放疗中基于MVCBCT和KVCT的金属伪影去除方法

摘要

本发明涉及一种放疗中基于MVCBCT和KVCT的金属伪影去除方法，包括步骤：在模体中插入金属棒，分别扫描得到模体的KVCT和MVCBCT图像；MVCBCT图像中分割出金属部分，将去除金属部分的MVCBCT和KVCT图像融合，得到先验图像；对先验图像进行正向投影来取代原始KVCT图像的金属投影区，得到修正的先验图像；将修正的先验图像和分隔出的金属部分通过FBP法重建，得到修正后的CT图像。本发明的有益效果是：修正后图像的剂量得到较大改善，与真实分布相当接近；金属伪影校正方法显著改善了CT图像质量，提高了放疗中计算剂量分布的准确性。

说明书

技术领域

本发明涉及一种放疗中基于MVCBCT和KVCT的金属伪影去除方法。

背景技术

CT图像广泛应用于疾病诊断和放射治疗中，起着至关重要的作用。在设计 放射治疗计划时，患者靶区和正常组织的勾画、吸收剂量的计算等都基于患者 的CT图像。然而，在患者体内有金属植入物时，其CT图像中会出现金属伪影， 表现为或明或暗的区域和条纹状的伪影，这对患者的诊断和放疗的剂量计算精 度都带来严重影响。消除金属伪影具有重要意义。

在过去几十年中，基于KVCT提出了很多种消除金属伪影的方法，其大致可 以分为两类：基于建模的迭代重建方法和基于投影修正的方法。在建模方法中， 往往需要对射线产生、能谱硬化、探测器接收及系统噪声进行建模，然后通过 迭代重建的方法得出CT图像。其过程非常复杂，要求对CT机的整个运转过程 有详细的认识，这在临床中一般难以实现。投影修正法是一种更加可行的伪影 校正方法，认为射线穿过金属得到的投影是不可靠的，当作是缺失的投影数据， 一般通过插值或先验图像正向投影进行补充。插值法利用金属投影区周围的正 常组织投影来修补缺失投影数据，由于插值数据与原始投影不连续，在消除金 属伪影的同时它往往会引入新的伪影。先验图像一般是在原始CT图像或预处 理图像的基础上通过分割、滤波等方法得到的不含伪影的图像。先验图像进行 正向投影得到的投影值取代原始CT中金属投影区，然后FBP重建得到修正后图 像。在先验图像方法中，往往会出现错误分割影响先验图像的质量，而先验图 像的准确性对伪影校正效果又起着决定性作用。

这些方法在一定程度上消除了金属伪影，它们大多基于诊断用的KVCT。当 存在较大金属植入物时，KVCT射线能量较小，探测器接收到的射线很少，光子 饥饿效应非常严重，所以CT图像中会出现严重的伪影。MVCBCT的射线能量较高， 能够穿过金属物质被探测器接收到，光子饥饿效应和射线硬化效应要小很多， 所以MVCBCT的金属伪影要比KVCT小很多。可是MVCBCT在噪声大小和组织分辨 率方面要显著的差于KVCT。结合MVCBCT和KVCT可以较好的校正金属伪影。 Paudel把MVCBCT作为先验图像运用到KVCT的NMAR方法中，分析了伪影校正效 果及吸收剂量的分布情况，得到了较好的效果。Wu用穿过金属的MVCBCT投影来 对KVCT投影作修正，分别运用FBP法和迭代法重建图像，在假牙及人工股骨头 的CT图中去除了较多的金属伪影。

发明内容

本发明要解决的技术问题是：基于上述问题，本发明提供一种放疗中基于 MVCBCT和KVCT的金属伪影去除方法。

本发明解决其技术问题所采用的一个技术方案是：一种放疗中基于MVCBCT 和KVCT的金属伪影去除方法，包括以下步骤：

(1)扫描图像：在模体中插入金属棒，分别扫描得到模体的KVCT和MVCBCT 图像；

(2)图像融合：MVCBCT图像中分割出金属部分，将去除金属部分的MVCBCT 和KVCT图像融合，得到先验图像；

(3)投影修正：对先验图像进行正向投影来取代原始KVCT图像的金属投 影区，得到修正的先验图像；

(4)图像重建：将步骤(3)得到的修正的先验图像和步骤(2)分隔出的 金属部分通过FBP法重建，得到修正后的CT图像；

(5)设计放疗计划：基于步骤(4)中修正后的CT图像计算剂量分布，在 TPS中设计放疗计划。

进一步地，步骤(2)中采用阈值分割的方法在MVCBCT中分割出金属部分。

进一步地，步骤(2)中将MVCBCT和KVCT各像素CT值按一定权重进行融 合，如式(1)所示，由此得到融合后图像，

I_fused(i,j)＝w(i,j)×I_KV(i,j)+[1-w(i,j)]×I_MV(i,j)(1)

(1)中I_fused表示先验图像，I_KV为KVCT，I_MV为MVCBCT，w(i,j)为各像素对应的权 重系数。w(i,j)可由式(2)、(3)得到，

$R(i,j)=\left|\frac{I_{MV}(i,j)-I_{KV}(i,j)}{\left(I_{KV}\right(i,j)+I_{MV}(i,j\left)\right)/2}\right|---\left(2\right)$

$w(i,j)=\frac{1}{1+{\left[\frac{R(i,j)}{0.5}\right]}^8}---\left(3\right)$

其中，R(i,j)为MVCBCT与KVCT中各对应像素的相对偏差。

进一步地，步骤(3)中投影修正为将步骤(2)中分割出的金属部分的CT 值设为零，得到金属部分先验图像，对金属部分先验图像进行正向投影来取代 原始KVCT的金属投影区。

进一步地，步骤(3)中投影修正过程为：图像投影集表示为P，它包含m 个照射角度下由n个探测单元得到的投影值，第a个照射角度下第b个探测单 元投影值表示为P_k，k＝(a-1)×n+b，投影替代方法如公式(4)、(5)所示，

$P_k^{trans}=(P_j^{KV}-P_j^{prior})+\frac{(P_{j+\Delta +1}^{KV}-P_{j+\Delta +1}^{prior})-(P_j^{KV}-P_j^{prior})}{\Delta +1}(k-j)---\left(4\right)$

$P_k^{cor}=P_k^{trans}+P_k^{prior}---\left(5\right)$

{P_k|k∈[j+1,j+Δ]}表示穿过金属区的投影，P_j和P_j+Δ+1为紧邻金属区的投影 值，P^KV为原始KVCT投影，P^prior为步骤(4)中的金属部分先验图像，P^cor为修 正后的投影。

本发明的有益效果是：提出一种去除伪影的新方法，基于MVCBCT分割出金 属部分，使用MVCBCT和KVCT融合得到先验图像，对先验图像前投影来修补投 影数据，最后通过FBP重建图像；得到先验图像的过程中不对图像进行分割， 可以避免错误分割带来较大的误差；修正后图像的剂量得到较大改善，与真实 分布相当接近；金属伪影校正方法显著改善了CT图像质量，提高了放疗中计算 剂量分布的准确性。

附图说明

下面结合附图对本发明进一步说明。

图1是本发明的实验模体的照片，图(a)为模体的照片，图(b)为 模体中金属棒的照片；

图2是实施例中R(i,j)与w(i,j)的关系图；

图3是实施例中真实CT图像，WW/WL＝2000/0HU；

图4是实施例中CT图像对比图，图(a)为原始KVCT，图(b)为配准后的 MVCBCT，图(c)为KVCT和MVCBCT融合图像，图(d)为修正后图像， WW/WL＝2000/0HU；

图5是三种CT图中过模体中心的水平线上的CT值；

图6是三种CT图中过模体中心的竖直线上的CT值；

图7是不同CT图像在TPS上设计的单前野照射计划(a)(b)(c)和水平 对穿野(d)(e)(f)计算得到的剂量分布，其中，(a)(d)为真实CT图像， (b)(e)为原始KVCT图像，(c)(f)为修正后图像。

具体实施方式

现在结合具体实施例对本发明作进一步说明，以下实施例旨在说明本发明 而不是对本发明的进一步限定。

实施例

1、模体准备

如图1所示，本申请的实验模体为CIRS公司生产的调强验证模体，模体中 间含有椭圆形的金属棒，金属棒中间含有一圆柱形小孔。用KV级CT(德国 SIEMENS司生产的SOMATOMDefinitionFlashCT)扫描模体得到原始KVCT图 像，扫描电压为120KV，有效电流由CT自动给出，扫描方式为轴扫，准直器宽 度为64mm×0.6mm，X线管旋转时间为0.5s/圈，扫描层厚为2mm。用MV级的 CBCT(西门子Artiste)扫描得到模体的MVCBCT图像，图像采集剂量为8MU， 加速器机架从180度顺时针旋转一圈(共扫描360度)，图像重建矩阵为512 ×512。金属的实际CT值远大于标准12-bit图像的CT值上限，使用扩展的 16-bit重建图像可以得出金属的准确CT值。金属伪影与插入物体的形状息息相 关，若为规则的圆柱形时，其引起的伪影较小；若为椭圆形，则其伪影会随着 离心率的增加而变得严重的多。实验中的椭圆形金属棒由不锈钢制成，密度为 7.8g/cm³，椭圆长轴为4.97cm，短轴为3.58cm，中间的圆柱孔直径为1.81cm。

2、MVCBCT图像的CT值转换和配准

在MVCBCT和KVCT中，同一种物质的线性衰减系数相差很大，所以两者的 CT值不能直接做融合处理，需要将MVCBCT值转化为可比较的虚拟KVCT值。分 别使用MV级和KV级CT对标准“phantom”(30cmdiameter)进行扫描重建， 得到对应的模体CT图。模体中插入了多根不同密度的类组织圆柱形长棒，记录 同一根长棒在两种CT中对应的CT值，通过线性插值就可以得出MVCBCT与KVCT 的CT值转换关系。

MVCBCT与KVCT的扫描视野和空间位置都不相同，需要对MVCBCT进行配 准。基于matlab环境，采用函数imresize及双线性插值的方法先对MVCBCT进 行缩放，使其尺寸与KVCT相匹配，然后再对MVCBCT进行平移和旋转使其位置 与KVCT基本重合。

3、MVCBCT与KVCT图像的融合

MVCBCT与KVCT融合过程中，先通过阈值(3000HU)分割的方法在MVCBCT 中分割出金属部分，作为融合后图像的金属部分。

MVCBCT受金属伪影影响较小，在伪影较重的区域能相对正确的反映出物体 的CT值。但MVCBCT往往含有较多噪声，其软组织的对比度也较差，在未受干 扰的正常组织中，它的CT值不如KVCT准确。KVCT对软组织有较好的识别度， CT值更准确，但受金属伪影的影响较重，在伪影严重区域CT值会与真实值产生 严重偏差。将MVCBCT和KVCT各像素CT值按一定权重进行融合，如式(1)所 示，由此得到融合后图像，

I_fused(i,j)＝w(i,j)×I_KV(i,j)+[1-w(i,j)]×I_MV(i,j)(1)

(1)中I_fused表示先验图像，I_KV为KVCT，I_MV为MVCBCT，w(i,j)为各像素对应的权 重系数。w(i,j)可由式(2)、(3)得到，

$R(i,j)=\left|\frac{I_{MV}(i,j)-I_{KV}(i,j)}{\left(I_{KV}\right(i,j)+I_{MV}(i,j\left)\right)/2}\right|---\left(2\right)$

$w(i,j)=\frac{1}{1+{\left[\frac{R(i,j)}{0.5}\right]}^8}---\left(3\right)$

其中，R(i,j)为MVCBCT与KVCT中各对应像素的相对偏差。在计算时若 (I_KV(i,j)+I_MV(i,j))为零，我们令其值为一，以使R(i,j)有意义。R(i,j)与w(i,j)的 关系如图(2)中所示，相对偏差R(i,j)变大时，权重w(i,j)变小，MVCBCT在融合 后图像中所占比重增加；R(i,j)变小时，融合后图像则更接近于KVCT。之所以 这么设定，是因为R(i,j)较大时表明MVCBCT与KVCT值相差较多，该区域很可能 是伪影严重的区域，此时MVCBCT受影响比KVCT小得多，它能更加真实的反映 出实际值，所以应该增加MVCBCT在融合后图像中比重。相反，在R(i,j)较小 时，MVCBCT与KVCT比较接近，受伪影的影响较小，这时KVCT有噪声小分辨率 高等优点，其CT值更加准确，所以融合后图像更加靠近KVCT。

4、投影修正

得出KVCT和MVCBCT的融合图像后，用阈值分割(3000HU)得出金属区域 并将金属区CT值设为零得到先验图像，对先验图像进行正向投影来取代原始 KVCT的金属投影区。若直接进行替换，在金属投影区边界上会有较大的突变， 这会引起新的伪影。使用线性插值的思想进行投影替换^[23]，使原始投影与先验 图像投影平滑过渡，这可以消除金属投影区边界上的跃变。

图像投影集表示为P，它包含m个照射角度下由n个探测单元得到的投影值， 第a个照射角度下第b个探测单元投影值表示为P_k，k＝(a-1)×n+b，投影替代 方法如公式(4)、(5)所示，

$P_k^{trans}=(P_j^{KV}-P_j^{prior})+\frac{(P_{j+\Delta +1}^{KV}-P_{j+\Delta +1}^{prior})-(P_j^{KV}-P_j^{prior})}{\Delta +1}(k-j)---\left(4\right)$

$P_k^{cor}=P_k^{trans}+P_k^{prior}---\left(5\right)$

{P_k|k∈[j+1,j+Δ]}表示穿过金属区的投影，P_j和P_j+Δ+1为紧邻金属区的投影 值，P^KV为原始KVCT投影，P^prior为金属部分CT值设为零得到的金属部分先验图 像，P^cor为修正后的投影。

5、图像重建

将步骤4得到的修正的先验图像和步骤3分隔出的金属部分通过FBP法重 建，得到修正后的CT图像。

6、真实CT图制备

为了比较金属伪影去除效果，需要真实CT图作为参照。真实CT图通过如 下方法得到：用KV级CT对不含有金属棒的模体进行扫描，扫描条件与上述在 步骤1中相同，得到不含金属伪影的KVCT图像，然后再将在步骤2中配准后的 MVCBCT图像通过阈值分割(3000HU)方法分割出的金属部分人为地移植到KVCT 图像中，令金属部分的CT值为一固定值，金属中间的空心孔的CT值为空气CT 值，这便得到不含有金属伪影的真实CT图像。

7、真实CT图、原始KVCT图、修正后图像计算剂量分布

为了比较伪影对放疗时剂量分布的影响，在瓦里安Eclipse(版本号为 11.0)治疗计划系统中制作了放射治疗计划并分别基于三种CT图像计算了剂量 分布。三种CT图像分别为不含伪影的真实CT图、原始KVCT图和伪影修正后CT 图。真实CT图通过如下过程得到：KV级CT扫描不含金属棒的模体得到不含金 属的KVCT图，MV级CBCT扫描含金属棒的模体得到MVCBCT图，然后将MVCBCT 中通过阈值分割方法得到的金属部分插入模体KVCT图。设计了两种放疗计划进 行照射，第一种是0度的单个照射野，SSD＝100cm,机器输出量为200MU；第二种 为90度和270度均分的两个对穿照射野，SAD＝100cm，中心为金属棒的中心， 每野的机器输出量均为100MU。照射采用的射野为10cm×10cm，X射线的能量为 6MV。剂量分布通过AAA算法计算得到。

8、结果

8.1真实CT图

图3所示为真实CT图，金属棒周围没有金属伪影。

8.2修正后的CT图像

图4所示为CT图像的金属伪影修正过程。图4(a)为KVCT扫描重建得出 的原始KV级图像，含有很严重的金属伪影。靠近椭圆金属棒区域，在椭圆长轴 方向产生较多的暗伪影，其CT值类似于空气；短轴方向则含有很多亮伪影。另 外，其金属棒中间的空气小孔已完全不可见，被错误的认为是金属部分。图4 (b)为经过配准后的MVCBCT图像，可以看到相比KVCT其金属伪影减少很多， MVCBCT能更好的分辨金属结构，图中显见金属棒中间有个圆形小孔，但是其噪 声较大，对组织的分辨率不够高。图4(c)为KVCT和MVCBCT融合后的图像， 作为先验图像，对其进行前投影得到投影值按前述方法取代原始KVCT穿过金属 部分的投影值，从而得到修正后投影。图4(d)为修正后的CT图像，相比原始 KVCT图，图像质量有明显改善，去除了大部分金属伪影，金属中间的小孔也很 明显。去除伪影同时，正常组织结构得到较好的保护，能清晰分辨出两个较小 的圆柱。

8.3三种图像CT值的比较

8.2中定性地比较了原始CT图与修正后图像的伪影状况。图5、图6具体 比较了真实CT图、原始KVCT图与修正后图像的CT值变化情况。图5为三种CT 图中，过模体中心的水平线上的CT值分布。在金属部分，原始KVCT图在金属 边缘CT值较高，接近于真实CT值；在金属中间部分CT值迅速降低，与真实值 偏差很大。金属中央的空心圆孔，KVCT图不能显示出来，其CT值都大于3000HU， 被错误的认为是金属部分。修正图像的金属部分是从MVCBCT分割出的，其CT 值与真实值比较接近，金属中央的空心小孔很明显，由于金属散射的影响空心 小孔的CT值要比真实值即空气的CT值大。在非金属部分，原始KVCT在椭圆金 属的长轴方向CT值比真实值明显偏小，越靠近金属，差距越大，这就是上述图 4(a)中所示的暗伪影区域。修正后图像在靠近金属部分CT值也比真实值小， 但差距相比原始KVCT有显著缩小。离金属较远的高密度圆柱棒，受金属伪影影 响较小，在原始KVCT与修正后图像中，其CT值与真实值基本重合。图6显示 了过模体中心的竖直线上的CT值分布，情况与图5类似。不同的是在图6中， 原始KVCT非金属区域的CT值比真实值高，这是椭圆金属短轴方向的亮伪影区 域。

KVCT在扫描含较大金属植入物的物体时，由于其严重的光子饥饿效应，其 金属CT值与真实值偏差很大。MVCBCT有较高的射线能量，其探测器能接收到穿 过金属物质的光子，能较准确反映金属的CT值。所以修正后图像的金属CT值 要比原始KVCT准确的多。MVCBCT与KVCT融合后，极大的减少了金属周围的暗 伪影和亮伪影，故在此基础上得到的修正后图像只有较轻的金属伪影。综上， 修正后图像有较大的改善，其CT值与真实值比较接近，能相对正确的反映金属 及正常组织的CT值。

8.4放疗计划的剂量分布

图7所示为模体的三种CT图在设计的相同放射治疗计划中计算出的剂量分 布。(a)、(b)、(c)为从上往下的单个照射野得到的剂量分布，比较可以 发现原始KVCT图像(b)中的等剂量线与真实图像(a)中的等剂量线有较大偏 差。金属中的空心小孔使(a)中的60cGy、80cGy、100cGy等剂量线有对应的 明显下凹，而在KVCT图像(b)中表现为平的等剂量线。(b)中穿过金属两边 暗伪影区域的剂量分布与(a)相比也有较大差别，120cGy、100cGy、80cGy等 剂量线的下沿相比a(1)要更靠近模体下方。修正后的图像(c)中的剂量分布与 (a)比较接近。(d)、(e)、(f)为权重相同的两个水平对穿照射野得到 的剂量分布。对比发现，原始KVCT图像(e)中120cGy、130cGy、140cGy的等 剂量线形状与真实CT图像(d)中的差别很大，而修正后图像(f)中对应的剂量 线与(d)比较接近。在(e)中不存在110cGy的剂量线，而(d)和(f)中均含 有。综上，基于原始KVCT图像计算得到的剂量分布与实际的剂量分布相差较 大，而修正后图像则有较大改善能较准确的反映真实的剂量分布。

金属伪影会在CT影像中产生不真实CT值，TPS会根据CT值-密度转换曲线 得到不准确电子密度(或组织密度)，影响TPS组织不均匀性剂量校正计算结 果，得到不准确的剂量分布，对肿瘤组织和正常组织吸收剂量产生不准确的评 估。因此，减少金属伪影，是提高TPS对金属植入物患者放疗剂量计算精度的 关键因素之一，为医务人员提供准确的剂量分布结果，从而提高评估放疗效果 及正常组织副作用的准确性；同时减少金属伪影有助于影像质量的提高，医务 人员不易产生误诊。

本申请在传统的先验图像方法基础上提出一种新的金属伪影校正方法，其 原理是把MVCBCT和原始KVCT的融合后图像作为先验图像，这结合了MVCBCT金 属伪影小、金属CT值准确的优点和KVCT的分辨率高、正常组织CT值准确的特 点，相比原始KVCT图像，修正后图像的质量显著改善，金属伪影明显减少，CT 值也更加准确。修正后图像在去除伪影的同时也很好的保护了正常组织结构。 在设计的放疗计划中得到的剂量分布显示，金属伪影给剂量分布带来较大影 响，基于原始KVCT的剂量分布与真实情况相差很大，修正后图像的剂量得到较 大改善，与真实分布相当接近。金属伪影校正方法显著改善了CT图像质量，提 高了放疗中计算剂量分布的准确性。