逄曉寧，虞剛，李登旺

山東師范大學(xué)物理與電子科學(xué)學(xué)院山東省醫(yī)學(xué)物理圖像處理技術(shù)重點(diǎn)實驗室，山東濟(jì)南250000

前言

基于錐形束CT（CBCT）的在線自適應(yīng)放射治療是目前精準(zhǔn)放療的代表性技術(shù)，它通過集成在醫(yī)用直線加速器上的CBCT裝置于每次放療實施前獲取患者的在線影像，并針對腫瘤的位置和形狀變化，利用滿足特定要求的計劃系統(tǒng)快速制定放療計劃，以提高治療精度［1-3］。然而，散射光子嚴(yán)重影響了在線影像（CBCT圖像）的質(zhì)量，致使在線自適應(yīng)放療的臨床應(yīng)用受到限制［4］。因此，對CBCT進(jìn)行散射矯正，提高成像質(zhì)量，從而充分發(fā)揮在線自適應(yīng)放療應(yīng)有的功效，提高放療收益，是亟待解決的問題。

CBCT散射偽影的校正方法有很多，大致可以分為3類：一是基于軟件的散射矯正方法，該方法通過分析圖像本身的特征，估計散射的分布，主要有卷積法、散射核反卷積法、蒙特卡羅模擬法等［5-7］；二是基于硬件的散射去除方法，該方法通常在CBCT系統(tǒng)中添加一些特殊硬件，從而減少散射光子到達(dá)探測板上的數(shù)量，例如準(zhǔn)直器法、空氣隙方法、反散射網(wǎng)格方法［8］；三是軟硬件結(jié)合散射校正方法，比較典型的有頻率調(diào)制（Primary Modulation）算法、基于測量的算法［9］。

近些年，基于測量的方法受到越來越多的重視，該類方法由Ning等［10］提出，但是由于需要額外的掃描來獲得具有完整信息的投影圖像，增加了病人所受到的輻射劑量。為了解決兩次掃描的問題，Siewerdsen等［11］通過準(zhǔn)直器邊緣遮擋來估計散射分布。Jin等［12］利用未遮擋區(qū)域并且修正FDK重建算法來重建整個CBCT圖像。Nishikawa、Ouyang和Lee等［13-15］則分別提出基于移動遮擋板的方法來估計散射分布和遮擋區(qū)域的圖像。

1 方法

本文提出一種基于旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器（Rotating Collimator）的CBCT散射矯正方法，我們將之稱為RCCT（Rotating Collimator Computed Tomography）。該方法在射線源和模體之間放置一個旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器，此成像裝置通過旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器將錐形束射線限制為多個扇形束，并通過準(zhǔn)直器的旋轉(zhuǎn)使扇形束射線在加速器機(jī)架旋轉(zhuǎn)的過程中，不斷沿軸向來回掃描，以獲取整個容積圖像的投影信息。這樣投影圖像不是由錐形束投影得到的，而是透過準(zhǔn)直器的多個扇形束在準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)過程中來回掃描得到的，可以去除一部分的散射線，同時利用遮擋區(qū)域的散射分布，估計整幅圖像的散射分布，最后利用修正FDK法進(jìn)行圖像重建［12］。

1.1 蒙特卡羅實驗平臺搭建

本研究利用蒙特卡羅工具箱（Geant4）構(gòu)建RCCT實驗平臺［16］。RCCT系統(tǒng)包括一個X射線源、一個旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器、一系列的模體和一個敏感探測器。RCCT系統(tǒng)都被安放在一個（2×2×2）m3的虛擬實驗室中，所有的反應(yīng)都在這個實驗室內(nèi)進(jìn)行，當(dāng)粒子超出實驗室的范圍，則不再跟蹤。

RCCT系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖1所示，其中RCCT射線源的坐標(biāo)為（0,0,100），能量為120 kV的單色射線，發(fā)射粒子的個數(shù)為4×109。模體是圓柱形的水模體，圓柱中心坐標(biāo)為（0,0,0），半徑20 cm，高30 cm。圓柱的中心（即原點(diǎn)坐標(biāo)）為RCCT系統(tǒng)的旋轉(zhuǎn)中心。敏感探測器的閃爍材料為碘化銫晶體。探測器尺寸為（32×32）cm2，其中覆蓋碘化銫閃爍材料的范圍為（30.6×30.6）cm2，厚度0.06 cm。實驗中，探測器被劃分為306×306的像素矩陣，每一個像素的大小為（0.1×0.1）cm2。

圖1 RCCT系統(tǒng)仿真結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1 Schematic diagram of RCCT system simulation structure

在RCCT系統(tǒng)中，旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器的設(shè)計是整個系統(tǒng)的關(guān)鍵。它由嵌在丙烯酸板子上面的等間距的鉛條組成，涉及到4個參數(shù)：半徑（r）、厚度（dx）、縫隙寬度（dy）和旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器遮擋區(qū)域的寬度（dz）。在本實驗中，我們將r設(shè)置為15 cm，厚度為5 mm，縫隙寬度和遮擋區(qū)域的寬度都為0.6 mm。

由于本文模擬的RCCT系統(tǒng)使用的X射線的能量屬于低能X光子（120 kV）。因此在模擬的過程中，我們采用Geant4提供的低能電磁過程作為X光子的物理過程。考慮到當(dāng)能量小于120 kV的時候，康普頓散射占據(jù)了絕大部分的反應(yīng)情況，所以在此系統(tǒng)中只考慮康普頓散射的影響。

1.2 投影圖像處理

在旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器旋轉(zhuǎn)過程中獲得的投影圖像按以下步驟處理［17］：（1）獲得具有遮擋信息的CBCT投影圖像并且通過這部分投影圖像插值重建出整幅圖像的散射數(shù)據(jù)；（2）將投影區(qū)域的圖像減去遮擋區(qū)域的圖像得到去除散射的投影圖像；（3）最后采用修正FDK算法重建CBCT圖像。

1.3 圖像評價

為了對圖像的質(zhì)量進(jìn)行定量評價，本研究用以下3個指標(biāo)對散射矯正結(jié)果進(jìn)行評價：

（1）重建誤差（均方根誤差）：

（2）杯狀偽影：

其中，UM,edge和UM,center分別代表感興趣區(qū)域中心和邊緣的平均值。

（3）峰值信噪比：

其中，m、n分別為圖像的高度和寬度，I為包含散射重建后的圖像，K為包含散射重建的圖像。

2 仿真實驗及結(jié)果

2.1 投影圖像結(jié)果分析

圖2顯示了3種不同的投影圖像，圖2a是主射線投影圖，圖2b是RCCT投影圖，圖2c是CBCT投影圖。圖3a為圖2中紅色線段所對應(yīng)的像素值。從圖3a可以看出，CBCT圖像的像素值明顯大于主射線的像素值（主射線不包含散射）和RCCT圖像的像素值，而RCCT的像素值比較接近主射線的像素值，這表明相比于CBCT，RCCT可以更好地抑制散射的影響。圖3b為圖2b和圖2c中紅色線段對應(yīng)的散射主射線之比（Scatter Primary Ratio,SPR）。從圖中可以明顯看出，CBCT圖像的SPR值明顯大于RCCT圖像的SPR值，同時對所有投影圖像的計算結(jié)果也表明，相對于CBCT，RCCT投影圖像的SPR降低了75%～78%。

圖2 投影圖像Fig.2 Projection images

圖3投影圖像結(jié)果分析Fig.3 Analysis of projection image results

2.2 重建圖像結(jié)果分析

圖4 為由水模體重建出來的CBCT圖像，圖4a為沒有散射信息的CBCT圖像，圖4b顯示了含有散射信息的CBCT重建圖像，可以看出散射對圖像質(zhì)量影響很大，圖4c為經(jīng)過旋轉(zhuǎn)光柵散射矯正過后的CBCT重建圖像，圖像質(zhì)量明顯提升。從圖4可以看出，相對于沒有散射信息的CBCT圖像，帶有散射信息的圖像受偽影影響嚴(yán)重，而經(jīng)過散射矯正后的CBCT圖像，對比度明顯提高，散射偽影得到有效去除。圖5為計算CBCT圖像指標(biāo)（重建誤差、杯狀偽影、峰值信噪比）示意圖。圖5紅色標(biāo)識內(nèi)的散射矯正前后CBCT圖像評價的3個指標(biāo)有變化，CT值的均方根誤差從16.00%下降為1.18%，杯狀偽影從14.005%下降為0.660%，峰值信噪比從16.959 4提高到31.450 0，從圖像質(zhì)量指標(biāo)可以看出經(jīng)過散射矯正過后的CBCT圖像質(zhì)量明顯提高。

圖4 CBCT重建圖像Fig.4 CBCT reconstructed image

圖5 計算圖像指標(biāo)示意圖Fig.5 Schematic diagram of the calculation indexes

3 討論

本研究將旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器置于射線源與模體之間，通過遮擋區(qū)域的散射信號估計整幅圖像的散射信號，進(jìn)而從投影圖像中將散射信號減除。實驗結(jié)果表明，CBCT圖像質(zhì)量受到散射光子的影響較大，沒有進(jìn)行散射矯正的CBCT圖像CT值的均方根誤差較大，杯狀偽影明顯，而RCCT可以明顯減小散射影響，提高CBCT圖像質(zhì)量。

在旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器設(shè)計過程中主要考慮了旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器縫隙以及旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器間距這兩點(diǎn)參數(shù)：（1）從散射形成的原因我們可以得知，縫隙越大，散射越大［18］，所以我們將縫隙的寬度逐漸變小，但是在實際設(shè)計過程中我們必須考慮縫隙大小對投影利用率的影響以及對整幅圖像半影的影響；（2）旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器的間距越大，散射抑制越明顯，但是準(zhǔn)直器間距的變大就必須要增加掃描速度來保證獲得充足的投影數(shù)據(jù)。綜合上述因素，我們將縫隙的大小設(shè)置為0.6 mm。但是設(shè)計的準(zhǔn)直器參數(shù)還只是一個初步的參數(shù)，所以旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器的參數(shù)設(shè)計優(yōu)化還需后續(xù)工作進(jìn)行解決。

4 總結(jié)

本研究設(shè)計旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器用于CBCT的散射矯正，經(jīng)仿真實驗證實，校正后的圖像準(zhǔn)確性提高，能夠滿足實際應(yīng)用需求。但是旋轉(zhuǎn)準(zhǔn)直器的縫隙參數(shù)仍處于初級階段，我們會通過后期的參數(shù)優(yōu)化實驗來進(jìn)一步獲得更好的圖像。