CBCT重建保姆级入门（二）

传统三维重建

在重建之前，二维投影数据或原始数据可以经过几个预处理步骤。这些步骤在不同的制造商之间可能有所不同，通常是为了消除与探测器暗电流、增益和像素缺陷的变化有关的畸变。
常见的预处理工具是偏移和增益校正，它们补偿探测器之间和探测器的像素之间在灵敏度方面的差异，并校正 "暗 "信号（即不使用X射线时）。此外，还可以进行余辉校正，以消除前一个投影的潜影，这在每秒钟采集大量投影时尤其重要。此外，由于有问题的像素或投影线造成的瑕疵可以被识别和去除。可以使用其他几种处理方法；它们的效率往往取决于对采集系统知识的精确性（如光束光谱、散射分布、源-探测器距离、探测器响应等）。

一般来说，图像重建可以分为三类，滤波反投影（FBP），代数重建技术（ART）和统计方法

CBCT中使用的最广泛的三维FBP形式是Feldkamp-Davis-Kress（FDK）算法，由于其简单和快速的重建时间，几乎所有的CBCT机器都使用这种算法。投影数据是沿射线路径的线性衰减系数的总和，可称为正向投影，而FBP（和FDK算法）基本上是加权和过滤投影的逆向或背向投影过程，其中投影图像中每个像素的值被分配给沿X射线路径的每个体素（图10）。当对每一个投影进行这样的处理时，就可以重建一个扫描物体的图像。滤波器由两部分组成：（1）一个斜坡滤波器，以纠正投影/背投过程中固有的模糊现象；（2）一个平滑滤波器，以减少被斜坡滤波器放大的高频噪声。这种平滑滤波器是可选的，并可根据其截止频率进行调整，该频率可表示为奈奎斯特频率（即图像中最高的可显示频率）的一个分数。平滑滤波器可以通过以空间分辨率为代价减少噪声来显著影响图像质量。从最清晰到最平滑的重建滤波器的例子包括Ram-Lak（一个纯斜坡滤波器）、Shepp-Logan、Cosine、Hamming和Hann。这类滤波器的截止频率可以自由调节：截止频率越高，重建的图像越清晰，但噪音越大。一些软件可能允许用户根据特定成像任务的需要调整重建参数。

CBCT图像显示了使用余弦重建滤波器的不同截止频率（以Nyquist频率的一部分表示）的效果。较大的截止频率会增加空间分辨率和噪声

ARTs涉及一个迭代过程，其中图像重建（即每个体素的衰减系数）是通过反复比较投影数据和当前图像估计值而连续估计的。在获得初始重建后（例如，通过FBP），根据当前重建估计所产生的投影数据来调整图像。这些数据与实际的投影数据进行比较，然后得到一个新的、经过校正的重建。这个过程不断重复，直到达到一个指定的可接受水平--根据一个 "停止标准"，由一个迭代到下一个迭代的递减变化或最大迭代数决定。由于这种迭代过程，ART需要比FDK多得多的计算时间。尽管ART可以产生比FDK更好的图像质量，并允许有很大的通用性，但这些重建技术都没有明确考虑到噪声，而噪声在实际投影数据中是无处不在的。

与ART不同，统计图像重建是一种迭代技术，基于投影数据的统计模型重建图像。由于噪声是入射和检测到的X射线数量的内在因素（例如，根据X射线量子的泊松随机分布），将数据采集的物理模型定为泊松噪声、高斯噪声或两者的组合是合理的。在每个迭代中，测量数据与来自相应模型的估计测量值进行比较。统计学图像重建的例子包括最大似然估计期望最大化，23最大后验，25惩罚似然21和有序子集期望最大化。尽管统计学方法已经证明比FDK重建有好处，特别是在低剂量（高噪声）和/或较少的投影数的条件下，由于计算时间大，它们在牙科CBCT系统中不常实施。

图像拼接

某些情况下，获得多个连续的扫描，然后将其合并为一个图像，这可以用来合并两个或更多的小的直径FOV或两个小高度FOV。在扫描之间，椅子或c型臂沿着预先设定的距离移动，在图像之间留下一个小的重叠。图像的拼接可以通过简单的重叠（因为病人在扫描之间的相对运动是确切知道的），或通过图像注册的图像自动匹配来进行

 

CBCT中的图像拼接，左图：覆盖整个下颌骨的大直径视场。右图：三个小直径FOV的拼接，覆盖了下颌骨的牙列。

几何校准

准确的图像重建需要对成像系统的几何形状进行校准。几何校准的错误可能表现为图像重建中的条纹和/或失真。FPDs基本上没有失真，而X射线图像增强器通常需要额外的失真校正，以考虑到枕状效应，如下图1所示。对于扫描轨道中的每个投影，几何校准表征了X射线源和探测器的姿态，这对于重建过程中的精确背投至关重要。X射线源和探测器在扫描中遵循一个完美的圆形轨道并不重要，但轨道必须是可重复的，并由校准准确描述以避免伪影。下图2显示了与几何校准误差相关的伪影实例，该图显示了颞骨区域的头部模型的CBCT图像，有各种形式的可能的几何校准误差。这些图像是通过360°旋转获得的，如图2a,b所示，显示了骨质细节的良好可视化。图2c显示了与旋转中心位置或穿刺射线位置的系统性偏移有关的几何校准伪影，为360°采集创造了双重图像（为较短的扫描轨道创造了新月形伪影）。几何校准中的随机误差的结果，例如，对系统几何中的高频振动/抖动估计不足，如图2d所示，产生的条纹可能难以与其他来源的噪声和条纹伪影相区分。

测试用的CBCT图像用于分析几何变形

几何校准误差引起的伪影的说明。(a, b) 具有精确几何校准的头部幻影图像。(c)与(b)相同的图像，用校准中的系统误差（即x射线位置的5个像素的移动）重建。(d)与(b)相同的图像，用校准中的随机误差（即关于x射线的真实位置的四个像素的标准偏差）重建。

图像质量

医学图像的基本图像质量可以用四个基本参数来描述：空间分辨率、对比度、噪声和伪影。空间分辨率，或清晰度，指的是分辨图像中小结构的能力。放射性图像的对比度是指区分不同密度的组织和材料的能力。噪声是指图像中体素值的随机变化（放射性图像中的噪声有不同的来源，主要是量子噪声、电子噪声等）。综合来看，对比度和噪声（或对比度-噪声比）是衡量不同衰减的大型结构的城像性能的一个简单指标。图像伪影可以定义为图像中的反常区域，即与真实物体不一致，并且相对与投影数据来说是确定的（即非随机性），CBCT中的伪影主要来源是X射线散射，牙科CBCT中常见的伪影是金属伪影，这是高密度物体对X射线高度吸收的结果，而增加曝光设置（如毫安和投射次数）并不能大幅改善金属伪影的外观。伪影的另一个来源是病人的运动，根据图像采集时间的运动量，可能会出现轻微的模糊或严重的伪影，由于CBCT的扫描时间相对较长，运动是一个重要问题，对于可能发生过度运动的病人，可以选择一个短扫描时间的方案。

 

CBCT中的光束硬化。顶部：包含铝制圆柱体的小尺寸幻影的轴向切片。底部：显示由于光束硬化而沿着圆柱体直径的灰色数值变化的曲线图。更高的kVp可以减少光束硬化；mAs的变化会影响噪声，但不会影响光束硬化。

优化CBCT的曝光-------这个看不懂，直接翻译了

表1显示了成像参数（即kV、mAs、FOV大小和体素大小）与图像质量参数（空间分辨率、对比度、噪声和伪影）以及辐射剂量之间的关系。在优化方面，最直接的成像参数是FOV大小，因为较大的FOV会增加病人的辐射剂量。此外，较大的FOV增加了到达检测器的散射辐射的相对数量，导致噪声和伪影的增加。另一方面，小直径的FOV增加了 "局部断层 "或截断效应，这是因为FOV外存在不对称的质量影响了投影数据（即对于那些穿过有关质量的光束角度）。由于重建算法不能完全补偿这种效应，它可能导致各种图像畸变，如阴影（即向图像的一侧倾斜变暗）和截断伪影。然而，局部断层效应主要影响灰度值的定量使用，无论如何，这往往不是CBCT性能的一个关键组成部分。因此，FOVs应始终保持尽可能小，只覆盖ROI。

↓，减少；↑，增加；FOV，视野；kV，管电压；mAs，管电流-曝光时间积。
a由于没有考虑到光束发散和FOV的截断等因素而产生的微小的图像质量影响。
b在较高的电子管电位值下，光束硬化程度有所降低

尽管千伏和毫安具有相似的整体效果，但它们之间有一个重要的区别。这两个因素，当增加时，主要是增加辐射剂量和减少噪音，因为发射的X射线总量增加。相应地，对比度-噪声比也会增加。在优化方面，应根据所需的图像质量和病人的大小来选择kV和mAs水平，确保图像质量足以满足特定的成像任务，并尽可能降低剂量。然而，千伏的影响更加错综复杂，因为它还影响到探测器的探测效率和X射线散射的相对贡献，等等。鉴于X射线相互作用（吸收和散射）的数量和性质随X射线能量的变化而变化，对比度和剂量都受到影响。在固定的剂量水平下，牙科CBCT的最佳千伏设置取决于成像任务（例如，高对比度细节或低对比度软组织的可视化），尽管最近对某种CBCT模型的研究表明，考虑到60-90千伏的范围，在相同的剂量水平下，增加千伏会导致更高的对比度-噪声比40。

严格来说，改变体素大小并不影响辐射剂量，因为这是一个可自由调节的重建参数。较大的体素尺寸会以图像清晰度为代价降低噪音，反之亦然。在实践中，一些制造商执行预先设定的 "分辨率 "协议，较小的体素尺寸对应较高的mAs值，以保持噪声相对稳定。

Chinese-English Dictionary

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