迭代算法對CT低劑量掃描潛能的體模研究

繆妙，曹國全，邰云鵬，曾碧新

（1.溫州醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院 醫(yī)學(xué)工程處，浙江 溫州 325015；2.溫州醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院

放射科，浙江 溫州 325015；3.溫州醫(yī)科大學(xué) 信息與工程學(xué)院，浙江 溫州 325035）

林虎

·技術(shù)與方法·

迭代算法對CT低劑量掃描潛能的體模研究

繆妙1，曹國全2，邰云鵬2，曾碧新3

（1.溫州醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院 醫(yī)學(xué)工程處，浙江 溫州 325015；2.溫州醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院

放射科，浙江 溫州 325015；3.溫州醫(yī)科大學(xué) 信息與工程學(xué)院，浙江 溫州 325035）

目的：研究在保證圖像質(zhì)量的前提下，自適應(yīng)迭代降劑量算法（AIDR 3D）降低CT掃描劑量的潛能。方法：采用320層CT容積掃描模式，用不同管電流（50、80、150、250、350、450、550 mA）掃描體模Catphan500的低對比度模塊CTP515和高分辨率模塊CTP528，并用濾過反投影重建算法（FBP）與AIDR 3D的三個迭代等級（mild/standard/strong）分別重建圖像，對比分析圖像的噪聲、對比噪聲比、信噪比以及空間分辨率等圖像質(zhì)量參數(shù)。結(jié)果：采用AIDR 3D重建可以顯著降低圖像噪聲，提高對比噪聲比和信噪比，同時不改變空間分辨率。最高降低輻射比例達78.41%。結(jié)論：AIDR 3D迭代算法具有良好的降低CT掃描劑量的能力。不同的迭代等級降低劑量的潛能不同。

計算機斷層；迭代重建；體層攝影術(shù)，X線計算機；輻射劑量；圖像質(zhì)量

隨著CT檢查臨床適應(yīng)證的不斷拓展、CT檢查人數(shù)的急劇增加，CT檢查對受檢人群的輻射危害問題已引起人們的高度關(guān)注［1］。目前降低劑量的掃描策略主要包括智能濾線系統(tǒng)技術(shù)，非對稱屏蔽采集技術(shù)，模塊化探測器技術(shù)，管電壓、管電流自動調(diào)節(jié)技術(shù)，z軸動態(tài)電流調(diào)節(jié)技術(shù)，角度-長軸管電流聯(lián)合調(diào)節(jié)技術(shù)等。上述方法降低輻射劑量的程度有限，主要是由于在傳統(tǒng)的濾過反投影重建算法（filtered back projection，F(xiàn)BP）的限制下，當(dāng)劑量降低時，圖像噪聲顯著增加［2-3］。然而，迭代重建算法解決了劑量降低產(chǎn)生的噪聲問題［4］。本研究旨在應(yīng)用體模對比在相同掃描條件下的自適應(yīng)迭代降劑量算法（adaptive iterative dose reduction3D，AIDR 3D）與FBP算法分別重建的圖像質(zhì)量，考察圖像噪聲、信噪比、對比噪聲比、空間分辨率等指標(biāo)，探討AIDR 3D在降低CT劑量方面的潛能。

1　資料和方法

1.1掃描方案 采用320層容積CT（Aquilion one，東芝）容積掃描，選擇7種不同的管電流（50、80、150、250、350、450、550 mA）掃描體模Catphan500的低對比度模塊CTP515和高分辨率模塊CTP528。由于體模直徑較小，千伏峰值設(shè)為100 kVp。旋轉(zhuǎn)時間1 s，層厚0.5 mm，F(xiàn)OV 240 mm。

1.2圖像重建方法 每次掃描設(shè)置相同的參數(shù)（橫向?qū)雍?.5 mm，層間距0.5 mm，軟組織核FC 07），重建算法分別采用FBP和3種不同程度的AIDR 3D算法（分別為mild/standard/strong），同時記錄重建所需時間。

1.3圖像質(zhì)量分析 將重建得到的7組圖像（每組4幅）在副臺進行圖像質(zhì)量分析。計算圖像噪聲、信噪比、對比噪聲比和空間分辨率等參數(shù)，評價圖像質(zhì)量。

在低對比度模塊CTP515的圖像中，選取直徑15 mm的1%低對比度目標(biāo)區(qū)域內(nèi)、面積為56.1 mm2的圓形感興趣域ROI 1（如圖1所示）；在緊挨著該目標(biāo)區(qū)域的背景區(qū)選取面積為56.1 mm2的圓形感興趣域ROI 2（如圖2所示）。測量ROI內(nèi)的CT值平均值與標(biāo)準(zhǔn)差。為了降低人為測量誤差，取3次測量值的平均值進行進一步的數(shù)據(jù)處理。

圖1　低對比度模塊掃描圖像目標(biāo)區(qū)域ROI 1號的位置

圖2　低對比度模塊掃描圖像背景區(qū)域ROI 2號的位置

記ROI 1號與ROI 2號的CT值平均值分別為CT1與CT2，標(biāo)準(zhǔn)差分別為SD1與SD2。根據(jù)圖像噪聲、信噪比與對比噪聲比的定義可知：

圖像的空間分辨率（LP/cm）則采用主觀方法來評估。把掃描高對比分辨率模塊CTP528的重建圖像窗寬調(diào)至最小，調(diào)整窗位，記錄沒有斷缺和粘連的最高一級線對數(shù)。

2　結(jié)果

實驗測量了不同重建算法下的圖像噪聲、信噪比、對比噪聲比、空間分辨率以及輻射劑量（以CT容積劑量指數(shù)表示），具體數(shù)值如表1所示。

圖像噪聲隨管電流變化趨勢如圖3所示。無論哪種重建模式，圖像噪聲均隨管電流的減小而增大；在低電流區(qū)域，F(xiàn)BP增大的幅度遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于AIDR 3D；AIDR 3D算法的圖像噪聲隨管電流變化的幅度不大，且三種不同程度的AIDR 3D曲線走勢大體一致；管電流為80 mA時的strong AIDR 3D曲線的SD值與管電流350 mA時的FBP曲線的SD值近似。

在相同的管電流條件下，對比噪聲比與信噪比的大小由高到低依次為：strong AIDR 3D、standard AIDR 3D、mild AIDR 3D、FBP。變化曲線如圖4-5所示。

不同算法重建所得圖像的空間分辨率在不同管電流條件下無明顯差別（均為6 LP/cm）。限于篇幅，選取管電流為300 mA不同重建算法的空間分辨率對比圖，如圖6-9所示。

3　討論

在CT低劑量掃描的研究中，保證CT圖像質(zhì)量是前提。在本研究設(shè)定的掃描環(huán)境下：350 mA管電流掃描、FBP重建的圖像噪聲與80 mA管電流掃描、strong AIDR 3D重建的圖像噪聲幾乎相等，而輻射劑量從22.7 mGy下降到4.9 mGy，降低了78.41%；350 mA管電流掃描、FBP重建的對比噪聲比與150 mA管電流掃描、strong AIDR 3D重建的對比噪聲比相近，而輻射劑量從22.7 mGy下降到9.2 mGy，降低了59.47%；350 mA管電流掃描、FBP重建的信噪比與80 mA管電流掃描、strong AIDR 3D重建的信噪比幾乎相等，而輻射劑量從22.7 mGy下降到4.9 mGy，降低了78.41%。而圖像的空間分辨率在采用不同管電流、不同重建算法時都基本保持不變，Gervaise等［7］基于體模和人體研究AIDR對CT圖像質(zhì)量的影響結(jié)果也支持了這個結(jié)論，即空間分辨率不隨重建算法的改變而改變。

據(jù)研究結(jié)果可知，在保證CT圖像質(zhì)量的前提下，AIDR 3D重建所需的最低掃描劑量遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于FBP，且以strong AIDR 3D的效果最明顯。AIDR 3D迭代重建能在保證圖像質(zhì)量的前提下降低CT掃描劑量，減少患者的輻射傷害。

表1　不同管電流、不同重建算法下的圖像噪聲、信噪比、對比噪聲比、空間分辨率以及輻射劑量（±s）

表1　不同管電流、不同重建算法下的圖像噪聲、信噪比、對比噪聲比、空間分辨率以及輻射劑量（±s）

注：*系該數(shù)據(jù)在討論中被引用

管電流（mA）　重建算法　　圖像噪聲　　對比噪聲比　　信噪比　　空間分辨率（LP/cm）　CTDIvol（mGy）50 FBP　34.47±0.85*　0.12±0.05*　1.25±0.02*　6　3.1 mild　17.67±0.50*　0.55±0.02*　2.27±0.10*　6　3.1 standard　15.87±0.12*　0.58±0.05*　2.49±0.02*　6　3.1 strong　13.23±0.64*　0.75±0.04*　2.96±0.10*　6　3.1 80 FBP　24.60±0.26*　0.14±0.05*　1.79±0.05*　6　4.9 mild　13.07±0.50*　0.58±0.17*　3.22±0.12*　6　4.9 standard　11.80±0.75*　0.61±0.19*　3.61±0.09*　6　4.9 strong　9.50±0.62*　0.83±0.05*　4.33±0.28*　6　4.9* 150 FBP　21.53±0.12*　0.31±0.01*　1.99±0.02*　6　9.2 mild　11.60±0.50*　0.67±0.05*　3.63±0.19*　6　9.2 standard　10.17±0.83*　0.77±0.03*　4.17±0.41*　6　9.2 strong　8.63±0.31*　0.98±0.03*　4.82±0.22*　6　9.2* 250 FBP　11.77±0.60*　0.48±0.07*　3.57±0.14*　6　15.3 mild　9.47±0.38*　0.63±0.13*　4.51±0.21*　6　15.3 standard　7.40±0.17*　1.12±0.01*　5.48±0.19*　6　15.3 strong　6.60±0.10*　1.15±0.09*　6.25±0.21*　6　15.3 350 FBP　9.37±0.15*　1.03±0.08*　4.27±0.09*　6　22.7* mild　6.80±0.30*　1.47±0.10*　5.94±0.23*　6　22.7 standard　5.83±0.59*　1.83±0.23*　6.83±0.69*　6　22.7 strong　4.97±0.38*　2.06±0.13*　8.06±0.73*　6　22.7 450 FBP　8.50±0.26*　0.90±0.06*　4.88±0.17*　6　29.2 mild　7.73±0.06*　1.01±0.07*　5.38±0.12*　6　29.2 standard　5.93±0.32*　1.29±0.07*　7.04±0.38*　6　29.2 strong　5.43±0.06*　1.47±0.09*　7.63±0.14*　6　29.2 550 FBP　8.87±0.25*　1.02±0.08*　4.73±0.18*　6　35.7 mild　8.90±0.10*　1.11±0.07*　4.57±0.10*　6　35.7 standard　7.40±0.30*　1.32±0.06*　5.53±0.25*　6　35.7 strong　6.00±0.10*　1.50±0.08*　6.88±0.13*　6　35.7

但是AIDR 3D迭代重建算法也存在著缺陷。該算法的原理是以一個圖像模型為起點計算出預(yù)期影像投影，并與實際投影進行對比，每一次迭代計算都將采集的數(shù)據(jù)與計算機仿真的投影數(shù)據(jù)進行比較，通過迭代計算去除噪聲并加強組織結(jié)構(gòu)的顯示，因此圖像的最終質(zhì)量與所選的迭代程度（mild/ standard/strong）即迭代計算的次數(shù)關(guān)系重大［8-9］。當(dāng)管電流較高時，用FBP重建的圖像質(zhì)量已經(jīng)較高，此時若采用strong AIDR 3D重建可能會導(dǎo)致圖像“過平滑”等現(xiàn)象的出現(xiàn)，真實存在的細(xì)微病變?nèi)玮}化點等圖像細(xì)節(jié)可能會因為多次迭代而消失［10］。

另外在本研究中，對重建所需的時間也進行了關(guān)注。得益于當(dāng)今計算機技術(shù)的迅猛發(fā)展，迭代算法雖然相比FBP計算次數(shù)增大了很多，但重建所需的時間相差不大，用時最長的strong AIDR 3D也只需3～4 s，幾乎不會對臨床操作和診斷處理的總體時間長度帶來影響。

圖3　圖像噪聲隨管電流變化圖

圖4　對比噪聲比隨管電流變化圖

圖5　信噪比隨管電流變化圖

圖6　FBP重建算法的空間分辨率

圖7　mild AIDR 3D重建算法的空間分辨率

圖8　standard AIDR 3D重建算法的空間分辨率

圖9　strong AIDR 3D重建算法的空間分辨率

因此，如何根據(jù)患者體型與部位合理設(shè)置掃描參數(shù)，在合適的掃描環(huán)境下選用合適的迭代重建程度，從而實現(xiàn)在掃描劑量盡可能低的情況下得到最接近真實的CT圖像的目的，還有待進一步的研究。

［1］潘建慶， 張夢龍. 常規(guī)CT的放射劑量最優(yōu)化［J］. 醫(yī)學(xué)影像學(xué)雜志， 2014， 24（6）: 1035-1037.

［2］Xu J， Mahesh M， Tsui BM. Is iterative reconstruction ready for MDCT？［J］. J Am Coll Radiol， 2009， 6（4）: 274-276.

［3］茍文靜， 劉士遠(yuǎn)， 于紅. 高級迭代重建算法在低劑量冠狀動脈CT成像中的應(yīng)用價值［J］. 實用放射學(xué)雜志， 2013，29（1）: 107-111.

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（本文編輯：吳健敏）

The phantom study of the potential of radiation dose reduction using adaptive iterative dose reduction al-gorithm

MIAO Miao1， CAO Guoquan2， TAI Yunpeng2， ZENG Bixin3.
1.Department of Medical Engineer， the First Affiliated Hospital of Wenzhou Medical University， Wenzhou， 325015； 2.Department of Radiology， the First Affiliated Hospital of Wenzhou Medical University， Wenzhou， 325015； 3.School of Information and Engineering，Wenzhou Medical University， Wenzhou， 325035

Objective: To study the ability of the reconstruction algorithm of adaptive iterative dose reduction 3D to reduce the radiation dose of CT scanning， under the prernise in image quality undamaged. Methods: A 320-detector CT with volume mode was used to scan the low contrast module CTP515 and the high resolution module CTP528 of the phantom Catphan 500， while seven different tube currents 50， 80， 150， 250， 350， 450， and 550 mA were adopted respectively. CT images were reconstructed using the reconstruction algorithm of Filtered Back Projection and AIDR 3D in three degrees: mild， standard and strong. The noise， contrast-noise ratio， signalnoise ratio and spatial resolution of the images were used to evaluate the quality of the output image yielded by different tube-current/reconstruction-algorithm choices. Results: Using the algorithm of AIDR 3D to reconstruct CT image can significantly reduce image noise and increase contrast-noise ratio and signal-noise ratio with the spatial resolution undamaged. In the best case， the proportion of the radiation could be reduced by 78.41%. Conclusion: The reconstruction algorithm of AIDR 3D has remarkable ability to reduce the radiation dose of CT scanning. Different iteration degrees resultes in different level of reduction.

computed tomography； iterative reconstruction； tomography， x-ray computed； radiation dose；image quality

·個 案 報 告·

林虎

R814.42

B DOI: 10.3969/j.issn.2095-9400.2015.11.017

2015-05-07

繆妙（1986-），女，浙江瑞安人，助理工程師，在職碩士生。

曾碧新，教授，碩士生導(dǎo)師，Email：zbx@wzmc.edu. cn。