高分辨靶重建模式优化宝石CT成像

陈麦林，李晓婷，孙应实

(北京大学肿瘤医院暨北京市肿瘤防治研究所医学影像科 恶性肿瘤发病机制及转化研究教育部重点实验室，北京 100142)

在多排CT成像中，临床常利用小焦点、缩小扫描野等方式来提高空间分辨率[1-4]，但存在随着CT探测器增宽，锥形束伪影加重、亚秒级速度难以继续提高及辐射剂量高等问题。宝石CT利用大小焦点瞬时切换实现数据的容积采集，可大大提高空间分辨率，解决改善图像质量和降低辐射剂量之间的矛盾[5]。本研究对体模进行宝石CT容积扫描，探讨小显示视野(display field of view, DFOV)成像时不同扫描视野(scanning field of view, SFOV)或分辨模式对图像质量的影响。

1 材料与方法

1.1 仪器与方法 采用GE Discovery CT750 HD扫描仪及Catphan 500模体(由CTP 528模块、CTP 515模块、CTP 401模块、CTP 486模块组成)。以不同大小SFOV(50 cm及32 cm)对模体进行高分辨或非高分辨成像。参数：管电压120 kV，管电流50 mA、噪声指数12，扫描类型为螺旋扫描，探头覆盖40 mm，旋转时间40 s，层厚5 mm，螺距0.516。根据扫描模式不同分4组：A组，SFOV 50 cm+非高分辨成像；B组，SFOV 50 cm+高分辨成像；C组，SFOV 32 cm+非高分辨成像；D组，SFOV 32 cm+高分辨成像。每组重复扫描3次，对原始数据以DFOV 25 cm进行 STAND算法重建。每次选4套图像，每组共12套图像均传至GE AW 4.4后处理工作站。

1.2 图像质量评价 所有图像均随机显示，且不显示扫描参数。由2名具有5年以上诊断经验的放射科医师独立盲法测量并评价图像。

空间分辨率：在标准算法重建图像上，窗宽调至0，调节窗位来分辨出一组最小的线对卡，记录其对应的分辨率尺寸，此时空间分辨率的数值越小说明空间分辨率越高。密度分辨率：参考胡敏霞等[6]进行模体实验时对密度分辨率的主观评分标准，选对比度为1%、直径为9.0 mm的小球作为观察对像，2名医师分别记录分辨率尺寸，取平均值。窗宽、窗位按以下公式计算：WL=(CTW+CTM)/2，WW=(CTW-CTM)+5SDMAX(WL：窗位；WW：窗宽；CTW：水的CT值；CTM：低对比物质的CT值；SDMAX：2种物质ROI中较大的标准差)；测量CTP 401模块中4种感光度靶面的CT值时，ROI取70 mm×70 mm，采用标准算法。图像噪声为2个ROI CT值标准差的均值，即噪声=(SDROI1+SDROI2)/2；CNR=(CTROI1-CTROI2)/噪声；SNR=CTROI1/噪声；ROI置于模块CTP 486中央，固定ROI的面积为4 006 mm×4 006 mm。各参数均在连续层面上重复测量3次，取平均值。各组的辐射剂量以CT容积剂量指数(CT dose index, CTDIvol)表示。

1.3 统计学分析 采用SPSS 16.0统计分析软件。计量资料以±s表示。4组间噪声、CNR、SNR、空间分辨率和密度分辨率的比较采用单因素方差分析，两两比较采用Bonferroni法。2名医师对图像主观评价的一致性比较采用Kappa检验。P<0.05为差异有统计学意义。

2 结果

2.1 4组噪声、SNR和CNR比较 A、B、C、D组图像噪声逐渐增高，且4组间差异有统计学意义(P<0.01)。两两比较显示，C、D组较A组增大(P均<0.01)；B、C组较D组减低(P均<0.05)；B与C组差异无统计学意义(表1)。

A、B、C、D组CNR逐渐减低，且4组间差异有统计学意义(P<0.01)。两两比较显示，除C组与A组、D组与A组外，余组间比较差异均无统计学意义(表1)。

A、B、C、D组SNR逐渐减低，且4组间差异有统计学意义(P<0.01)。两两比较显示，除A组与C、D组，B与D组外，余组间比较差异均无统计学意义(表1)。

2.2 4组间空间分辨率及密度分辨率比较 4组图像空间分辨率差异有统计学意义(P<0.01)。两两比较，除A与B组、C组与B组外(P<0.01，图1)，其余组间比较差异均无统计学意义(表1)。2名观察者对4组图像空间分辨率测量的一致性为83.3%～100%。

4组图像密度分辨率差异有统计学意义(P=0.03)。两两比较，除B与D组外(P=0.02,图2)，其余组间比较差异均无统计学意义(表1)。2名观察者间对4组图像密度分辨率测量的一致性为78.4%～83.2%。

2.3 4组间辐射剂量 A、B、C、D组CTDIvol值分别为3.07、3.26、2.55、2.85 mGy。与A组相比，B组辐射剂量增加了6.19%，C组和D组的辐射剂量分别下降了16.94%、7.17%。

表1 4组图像质量评价结果的比较(±s)

表1 4组图像质量评价结果的比较(±s)

组别噪声(HU)CNRSNR空间分辨率(Lp/cm)密度分辨率(mm)A组12．24±1．2062．63±10．0072．78±10．980．83±0．005．25±1．06B组13．55±0．7857．03±6．6466．17±7．180．75±0．065．83±0．83C组14．29±1．3853．31±7．7161．60±8．420．83±0．005．17±0．83D组15．74±1．4248．34±6．6555．90±7．280．79±0．064．75±0．62F值17．267．048．2310．083．30P值<0．01<0．01<0．01<0．010．03

注：空间分辨率数值越小，说明空间分辨率越高

图1 Catphan 500模体CTP 528模块空间分辨率线对图 A.A组； B.B组； C.C组； D.D组 图2 Catphan 500模体CTP 515模块密度分辨率图(对比度1%) A.A组； B.B组； C.C组； D.D组

3 讨论

CT成像中常利用小焦点、缩小SFOV、减少层厚等“靶扫描”或“高分辨扫描”方法，以进一步提高空间分辨率[1-4]。但模体研究[7]发现，多排螺旋CT和单排螺旋CT的高分辨扫描图像质量相同，当层厚<5 mm时，多排MSCT对低对比物质的显示较单排CT差[8]。本研究通过宝石CT对Catphan 500模体扫描，观察靶重建模式对于优化宝石CT成像的价值。

图像噪声是指在均匀物质影像中，给定区域CT值相对其平均值的变异。图像噪声与CT探测器接收的光子数成反比。在图像层厚、螺距、管电压、剂量等相同的情况下，图像噪声与像素大小明显相关[9]。随着SFOV的缩小，像素大小也相应缩小，像素内包含的光子数减少，而图像噪声与CT探测器接收的光子数呈反比[7，9]，故图像噪声增加，可解释SFOV 32 cm时高/非高分辨成像时图像噪声较SFOV 50 cm时高/非高分辨成像增加的原因。

本研究发现，层厚、矩阵、管电压及管电流等扫描参数相同，不开启高分辨模式时，SFOV 50 cm图像的SNR，均高于SFOV 32 cm成像;开启高分辨模式时，SFOV 50 cm图像的SNR较SFOV 32 cm也明显增加。

空间分辨率主要受球管焦点大小、探测器孔径大小、扫描层厚、矩阵等因素影响。在其他扫描参数相同时，开启高分辨模式，图像空间分辨率增加，本研究中SFOV 50 cm+高分辨成像时空间分辨率高于SFOV 50 cm+非高分辨成像；且SFOV 50 cm扫描时较SFOV 32 cm时射线的滤过相对少[3-4，10]，有效光子数增多，噪声减低，故SFOV 50 cm+高分辨成像的空间分辨率也高于SFOV 32 cm的非高分辨成像。

密度分辨率大小取决于X线束的能量分布[9，11-13]。本研究SFOV 32 cm+高分辨成像的密度分辨率小于SFOV 50 cm+高分辨成像，可能是由于SFOV 32 cm的X线束能量较SFOV 50 cm能量分布相对集中;此外，噪声、模体大小[12]、重建算法[3-4,13]和系统的调制传递函等影响也不可避免。

本研究发现，在保证相对较高CNR和SNR的基础上，采用SFOV 50 cm+高分辨成像方式，可明显提高宝石CT图像的空间分辨率。上述结果提示，在实际工作中，对于密度分辨率要求不高的部位，如肺组织，SFOV 50 cm+高分辨模式可能明显优于其他成像方式，且仅需采用宝石CT进行常规大SFOV的高分辨扫描，而不必单独增加小SFOV扫描，可减少曝光次数、降低辐射剂量。

本研究仅为模体实验，且仅采用单一的标准重建算法，而未采用高分辨成像传统骨算法或其他算法，为其主要局限性。临床工作中，人体结构复杂，观察不同病变时对于图像质量要求的侧重点不同，且对不同体型受检者，在特定观察目的下如何搭配大、小SFOV，以及是否加用高分辨模式，均需详加考察。

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