基于模体相对电子密度刻度曲线修正锥形束CT图像的HU值

洪加标

福建医科大学肿瘤临床医学院·福建省肿瘤医院 (福建福州 350014)

宫颈癌是临床最常见的妇科疾病之一。根据国际癌症研究机构(International Agency for Research on Cancer，IARC)2020《全球癌症报告》报道，宫颈癌是发病率和病死率最高的妇科恶性生殖系统肿瘤，其发病率和病死率占所有类型癌症的6.6%和7.5%，严重威胁女性生命健康[1]。放射治疗可用于治疗各临床分期的宫颈癌，特别是中晚期宫颈癌。调强放射治疗(intensity modulated radiation therapy，IMRT)因其在三维方向上可保持高剂量区和靶区形状一致，且可在靶区边缘形成陡峭的剂量跌落区域，因此能在控制病灶的同时，充分顾及周围正常组织的安全性，已成为宫颈癌的主要治疗方式[2-3]。然而，由于宫颈癌患者放射治疗疗程长达5周，加之病变部位解剖结构易发生较大的形变，若按常规IMRT治疗方案，患者常出现腹泻、放射性肠炎等严重并发症[4]。自适应放射治疗(adaptive radiation therapy，ART)可适时修改放射治疗计划，有助于改善解剖结构引起的剂量偏差。锥形束CT(cone beam computed tomography，CBCT)已被广泛应用于患者摆位和引导ART中，但由于扫描过程中受到X线散射、图像延迟、光束硬化等因素影响，图像质量较差，电子密度信息不确定。有研究显示，直接用CBCT进行剂量计算，可产生8%以上的剂量偏差[5]，不能满足临床要求。本研究拟采用CIRS-062标准模体对CBCT图像进行相对电子密度曲线刻度，将CBCT图像的HU值与CT图像的HU值建立分段线性映射关系，修正宫颈癌患者的CBCT图像HU值，并对修正后的CBCT图像质量进行量化评估，为基于CBCT的剂量引导ART的开展创造有利条件，现报道如下。

1 资料与方法

1.1 一般资料

选取2021年1—12月福建省肿瘤医院行IMRT的10例宫颈癌患者的治疗计划。

1.2 方法

1.2.1图像采集

采用飞利浦大孔径CT机(Brilliance Big Bore)采集CT图像，设置球管电压为120 kV，X线管电流为224 mA，重建矩阵大小为512×512，重建厚度为5 mm。采用医科达Axesse直线加速器On-board kV CBCT(OBI)系统采集CBCT图像，设置球管电压为120 kV，X线管电流为40 mA，重建矩阵大小为410×410，重建厚度2 mm，机架逆时针旋转360°、速率6°/s，准直器M20，滤线器F1，CBCT扫描图像660帧。患者定复位和放射治疗前排空膀胱和直肠并饮500 ml温开水，憋尿1 h后再进行CT和CBCT扫描(CT与CBCT图像采集时间间隔不超过1周)，放射治疗后再做辅助性化疗，以避免直肠、膀胱充盈度改变及身体消瘦等因素造成图像信息差异化。采集的图像须包含整个计划靶区。

1.2.1图像预处理

以重建的CBCT图像为固定图像，CT图像为移动图像，通过开源软件3D Slicer中的Elastix配准模块将同一患者的CT图像和CBCT图像进行刚性算法配准[6]，并在Pinnacle16.2计划系统将CT的感兴趣区域映射到CBCT图像。

1.2.3相对电子密度曲线刻度

如图1所示，CIRS-062标准模体包含9种物质，分别为脂肪、胸部、致密骨、等效水、肝脏、吸气肺、呼气肺、肌肉、疏松骨，相对电子密度分别为1.004、0.200、0.500、0.970、0.990、1.060、1.070、1.160、1.61。将CIRS-062分别置于CT机和加速器机载CBCT下扫描，扫描图像传输至Pinnacle16.2计划系统，统计上述物质在两组图像中的平均HU值，见表1。采用分段线性拟合方法得到CT和CBCT图像的HU值与相对电子密度之间的映射关系，见图2。将CBCT图像的HU值转换为相对电子密度，再映射为相应CT图像的HU值，采用分段线性拟合方法基于CT图像的HU值来修正CBCT图像的HU值，得到高质量CBCT(定义为HCBCT)图像，实现CBCT图像的HU值修正。

图1 CIRS-062标准模体

1.3 评价指标

在相同扫描模式下使用Catphan504模体的CTP404模块和CTP486模块分别检测CBCT图像的HU值线性和均匀性。

采用均方误差(mean absolute error，MAE)、峰值信号比(peak signal to noise ratio，PSNR)和结构相似性(structural similarity，SSIM)评估靶区所在层面的CBCT-CT和HCBCT-CT之间的差异，各指标计算公式如下：

(1)

(2)

(3)

c1=(k1L)2,c2=(k2L)2

其中，n代表图像的像素数量，MAX代表最大像素值，μ为像素平均值，σ为像素协方差与方差之比，k1、k2为常数(分别取0.01、0.03)，L为图像的灰度范围。

2 结果

连续6个月对Catphan模体进行CBCT扫描并读取模体内特定物质的HU值，结果发现8种物质的HU值最大差异为32，最大标准差≤1.6，可认为CBCT图像具有很好的稳定性。表1为CIRS-062标准模体中各物质与模体外空气在CT和CBCT图像中的平均HU值，图2为相应的相对电子密度刻度曲线。10例患者的原始CBCT图像、HCBCT图像与CT图像之间的MAE、PSNR和SSIM如表2所示。相较于CBCT-CT图像，HCBCT-CT图像的MAE、PSNR和SSIM分别提升了50.7%、7.4%和4.6%。

表1 CIRS-062标准模体各物质对应的CT和CBCT图像平均HU值

注：CBCT为锥形束CT

表2 10例患者CBCT-CT图像和HCBCT-CT图像之间的MAE、PSNR和SSIM比较

3 讨论

IMRT剂量分布的准确性不仅受计划设计和治疗设备不确定性的影响，还受治疗过程中患者解剖结构变化的影响。CBCT图像可以更有效地反映患者体位和解剖结构的变化，但由于严重的散射伪影的存在，CBCT图像不能提供正确的HU值，不能直接用于剂量计算。若要将CBCT图像应用于整个疗程中的实时剂量监测，引导ART，需要对CBCT图像进行优化与修正，使其满足精确的器官勾画和剂量计算要求[7-8]。张基永等[9]和Macfarlane等[10]提出采用模体的相对电子密度曲线刻度方法对宫颈癌的千伏级CBCT图像进行修正，修正后的CBCT图像的剂量计算平均偏差在1%以内，证实了CBCT用于引导ART的可能性。

本研究通过分段线性拟合方法得到CT和CBCT图像的HU值与相对电子密度之间的映射关系，将CBCT图像的HU值转换为相对电子密度，再映射为相应CT图像的HU值，得到HCBCT图像，并通过MAE、PSNR和SSIM量化评估HCBCT图像的优越性。结果显示，与CBCT-CT图像相比，HCBCT-CT图像HU值的MAE、PSNR和SSIM分别提升了50.7%、7.4%和4.6%。

本研究采用的方法虽然可较好地修正CBCT图像的HU值，但仍存在如下缺陷。(1)由于高密度组织附近容易产生伪影，其HU值相对于CT图像的差异太大。(2)定复位和放射治疗前，嘱咐患者排空膀胱和直肠，并饮500 ml温开水，然后憋尿1 h再进行CT和CBCT扫描，可有效减小靶区受膀胱、直肠充盈状态不一致性的影响[11-12]；但仅采用刚性配准算法将CT和CBCT图像进行配准以移植勾画的靶区等结构还不够精准，后续研究将引入Medical Image Merge(MIM)系统形变配准算法[13-15]，进一步提高CT和CBCT图像的配准精度。(3)本研究虽从点对点体素量化了HU值的修正效果，但尚未进行剂量计算，后续研究将完善高密度物质区域的线性拟合方法，减少HU值修正的的差异，并进行基于HCBCT图像的剂量学研究，进一步验证该方法的修正效果。

综上所述，基于模体的相对电子密度曲线刻度方法能有效修正CBCT图像的HU值，提高CBCT图像质量，可以为CBCT图像在ART中的应用提供帮助。