医学CT的误差修正方法、图像重建及实现

　　引　　言

　　X光CT(计算机断层成像)中误差产生的原因是多种多样的,如探测器的离散性、重建中心偏移、X光强度的波动及射束硬化效应等[1]。这些误差在CT图像上的表现主要是CT值不准、分辨率下降以及各种伪影,因此在实际应用中必须对误差进行修正。对于医学CT,为使图像能应用于临床诊断,就要求图像CT值准确、分辨率高且无伪影,这时修正就显得尤为重要,否则势必造成诊断上的困难。本文针对误差产生的原因,直接对第四代医学CT扫描机采集到的原始数据进行修正,然后利用卷积反投影算法重建出图像,同时给出了PC机实现的方法和步骤,并在PⅡ微机上,实现了空间分辨率水模、对比度水模、病人头部和肺部的图像重建,重建出的图像质量良好,分辨率能满足临床诊断的要求,具有较强的现实意义。本方法也对其他用途CT中的误差校正问题具有借鉴参考作用。

　　1　第四代CT扫描机的扫描结构简介

　　第四代CT扫描机的扫描结构[2]如图1所示。探测器一般为1 200～4 800个,固定分布在一个圆周上。扫描过程中,X光球管在与探测器环同心的圆周上旋转,称为S-R型扫描结构。这种扫描方式获取一个截面的全部投影数据仅需1 s左右时间。由于其扫描时间短,可以最大限度地减少扫描过程中人体器官的自然运动所造成的伪影。在这种扫描方式中,一组投影数据(View)可以由每一个探测器上所采集到的有效数据来定义。美国Picker-1200型医学CT机就采用了该扫描结构,所不同的是,该型CT的扇形射束所覆盖的区域大于重建区域,大于重建区域的射线为校准射线(图中并未标出)。该型CT机在同时代的各种CT机中是较为先进的,其扫描层厚度为2～10 mm可选,空间分辨率为6,9,12 lp/cm可选,重建区域最大直径为48 cm,重建矩阵为512×512,该型CT机共有1 200个钨酸镉固体探测器,扫描一次可在每个探测器上得到1 024或512个采样值,采样值经对数处理后被存储起来,因此得到的原始数据是X光强度I的对数值(lnI)。

　　2　实际应用中数据校正方法

　　如引言所述,CT中产生误差的原因是多种多样的,但最主要的是探测器的离散性、X光强度的波动及射束硬化效应。本文针对性地采取了以下数据修正校准措施。

　　2.1　空气校准

　　注意到Picker-1200 CT机在每次开机一段时间后,要先在重建区中无任何物体的情况下进行曝光扫描即扫描空气,见图2,扫描数据称为Pa[βi,αn] (其中β,α的含义见第3部分,下同)。该型CT机的1 200个固体探测器中,各个探测器对X光的响应特性不可能完全一样,这就意味着对同样的光强度在探测器上得到的输出不同,从而造成误差。固体探测器的输出灵敏度受温度影响较大,由于CT机门架内有空调装置,因此可以认为开机一段时间后门架内呈恒温状态,此时进行空气扫描可以获得各个探测器响应的“背景”,并可认为此“背景”在此次开机后保持不变,为了修正探测器响应的灵敏度造成的误差,可将扫描病人时的数据Pp[βi,αn]减去Pa[βi,αn],得到Pacl[βi,αn]=Pp[βi,αn]-Pa[βi,αn]。