虛擬單色CT圖像應用于放射治療計劃過程的初步評估

杜斌，李霞，劉登洪，朱智慧，傅玉川

四川大學華西醫院放療科，四川成都610041

前言

近年來，雙能CT 成像在放射科受到了越來越多的關注［1-2］。相較于普通CT 成像，這種虛擬單色CT圖像可以提供諸如有效原子序數、電子密度（ED）和質量密度等更有價值的信息，從而凸顯出其在臨床診斷中的應用價值，如尿路結石分化、肺栓塞成像、神經影像學或肺結節分化等［3］。在放射治療領域，包括近距離放射治療、光子外照射治療、電子束和質子束治療等，使用X 射線的CT是最常用的成像方式［4］，因為基于CT 影像可以將Hounsfield 單位（HU）相對容易地校準成電子密度，非常適合于放射治療中的精確劑量計算［5］。而使用雙能CT和進一步的能量解析可以為改善圖像質量和進一步降低輻射劑量提供巨大的潛力［6］。目前，有關如何使用雙能CT 成像的新策略來優化放射治療鏈中多個環節方面的研究正處在起步階段［7］。理論上，利用圖像域和投影域方法從雙能CT 合成出的虛擬單色圖像能夠消除光譜束硬化偽影［8］。雖然劑量計算只能在投影域實現，將虛擬單色圖像應用于放射治療計劃（RTP）時，仍有可能進行更準確的劑量分布計算。另外，可針對性地給出身體特定部位更清晰的CT 圖像，為醫生提供更準確的靶區和正常器官勾畫基礎［9］。然而，在臨床實踐中，將以快速電壓切換模式獲得的虛擬單色CT 圖像作為放射治療計劃的基礎圖像之前，必須將虛擬單色圖像的質量與在不同管電壓和相同輻射劑量下采集的多色單能量圖像的質量進行比較，給出定量的數據差異，驗證其可行性。本文以科室新安裝的雙能CT 采集系統為例，通過測試不同能量下不同物質在兩次掃描內CT 值（質量保證的重要因素）的可重復性，比較測量值與理論值之間的CT 值差異，研究CT值到ED的轉換曲線隨能量變化的關系，初步評估將虛擬單色CT 圖像應用于放射治療計劃劑量計算的可行性［10］。

1 材料與方法

1.1 雙能CT采集系統

GE 雙能CT 采集系統（Revolution ES, GE Healthcare,美國）采用單源單探結構，在射線源-探測器對圍繞物體旋轉時，射線源在高、低管電壓（kV）間以高達4.8 kHz 的頻率進行快速切換，并利用GE 寶石探測器的快速響應在數微秒內捕獲臨時注冊的兩個投影數據集。這種寶石光譜成像（Gemstone Spectral Imaging,GSI）功能可以更精確、更靈敏地識別材料，產生新用途或應用，從而實現比普通CT 成像更精確的定量功能。

1.2 理論計算

使用雙能量預重建算法由材料密度圖像創建合成單色的CT 圖像。其基本假設是：在診斷X 射線能量范圍內，所有材料能量依賴線性衰減系數可以用足夠的精度表征為光電系數和康普頓系數的線性組合。能量為E時CT 圖像每個體素的線性衰減系數為：

其中，μL(E)是每個體素在X射線能量為E（kVp）下的線性衰減系數，dα和dβ是雙能CT 確定的位于體素位置的基礎材料α和β的密度或濃度。因此，需要兩種材料的信息來計算線性衰減系數，而且它們的原子序數Z 以及其光電效應和康普頓衰減特性應有足夠的差異。μM(E)α和μM(E)β是材料α和β的質量衰減系數。在CT 中，線性衰減系數的積分∫μL(γ,E)由每個焦點和探測器元件的位置決定：

其中，δi是以g·cm-2為單位的基礎材料i的面積密度，di(γ)是以g·cm-3為單位的基礎材料i的局部密度。

對于投影中的每條光線路徑，等效區域密度δα和δβ都是確定的。可通過測量兩種不同的能量（光譜）的衰減來解決。X 射線的衰減遵循比爾-朗伯定律（即指數衰減定律）：

其中，I和I0是衰減強度和初始強度，等效區域密度δα和δβ可由每條路徑的兩個非線性方程式得出：

其中，下標h和l指的是高和低的kVp 能量。由于質量衰減系數可以用單能X射線源測量，所以一旦等效區域密度確定了，投影數據就可以被計算出來。對于任意的單能E0射線（以keV 為單位），都可以用已知的區域密度值乘以相應基礎材料的質量衰減系數計算：

其中，μM(E0)I取自Storm 和Israel 的報告［11］。然后將投影數據置于標準重建過程，以Hounsfield 單位（HU）生成CT 圖像。在常規CT 中，HU 或CT 值（CT＃）的計算為：

其中，μL(E)ω是給定能量E下純水的線性衰減。在雙能CT中，要計算E0處的CT#，轉換方程要使用線性質量關系μL= ρμM，并將式（1）代入式（8）：

其中，ρω和μM(E0)ω分別是純水在能量E0下的質量密度和質量衰減系數。在常規模式下獲取多色圖像的同時，該單色圖像的合成工作流程也在GSI模式下實現。

1.3 CT模體及影像采集

采用CIRS 062M 電子密度模體，該模體由組織等效材料組成。9 組不同的組織等效電子密度插件可放置于掃描場內17 處不同的位置，圖1顯示插件在模體中的位置，表1給出了各插件的物理特性。

表1 CT模體插件的物理性質Tab.1 Physical characteristics of CT phantom rods

圖1 模體中插件的位置Fig.1 Phantom rod alignment

1.4 測量

使用校準好的激光指示系統將模體放置在機架的等中心點處，以確保模體的中心軸和橫向平面分別精確地位于縱軸和成像平面上。由于螺旋掃描通常用于RTP 的CT 模擬中，因此所有的測量均需通過常規模式和GSI模式下的螺旋掃描。兩種模式均采用Helical 掃描，旋轉時間（RotationTime）為0.5 s，層厚（SliceThickness）為0.625 mm，以“常規”模式重建標準的120 kVp 圖像，GSI模式重建40（相對較低的設置）、60、80、100、120 和140 keV（最高設置）的單色圖像，其中70 keV約等于120 kVp多色X射線束產生的有效能量。表2列出了主要的掃描參數和重建參數。此外，為了驗證CT 值的可重復性，相隔26 d 后重復以上操作，獲得第二組數據集。

表2 兩種模式下的掃描參數和重建參數Tab.2 Parameters for scanning and reconstruction in two imaging modes

1.5 CT值與ED值

將兩種模式下獲得的所有影像輸入至臨床使用的治療計劃系統（Pinnacle39.8,PHILIPS,美國），隨機獲取每個插件中心層面5 個點的CT 值，其平均值即被設定為該插件的CT 值。根據表1的材料性質可得到電子密度ED與CT值的對應關系。

使用NIST XCOM 程序［12］根據質量衰減系數計算出模體中插件的真實CT 值，程序中使用插件的材料組成由生產商提供。該程序使用以下公式：

其中，ρj和μM(E0)j分別是材料j的質量密度和在能量E0下材料的質量衰減系數。在室溫下，將20 ℃下的0.998 23 g·cm-3作為水的質量密度。

2 結果

2.1 不同材料在不同掃描模式及單色能量組合下的CT值

如圖2所示，在能量較低的圖像中，高密度插件周圍有或明或暗的偽影。隨著單色圖像能量的增加，這些偽影逐步減小。然而，在較高能量時，觀察到這些地方又出現了輕微的偽影。圖3反映了在間隔26 d的兩次掃描中GSI模式下不同材料與虛擬單色能量的關系（實線為第一次掃描，虛線為第二次掃描）。高密度材料的CT值發生顯著的變化，但是密度小于或等于水的材料的CT值的變化卻很小。對于高密度材料而言，在高能圖像中的CT值小于其在低能圖像中的CT值。如密質骨材料，在40 keV時CT值為3 209 HU，而在140 keV時CT值為1 526 HU，約為高能量下CT值的2.1倍。

圖2 不同模式和參數下的CT圖像Fig.2 CT images obtained under different modes and parameters

圖3 兩次掃描中不同材料的CT值分布Fig.3 Distribution of CT numbers of different materials in two scans

2.2 CT值的可重復性

圖4顯示在兩次掃描中，GSI模式下的CT 值差異。隨著能量的增加CT 值的差異逐漸減小，100 keV到140 keV的CT值差異逐步穩定。

圖4 GSI模式下兩次掃描CT值的差異Fig.4 Difference of CT numbers between two scans in GSI modes

2.3 虛擬單色圖像CT值和理論值之間的差異

為了驗證掃描實測的準確度，我們根據第1.2 節的理論計算公式，計算不同材料插件的理論CT 值。圖5顯示了掃描實測CT 值（在Pinnacle39.8 中水的基準CT 值為1 000 HU，所以在進行計算時需要先將基準值換算為0 HU）減去理論值之后的差異值分布。由圖5可以看到，CT值差異隨著能量的增加而變小。對于較低密度的材料，CT 值差異均在±50 HU 范圍內。但較高密度材料（如Dense Bone 800）的CT 值隨能量的變化而顯著變化，這說明對于較高密度材料而言，理論計算值和實測值之間的差異增大，特別是對于較低能量的圖像，這種差異是不能被忽略的。

圖5 單色圖像CT值與理論值之間的差異Fig.5 Difference of measured and theoretical CT numbers of monochrome image

2.4 虛擬單色圖像的CT值到ED轉換曲線

圖6顯示各種單色圖像的CT到ED的轉換曲線，這些曲線是采用第一次掃描數據生成的。第二次掃描數據繪制出的曲線也顯示出相似的趨勢，因此此處未顯示。標準的CT 圖像曲線顯示了一個聚集在0 HU附近的雙線性關系。在CT值＜水（0 HU）時，曲線之間沒有顯著性差異。70 和120 kVp 時的曲線形狀相似。隨著能量的增加，雙線性關系逐漸消失，當能量達到140 keV 時，對應的CT-ED 曲線幾乎是線性的。

圖6 各種單色能量下CT-ED的轉化曲線Fig.6 CT to electron density conversion curves obtained at different monochromatic energies

3 討論和結論

由雙能CT 獲得的虛擬單色圖像除了可以提供更清晰的形態學信息外，還能提供臨床上有用的材料特定信息［13-14］。作為將雙能CT應用于RTP的第一步，必須評估GSI掃描模式下獲得的單色圖像上ED已知材料的CT 值［15］。在GSI模式下，“單色圖像”是從80 kVp 和140 kVp 投影計算得出的“單色投影”重構出來的。換句話說，不是通過單能X射線投影獲得單色圖像，而是使用多色的80 kVp和140 kVp X射線投影“合成”單色圖像，因此可稱為虛擬單色圖像。這種單色圖像也可以抑制多色X 射線束穿過被成像的物體時產生的光束硬化現象（偽影）。在不同的單色圖像中，較高密度材料的CT 值發生了顯著的變化，這是由光電效應相對于康普頓效應的優勢引起的。因此，在將虛擬單色圖像用于放射治療的劑量計算之前，有必要對各種掃描模式和條件下CT 值進行全面的比較和分析。

對于任何使用CT 值的應用程序（如TPS 系統），CT 值的可重復性是非常重要的［16］。目前，很少有關于超過1 d或1個月內的CT值穩定性的報告，僅有在短時間內研究相關材料CT 值穩定性的報告［17］。我們的結果顯示了在較長時間間隔內的兩次掃描中CT值的重復性，從而驗證了雙能CT機的穩定性。

準確的CT-ED 轉化關系是放射治療計劃設計獲得準確劑量分布的前提，在此基礎之上才能最大程度地減少計劃劑量與實際劑量之間的差異。AAPM報告指出軟組織的CT值變化20 HU，骨骼的CT值變化250 HU，對于腦部病例，機器跳數（Monitor Unit,MU）變化約為1%，對于肺部和骨盆病例，MU 變化約為2%［18］。因為CT 值是歸一化到水的，所以這些結果也可以轉化到單色圖像的劑量計算中。我們的實驗結果表明，在較低的能量時（例如低于60 keV），分次掃描間的單色圖像CT 值差異大于上述標準（即軟組織20 HU，骨骼250 HU）。這意味著在低于60 keV能量的單色圖像上進行劑量計算，會導致較大的劑量差異。劑量計算的另一個重要因素是模體尺寸，因為尺寸的大小會改變X 射線衰減以及周圍材料的散射，從而導致CT 值的變化。密質骨的CT 值在不同的能量下、不同尺寸的模體中都有顯著的不同。

觀察虛擬單色圖像的CT-ED轉換曲線，在140 keV時為線性關系，但在較低能量時則是雙線性的，雙線性的分叉點大約在0 HU 附近。使用這些CT 到ED的轉換曲線，需要進行劑量學研究以進一步評估劑量計算的準確性，從而挖掘虛擬單色圖像在放射治療領域中的應用潛力，例如利用單色圖像來解決常規CT 產生金屬偽影的缺點［19］。在RTP 過程中，利用低能級虛擬單色圖像改善圖像質量時，由于HU 估計不準確有可能導致劑量誤差較大［20］。對應到不同的臨床治療技術而引起的最終臨床計劃結果，有些可能無關緊要，有些則需要盡量避免。在本文的初步評估基礎上，利用實際的臨床患者數據，今后可望推進影像學和劑量學結合的進一步研究。