交织容积重建技术：基本原理与临床价值

原创 赵喜同学 XI区

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所有医学成像系统的目标是从测量数据中提取最大数量的诊断信息。在计算机断层扫描（CT）中，这通常意味着从测量的投影数据中创建尽可能好的图像，使放射科医生能够作出最佳诊断。

早期的CT系统生成的图像由于受到硬件限制，图像看起来不清楚，比如最早的头颅CT图像的矩阵仅为80x80，每个像素（X-Y平面称为像素）都比较大，看起来就像打了马赛克一样（可以参见：）。

第一台EMI CT机，右图为第一例患者的脑部图像，扫描一层图像需要4.5min，矩阵为80x80，EMI CT在使用120kV扫描时，最大管电流为32mA。（图片源自网络）

随着螺旋扫描技术进入临床，容积扫描成为可能。这时我们除了考虑像素之外，还要考虑体素（Z平面称为体素）。多层螺旋CT时代，出现一个概念，叫各向同性分辨率。一般认为到16层CT时，就实现了各向同性分辨率。

相同尺寸的圆形在相同FOV不同矩阵下呈现不同的状态（图片源自网络）

各向同性分辨率

什么是各向同性呢？在容积扫描中，容积图像构成的最小单元称为体素，所谓各向同性，是指构成图像的体素呈正方体形。在X-Y平面上，体素大小由FOV和矩阵决定，如果矩阵相同，FOV越小，像素尺寸越小；如果FOV相同，矩阵越大，像素尺寸越小。

在Z方向上，体素尺寸由层厚和层中心间距决定，如果层厚与层中心间距相同，则层厚决定Z方向体素尺寸，如果层中心间距小于层厚，层中心间距越小，体素尺寸越小。因此决定各向同性的主要因素包括矩阵、FOV、层厚和层中心间距。

各向同性是指体素呈正方体形状，正方体越小，分辨率越高（图片源自网络）

我们可以简单计算一下，假设FOV为500 mm，矩阵为512x512，则X-Y方向像素尺寸为0.98 mm，此时，如果层厚也是0.98 mm，则可以达到各向同性。但是很显然，这个接近1 mm的体素大小对于追求更高空间分辨率的图像来说，有点太高了。并且，在正常体型的绝大部分人，FOV通常也不会用到500 mm。

我们现在根据实际情况重新计算一下，假设胸腹部的FOV为250-300 mm，矩阵为512x512，则X-Y平面的像素尺寸为0.49-0.59 mm，如果想要达到各向同性，需要的层厚需要保持一致，目前绝大部分CT设备的最薄层厚为0.6-0.9 mm，通过层厚已经不能实现各向同性，这时需要设置层中心间距为0.49-0.59 mm，则可以实现各向同性。如果胸腹部的矩阵为1024x1024，则像素尺寸缩小到原来的四分之一，为0.24-0.29 mm，显然如果想要实现1024矩阵时的各向同性分辨率，层中心间距需要小于0.29 mm，目前绝大部分厂家的CT设备最小层中心间距均不能实现这样的设置。因此增加矩阵在某些特定情况下仅能提高X-Y平面的空间分辨率，对于Z轴分辨率提升没有贡献。

使用大FOV重建后放大和小FOV重建（右）比较，使用小FOV获得的像素尺寸更小，细节更清晰。

对于一些需要更高分辨率的检查，比如心脏检查，FOV通常在150-200 mm，矩阵为512x512时，像素尺寸为0.29-0.39 mm，实现各向同性需要的层中心间距为0.29-0.39 mm；再比如单侧内耳扫描，FOV通常为50-100 mm，矩阵为512x512时，像素尺寸为0.10-0.20 mm，实现各向同性需要的层中心间距为0.10-0.20 mm。

因此，在大部分情况下，仔细观察重建的图像，在非X-Y轴平面都会看到锯齿状的改变，而放大观察就会出现细碎的马赛克。

注意骨皮质边缘的锯齿状改变

决定性的图像质量参数是所有三个维度的高对比度分辨率，低对比度分辨率和伪影含量。尽管获取或重建切片的数量仍然经常用于表征CT扫描仪的性能，但重要的是要注意，如果空间分辨率和扫描速度都没有增加，则仅切片数量是一个毫无意义的参数。

2011年，交织容积重建（Interleaved Volume Reconstruction, IVR）技术进入临床，最早这是一种通过从64排探测器数据重建128个单独切片来提高z方向分辨率（即沿患者纵轴）的方法。

多层采集与多层重建

2003年，西门子在在其高端CT系统上推出了z-sharp技术。利用这项技术，Straton球管可以采集128个切片，该球管允许z方向上的飞焦点与128通道数据采集系统（DAS）相结合。以相同的投影角度获取两个连续的投影允许在64排探测器系统上同时采集128个切片。采集数据点数量的增加将z方向的分辨率提高到0.33 mm，并显着减少了尤其是源自螺旋扫描中高对比度边缘的伪影，也称为风车伪影。

z-sharp技术示意图。z-Sharp 技术改变了传统的点—点对应的CT 测采样方式，实现了在每个投影位置的双采样，以X线源上的 “多点投影” 、超快速探测器的 “分时读取” 、以及两个采样之间的 “半宽重叠” ，最终实现双倍采集和相当于半个探测器宽度即0.33 mm的z轴分辨率。z-Sharp技术在两个方面动摇了传统的CT 概念：一是实现了探测器采集效率的革命，以64排探测器双采样实现每360度128层采集；二是实现了 z轴分辨率的革命，以0.6 mm的探测器宽度实现任意螺距下0.33 mm的z轴分辨率，在CT历史上第一次实现了z轴分辨率不依赖于探测器宽度。

另一方面，当z-sharp或类似技术不可用时，也可以从64排探测器和64通道DAS重建128个切片。

交织容积重建的基本原理

IVR的目标是尽可能有效地利用测量数据，通过从所获得的64排数据中重建128个重叠切片，以提高z方向的空间分辨率。

下图显示了64排探测器CT系统中采集数据的轨迹。在螺旋CT扫描中，投影角是相对于z轴位置绘制的，因此所有获得的投影都位于该图中的直线对角线上。每条实线对应于为单排探测器采集的数据。螺距，即每次旋转的进床量除以总准直度，与对角线的斜率相对应。

在螺旋扫描中，投影角与探测器的z轴位置成正比。蓝色实线是采集数据的轨迹（螺距为1，螺距为64 x 0.6 mm，探测器在iso中心的间距）。要重建图像，需要在某个z轴位置（浅绿线）360°的数据。除了测量数据（实线）之外，来自相反视图（虚线）的数据还可用于计算完整的360°数据集。使用西门子专利的重建算法，SureView可以通过加权函数计算某个z轴位置（黑点）的所有必要数据点，并计算所需数据点（粉红点）附近的数据点。SureView使用任意间距值和任意切片厚度，并确保以最有效的方式使用所有可用数据。

为了在平行光束几何中的给定z轴位置重建CT图像，至少需要一组完整的180°投影数据。为了获得最高的图像质量，通常使用一组360°的数据来重建一幅图像。上图还显示，对于螺旋扫描的z轴位置，不存在这样一组完整的数据。为了避免严重的螺旋伪影，必须从相邻的测量数据点计算缺失点。早期通常采用简单的线性插值来计算从邻近投影丢失的数据点，从而导致有效层厚增加。

不同设备的有效层厚与标称层厚差异程度不同，标称层厚0.5 mm的256排CT和64排CT的轴扫和螺旋扫描获得的有效层厚不同。早期试验发现，256排MDCT轴扫和螺旋扫的FWHM分别为1.18 mm和0.96 mm，64排MDCT螺旋扫的FWHM为0.77 mm，比标称层厚更厚54-136%。由于焦点尺寸更小，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.

最新的基于探测器的UHR模式评价发现，标称层厚为0.25 mm时，在HR模式下，SSP与MDCT相当，半高宽分别为0.79 mm和0.77 mm。对于UHRCT SHR模式，SSP更窄。SHR模式的半高宽为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).

西门子早在1999年就推出了SureView技术，这是一种专利重建算法，可以自动使用重建平面附近的所有可用数据。SureView不使用简单的线性插值，而是使用优化的加权函数（粉色曲线）来调整切片厚度，并使用可用数据在任意间距值下实现最佳剂量效率和低噪声。与其他供应商的解决方案相比，这种方法不限制离散的螺距值，因此允许在扫描速度上最大的灵活性。

针对早期使用z-sharp技术和SureView技术的CT测试发现，对于标称层厚0.6 mm，不同螺距时测试的有效层厚分别为0.66-0.69 mm；螺距是1时，标称层厚0.6 mm的有效层厚为0.66 mm。有效层厚均略大于标称层厚，但与标称层厚相比均不超过0.1 mm。测试的SSP形状近似钟形，螺距变化对SSP、有效层厚和z轴空间分辨率的影响很小*。

*刘传亚, 秦维昌, 王巍,等. 64层螺旋CT的层敏感度曲线测试. 中华放射学杂志, 2006, 40(11):1210-1212.

使用相反视图数据进行过采样

利用X射线投影的相反视图产生与原始投影相同的结果，可以从测量的投影计算虚拟螺旋数据。例如，前后（AP）X光片与前后（PA）X光片的外观相同。所有这些虚拟数据都位于与原始测量数据相比移动180°的轨迹上。在基本原理的示意图中，这个计算数据被描述为虚线。这些额外的数据点是现有数据量的两倍，它们还可用于计算在特定z轴位置重建图像所需的数据的更精确值。

所有这些数据现在都可以用来重建定义良好的薄层图像，其薄层图像层厚接近于准直的薄层宽度。层厚灵敏度曲线（SSP）为钟形曲线。它是X射线管投射到探测器上的焦点的梯形几何体和螺旋扫描期间的直线扫描床运动卷积的结果。因此，X射线管焦点的大小也起着决定性的作用。要创建窄的SSP和高分辨率数据，需要一个小而稳定的X射线焦点。

在西门子SOMATOM Perspective上获得的钟形层厚灵敏度剖面。半高宽（FWHM）为标称层厚。一个小的结构，例如一个0.3毫米的小球，只在切片的中间用完全的对比度来描绘。切片中心以外对比度下降。（0.6 mm准直，H70s重建核）

上图显示了SOMATOM Perspective的实际SSP，最小标称切片宽度为0.6 mm。SSP可以理解为小对象沿z轴在数据体中移动时对比度的变化。只有在切片的中心，小物体，例如一个0.3 mm的球体被描绘成全对比度。离开切片中心时，对比度降低。对比度降低到50%的SSP宽度称为半高宽（FWHM），通常用于定义有效切片厚度。

如果完整的探测器宽度范围仅重建64个切片（蓝线），则小结构不会用全对比度描绘。重建128个切片（橙色线）可缩小这些间隙，并确保始终以全对比度描绘精细细节，有效提高z轴方向的空间分辨率。

上图中的蓝线说明了如何在38.4 mm的探测器宽度下重建64个0.6 mm厚的切片。64个切片覆盖整个体积，但在体积中留下间隙，其中0.3 mm球体之类的小对象没有用完全对比度进行描绘。众所周知的事实是，如果现在为探测器覆盖的体积重建128个切片，即每个准直探测器宽度重建两个切片，则这些间隙被填充，而且非常小的物体几乎总是用全对比度来描绘（橙色虚线）。

需要注意的是，薄层数据是这种技术的先决条件。如果由于X射线管的限制或接近准直切片宽度的重建链切片厚度无法实现，则创建小的重建增量将只生成需要存储的附加图像数据，而不生成附加信息。

IVR自动调整扫描和重建参数，通过重建128个重叠0.6 mm的切片，从任意螺距值的任何扫描获得最大空间分辨率。

交织容积重建的性能评估

SSP是检查指定的切片厚度是否与实际切片厚度相对应的好方法。这种薄层数据所能达到的最大空间分辨率与SSP的形状和SSP的半高宽密切相关。然而，这种关系并不简单。对于成像系统的完整特性，通常使用调制传递函数（MTF）评估。一种快速简便的方法是使用常规的条形图来检查系统能够提供的最大可视分辨率。用这种条形图视觉测量的值大致相当于系统MTF的10%。

我们在常见的Catphan模体(The Phantom Laboratory, Salem, NY, USA)中使用每厘米1到21线对（lp/cm）的条形图，用无法提供最高分辨率数据的传统CT和64层、128层的SOMATOM Perspective测试z方向的可实现空间分辨率切片模式。

用于比较的传统模式是从一个典型的标称0.6 mm切片创建的，在许多供应商的系统中，实际半高宽为0.9 mm。根据国际电工委员会（IEC）的指南，实际薄片厚度与标称薄片厚度的偏差可达50%，因此，在许多其他供应商的系统中发现的薄片厚度可达0.9 mm，仍然可以指定为更薄的薄层。

64排/64层和64排/128层模式与具有0.6 mm标称层厚但在许多系统上实际半高宽仅为0.9 mm的传统模式相比。西门子Perspective128 x 0.6 mm IVR模式在z方向将空间分辨率提高到0.4 mm。

在SOMATOM Perspective上，使用小焦点SureView和IVR可以显著提高空间分辨率。与传统系统相比，128 x 0.6 mm IVR模式的z方向分辨率从0.5 mm或10 lp/cm提高到0.4 mm或12.5 lp/cm。

临床例案例，L2椎体骨折，清楚地显示了与64排/64层和传统模式相比，64排/128层模式空间分辨率的提高。

上图显示了不同模式的临床示例的比较。特别是与传统的CT扫描仪相比，脊柱的轮廓更清晰，可以看到更多的细节。

相同层厚的两组图像，使用IVR重建（下排）可以更清晰地观察肺结节的细节信息。

交织容积重建的研究进展

随着技术的进步，特别是探测器技术的革命，光子探测器及全息光子探测器应用于临床，可以实现更薄的采集层厚，球管的变革，更小焦点的应用，结合动态飞焦点技术，可以实现更高的空间分辨率、密度分辨率图像，同时允许更低的噪声。

ZUHR和第三代双源UHR技术比较。第一代双源（A），第二代双源（B）和第三代双源（C）内耳图像比较。注意使用0.4x0.5 mm的小焦点第三代双源UHR模式图像质量显著改善。层厚均为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设备中，可以使用IVR技术重建更多层的图像，从而实现更高的z轴空间分辨率，显示更多细节。下图我们选择了几个示例，可以看出IVR技术的采用对于图像质量改善的价值。

SOMATOM Force CT常规扫描重建0.6 mm（192x0.6 mm）图像（左）与IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）图像（右）比较。使用IVR技术的图像内耳细微结构显示更清晰。

SOMATOM Force CT常规重建0.6 mm（192x0.6 mm）图像（左）与IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）图像（右）比较。使用IVR技术的图像肺内支气管细微结构显示更清晰。

SOMATOM Force CT常规重建0.75 mm图像（左）、0.6 mm（192x0.6 mm）图像（中）与IVR重建0.6 mm（576x0.6 mm）图像（右）比较。使用IVR技术的图像肺内支气管细微结构及肺大泡显示更清晰。

SOMATOM Force CT常规重建0.75 mm图像（左）、0.6 mm（192x0.6 mm）图像（左中）与IVR重建0.6 mm（288x0.6 mm）图像（右中）、0.6 mm（576x0.6 mm）图像（右）比较。使用IVR技术的图像冠脉内钙化斑块及非钙化斑块显示更清晰。

SOMATOM Definition Flash光子CT常规重建0.6 mm（128x0.6 mm）图像（左）与IVR重建0.6 mm（384x0.6 mm）图像（右）比较。使用IVR技术的图像关节面更平滑，骨小梁及骨折细节显示更清晰。

SOMATOM Force CT常规重建0.6 mm（192x0.6 mm）图像（左）与IVR重建0.6 mm（288x0.6 mm）图像（中）0.6 mm（576x0.6 mm）比较（上排：全局视图；下排：局部放大显示）。使用IVR技术的图像关节面更平滑，骨小梁及骨折细节显示更清晰。

使用交织容积重建时，图像数量会显著增多，可以根据FOV和矩阵确定合适参数，从而在达到各向同性的分辨率的同时，尽量减少不必要的重叠重建。

结论

在数据采集过程中，使用z轴方向的飞焦点（z-sharp）技术进行过采样将始终是首选方法，因为它能够更大程度地提高空间分辨率并显著减少螺旋伪影。在采集过程没有过采样的系统中，与探测器宽度仅重建64个切片的重建模式相比，64排探测器系统重建128个切片可以提高分辨率。IVR技术和飞焦点技术联合应用，结合最新的设备硬件和软件的进展，可以重建更多的图像，以从采集数据中提取最大数量的诊断信息，从而评估病变或骨折等小结构。交织容积重建技术提高了所有CT扫描的z轴空间分辨率。实现各向同性分辨率可以达到图像数量与z轴空间分辨率的平衡。

2020年6月5日

原标题：《交织容积重建技术：基本原理与临床价值》

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