底重叠为单线，双侧 外耳孔、岩骨投影完全重合；照片包括全部颅 骨及下颌升枝，额面缘投影应与胶片缘近似平 行。③技术条件：75～80kV；25～30mAs；曝 光时间为小于100ms；自动曝光为中间室；FFD 为100～120mm；屏-片组合（感度级）为400； 焦点为0.6mm；滤线栅为r=10:1，40线/cm；总 滤过大于2.5mm铝当量；④体表入射剂量小于 3.0mGy。⑤照片选点密度范围：颅内前后径中 点为0.45～0.50；鞍内为0.55～0.65。 • （2）膝关节 • 1）膝关节前后正位：①诊断学要求：股骨远端及胫骨 近端骨小梁清晰可见；髌骨隐约可见，周围软组织可 见；影像细节显示指标为0.3～0.5mm。②体位显示标 准：照片包括股骨远端、胫骨近端及周围软组织；关 节面位于照片正中，关节间隙内外两侧等距；腓骨小 头与胫骨仅有少部分重叠（约为腓骨小头的1/3）。③ 技术条件：管电压为55～65kV；毫安秒为10～12mAs； 曝光时间小于200ms；自动曝光控制为（一）；FFD为 100～120cm；屏-片组合（感度级）为200；焦点为 0.6mm；滤线栅为（一）；总滤过大于2.5mm铝当量。 ④体表入射剂量小于1.0mGy。⑤照片选点密度范围： 软组织（腓骨小头旁）为1.7～1.8；关节内外腔为 0.9～1.1；股骨皮质为0.4～0.5；股骨与髌骨重叠区 中点为0.4～0.5；胫骨上端中点为0.55～0.65。 • 2）膝关节侧位：①诊断学要求：股骨远端及胫 骨近端骨小梁清晰可见；周围软组织可见；影像 细节显示指标为0.3～0.5mm；②体位显示标准： 膝关节间隙位于照片正中，股骨内外髁重合；髌 骨呈侧位（平行四边形）显示，无双边，股髌关 节间隙完全显示；腓骨小头前1/3与胫骨重叠； 股骨与胫骨长轴线夹角为120°～130°；③技术 条件：55～65kV；10～12mAs；曝光时间小于 200ms；自动曝光控制为（一）；FFD为100～ 120cm；屏-片组合（感度级）为200；焦点为 0.6mm；滤线栅为（一）；总滤过大于2.5mm铝当 量；④体表入射剂量小于1.0mGy；⑤照片选点密 度范围：关节腔前缘为1.2～1.4；关节内后缘为 1.0～1.2；胫骨上端中点为0.6～0.7；髌骨中点 为0.8～0.9。 • （3）腰椎 • 1)腰椎前后正位：①诊断学要求：椎弓根、椎间关节、 棘突和横突均清晰可见；骨皮质与骨小梁结构清晰可 见；腰大肌可见；影像细节显示指标为0.3～0.5mm； ②体位显示标准：照片包括胸11至骶2全部椎骨及两侧 腰大肌；椎体序列于照片正中，两侧横突、椎弓根对 称显示；第三腰椎椎体各缘呈切线状显示，无双边现 象，椎间隙清晰可见；③技术条件：75kV～90kV； 35mAs～60mAs；曝光时间小于400ms；自动曝光控制为 中间电离室；FFD为100～120cm；屏-片组合（感度级） 为400；焦点小于1.3mm；滤线栅的r=10:1，40线/cm； 总滤过大于3.0mm铝当量；④体表入射剂量小于10mGy； ⑤照片选点密度范围：腰3横突中点为1.1～1.3；腰椎 间隙不与骨重叠为1.1～1.2；腰大肌（腰3～4椎间隙水 平的腰大肌中点）为1.4～1.6。 • 2）腰椎侧位：①诊断学要求：椎体骨皮质与骨 小梁结构清晰可见；椎弓根、椎间孔和邻近软组 织可见；椎间关节、腰骶关节及棘突可见；影像 细节显示指标为0.5mm。②体位显示标准：照片 包括胸11至骶2椎骨及部分软组织；腰椎体各缘无 双边现象，尤其是腰3；腰骶关节可见。③技术 条件：管电压为80kV～95kV；毫安秒为80 mAs～ 150mAs；曝光时间小于1000ms；自动曝光控制为 中间电离室；FFD为100～120cm；屏-片组合（感 度级）为400；焦点小于1.3mm；滤线栅的r=10:1， 40线/cm；总滤过大于3.0mm铝当量。④体表入射 剂量小于30mGy。⑤照片选点密度范围：腰3椎体 正中为1.1～1.3；腰3棘突正中为2.0～2.2；腰 3～4椎间隙为1.2～1.4；腰骶关节中点为0.5～ 0.7。 • （4）腹部泌尿系平片：①诊断学要求：骨骼 清晰可见；肾脏轮廓、腰肌影像及腹壁脂肪线 可见；肠道清洁良好，对诊断无影响；影像细 节显示指标为1.0mm的钙化点；②体表显示标 准：从肾脏上端到膀胱整个泌尿系统全部包括 在照片内，腰椎序列投影于照片正中并对称显 示；③技术条件：75kV～95kV；30mAs～60mAs； 曝光时间小于200ms；自动曝光控制为中间或 两侧；FFD为100～120cm；屏-片组合（感度级） 为400；焦点小于1.3mm；滤线栅的r=10:1，40 线/cm；总滤过大于3.0mm铝当量；④体表入射 剂量小于10mGy；⑤照片选点密度范围：肾区 （肾下极向上2cm，无肠气重叠点）的为0.4～ 1.1；腰2横突中点为0.9～1.25；闭孔中心为 1.25～1.35。 • 我国的《常规X线影像质量标准》（草案） 内容虽然还不全，但迈出了可贵的一步， 缩短了与发达国家在这个方面差距，使 我国放射技术者树立了影像质量管理具 体标准观念。当然，象CT、乳腺、MRI等 很多影像质量标准还未制定，但我们相 信，通过努力，一定会完成的。 结 束