轉自：交織容積重建技術：基本原理與臨床價值_湃客_澎湃新聞-The Paper

原創 趙喜同學 XI區
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所有醫學成像系統的目標是從測量數據中提取最大數量的診斷信息。在計算機斷層掃描（CT）中，這通常意味著從測量的投影數據中創建盡可能好的圖像，使放射科醫生能夠作出最佳診斷。
早期的CT系統生成的圖像由于受到硬件限制，圖像看起來不清楚，比如最早的頭顱CT圖像的矩陣僅為80x80，每個像素（X-Y平面稱為像素）都比較大，看起來就像打了馬賽克一樣（可以參見：）。

第一臺EMI CT機，右圖為第一例患者的腦部圖像，掃描一層圖像需要4.5min，矩陣為80x80，EMI CT在使用120kV掃描時，最大管電流為32mA。（圖片源自網絡）
隨著螺旋掃描技術進入臨床，容積掃描成為可能。這時我們除了考慮像素之外，還要考慮體素（Z平面稱為體素）。多層螺旋CT時代，出現一個概念，叫各向同性分辨率。一般認為到16層CT時，就實現了各向同性分辨率。

相同尺寸的圓形在相同FOV不同矩陣下呈現不同的狀態（圖片源自網絡）
各向同性分辨率
什么是各向同性呢？在容積掃描中，容積圖像構成的最小單元稱為體素，所謂各向同性，是指構成圖像的體素呈正方體形。在X-Y平面上，體素大小由FOV和矩陣決定，如果矩陣相同，FOV越小，像素尺寸越小；如果FOV相同，矩陣越大，像素尺寸越小。
在Z方向上，體素尺寸由層厚和層中心間距決定，如果層厚與層中心間距相同，則層厚決定Z方向體素尺寸，如果層中心間距小于層厚，層中心間距越小，體素尺寸越小。因此決定各向同性的主要因素包括矩陣、FOV、層厚和層中心間距。

各向同性是指體素呈正方體形狀，正方體越小，分辨率越高（圖片源自網絡）
我們可以簡單計算一下，假設FOV為500 mm，矩陣為512x512，則X-Y方向像素尺寸為0.98 mm，此時，如果層厚也是0.98 mm，則可以達到各向同性。但是很顯然，這個接近1 mm的體素大小對于追求更高空間分辨率的圖像來說，有點太高了。并且，在正常體型的絕大部分人，FOV通常也不會用到500 mm。
我們現在根據實際情況重新計算一下，假設胸腹部的FOV為250-300 mm，矩陣為512x512，則X-Y平面的像素尺寸為0.49-0.59 mm，如果想要達到各向同性，需要的層厚需要保持一致，目前絕大部分CT設備的最薄層厚為0.6-0.9 mm，通過層厚已經不能實現各向同性，這時需要設置層中心間距為0.49-0.59 mm，則可以實現各向同性。如果胸腹部的矩陣為1024x1024，則像素尺寸縮小到原來的四分之一，為0.24-0.29 mm，顯然如果想要實現1024矩陣時的各向同性分辨率，層中心間距需要小于0.29 mm，目前絕大部分廠家的CT設備最小層中心間距均不能實現這樣的設置。因此增加矩陣在某些特定情況下僅能提高X-Y平面的空間分辨率，對于Z軸分辨率提升沒有貢獻。

使用大FOV重建后放大和小FOV重建（右）比較，使用小FOV獲得的像素尺寸更小，細節更清晰。
對于一些需要更高分辨率的檢查，比如心臟檢查，FOV通常在150-200 mm，矩陣為512x512時，像素尺寸為0.29-0.39 mm，實現各向同性需要的層中心間距為0.29-0.39 mm；再比如單側內耳掃描，FOV通常為50-100 mm，矩陣為512x512時，像素尺寸為0.10-0.20 mm，實現各向同性需要的層中心間距為0.10-0.20 mm。
因此，在大部分情況下，仔細觀察重建的圖像，在非X-Y軸平面都會看到鋸齒狀的改變，而放大觀察就會出現細碎的馬賽克。

注意骨皮質邊緣的鋸齒狀改變
決定性的圖像質量參數是所有三個維度的高對比度分辨率，低對比度分辨率和偽影含量。盡管獲取或重建切片的數量仍然經常用于表征CT掃描儀的性能，但重要的是要注意，如果空間分辨率和掃描速度都沒有增加，則僅切片數量是一個毫無意義的參數。
2011年，交織容積重建（Interleaved Volume Reconstruction, IVR）技術進入臨床，最早這是一種通過從64排探測器數據重建128個單獨切片來提高z方向分辨率（即沿患者縱軸）的方法。
多層采集與多層重建
2003年，西門子在在其高端CT系統上推出了z-sharp技術。利用這項技術，Straton球管可以采集128個切片，該球管允許z方向上的飛焦點與128通道數據采集系統（DAS）相結合。以相同的投影角度獲取兩個連續的投影允許在64排探測器系統上同時采集128個切片。采集數據點數量的增加將z方向的分辨率提高到0.33 mm，并顯著減少了尤其是源自螺旋掃描中高對比度邊緣的偽影，也稱為風車偽影。

z-sharp技術示意圖。z-Sharp 技術改變了傳統的點—點對應的CT 測采樣方式，實現了在每個投影位置的雙采樣，以X線源上的 “多點投影” 、超快速探測器的 “分時讀取” 、以及兩個采樣之間的 “半寬重疊” ，最終實現雙倍采集和相當于半個探測器寬度即0.33 mm的z軸分辨率。z-Sharp技術在兩個方面動搖了傳統的CT 概念：一是實現了探測器采集效率的革命，以64排探測器雙采樣實現每360度128層采集；二是實現了 z軸分辨率的革命，以0.6 mm的探測器寬度實現任意螺距下0.33 mm的z軸分辨率，在CT歷史上第一次實現了z軸分辨率不依賴于探測器寬度。
另一方面，當z-sharp或類似技術不可用時，也可以從64排探測器和64通道DAS重建128個切片。
交織容積重建的基本原理
IVR的目標是盡可能有效地利用測量數據，通過從所獲得的64排數據中重建128個重疊切片，以提高z方向的空間分辨率。
下圖顯示了64排探測器CT系統中采集數據的軌跡。在螺旋CT掃描中，投影角是相對于z軸位置繪制的，因此所有獲得的投影都位于該圖中的直線對角線上。每條實線對應于為單排探測器采集的數據。螺距，即每次旋轉的進床量除以總準直度，與對角線的斜率相對應。

在螺旋掃描中，投影角與探測器的z軸位置成正比。藍色實線是采集數據的軌跡（螺距為1，螺距為64 x 0.6 mm，探測器在iso中心的間距）。要重建圖像，需要在某個z軸位置（淺綠線）360°的數據。除了測量數據（實線）之外，來自相反視圖（虛線）的數據還可用于計算完整的360°數據集。使用西門子專利的重建算法，SureView可以通過加權函數計算某個z軸位置（黑點）的所有必要數據點，并計算所需數據點（粉紅點）附近的數據點。SureView使用任意間距值和任意切片厚度，并確保以最有效的方式使用所有可用數據。
為了在平行光束幾何中的給定z軸位置重建CT圖像，至少需要一組完整的180°投影數據。為了獲得最高的圖像質量，通常使用一組360°的數據來重建一幅圖像。上圖還顯示，對于螺旋掃描的z軸位置，不存在這樣一組完整的數據。為了避免嚴重的螺旋偽影，必須從相鄰的測量數據點計算缺失點。早期通常采用簡單的線性插值來計算從鄰近投影丟失的數據點，從而導致有效層厚增加。

不同設備的有效層厚與標稱層厚差異程度不同，標稱層厚0.5 mm的256排CT和64排CT的軸掃和螺旋掃描獲得的有效層厚不同。早期試驗發現，256排MDCT軸掃和螺旋掃的FWHM分別為1.18 mm和0.96 mm，64排MDCT螺旋掃的FWHM為0.77 mm，比標稱層厚更厚54-136%。由于焦點尺寸更小，64排MDCT的FWHM比256排MDCT更好。
Mori S , Endo M , Obata T , et al. Properties of the prototype 256-row (cone beam) CT scanner. European Radiology, 2006, 16(9):2100-2108.
最新的基于探測器的UHR模式評價發現，標稱層厚為0.25 mm時，在HR模式下，SSP與MDCT相當，半高寬分別為0.79 mm和0.77 mm。對于UHRCT SHR模式，SSP更窄。SHR模式的半高寬為0.45mm*。
*Oostveen L J , Boedeker K L , Brink M , et al. Physical evaluation of an ultra-high-resolution CT scanner[J]. European Radiology, 2020, 30(1).
西門子早在1999年就推出了SureView技術，這是一種專利重建算法，可以自動使用重建平面附近的所有可用數據。SureView不使用簡單的線性插值，而是使用優化的加權函數（粉色曲線）來調整切片厚度，并使用可用數據在任意間距值下實現最佳劑量效率和低噪聲。與其他供應商的解決方案相比，這種方法不限制離散的螺距值，因此允許在掃描速度上最大的靈活性。
針對早期使用z-sharp技術和SureView技術的CT測試發現，對于標稱層厚0.6 mm，不同螺距時測試的有效層厚分別為0.66-0.69 mm；螺距是1時，標稱層厚0.6 mm的有效層厚為0.66 mm。有效層厚均略大于標稱層厚，但與標稱層厚相比均不超過0.1 mm。測試的SSP形狀近似鐘形，螺距變化對SSP、有效層厚和z軸空間分辨率的影響很小*。
*劉傳亞, 秦維昌, 王巍,等. 64層螺旋CT的層敏感度曲線測試. 中華放射學雜志, 2006, 40(11):1210-1212.
使用相反視圖數據進行過采樣
利用X射線投影的相反視圖產生與原始投影相同的結果，可以從測量的投影計算虛擬螺旋數據。例如，前后（AP）X光片與前后（PA）X光片的外觀相同。所有這些虛擬數據都位于與原始測量數據相比移動180°的軌跡上。在基本原理的示意圖中，這個計算數據被描述為虛線。這些額外的數據點是現有數據量的兩倍，它們還可用于計算在特定z軸位置重建圖像所需的數據的更精確值。
所有這些數據現在都可以用來重建定義良好的薄層圖像，其薄層圖像層厚接近于準直的薄層寬度。層厚靈敏度曲線（SSP）為鐘形曲線。它是X射線管投射到探測器上的焦點的梯形幾何體和螺旋掃描期間的直線掃描床運動卷積的結果。因此，X射線管焦點的大小也起著決定性的作用。要創建窄的SSP和高分辨率數據，需要一個小而穩定的X射線焦點。

在西門子SOMATOM Perspective上獲得的鐘形層厚靈敏度剖面。半高寬（FWHM）為標稱層厚。一個小的結構，例如一個0.3毫米的小球，只在切片的中間用完全的對比度來描繪。切片中心以外對比度下降。（0.6 mm準直，H70s重建核）
上圖顯示了SOMATOM Perspective的實際SSP，最小標稱切片寬度為0.6 mm。SSP可以理解為小對象沿z軸在數據體中移動時對比度的變化。只有在切片的中心，小物體，例如一個0.3 mm的球體被描繪成全對比度。離開切片中心時，對比度降低。對比度降低到50%的SSP寬度稱為半高寬（FWHM），通常用于定義有效切片厚度。

如果完整的探測器寬度范圍僅重建64個切片（藍線），則小結構不會用全對比度描繪。重建128個切片（橙色線）可縮小這些間隙，并確保始終以全對比度描繪精細細節，有效提高z軸方向的空間分辨率。
上圖中的藍線說明了如何在38.4 mm的探測器寬度下重建64個0.6 mm厚的切片。64個切片覆蓋整個體積，但在體積中留下間隙，其中0.3 mm球體之類的小對象沒有用完全對比度進行描繪。眾所周知的事實是，如果現在為探測器覆蓋的體積重建128個切片，即每個準直探測器寬度重建兩個切片，則這些間隙被填充，而且非常小的物體幾乎總是用全對比度來描繪（橙色虛線）。
需要注意的是，薄層數據是這種技術的先決條件。如果由于X射線管的限制或接近準直切片寬度的重建鏈切片厚度無法實現，則創建小的重建增量將只生成需要存儲的附加圖像數據，而不生成附加信息。
IVR自動調整掃描和重建參數，通過重建128個重疊0.6 mm的切片，從任意螺距值的任何掃描獲得最大空間分辨率。
交織容積重建的性能評估
SSP是檢查指定的切片厚度是否與實際切片厚度相對應的好方法。這種薄層數據所能達到的最大空間分辨率與SSP的形狀和SSP的半高寬密切相關。然而，這種關系并不簡單。對于成像系統的完整特性，通常使用調制傳遞函數（MTF）評估。一種快速簡便的方法是使用常規的條形圖來檢查系統能夠提供的最大可視分辨率。用這種條形圖視覺測量的值大致相當于系統MTF的10%。
我們在常見的Catphan模體(The Phantom Laboratory, Salem, NY, USA)中使用每厘米1到21線對（lp/cm）的條形圖，用無法提供最高分辨率數據的傳統CT和64層、128層的SOMATOM Perspective測試z方向的可實現空間分辨率切片模式。
用于比較的傳統模式是從一個典型的標稱0.6 mm切片創建的，在許多供應商的系統中，實際半高寬為0.9 mm。根據國際電工委員會（IEC）的指南，實際薄片厚度與標稱薄片厚度的偏差可達50%，因此，在許多其他供應商的系統中發現的薄片厚度可達0.9 mm，仍然可以指定為更薄的薄層。

64排/64層和64排/128層模式與具有0.6 mm標稱層厚但在許多系統上實際半高寬僅為0.9 mm的傳統模式相比。西門子Perspective128 x 0.6 mm IVR模式在z方向將空間分辨率提高到0.4 mm。
在SOMATOM Perspective上，使用小焦點SureView和IVR可以顯著提高空間分辨率。與傳統系統相比，128 x 0.6 mm IVR模式的z方向分辨率從0.5 mm或10 lp/cm提高到0.4 mm或12.5 lp/cm。

臨床例案例，L2椎體骨折，清楚地顯示了與64排/64層和傳統模式相比，64排/128層模式空間分辨率的提高。
上圖顯示了不同模式的臨床示例的比較。特別是與傳統的CT掃描儀相比，脊柱的輪廓更清晰，可以看到更多的細節。

相同層厚的兩組圖像，使用IVR重建（下排）可以更清晰地觀察肺結節的細節信息。
交織容積重建的研究進展
隨著技術的進步，特別是探測器技術的革命，光子探測器及全息光子探測器應用于臨床，可以實現更薄的采集層厚，球管的變革，更小焦點的應用，結合動態飛焦點技術，可以實現更高的空間分辨率、密度分辨率圖像，同時允許更低的噪聲。

ZUHR和第三代雙源UHR技術比較。第一代雙源（A），第二代雙源（B）和第三代雙源（C）內耳圖像比較。注意使用0.4x0.5 mm的小焦點第三代雙源UHR模式圖像質量顯著改善。層厚均為0.4 mm。
Initial results of a new generation dual source CT system using only an in-plane comb filter for ultra-high resolution temporal bone imaging[J]. European Radiology, 2015, 25(1):178-185.
在目前的高端CT設備中，可以使用IVR技術重建更多層的圖像，從而實現更高的z軸空間分辨率，顯示更多細節。下圖我們選擇了幾個示例，可以看出IVR技術的采用對于圖像質量改善的價值。

SOMATOM Force CT常規掃描重建0.6 mm（192x0.6 mm）圖像（左）與IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）圖像（右）比較。使用IVR技術的圖像內耳細微結構顯示更清晰。

SOMATOM Force CT常規重建0.6 mm（192x0.6 mm）圖像（左）與IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）圖像（右）比較。使用IVR技術的圖像肺內支氣管細微結構顯示更清晰。

SOMATOM Force CT常規重建0.75 mm圖像（左）、0.6 mm（192x0.6 mm）圖像（中）與IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）圖像（右）比較。使用IVR技術的圖像肺內支氣管細微結構及肺大泡顯示更清晰。

SOMATOM Force CT常規重建0.75 mm圖像（左）、0.6 mm（192x0.6 mm）圖像（左中）與IVR重建0.6 mm（288x0.6 mm）圖像（右中）、0.6 mm（576x0.6 mm）圖像（右）比較。使用IVR技術的圖像冠脈內鈣化斑塊及非鈣化斑塊顯示更清晰。

SOMATOM Definition Flash光子CT常規重建0.6 mm（128x0.6 mm）圖像（左）與IVR重建0.6 mm（384x0.6 mm）圖像（右）比較。使用IVR技術的圖像關節面更平滑，骨小梁及骨折細節顯示更清晰。

SOMATOM Force CT常規重建0.6 mm（192x0.6 mm）圖像（左）與IVR重建0.6 mm（288x0.6 mm）圖像（中）0.6 mm（576x0.6 mm）比較（上排：全局視圖；下排：局部放大顯示）。使用IVR技術的圖像關節面更平滑，骨小梁及骨折細節顯示更清晰。
使用交織容積重建時，圖像數量會顯著增多，可以根據FOV和矩陣確定合適參數，從而在達到各向同性的分辨率的同時，盡量減少不必要的重疊重建。
結論
在數據采集過程中，使用z軸方向的飛焦點（z-sharp）技術進行過采樣將始終是首選方法，因為它能夠更大程度地提高空間分辨率并顯著減少螺旋偽影。在采集過程沒有過采樣的系統中，與探測器寬度僅重建64個切片的重建模式相比，64排探測器系統重建128個切片可以提高分辨率。IVR技術和飛焦點技術聯合應用，結合最新的設備硬件和軟件的進展，可以重建更多的圖像，以從采集數據中提取最大數量的診斷信息，從而評估病變或骨折等小結構。交織容積重建技術提高了所有CT掃描的z軸空間分辨率。實現各向同性分辨率可以達到圖像數量與z軸空間分辨率的平衡。
2020年6月5日
原標題：《交織容積重建技術：基本原理與臨床價值》

總結

以上是生活随笔為你收集整理的【转】交织容积重建技术：基本原理与临床价值的全部內容，希望文章能夠幫你解決所遇到的問題。

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