Z-Axis ModulationThe z-axis–modulat

Z-Axis Modulation
The z-axis–modulation (AutomA, GE
Medical Systems; Real E.C., Toshiba Medical,
Tokyo, Japan) technique functions
somewhat differently than does angular
modulation (21). The AutomA technique
adjusts the tube current automatically to
maintain a user-specified quantum noise
level in the image data. It provides a
noise index to allow users to select the
amount of x-ray noise that will be
present in the reconstructed images. Using
a localizer radiograph, the scanner
computes the tube current needed to obtain
images with a selected noise level.
Hence, z-axis modulation attempts to
make all images have a similar noise irrespective
of patient size and anatomy. The
noise index value is approximately equal
to the image noise (standard deviation)
in the central region of an image of a
uniform phantom.
In the z-axis–modulation technique,
the system determines the tube current
by using the patient’s localizer radiograph
projection data and a set of empirically
determined noise prediction coefficients
by using the reference technique
(Fig 2). The reference technique comprises
an arbitrary 2.5-mm-thick section
obtained at the selected peak voltage and
100 mAs for transverse reconstruction
with a standard reconstruction algorithm.
The projection data from a single localizer
radiograph can be used to determine the
density, size, and shape information of the
patient (4,5). The total projection attenuation
data of a single localizer radiograph
contain the patient’s density and size information
about the projection area,
whereas the amplitude and area of the projection
contain the patient’s shape information,
which gives an estimate of the patient’s
elliptic asymmetry expressed as an
oval ratio at a given z-axis position. The
oval ratio is the ratio of the a and b parameters
(lengths of the long and short axes) of
an ellipse. The ellipse parameters can be
determined for the patient by using the
equation for the area of an ellipse. The
measured projection area and amplitude
from the localizer radiograph give the area
and the length of one axis, a, of the ellipse,
allowing the length of the other axis, b, to
be calculated. These characteristics of the
localizer radiograph predict the amount of
x-rays that will reach the detector for a
specified technique and, hence, determine
the image standard deviation due to x-ray
noise for a given reconstruction algorithm.
The predicted x-ray noise at a given z-axis
position for the reference technique (ie,
reference noise) is calculated from the projection
area and oval ratio from the localizer
radiograph by using the polynomial
coefficients that were determined from the
noise measurements in a set of phantoms
representing a wide range of patient sizes
and shapes.
With knowledge of the reference noise
and the difference between the reference
technique and the selected technique
data, the tube current required to obtain
a prescribed noise index is easily calculated
by using known x-ray physics equations,
which state that noise is inversely
related to the square root of the number
of photons and that the number of photons
is proportional to section thickness,
section acquisition time, and tube current.
In the currently available version of
z-axis modulation of tube current, an adjustment
factor for different helical
pitches is incorporated in the calculation
to account for noise differences between
helical selections and the transverse reference
technique data. Recent data (4–6)
from clinical evaluations of z-axis modulation
suggest that the radiation dose reduction
with this technique is expected
to be greater than that with fixed-tubecurrent
methods, since the tube current
is automatically reduced for smaller patients
and specific anatomic regions.
Often, the actual noise measured on
the image by drawing a region of interest
will differ from the noise index selected
for scanning. This is due to the fact that
noise index settings only adjust the tube
current, whereas the standard deviation
is also affected by other parameters, including
the reconstruction algorithm,
the reconstructed section thickness (if
different from the prospective thickness),
the use of image space filters, variations
in patient anatomy and patient motion,
and the presence of beam-hardening artifacts.
Substantial differences between
the selected noise index and the standard
deviation can also occur in very large
patients owing to insufficient signal
strength at the detector and superimposition
of electronic noise, which can be
minimized by using a higher peak voltage.
Likewise, improper centering of patients
in the scan field of view can result
in noisier images owing to inappropriate
beam attenuation by the bow-tie
filter (5). As bow-tie filter attenuation

ผลลัพธ์ (ไทย) 1:

ปรับแกน zZ-แกน – ปรับ (AutomA, GEระบบการแพทย์ จริงหรือ Toshiba ทางการแพทย์โตเกียว ญี่ปุ่น) ฟังก์ชั่นเทคนิคกว่าไม่เชิงมุมค่อนข้างแตกต่างกันเย็น (21) เทคนิค AutomAปรับหลอดปัจจุบันโดยอัตโนมัติรักษาเสียงควอนตัมที่ผู้ใช้ระบุระดับในข้อมูลรูปภาพ มีการเสียงดัชนีเพื่อให้ผู้ใช้เลือกจำนวนเสียงเอ็กซเรย์ที่จะในภาพสร้างขึ้นใหม่ โดยใช้localizer radiograph สแกนเนอร์คำนวณหลอดปัจจุบันที่จำเป็นเพื่อขอรับภาพกับระดับเสียงที่เลือกดังนั้น พยายามปรับแกน zทำให้ภาพทั้งหมดที่มีเสียงดังคล้ายบกขนาดป่วยและกายวิภาคศาสตร์ การค่าดัชนีเสียงเท่าประมาณเสียงภาพ (ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐาน)ในภาคกลางรูปภาพของการผีเหมือนกันใน z-แกนสัญญาณเทคนิคระบบกำหนดปัจจุบันหลอดโดย radiograph localizer ของผู้ป่วยข้อมูลประมาณการและชุดเชิงประสบการณ์กำหนดค่าสัมประสิทธิ์การทำนายเสียงโดยการใช้เทคนิคอ้างอิง(รูปที่ 2) เทคนิคอ้างอิงประกอบด้วยส่วนหนา 2.5 มม.เองแรงดันไฟฟ้าสูงสุดที่เลือก และ100 mAs สำหรับฟื้นฟูตามขวางด้วยอัลกอริทึมการสร้างมาตรฐานข้อมูลประมาณการจาก localizer เดียวradiograph สามารถใช้การตรวจสอบการความหนาแน่น ขนาด และข้อมูลในรูปของการผู้ป่วย (4, 5) ลดทอนการฉายภาพรวมข้อมูลของ radiograph localizer เดียวประกอบด้วยข้อมูลขนาดและความหนาแน่นของผู้ป่วยเกี่ยวกับพื้นที่ฉายในขณะที่คลื่นและพื้นที่การฉายภาพประกอบด้วยข้อมูลรูปร่างของผู้ป่วยซึ่งทำให้การประเมินผู้ป่วยความไม่สมดุล elliptic แสดงเป็นการอัตราการไข่ที่ตำแหน่งที่กำหนดตามแกน z การรูปไข่อัตราคือ อัตราส่วนของการเป็น และพารามิเตอร์ b(ความยาวของแกนสั้น และยาว) ของเป็นวงรี พารามิเตอร์รูปวงรีได้กำหนดสำหรับผู้ป่วย โดยใช้การสมการของพื้นที่ของรูปวงรี การพื้นที่วัดประมาณและคลื่นจาก localizer radiograph ให้พื้นที่และความยาวของแกนหนึ่ง ของวงทำให้ความยาวของแกนอื่น ๆ บี การสามารถคำนวณ ลักษณะเหล่านี้ของการlocalizer radiograph ทายจำนวนรังสีเอกซ์ที่จะเข้าถึงเพื่อตรวจจับสำหรับการระบุเทคนิค และ จึง ตรวจสอบส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานของภาพเนื่องจาก x-rayเสียงรบกวนสำหรับอัลกอริทึมการฟื้นฟูบูรณะที่กำหนดรบกวนทำนาย x-ray ที่แกน z กำหนดตำแหน่งเทคนิคอ้างอิง (ieเสียงอ้างอิง) จะคำนวณจากการฉายภาพอัตราส่วนพื้นที่และไข่จากที่ localizerradiograph โดยพหุนามสัมประสิทธิ์ที่ได้จากการวัดเสียงในชุดของสูงกแสดงถึงความหลากหลายของขนาดของผู้ป่วยและรูปร่างมีความรู้รบกวนอ้างอิงและความแตกต่างระหว่างการอ้างอิงเทคนิคและเทคนิคการเลือกข้อมูล หลอดปัจจุบันต้องขอได้คำนวณดัชนีกำหนดเสียงโดยใช้เอ็กซเรย์รู้จักฟิสิกส์สมการซึ่งรัฐที่เสียงเป็น inverselyที่เกี่ยวข้องกับรากที่สองของจำนวนของโฟตอนและที่จำนวนโฟตอนเป็นสัดส่วนกับความหนาส่วนส่วนเวลาซื้อ และท่อปัจจุบันในรุ่นที่มีปรับแกน z ของหลอดปัจจุบัน การปรับปรุงปัจจัยสำหรับแตกลานโหมโรงเป็นส่วนประกอบในการคำนวณบัญชีความแตกต่างของเสียงระหว่างเลือกขดลวดและการอ้างอิงตามขวางข้อมูลเทคนิค ข้อมูลล่าสุด (4-6)จากการประเมินทางคลินิกของการกล้ำสัญญาณตามแกน zแนะนำว่า รังสีปริมาณลดลงด้วยเทคนิคนี้คาดว่ามากกว่าที่มี tubecurrent คงวิธี ตั้งแต่ปัจจุบันหลอดจะลดลงโดยอัตโนมัติสำหรับผู้ป่วยที่มีขนาดเล็กและภูมิภาคหลังเฉพาะมักจะ เสียงจริงที่วัดภาพโดยภูมิภาคที่น่าสนใจจะแตกต่างจากดัชนีเสียงที่เลือกสำหรับการสแกน นี่คือเนื่องจากการที่การตั้งค่าดัชนีเสียงปรับหลอดปัจจุบัน ในขณะที่ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานนอกจากนี้ยังได้รับผลกระทบจากพารามิเตอร์อื่น ๆ รวมอัลกอริทึมการบูรณะความหนาส่วนที่สร้างขึ้นใหม่ (หากแตกต่างจากความหนาอนาคต),การใช้ฟิลเตอร์ภาพพื้นที่ รูปแบบในผู้ป่วยกายวิภาคและการเคลื่อนไหวผู้ป่วยและการปรากฏตัวของสิ่งประดิษฐ์ที่คานแข็งพบความแตกต่างระหว่างรบกวนเลือกดัชนีและมาตรฐานความเบี่ยงเบนอาจเกิดขึ้นในขนาดใหญ่มากผู้ป่วยเนื่องจากสัญญาณไม่เพียงพอความแข็งแรงในการตรวจจับและประสิทธิภาพเยี่ยมด้านเสียงอิเล็กทรอนิกส์ ซึ่งอาจจะย่อเล็กสุด โดยใช้แรงดันสูงสุดสูงในทำนองเดียวกัน ไม่เหมาะสมมุ่งเน้นของผู้ป่วยสามารถทำให้มุมมองการสแกนภาพ noisier เนื่องจากไม่เหมาะสมลดทอนสัญญาณแสง โดยการผูกกรอง (5) เป็นการลดทอนสัญญาณตัวกรองผูก

ผลลัพธ์ (ไทย) 2:

แกน Z Modulation
แกน Z-เอฟเอ็ม (Automa, GE
ระบบการแพทย์; EC Real, โตชิบาแพทย์,
กรุงโตเกียวประเทศญี่ปุ่น) ฟังก์ชั่นเทคนิคที่
ค่อนข้างแตกต่างกว่าเชิงมุม
เอฟเอ็ม (21) เทคนิค Automa
ปรับหลอดปัจจุบันโดยอัตโนมัติเพื่อ
รักษาเสียงควอนตัมที่ผู้ใช้กำหนด
ระดับในข้อมูลภาพ มันมี
ดัชนีเสียงเพื่อให้ผู้ใช้สามารถเลือก
ความดังของเสียง X-ray ที่จะ
อยู่ในภาพที่สร้างขึ้นใหม่ ใช้
ภาพรังสี Localizer สแกนเนอร์
คำนวณปัจจุบันหลอดที่จำเป็นเพื่อให้ได้
ภาพที่มีระดับเสียงที่เลือก.
ดังนั้นเอฟเอ็มแกน Z พยายามที่จะ
ทำให้ทุกคนมีภาพเสียงที่คล้ายกันโดยไม่คำนึง
ถึงขนาดของผู้ป่วยและลักษณะทางกายวิภาค
ค่าดัชนีเสียงจะประมาณเท่ากับ
กับเสียงรบกวนภาพ (ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐาน)
ในเขตภาคกลางของภาพของหนึ่ง
Phantom เครื่องแบบ.
ในเทคนิคแกน Z-ปรับ,
ระบบจะกำหนดหลอดปัจจุบัน
โดยใช้ Localizer ภาพรังสีของผู้ป่วย
ข้อมูลประมาณการ และชุดของสังเกตุ
มุ่งมั่นสัมประสิทธิ์การทำนายเสียง
โดยใช้เทคนิคการอ้างอิง
(รูปที่ 2) เทคนิคการอ้างอิงประกอบด้วย
พลส่วน 2.5 มมหนา
ได้ที่แรงดันไฟฟ้าสูงสุดที่เลือกและ
100 mAs สำหรับการฟื้นฟูขวาง
กับขั้นตอนวิธีการฟื้นฟูมาตรฐาน.
ข้อมูลประมาณการจาก Localizer เดียว
ภาพรังสีสามารถใช้ในการตรวจสอบ
ความหนาแน่นของขนาดและรูปร่าง ข้อมูลของ
ผู้ป่วย (4,5) ประมาณการการลดทอนรวม
ข้อมูลของภาพรังสี Localizer เดียว
มีความหนาแน่นและขนาดข้อมูลของผู้ป่วย
เกี่ยวกับพื้นที่ประมาณการ
ในขณะที่ความกว้างและพื้นที่ของการฉาย
มีข้อมูลรูปร่างของผู้ป่วย
ซึ่งจะช่วยให้การประมาณการของผู้ป่วย
ไม่สมส่วนรูปไข่แสดงเป็น
อัตราส่วนรูปไข่ ที่ตำแหน่งแกน Z ที่กำหนด
อัตราส่วนไข่เป็นอัตราส่วนของ A และ B พารามิเตอร์
(ความยาวของแกนยาวและระยะสั้น) ของ
วงรี พารามิเตอร์วงรีสามารถ
กำหนดสำหรับผู้ป่วยโดยใช้
สมการของพื้นที่วงรี
บริเวณการฉายและความกว้างวัด
จากภาพรังสี Localizer ให้พื้นที่
และความยาวของหนึ่งในแกน, A, ของวงรีที่
ช่วยให้ความยาวของแกนอื่น ๆ B ที่จะ
ได้รับการคำนวณ ลักษณะเหล่านี้ของ
ภาพรังสี Localizer คาดการณ์ปริมาณของ
รังสีเอกซ์ที่จะถึงเครื่องตรวจจับสำหรับ
เทคนิคที่ระบุไว้และจึงกำหนด
ค่าเบี่ยงเบนมาตรฐานของภาพเนื่องจากการ X-ray
เสียงสำหรับวิธีการฟื้นฟูที่กำหนด.
คาดการณ์เสียง X-ray ที่ เป็นรูปตัว z แกนได้รับ
ตำแหน่งสำหรับเทคนิคการอ้างอิง (เช่น
เสียงอ้างอิง) คำนวณจากประมาณการ
พื้นที่และอัตราการใช้รูปวงรีจาก Localizer
ภาพรังสีโดยใช้พหุนาม
สัมประสิทธิ์ที่ได้รับการพิจารณาจาก
การตรวจวัดเสียงรบกวนในชุดของภูตผี
เป็นตัวแทนของความหลากหลาย ขนาดผู้ป่วย
และรูปร่าง.
มีความรู้ของเสียงอ้างอิง
และความแตกต่างระหว่างการอ้างอิง
เทคนิคและเทคนิคการเลือก
ข้อมูลปัจจุบันหลอดต้องได้รับ
ดัชนีเสียงที่กำหนดจะถูกคำนวณได้อย่างง่ายดาย
โดยใช้สมการฟิสิกส์เอ็กซ์เรย์ที่รู้จักกัน
ซึ่งระบุว่า เสียงจะผกผัน
ที่เกี่ยวข้องกับรากที่สองของจำนวน
โฟตอนและว่าจำนวนของโฟตอน
เป็นสัดส่วนกับความหนาของส่วน
เวลาส่วนการเข้าซื้อกิจการและหลอดปัจจุบัน.
ในรุ่นที่มีอยู่ในปัจจุบันของ
เอฟเอ็มแกน Z ของหลอดในปัจจุบันมีการปรับ
ปัจจัย สำหรับขดลวดที่แตกต่างกัน
โหมโรงเป็นนิติบุคคลที่จัดตั้งในการคำนวณ
การบัญชีสำหรับความแตกต่างระหว่างเสียง
เลือกขดลวดและอ้างอิงตามขวาง
ข้อมูลเทคนิค ข้อมูลล่าสุด (4-6)
จากการประเมินผลทางคลินิกของเอฟเอ็มแกน Z
ชี้ให้เห็นว่าการลดปริมาณรังสี
ด้วยเทคนิคนี้คาดว่า
จะสูงกว่านั้นด้วยคง tubecurrent
วิธีตั้งแต่หลอดปัจจุบัน
จะลดลงโดยอัตโนมัติสำหรับผู้ป่วยที่มีขนาดเล็ก
และกายวิภาคที่เฉพาะเจาะจง ภูมิภาค.
บ่อยครั้งที่เสียงรบกวนที่เกิดขึ้นจริงวัดใน
ภาพโดยการวาดภูมิภาคที่น่าสนใจ
จะแตกต่างจากดัชนีเสียงที่เลือก
สำหรับการสแกน เพราะนี่คือความจริงที่ว่า
การตั้งค่าดัชนีเสียงเพียงปรับหลอด
ปัจจุบันในขณะที่ค่าเบี่ยงเบนมาตรฐาน
ได้รับผลกระทบโดยพารามิเตอร์อื่น ๆ รวมทั้ง
ขั้นตอนวิธีการฟื้นฟู
ความหนาส่วนใหม่ (ถ้า
แตกต่างจากความหนาที่คาดหวัง)
การใช้พื้นที่ของภาพ ฟิลเตอร์รูปแบบ
ในลักษณะทางกายวิภาคของผู้ป่วยและการเคลื่อนไหวของผู้ป่วย
และการปรากฏตัวของสิ่งประดิษฐ์คานแข็ง.
ความแตกต่างที่สำคัญระหว่าง
ดัชนีเสียงเลือกและมาตรฐาน
การเบี่ยงเบนยังสามารถเกิดขึ้นได้ในขนาดใหญ่มาก
ผู้ป่วยเนื่องจากสัญญาณไม่เพียงพอ
ความแข็งแรงที่ตรวจจับและประสิทธิภาพเยี่ยม
ของเสียงอิเล็กทรอนิกส์ ซึ่งสามารถ
ลดลงโดยการใช้แรงดันยอดสูง.
ในทำนองเดียวกันอยู่ตรงกลางที่ไม่เหมาะสมของผู้ป่วย
ในด้านการสแกนในมุมมองของจะส่งผลให้
ภาพที่น่าดูไม่เหมาะสมเนื่องจาก
การลดทอนคานโดยผูกโบว์
กรอง (5) ในฐานะที่เป็นผูกโบว์กรองการลดทอน

ผลลัพธ์ (ไทย) 3:

เอฟทีเอปรับแกน z –เอฟเอ็ม ( แสดง อาทิระบบการแพทย์ ; จริงอีซี , Toshiba ทางการแพทย์โตเกียว , ญี่ปุ่น ) งานเทคนิคค่อนข้างแตกต่างกว่า มีเชิงมุมเอฟเอ็ม ( 21 ) เทคนิคแสดงปรับหลอดปัจจุบันโดยอัตโนมัติรักษาที่ผู้ใช้กำหนดจำนวนเสียงระดับในข้อมูลภาพ มันให้เสียงเพื่อให้ผู้ใช้เลือกดัชนีปริมาณของรังสีที่เป็นเสียงปัจจุบันในการสร้างภาพ โดยใช้เป็น Localizer รังสี , สแกนเนอร์คำนวณท่อปัจจุบันต้องการขอรับภาพกับเสียง เลือกระดับดังนั้น เอฟทีเอและพยายามที่จะให้ภาพทุกภาพมีสัญญาณรบกวนที่คล้ายกันไม่ขนาดของผู้ป่วย และกายวิภาคศาสตร์ ที่ค่าดัชนีเท่ากับเสียงประมาณต่อภาพเสียง ( ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐาน )ในภาคกลางของรูปภาพของผีเหมือนกันในแกน z - มอดูเลชั่นเทคนิคระบบตรวจสอบท่อปัจจุบันโดยการใช้รังสี Localizer ของคนไข้จากข้อมูลเชิงประจักษ์และชุดของกำหนดสัมประสิทธิ์การทำนายเสียงโดยการใช้เทคนิคการอ้างอิง( รูปที่ 2 ) เทคนิคที่อ้างอิงประกอบด้วยส่วน 2.5-mm-thick โดยพลการรับแรงดันสูงสุดที่เลือกและ100 แต่เพื่อขวางกับขั้นตอนวิธีการมาตรฐานการประมาณการข้อมูลจาก Localizer เดี่ยวรังสีที่สามารถใช้เพื่อกำหนดความหนาแน่น ขนาด และรูปร่างของข้อมูลคนไข้ ( 4 , 5 ) การประมาณการทั้งหมดข้อมูลในการถ่ายภาพรังสี Localizer เดี่ยวมีความหนาแน่นของข้อมูลผู้ป่วยและขนาดเกี่ยวกับพื้นที่ฉายส่วนขนาดและพื้นที่ของโปรเจคเตอร์ประกอบด้วยข้อมูลรูปร่างของผู้ป่วยซึ่งทำให้การประมาณการของคนไข้รูปแสดงเป็นความไม่สมดุลรูปไข่ อัตราส่วนที่ตำแหน่งแกน z . ที่อัตราส่วนรี คือ อัตราส่วนของ A และ B พารามิเตอร์( ความยาวของแกนยาวและสั้น ) ของเป็นรูปวงรี วงรีพารามิเตอร์สามารถวิธีผู้ป่วยโดยใช้สมการสำหรับพื้นที่ของรูปวงรี ที่วัดจากขนาดพื้นที่ และจาก Localizer รังสีให้พื้นที่และความยาวของแกน , วงรี ,อนุญาตให้ความยาวของแกน อื่น ๆ , B ,สามารถคํานวณ เหล่านี้คุณลักษณะของLocalizer เซียนพยากรณ์ปริมาณรังสีเอกซ์จะมาถึงเครื่องตรวจจับสำหรับกำหนดเทคนิคและ , จึง , ตรวจสอบภาพส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานจากรังสีเอกซ์เสียงให้ขั้นตอนวิธีการฟื้นฟูบูรณะทำนายรังสีที่ได้รับเสียง zตำแหน่งสำหรับเทคนิคอ้างอิง ( เช่นรบกวนอ้างอิง ) จะถูกคำนวณจากประมาณการและอัตราส่วนจาก Localizer พื้นที่รูปวงรีการถ่ายภาพรังสี โดยใช้พหุนามที่ได้รับการพิจารณาจากค่าสัมประสิทธิ์การวัดสัญญาณรบกวนในชุดผีเป็นตัวแทนของช่วงกว้างของขนาดของผู้ป่วยและรูปร่างที่มีความรู้เสียงอ้างอิงและความแตกต่างระหว่างอ้างอิงเทคนิคและเทคนิคเลือกข้อมูลหลอดปัจจุบันต้องขอรับกำหนดเสียงดัชนีคำนวณได้อย่างง่ายดายโดยการใช้รังสีเอกซ์ที่รู้จักสมการฟิสิกส์ซึ่งสภาพที่ไม่มีเสียงที่เกี่ยวข้องกับรากที่สองของจำนวนของโฟตอน และจำนวนของโฟตอนเป็นสัดส่วนกับความหนาของส่วนเวลาซื้อ ส่วน และ ท่อเดิมในมีอยู่ในปัจจุบันรุ่นเอฟทีเอปรับหลอดปัจจุบัน , การปรับตัวปัจจัยที่แตกต่างกัน ขดลวดโหมโรงเป็นส่วนประกอบในการคำนวณบัญชีสำหรับความแตกต่างระหว่างเสียงการเลือกลานและการอ้างอิงตามขวางข้อมูลเทคนิค ข้อมูลล่าสุด ( 4 – 6 )จากการประเมินผลทางคลินิกของเอฟทีเอปรับพบว่าปริมาณรังสีที่ลดลงด้วยเทคนิคนี้ คาดว่าเป็นมากกว่าที่ tubecurrent ถาวรวิธีเนื่องจากท่อปัจจุบันจะลดลงโดยอัตโนมัติ สำหรับผู้ป่วยที่มีขนาดเล็กที่เฉพาะเจาะจงและกายวิภาคภูมิภาคจริงเสียงวัดบ่อยๆภาพโดยวาดเป็นเขตที่น่าสนใจจะแตกต่างจากดัชนีที่เลือกเสียงสำหรับการสแกน นี้คือเนื่องจากข้อเท็จจริงที่ว่าตั้งค่าดัชนีเสียงเท่านั้นปรับท่อปัจจุบัน ส่วนเบี่ยงเบนมาตรฐานยังได้รับผลกระทบจากปัจจัยอื่น ได้แก่การฟื้นฟูขั้นตอนวิธีที่สร้างขึ้นใหม่ ส่วนความหนา ( ถ้าแตกต่างจากความหนาของอนาคต )การใช้ตัวกรองภาพพื้นที่ รูปแบบต่าง ๆในกายวิภาคศาสตร์ของผู้ป่วยและเคลื่อนไหวผู้ป่วยและการปรากฏตัวของคานสิ่งประดิษฐ์การแข็งตัวความแตกต่างระหว่าง อย่างมากเลือกเสียงและดัชนีมาตรฐานคนยังสามารถเกิดขึ้นมากผู้ป่วยไม่เพียงพอ เนื่องจากสัญญาณความแข็งแกร่งที่ตรวจจับ และศึกษาตรงกันเสียงอิเล็กทรอนิกส์ ซึ่งสามารถลดได้โดยใช้แรงดันสูงสุดสูงกว่าอนึ่ง ที่ศูนย์กลางของผู้ป่วยในมุมมองการสแกนสามารถเสียงดังจากในรูปภาพไม่เหมาะสมคานการลดทอนโดยผูกโบว์กรอง ( 5 ) เป็นผูกโบว์ สามารถกรอง