近年来，随着现代医学影像设备的硬件不断升级改造，移动式CT技术被提出应用在临床手术、重症医学抢救、户外医疗和应急医疗中，是CT技术的创新和发展^[1-2]。在重症医学等临床应用中，放射性医学成像逐步形成低剂量、快成像等趋势，锥形束CT技术（Cone Beam CT, CBCT）应运而生。CBCT可以从三维的角度来重构出病变组织结构，避免了传统二维图像影像重叠的问题，并且可以为诊断医师提供更全面的信息，所以一经推出就在临床得到了广泛的应用^[3]。但是与传统CT图像相比，锥形束CT对与球形或圆柱形物体的重建射野尺寸较小、散射较大，使得图像的对比度降低、噪声增加，同时锥形束CT存在对低密度物体的分辨力不足、对空气与软组织边界不清晰及对软组织病变分辨力不足等劣势^[4]。因此建立合适的成像模型，设计出移动式锥形束CT数字化模体，可有效评估图像质量，对重建算法、影像改进等研究方面有重要意义。

本研究主要基于GEANT4/GATE平台，搭建能够得到与实际CT图像相符的仿真移动式锥形束CT，使用该仿真CT模拟锥形束CT成像过程，获得二维投影数据。然后探索投影域和图像域的锥形束CT散射校正方法，设计出数字化模体，采用不同图像重建算法重建仿真平台的成像质量，以期探索移动式锥形束CT模拟成像的优化方法，为应用该移动式锥形束CT成像模型、推广优化成像质量的方法打下基础，也为设置锥形束CT的成像性能指标提供一定的理论依据。

1 材料与方法 1.1 研究对象

选取天津金曦医疗设备有限公司自主研发的移动式头部锥形束CT（CBCT）为结构模型，其应用平板探测器成像原理实现对患者头颅组织进行CT扫描，克服了传统CT不适合移动的缺陷。具体设备参数信息如表1。

1.2 研究方法

采用openGATE组织研发的以Geant4为内核程序包GATE (GEANT4 Application for Emission Tomography)，其保留了Geant4众多优点的同时，优化了放射成像方向，拓展了核医学与影像医学成像方面的功能，提高了其简便性和可靠性。

1.3 模型构建

本研究构建模型包含移动式锥形束CT的X射线放射源、平板探测器、数字化模体等。

1.3.1 X射线放射源

该模型包括X射线源形状、位置、粒子类型等，具体参数信息如表2。该模型可模拟单能X射线及混合能量（70～140 kV）X射线成像，采用SpekCalc软件生成70～140 kV X射线连续能谱，与移动锥形束CT能谱（70，90，110 kV）均方差值小于0.003，能谱信息比较见图1，同时引入基于硬件的散射校正方法，在放射源出射位置设置铜铝合金过滤板（0.7 mm）及宽口准直铅板（1 mm），限制射束射野大小。

1.3.2 平板探测器

该模型中包括探测器尺寸、分辨率、晶体材质和晶体个数等信息。在GATE中，定义探测器3层（module、cluster和pixel）结构。前两层结构均为420 mm×285 mm×1 mm的长方体（Box），第三层pixel中包含了420×285个阵列式排列的闪烁晶体探测器（CZT晶体材质），单个晶体尺寸为1 mm×1 mm×1 mm。平板探测器距离锥束CT扫描中心285 mm。

1.3.3 数字化模体

该模型中包括模型形状、插件分布位置、尺寸和材质等信息。在外观设计中，整体设置为注水的方形模体。选取相近组织密度的材料为插件，并注意金属材质对图像质量的影响，具体参数如表3。

1.3.4 动态扫描过程

锥形束CT成像过程中使用GATE物理模块，涉及的物理过程有光电效应、康普顿效应、瑞利散射、电子电离、韧致辐射和多重散射等。

在锥形束CT动态扫描过程中，与实际被扫物体不动，射线源-探测器同步旋转的旋转方式不同，采用射线源-探测器固定不动，模体绕Z轴旋转1°的旋转方式，相当于源-探测器绕扫描等中心点旋转1°。模体每秒旋转1°，共采集360 s，实现获取0～360°投影数据。

1.4 图像重建

在锥形束CT模拟平台中，针对投影域图像，采用3×3模板维纳滤波模拟器，降低随机噪声，增强投影域图像质量。同时设置3种图像重建算法：三维滤波反投影重建算法（FDK，其原理简单、容易实现且重建速度较快，是目前锥形束CT图像常用的重建算法）、联合代数迭代重建算法（SART，其抗干扰能力较强，可以并行处理数据以提升运算速度）和期望最大化迭代重建算法（EM，其将重建归为分步求解极大似然估计问题）。图像质量利用图像对比度（CNR）和均方误差（MSE）进行衡量。结合3种重建算法的图像结果，对70 kV连续能谱和140 kV连续能谱能量，对设计的模体进行模拟扫描，获得360°投影数据后采用SART重建获得模体图像。

2 结　果

借助Geant4/GATE平台建立的锥形束CT成像模型，分别使用FDK、SART和EM重建算法对图像进行重建，得到的图像如图2。FDK重建图像[图2（a）]中金属伪影影响较重，对相近组织密度的分辨能力较差；SART重建图[图2（b）]中，图像对不同组织分辨力优于FDK算法，全局伪影较低，但金属伪影仍然制约图像质量；EM重建图[图2（c）]中可见，图像全局噪声最小，但不同密度组织插件边界比SART重建图模糊。

本研究中采用CNR和MSE表征3种重建图像质量的评价参数，表4所示数值显示，SART算法图像CNR最高，MSE最小。

采用70 kV和140 kV连续能谱的X射线，对设计的模体进行360°投照后，采用SART重建获得算法图像（如图3）。由图可见，70 kV X射线成像中，模拟成像中散射程度较大，对组织密度相近的物体区分度较差；140 kV X射线成像中效果较好。

3 讨　论

蒙特卡罗方法被广泛应用于放射医学成像模拟中，在本研究中基于GEANT4/GATE平台建立移动式锥形束CT扫描初级成像模型，可应用于锥形束CT成像图像质量改善及算法的选择。利用GATE仿真过程中在X射线源添加过滤板和准直器，基于硬件散射校正的方法降低X射线在粒子输运过程的散射程度。本研究中通过调整过滤板厚度来控制其滤除效果，设定0.7 mm厚的铜板，从而滤除一定量的低能射线并保证图像质量。在投影域对投射数据进行滤波处理，维纳滤波的降噪效果较好，但图像会有小部分失真和模糊，后续可利用粒子输运过程中散射形成的物理学基础对投影数据进行散射校正^[5]。

目前在锥形束CT重建方法中，FDK算法重建迅速，使用简便，但是重建质量不佳，图像中有大范围的伪影；SART算法重建效果优于FDK算法，图像伪影较小，模体中各物质的轮廓也更为清晰，但是其算法较为复杂，重建时间长；EM算法在数据量较小时，重建图像效果较好，重建速度适中；在数据量较大时图像会有失真和模糊，重建时间也比较长。每种图像重建算法均有各自的优缺点，有研究表明，实际应用中应该根据需求选择不同的重建算法及改良算法^[6]。结合本试验的结果，针对移动式锥形束CT可选择SART作为获取高质量三维图像的重建算法。

在临床实际应用中，需要考虑移动式锥形束CT成像图像质量和辐射风险的平衡关系，合理选取X射线的能量。如采用70 kV和140 kV X射线作为入射线输入锥形束CT仿真平台，较低能量（70 kV）X射线的图像散射伪影较重，尤其金属伪影；较高能量（140 kV）对图像散射伪影有一定的抑制作用，金属伪影虽然仍然存在，但成像效果较好，提示后续移动式锥形束CT应用于临床过程中，可选择较高能量的X射线进行成像。但也有研究表明^[7]，利用双能能谱重建锥形束CT成像可弥补CT成像组织分辨力不足的缺点。移动式锥形束CT成像过程中是否采用双能射线进行成像，将是未来的研究热点。

本研究基于Geant4/GATE软件包，建立移动式锥形束CT模拟平台，模拟X射线成像过程和粒子运动轨迹；在获取多角度投影数据后，在投影域及图像域进行图像处理，以获取被测模体的三维重建图像；设计的数字化模体以探索成像结构和重建方法对图像质量的影响；利用高低不同能量X射线进行模拟，探索双能锥形束CT成像散射机制及优化方法。

本研究设计移动式锥形束CT成像模拟平台，对图像成像重建方法的研究、扫描质量控制数字化模体的设计，以及未来影像设备的开发等方面提供一定帮助，后续为应用该移动式锥形束CT成像模型、推广优化成像质量的方法打下基础。将来对多种射线能量的成像质量进行模拟，从而寻求针对头颈部成像选择合理的射线能量，降低受检者的受照剂量的同时，便于临床医师作出最佳的判断。另外，据移动式锥形束CT厂家介绍，该装置具备自屏蔽功能，也为后续更贴近实际情况的模拟提出了更高的要求。目前国内出台的《医用X射线诊断设备质量控制检测规范》^[8]尚未包含CBCT设备的质量控制检测方法，结合本研究中设计的模体材料与结构的重建图像，有望为标准的制定作出一定的基础工作。