繆妙，曹國(guó)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(duì)CT低劑量掃描潛能的體模研究

繆妙1，曹國(guó)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(duì)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(gè)迭代等級(jí)（mild/standard/strong）分別重建圖像，對(duì)比分析圖像的噪聲、對(duì)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(duì)比噪聲比和信噪比，同時(shí)不改變空間分辨率。最高降低輻射比例達(dá)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(jí)降低劑量的潛能不同。

計(jì)算機(jī)斷層；迭代重建；體層攝影術(shù)，X線計(jì)算機(jī)；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(duì)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(duì)稱屏蔽采集技術(shù)，模塊化探測(cè)器技術(shù)，管電壓、管電流自動(dòng)調(diào)節(jié)技術(shù)，z軸動(dòng)態(tài)電流調(diào)節(jié)技術(shù)，角度-長(zhǎng)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(shí)，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(duì)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(duì)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(duì)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(shí)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(shí)記錄重建所需時(shí)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(tái)進(jìn)行圖像質(zhì)量分析。計(jì)算圖像噪聲、信噪比、對(duì)比噪聲比和空間分辨率等參數(shù)，評(píng)價(jià)圖像質(zhì)量。

在低對(duì)比度模塊CTP515的圖像中，選取直徑15 mm的1%低對(duì)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(cè)量ROI內(nèi)的CT值平均值與標(biāo)準(zhǔn)差。為了降低人為測(cè)量誤差，取3次測(cè)量值的平均值進(jìn)行進(jìn)一步的數(shù)據(jù)處理。

圖1　低對(duì)比度模塊掃描圖像目標(biāo)區(qū)域ROI 1號(hào)的位置

圖2　低對(duì)比度模塊掃描圖像背景區(qū)域ROI 2號(hào)的位置

記ROI 1號(hào)與ROI 2號(hào)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(duì)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(píng)估。把掃描高對(duì)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(jí)線對(duì)數(shù)。

2　結(jié)果

實(shí)驗(yàn)測(cè)量了不同重建算法下的圖像噪聲、信噪比、對(duì)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(shì)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(shì)大體一致；管電流為80 mA時(shí)的strong AIDR 3D曲線的SD值與管電流350 mA時(shí)的FBP曲線的SD值近似。

在相同的管電流條件下，對(duì)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(duì)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(duì)比噪聲比與150 mA管電流掃描、strong AIDR 3D重建的對(duì)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(shí)都基本保持不變，Gervaise等［7］基于體模和人體研究AIDR對(duì)CT圖像質(zhì)量的影響結(jié)果也支持了這個(gè)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(duì)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(duì)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(duì)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(gè)圖像模型為起點(diǎn)計(jì)算出預(yù)期影像投影，并與實(shí)際投影進(jìn)行對(duì)比，每一次迭代計(jì)算都將采集的數(shù)據(jù)與計(jì)算機(jī)仿真的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行比較，通過迭代計(jì)算去除噪聲并加強(qiáng)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(jì)算的次數(shù)關(guān)系重大［8-9］。當(dāng)管電流較高時(shí)，用FBP重建的圖像質(zhì)量已經(jīng)較高，此時(shí)若采用strong AIDR 3D重建可能會(huì)導(dǎo)致圖像“過平滑”等現(xiàn)象的出現(xiàn)，真實(shí)存在的細(xì)微病變?nèi)玮}化點(diǎn)等圖像細(xì)節(jié)可能會(huì)因?yàn)槎啻蔚В?0］。

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

圖3　圖像噪聲隨管電流變化圖

圖4　對(duì)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(shí)現(xiàn)在掃描劑量盡可能低的情況下得到最接近真實(shí)的CT圖像的目的，還有待進(jìn)一步的研究。

［1］潘建慶， 張夢(mèng)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(jí)迭代重建算法在低劑量冠狀動(dòng)脈CT成像中的應(yīng)用價(jià)值［J］. 實(shí)用放射學(xué)雜志， 2013，29（1）: 107-111.

［4］Hara AK， Paden RG， Silva AC， et al. Iterative reconstruc-tion technique for reducing body radiation dose at CT: feasibility study［J］. Am J Roentgenol， 2009， 193（3）: 764-771.

［5］Gupta AK， Nelson RC， Johnson GA， et al. Optimization of eight-element multi-detector row helical CT technology for evaluation of the abdomen［J］. Radiology， 2003， 227（3）: 739-745.

［6］Pontana F， Duhamel A， Pagniez J， et al. Chest computed tomography using iterative reconstruction vs filtered back projection （part 2）: image quality of low-dose CT examinations in 80 patients［J］. Eur Radiol， 2011， 21（3）: 636-643.

［7］Gervaise A， Osemont B， Lecocq S， et al. CT image quality improvement using adaptive iterative dose reduction with wide-volume acquisition on 320-detector CT［J］. Eur Radiol，2012， 22（2）: 295-301.

［8］嚴(yán)誠(chéng)， 陳剛， 丁玉芹， 等. 評(píng)價(jià)迭代重建法與濾過反投影法在冠狀動(dòng)脈CTA檢查中的價(jià)值［J］. 放射學(xué)實(shí)踐， 2014， 29 （6）: 663-667.

［9］Tatsugami F， Matsuki M， Nakai G， et a1. The effect of adaptive iterative dose reduction on image quality in 320-detector row CT coronary angiography［J］. Br J Radiol， 2012， 85 （1016）: e378-e382.

［10］Silva AC， Lawder HJ， Hara A， et al. Innovations in CT dose reduction strategy: application of the adaptive statistical iterative reconstruction algorithm［J］. Am J Roentgenol， 2010，194（1）: 191-199.

（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(gè) 案 報(bào) 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。