路径: 主页 > GB > 第135页 > GB 17589-2011 | 标准编号 | GB 17589-2011 (GB17589-2011) | | 中文名称 | X射线计算机断层摄影装置质量保证检测规范 | | 英文名称 | Specifications for quality assurance test for computed tomography X-ray scanners | | 行业 | 国家标准 | | 中标分类 | C57 | | 国际标准分类 | 13.280 | | 字数估计 | 13,114 | | 发布日期 | 2011-12-30 | | 实施日期 | 2012-05-01 | | 旧标准 (被替代) | GB/T 17589-1998 | | 引用标准 | GB/T 19042.5 | | 标准依据 | 国家标准批准发布公告2011年第23号 | | 发布机构 | 中华人民共和国国家质量监督检验检疫总局、中国国家标准化管理委员会 | | 范围 | 本标准规定了对医用X射线计算机断层摄影装置(computed tomography X-ray scanner, 简称CT)以质量保证为目的进行检测的方法及其项目与要求。本标准适用于CT机的验收检测、使用中CT机的状态检测及稳定性检测。本标准不适用于CT机生产中的质量控制以及与CT机配套使用的影像显示系统和硬拷贝系统。 | GB 17589-2011
Specifications for quality assurance test for computed tomography X-ray scanners
ICS 13.280
C57
中华人民共和国国家标准
代替GB/T 17589-1998
X射线计算机断层摄影装置
质量保证检测规范
2011-12-30发布
2012-05-01实施
中 华 人 民 共 和 国 卫 生 部
中国国家标准化管理委员会 发 布
前言
本标准按照GB/T 1.1-2009给出的规则起草。
本标准代替GB/T 17589-1998《X射线计算机断层摄影装置影像质量保证检测规范》。
本标准与GB/T 17589-1998相比,主要技术内容变化如下:
---将GB/T 17589-1998中的表1修改为规范性附录;
---增加了CT值线性一项检测内容;
---修改了噪声的定义和计算方法;
---修改了CTDI的项目名称和计算方法;
---修改了高对比分辨力的检测方法;
---修改了低对比可探测能力和重建层厚偏差的项目名称和检测方法。
本标准由中华人民共和国卫生部提出并归口。
本标准由中华人民共和国卫生部负责解释。
本标准起草单位:中国疾病预防控制中心辐射防护与核安全医学所。
本标准主要起草人:岳保荣、尉可道、刘澜涛。
本标准所代替标准的历次版本发布情况为:
---GB/T 17589-1998。
X射线计算机断层摄影装置
质量保证检测规范
1 范围
CT)以质量保证为目的进行检测的方法及其项目与要求。
本标准适用于CT机的验收检测、使用中CT机的状态检测及稳定性检测。本标准不适用于CT机
生产中的质量控制以及与CT机配套使用的影像显示系统和硬拷贝系统。
2 规范性引用文件
下列文件对于本标准的应用是必不可少的。凡是注日期的引用文件,仅注日期的版本适用于本文
件。凡是不注日期的引用文件,其最新版本(包括所有的修改单)适用于本文件。
GB/T 19042.5 医用成像部门的评价及例行试验 第3-5部分:X射线计算机体层摄影设备成像
性能验收试验
3 术语和定义
下列术语和定义适用于本文件。
3.1
CT剂量指数 CTdoseindex,CTDI100
沿着标准横断面中心轴线从-50mm到+50mm对剂量剖面曲线的积分,除以标称层厚与单次扫
描产生断层数N 的乘积,按式(1)计算。
CTDI100=∫
-50
D(z)
N×Tdz
(1)
式中:
T ---标称层厚;
N ---单次扫描所产生的断层数;
D(z)---沿着标准横断面中心轴线的剂量剖面曲线。
注:一次扫描包括许多层面。
3.2
加权CT剂量指数 weightedCTdoseindex,CTDIw
将模体中心点采集的CTDI100与外围各点采集的CTDI100的平均值进行加权求和。
CTDIw=13CTDI100,c+
3CTDI100,p
(2)
式中:
CTDI100,c---模体中心点采集的CTDI100;
CTDI100,p---模体外围各点采集的CTDI100的平均值。
3.3
CT值 CTnumber
CT影像中每个像素对应体素的X射线衰减平均值。
注:CT值通常用 Hounsfield作为单位,简称 HU。利用式(3),将测得的衰减值按照国际统一的 Hounsfield标度转
换为CT值。
CT 值物质 =μ物质 -μ水
μ水
×1000 (3)
式中:
μ物质---感兴趣区物质的线性衰减系数。
μ水 ---水的线性衰减系数。
按照上述标度定义CT值,则必然有:水的CT值为0HU,空气的CT值为-1000HU。
3.4
体素 voxel
是成像体层中人为划分的,按矩形排列的若干个小的基本单元。
3.5
剂量剖面曲线 doseprofile
在标准横断面中心轴线上,剂量随其位置分布的相关函数。
3.6
半值全宽 fulwidthathalf-maximum
剂量剖面曲线上最大值一半处的两点的间距。
3.7
高对比分辨力 high-contrastresolution
空间分辨力 spatialresolution
在物体与背景在衰减程度上的差异与噪声相比足够大的情况下,CT成像时分辨不同大小物体的
能力。
注:通常,物体与背景的衰减系数之间的差异导致其相应的CT值相差100HU以上时被认为是足够大。
3.8
平均CT值 meanCTnumber
在一特定感兴趣区内所有像素CT值的平均值。
3.9
噪声 noise
在均匀物质影像中,给定区域CT值对其平均值的变异。其大小可用感兴趣区中均匀物质的CT
值的标准差除以对比度标尺表示。
3.10
CT机控制面板上选定并指示的层厚。
3.11
感兴趣区 regionofinterest,ROI
在给定时间内对影像中特别感兴趣的局部区域。
3.12
灵敏度剖面曲线 sensitivityprofile
CT系统相关响应量作为垂直于断层平面的直线上位置的函数。
3.13
扫描野中心处成像灵敏度剖面曲线的半值全宽。
3.14
螺距 pitch
球管每旋转360°诊断床的移动距离与总的成像探测器宽度之比。
P= dMS
(4)
式中:
d ---球管每旋转360°诊断床的移动距离;
M---球管每旋转360°所成断层图像的数目;
S ---每幅断层图像的标称层厚。
3.15
均匀性 uniformity
整个扫描野中,均匀物质影像CT值的一致性。
3.16
基线值 baselinevalue
X射线诊断设备功能参数的参考值。是在验收或状态检测合格之后,由最初的稳定性检测得到的
数值,或由相应的标准给定的数值。
3.17
CT机图像中能识别低对比的细节的最小尺寸。
3.18
验收检测 acceptancetest
X射线诊断设备安装完毕或重大维修后,为鉴定其影响影像质量的性能指标是否符合约定值而进
行的检测。
3.19
状态检测 statustest
为评价设备状态而进行的检测,通常一年进行一次状态检测。
3.20
稳定性检测 constancytest
为确定X射线诊断设备或在给定条件下形成的影像相对初始状态的变化是否仍符合控制标准而
进行的检测。
4 检测方法
4.1 诊断床定位精度
4.1.1 将最小刻度为1mm,有效长度为500mm的直尺靠近诊断床的移动床面固定,并保证直尺与
床面运动方向平行,然后在床面上作一个能够指示直尺刻度的标记指针。
4.1.2 保证床面负重70kg左右。
4.1.3 分别对诊断床给出“进300mm”和“退300mm”的指令。
4.1.4 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。
4.2 定位光精度
4.2.1 模体检测法
4.2.1.1 检测模体采用表面具有清晰明确的定位标记,内部嵌有特定形状的物体,该物体的形状、位置
应与模体表面定位标记具有严格的空间几何关系。
4.2.1.2 将检测模体放置在射野中心线上固定,模体轴线垂直于扫描横断面,微调模体使其所有表面
标记与定位光重合。
4.2.1.3 采用临床常用头部曝光条件、总成像准直厚度小于3mm的模式进行轴向扫描,获得定位光
标记层的图像,比较图像中特定物体的形状和位置关系与标准层面是否一致,如果一致,则说明定位光
准确。
4.2.1.4 如果4.2.1.3中两者不一致,则在垂直于扫描层面的轴线上前后微调模体,按照4.2.1.3中
扫描条件,最终获得与标称层面一致的图像,根据模体沿轴线调整的距离,确定定位光偏离程度。
4.2.2 胶片检测法
4.2.2.1 选取一张未曝光胶片在暗室中用黑纸包裹严密并保持平整。
4.2.2.2 在纸袋一面沿垂直于长边方向划两条直线,直线相距10cm以上,用针尖在两直线上分别穿
2个和3个小孔,小孔直径应尽可能的小,且直径最大值不应超过1mm,小孔间距至少大于5cm。
4.2.2.3 将穿有小孔的胶片平整放在检查床上,胶片中心轴线与CT旋转中心重合,首先将穿有2个
小孔的直线与内定位光在胶片上的投影重合,将CT机设置为内定位模式,选择较低的曝光条件,最小
的标称层厚,采用单层轴向扫描方式进行扫描。
4.2.2.4 然后平移胶片,将穿有3个孔的直线与外定位光在胶片上的投影重合,将CT机设置为外定
位模式,采用4.2.2.3中相同的曝光条件扫描。
4.2.2.5 最后冲洗扫描后的胶片,分别测量内、外定位光对应的扫描线在胶片上的影像与直线间在旋
转中心轴线上的间距,该间距作为内、外定位光偏离程度。
4.3 扫描架倾角精度
4.3.1 采用中心具有明确标记的长方体的模体,将模体中心点与断层野中心点重合,并水平固定,根据
4.2定位光精度的检测结果,调整模体位置,确定扫描层面,使得扫描层面经过模体中心点。
4.3.2 采用临床常用头部扫描条件进行扫描。
4.3.3 模体固定不动,机架倾斜一定角度,按照4.3.2中条件再次扫描。
4.3.4 使用工作站中的测距软件,测量模体横断面影像中上下边沿之间的距离,分别记为L1 和L2。
4.3.5 利用式(5)计算得到扫描架倾角的实际值,与设定值比较,确定扫描架倾角精度。
α=arccosL1L2
(5)
式中:
α ---扫描架倾角大小。
L1---垂直扫描时模体横断面影像中上下边沿之间的距离。
L2---机架倾斜α角度后模体横断面影像中上下边沿之间的距离。
4.4 重建层厚偏差
4.4.1 用于轴向扫描层厚偏差测量的模体采用内嵌有与均质背景成高对比的标记物,标记物具有确定
的几何位置,通过其几何位置能够反映成像重建层厚;用于测量螺旋CT机层厚偏差的标记物为薄片或
小珠,标记物材料的衰减系数不应小于铝,以保证高的信噪比,且Z 轴方向的最大厚度或直径应在
0.05mm~0.1mm之间。
4.4.2 将模体轴线与扫描层面垂直,并置于扫描野中心固定。
4.4.3 采用头部曝光条件,设定影像的标称重建层厚,进行轴向或螺旋扫描。
4.4.4 根据模体说明书中观察条件调整影像窗宽窗位,并记录,获得重建层厚的测量值。
4.4.5 对于轴向扫描重建层厚偏差的测量,当前常用模体的测量方法有如下两种:
a) 方法一:调整窗宽至最小,改变窗位,直到标记物影像恰好完全消失,记录此时的CT值,即为
CTmax,在该窗宽窗位条件下,测量标记物附近背景的CT值,即为CTbackground,则CT值的半高
为上述两个CT值之和的一半,记为CThm,然后再重新调整窗位至CThm,测量此时标记物的
长度,即半值全宽(FWHM),再利用标记物的固定几何关系,计算得到重建层厚的测量值;此
方法常用于设定层厚大于5mm的重建层厚偏差的检测。
b) 方法二:该方法使用的标记物为具有确定几何关系的微小细节,可以通过计数细节的个数并
结合细节间几何关系计算得到重建层厚的测量值,该方法可用于检测设定层厚与细节直径相
接近的重建层厚偏差。
4.4.6 对于螺旋CT机的重建层厚偏差测量方法为:用螺旋扫描方式扫描标记物,并以1/10标称层厚
的间隔重建图像,且Z轴方向图像重建的总宽度至少为3倍的标称层厚;用适当的ROI(如标记物为薄
片,则ROI设定为该薄片直径的2倍,若为微米级小珠,则将ROI设定为点。)测量获取的系列螺旋扫
描图像中薄片或小珠材料的平均CT值;记录这些平均CT值作以Z轴为横坐标的函数曲线,并确定该
函数曲线的FWHM,该FWHM即作为重建层厚的测量值。
注1:该项中所指的重建层厚是CT机默认的图像重建层厚。
注2:对于比较陈旧的螺旋CT机,很难实现1/10标称层厚重建图像,可以微调起始扫描点,获取多组重建图像,测
量这些图像中心的平均CT值并作曲线,确定FWHM。
注3:对于多排CT,目前仅限于对多层轴向扫描重建层厚的检测,检测模体中的具有确定几何位置的标记物在Z
轴方向应该足够长,如果长度不能满足多层扫描的需要,可以按照探测器阵列的布局划分开来,分别检测,并
保证模体中标记物的Z轴中心尽可能的与要检测部分阵列在同一扫描层面。
注4:对使用的具有确定几何位置的高对比标记物模体,应明确可以检测的最小层厚d,该最小层厚可按式(6)计算
得到:
d=T/cosθ (6)
式中:
T---标记物的厚度;
θ ---标记物与扫描层面所成角度。
4.5 CT剂量指数
4.5.1 采用人体组织等效材料的均质圆柱模体,头模直径为160mm,体模直径为320mm,分别在中
心和距表层10mm处有可放置剂量探头的孔,剂量测量仪器的相对误差值应小于5%,并已得到校准。
4.5.2 将头模或体模置于扫描野中心,模体圆柱轴线与扫描层面垂直,探头的有效探测中心位于扫描
层面的中心位置。
4.5.3 分别按照临床常用头部和体部条件进行轴向扫描。
4.5.4 记录剂量仪读数,并根据式(1)和式(2)计算得到CTDI100和CTDIw。
4.6 CT值(水)、噪声和均匀性
4.6.1 采用均质水圆柱形模体。
4.6.2 使模体圆柱轴线与扫描层面垂直并处于扫描野中心,对圆柱中间层面进行扫描。
4.6.3 采用头部扫描条件进行扫描,且每次扫描模体中心位置处的辐射剂量应不大于50mGy。
4.6.4 选取图像中心大约500个像素点大小(约十分之一模体面积)的ROI,测量该ROI的平均CT
值、标准偏差,其中平均CT值作为水CT值的测量值,标准偏差除以对比度标尺作为噪声的测量值n,
见式(7)。
n= σ水CT水 -CT空气 ×100%
(7)
式中:
σ水 ---水模体ROI中测量的标准偏差;
CT水 ---水CT值的测量值;
CT空气 ---空气CT值的测量值。
CT水-CT空气---对比度标尺。
4.6.5 另外在图像圆周相当于钟表时针3,6,9,12点的方向,据模体影像边沿约10mm处,选取大约
500个像素点大小的ROI,分别测量这四个ROI的平均CT值,其中与4.5.4中图像中心ROI平均CT
值的最大差值作为均匀性的测量值。
4.7 高对比分辨力
4.7.1 采用可通过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(modulatedtransfer
方法参照GB/T 19042.5。
4.7.2 用于直接观察图像进行评价的模体应具有周期性细节,这种周期性结构之间的间距应与单个周
期性细节自身宽度相等,周期性细节的有效衰减系数与均质背景的有效衰减系数差异导致的CT值之
差应大于100HU。
4.7.3 将模体置于扫描野中心,并使圆柱轴线垂直于扫描层面。
4.7.4 扫描条件同4.5.3。
4.7.5 根据模体说明书调整图像观察条件或达到观察者所认为的细节最清晰状态,但窗位不得大于细
节CT值和背景CT值之差。
4.7.6 计数能分辨得最小周期性细节的尺寸或记录 MTF曲线上10%对应的空间频率值作为空间分
辨力的测量值。
4.7.7 如果采用特殊算法获得的高对比分辨力,应首先按4.6.6中方法记录该特殊算法对应的高对比
分辨力的测量值,同时应将4.5中扫描图像按该特殊算法重建,按4.5中方法测量应用该特殊重建算法
之后图像的噪声并记录,该噪声应小于1.5%。
4.8 低对比可探测能力
4.8.1 模体采用细节直径大小通常在0.5mm~4mm之间,与背景所成对比度在0.3%~20%之间,
且最小直径不得大于0.8mm,最小对比度不得大于0.5%。
4.8.2 将模体置于扫描野中心,并使其轴线垂直于扫描层面。
4.8.3 扫描条件同4.5.3。
4.8.4 根据模体说明书调整图像观察条件或达到观察者所认为的细节最清晰状态。
4.8.5 记录每种对比度的细节所能观察到的最小直径,并作噪声水平修正,归一到噪声水平为0.50%
背景条件下的细节直径,然后与对比度相乘,不同对比度细节的乘积的平均值作为低对比可探测能力的
检测值。
4.8.6 对噪声水平的修正可按式(8)计算得到:
Tσ2R3=k1D
(8)
式中:
T---标称层厚,单位为毫米(mm);
σ ---噪声大小,%;
R---可观察到的最小细节直径,单位为毫米(mm);
k ---比例系数,为一常数,不用考虑其具体数值;
D---扫描剂量,单位为毫戈(mGy)。
4.9 CT值线性
4.9.1 采用嵌有4种以上不同CT值模块的模体,且模块CT值之差均应大于100HU。
4.9.2 采用模体说明书指定扫描条件或分别是用临床常用头部和体部扫描条件分别扫描。
4.9.3 在不同模块中心选取大约100个像素点大小的ROI,测量其平均CT值。
4.9.4 按照模体说明书中标注的各种衰减模块在相应射线线质条件下的衰减系数,计算得到各种模块
在该射线线质条件下的标称CT值;然后计算各CT值模块中,标称CT值与测量所得该模块的平均
CT值之差,差值最大者记为CT值线性的评价参数。
附 录 A
(规范性附录)
CT机检测项目与要求
CT机检测项目与要求见表A.1。
表A.1 CT机检测项目与要求
序号 检测项目 检测要求
验收检测 状态检测 稳定性检测
评价标准 评价标准 评价标准 周期
诊断床定位精度
mm
定位 ±2 ±2 2
归位 ±2 ±2 2
每月
定位光精度
mm
- ±2 ±3 - -
扫描架倾角精度
(°)
- ±2 - - -
重建层厚偏差(s)
mm
s≥8 ±10% ±15%
8 >s >2 ±25% ±30%
s≤2 ±40% ±50%
与 基 线 值 相 差
±20%或 ±1 mm,
以较大者控制
每年
CTDIw
mGy
头部模体
与厂家......
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