CT图像伪影消除技术的研究

杨 震 杨树欣 高 磊 雷继业 詹宁波 田林怀

目前，CT影像设备广泛应用于人体各个部位的检查，在临床疾病的诊断和治疗中发挥越来越重要的作用。而CT影像设备都是由硬件和软件两部分组成，硬件是“躯壳”，软件是“灵魂”，硬件的工作必须依靠软件的支持。CT图像的产生过程大致分为扫描、采集、重建运算及图像显示，这些工作环节的正常与否直接影响到最终产生影像的质量。而影像是诊断疾病的依据，是CT扫描机发展的最终目的。图像伪影的形成原因多而且复杂，就目前的技术而言，伪影是不可能完全消除的，但是可以通过设备的设计、校准和良好的使用方法来尽可能避免和减少伪影的出现[1-3]。本研究借助计算机软件和硬件技术有效消除CT图像伪影，提高图像质量。

1 CT成像基本原理

CT每扫描一次即可得到一个方程，经过若干次扫描即得到一联立方程。经过计算机运算(傅里叶转换、反投影法等)可以解出这一联立方程，从而求出每个体素的X射线吸收系数或衰减系数，将其排列成数字矩阵(digital matrix)，数字矩阵经过数字、模拟转换器(D/A)将数字矩阵中的每个数字转变为由黑到白不同灰度的小方块即像素(pixel)，并按矩阵排列构成CT图像。

2 CT伪影种类及成因

伪影是指显示在CT图像中，但实际不存在的对应原始物质的结构或图案。伪影主要分为暗带伪影(Dark bar)、杯状伪影(Cupping)、圈状伪影(Ring)、底纹伪影(Shading)和条纹伪影(Streak)。CT伪影形成原因包括：①物理原因，射线硬化效应、部分容积效应和欠采样；②患者原因，患者运动和体内植有金属；③设备原因，探测器单元损害以及由于温度变化、探测器灵敏度改变导致的漂移现象，以及取样频率等机器固有因素参数；④患者体位定位不当，螺旋扫描时扫描螺距和重建层厚设置不当[4-6]。

3 CT伪影消除方法

图像伪影在临床上多种多样，如想评估图像的伪影首先要搞清楚图像伪影是来源于设备还是人为导致。人为造成的伪影有：患者运动伪影，设备没有做空校伪影(图像的一致性、线型较差)，参数选择不当导致的伪影(图像的噪声大)，人体特殊结构引起的伪影(后颅脑引起的伪影)。以上这些情况同样影响图像的质量，但是可以通过技术手段排除或者减轻。CT图像伪影不能彻底消除，但可以通过技术手段将其消除或减轻，使其干扰降低到最小，或适当调整窗宽、窗位，使其在诊断的窗宽、窗位范围内不显示出来，可最大限度地降低其对临床诊断的影响。

3.1 金属伪影和患者可控运动伪影的消除

患者体内的假牙、手术植入的金属体、手术夹及项链等金属均能导致X射线束硬度的改变，从而导致金属伪影的产生。同时由于各金属物体的密度、尺寸不同对X射线的吸收量也不同，会导致很强的黑色带状伪影。除了手术植入体外，其伪影若在扫描前对患者加以提醒则可避免。扫描过程中或扫描层次变换时，人体组织的运动同样可以导致亮暗交错的伪影。扫描曝光前若对患者进行提醒则可减少所造成的影响。如做肺部或腹部扫描时嘱患者吸气、屏住气；做喉部或食道检查曝光前告知患者不可吞咽。

3.2 患者不可控运动伪影的消除

患者器官的自身蠕动及心脏的跳动不受人体控制，消除这种伪影的方法是提高设备的时间分辨率。西门子二代双源CT，有两个X射线球管并对应两组128排探测器，两个球管呈90o，交叉安装在旋转机架上，其机架旋转速度可达0.25 s/r，时间分辨率为66 ms，管电压为70～150 kV。此款CT机凭借其独特的双球管新技术，使扫描时间分辨率有了极大提高，可有效消除运动伪影

3.3 部分容积伪影的消除

减轻部分容积效应伪影的方法是适当选择薄的层厚进行扫描，但需注意薄层扫描会产生较大的图像噪声，减低低对比度分辨力，设置层厚为2 mm的图像质量较清晰(如图1所示)。

图1 容积效应图

3.4 射线硬化效应产生伪影的消除

目前使用的CT设备X射线管发射的是全能谱X射线，成为CT成像的一个限度，这一限度是固有和不可逾越的，只有使用单色X射线束才可彻底消除硬化效应伪影，但可用硬件和软件相结合的方法最大限度地减轻[7-8]。

(1)硬件方法。X射线从球管到阵列探测器要经过滤线栅、前固定准直器、前可调准直器、扫描物体、后可调准直器及后固定准直器。其中，前准直器的作用是控制X射线束在与人体平行方向上的宽度从而控制扫描层厚度。图像的层厚灵敏度剖面线取决于X射线管探测器，因此，准直器孔径决定了被检体的厚度，层厚正是通过调节准直器的孔径来切换的。后准直器的狭缝分别对准每个探测器，使探测器只接收垂直于探测器方向的射线，尽量减少来自其他方向的散射产生的干扰。为了在剂量不增加的前提下有效地利用X射线，探测器孔径宽度要略大于前准直器宽度。准直器是一种辐射衰减物质，用以限制到达探测器组件的放射线角度分布，其作用是空间定位，即仅局限于某一空间单元的射线进入探测器，而其他部分的射线则被屏蔽而不能进入探测器。滤线栅可有效滤除能量较低的散射，滤除率约为73%，前、后准直器可使散射线滤除率上升到88%[9]。因此，可通过在靠近球管焦点侧过增加滤线栅和校准前、后准直器来滤除散射线而消除射线硬化效应产生的伪影(如图2所示)。

图2 硬件方法示意图

(2)软件方法。在水模的成像中，通过中间射线会有更高的能级和距离，因此在未校正的情况下中心的CT值低于边缘的CT值。通过软件校正补偿由于射线能级的变化造成的不均匀性，在校正过程中，通过测量不同位置的CT值来进行验证，实现中心和边缘的CT值一致(如图3所示)。

图3 软件方法示意图

3.5 欠采样伪影的消除

绝大部分的欠采样伪影可以通过控制扫描参数得以解决：①使用能反映所需部位图像的最小FOV：②使用合适的重建算法和扫描时间。kernel H80，扫描时间为1.5 s的图像空间分辨率最高，噪声伪影最小(如图4所示)。

图4 欠采样伪影图

3.6 探测器余辉效应导致伪影的消除

探测器余辉时间的长短决定了设备的单次采集时间，余辉时间越短阵列计算机单位时间内通过通道采集的原始数据越多，允许的机架旋转速度越大，设备的高对比度分辨率越高。CsJ探测器的余晖时间为3 ms，因其余晖时间最长，计算机单位时间采集数据最少导致图像质量较差，其图像质量不能满足要求已淘汰。UFC超高速稀土陶瓷探测器的余辉效应时间为0.002 ms，最短扫描时间＜0.4 s，且图像质量较好[10](如图5所示)。

3.7 探测器原因导致伪影的消除

设备自身原因导致的伪影有环形伪影和线条状伪影，校正设备伪影有下述两种方法。

(1)通道A和通道B上的探测器对X射线的响应强度不一致，由于每个探测器通道材料不均一性，漏电流和增益的不同，晶体和二极管的耦合以及晶体本身的缺陷等，使得每个通道对X射线的吸收和增益不同，导致探测器之间存在参数和余辉时间的差异。因此，要定期(3个月左右)进行空气校准，从而保证采样数据的准确性(如图6所示)。

图6 空气校正示图

(2)Defective channel correction坏通道校正，通过相邻通道数据的差值弥补损坏的通道，坏通道是通过开机检查和维修途径发现并标记，达到消除环形伪影的目的[11-12](如图7所示)。

图7 坏通道校正示图

4 讨论

为了获得医师满意的图像且患者受照辐射小，临床技师须在扫描参数设置和图像后处理方面注意细节，找到各参数的最佳平衡点。后处理图像质量与恰当的扫描计划和数据采集直接相关，各种后处理技术有不同的优缺点，并且计算机需要的时间长短也不一样。不同的病变需要采用不同的后处理技术，不同的后处理技术需要采用不同的扫描计划。扫描参数包括管电压、管电流、旋转时间、螺距及螺旋因子。管电压(kV)越高X射线能量越大，穿透力越强；康普顿效应越强，散射线越多，影像密度分辨力及信噪比(signal noise ratio，SNR)越低，空间分辨力及噪声性伪影越高。而kV越低光电效应越强，影像密度分辨力及SNR越高，空间分辨力越低[13]。管电流(mA)与X射线的量相对应，mA越大，所获图像SNR越高，但辐射剂量也相应增加。旋转时间(s)可根据CT检查的临床要求进行调整，常规胸部、血管和儿科检查所需的旋转时间较短，可以缩短扫描持续时间，减弱运动伪影。

在血管和心脏CT检查中，需要缩短旋转时间以获得最佳的对比增强效果，并冻结心脏运动[14]。在大脑或腰椎常规检查中使用的旋转时间较长，因为在这些检查中患者运动可以忽略，或需要增加剂量和投照采样来改善图像细节。螺旋因子越小扫描相同部位所用时间越长，微小病灶越不易遗漏，Z轴空间分辨力及图像反映实际结构的真实性越高，但辐射剂量升高。在日常CT检查工作中，如果单纯用平扫检查，则实质脏器的漏诊率高达40%，而确诊率也只有30%。因此，利用组织器官的血供引入造影剂，再根据不同组织结构和不同疾病对造影剂的吸收和分布特点及规律，从而更好地提高病变检出率和图像质量[15]。

图像后处理参数设置包括层厚、Increment、FOV、Kernel和窗值。层厚是指重建图像的厚度，层厚越厚密度分辨力及SNR越高，空间分辨力越低。薄层可获得更多的细节，但增加噪声。图像多所需的存储空间大，尚可用来解释解剖详细结构和三维图像。厚层有较高的低对比剂分辨率，可较好地区分组织结构，且有较低的噪声等级；图像少存储和存档简单，尚可用于进行二维后处理的常规软组织检查。窄窗宽的对比度好，能清晰显示肝病变；宽窗宽能显示较多组织(如脂肪)，但是可能会掩盖较小的肝病变；更高的窗位和更宽的窗宽可用于显示骨结构。

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