伪影在临床CT中常见，可能掩盖或模拟病理。CT伪影有多种类型，包括噪声、射线硬化、散射、伪增强、运动、锥束、螺旋、环形和金属伪影。我们回顾了每种伪影的原因和表现，纠正了一些常见的误解，并描述了现代减少伪影的技术。噪声可以通过迭代重建或结合多次扫描数据来减少，从而实现更低辐射剂量和更高分辨率的扫描。金属伪影也可以通过迭代重建减少，从而提高诊断准确性。双能和多能（光子计数）CT可以减少射线硬化并提供更好的组织对比度。减少噪声和视野外伪影的方法可能有助于实现超高分辨率的有限视野成像，用于肿瘤和其他结构的检查。
在理想情况下，高辐射剂量（即高光子计数）、单色X射线、无限探测器分辨率、完美探测器、无运动和无散射的条件下，CT图像将完美反映现实。如果这些条件中的任何一个未满足，就会出现伪影。本文展示了临床CT中常见的伪影，它们如何掩盖或模拟病理，以及如何减少这些伪影。
环形伪影
校准错误或探测器元件故障会形成一个以旋转中心为中心的亮环或暗环。这种伪影有时可能模拟病理（图1）。通常，重新校准探测器足以修复此伪影，但有时需要更换探测器。
图1：环形伪影。(A) 骨盆CT显示严重的环形伪影。(B) 头部CT显示微妙的环形伪影，模拟了脑桥病变（箭头）。(C) 调整窗宽/窗位设置后，显示了以旋转中心为中心的圆形重建区域。脑桥假性病变（用小圆圈标记）正好位于圆形重建区域的中心，因此与环形伪影一致。随访MRI显示脑桥正常。
噪声
泊松噪声是由于低光子计数的统计误差引起的，表现为随机的、细小的、亮暗相间的条纹，通常出现在衰减最大的方向上（图2）。随着噪声增加，高对比度物体（如骨骼）可能仍然可见，但低对比度的软组织边界可能被掩盖。对于传统的滤波反投影（FBP）图像，泊松噪声导致的亨氏单位（HU）标准偏差与以下关系成正比：
这种关系适用于比较在不同mAs或切片厚度下获取的两幅图像中的相应区域。它还假设底层组织的HU完全均匀。如果底层组织不均匀，则HU的标准偏差等于：
其中，s1是由于组织纹理引起的标准偏差，s2
图2：毫安（mA）对泊松噪声的影响。(A) 在CT引导活检期间获得的低剂量CT图像显示了广泛的泊松噪声（60 mA，120 kVp，层厚5 mm）。无论腹部或手臂是否部分在视野外，这些条纹都是一样的。(B) 活检后以7.3倍剂量获得的图像噪声减少了√7.3 = 2.7倍（440 mA，120 kVp，层厚5 mm）。图像显示了一名霍奇金淋巴瘤患者的腹膜后淋巴结肿大（箭头）和右肾浸润。
泊松噪声可以通过增加mAs来减少。现代扫描仪可以进行管电流调制，在高衰减投影时选择性增加剂量。它们通常还使用弓形滤波器，在视野中心提供比外围更高的剂量。噪声和分辨率之间存在权衡，因此也可以通过增加切片厚度、使用更柔和的重建核（软组织核而非骨骼核）或模糊图像来减少噪声。对于腹部CT，将手臂移出扫描范围也可以减少噪声。如果手臂无法移出扫描范围，将其放在腹部上方比放在两侧更能减少噪声。同样，在胸部和心脏CT中，大乳房应约束在胸腔前部而不是两侧。这是因为当光子计数接近零时，噪声迅速增加，这意味着最大衰减对噪声的影响比平均衰减更大。
在FBP（大多数扫描仪的标准重建方法）中，投影数据经过滤波以锐化边缘，然后对滤波后的数据进行反投影。这种方法假设投影数据准确，并忽略了低光子计数导致的较大泊松误差。另一方面，迭代方法使用噪声的统计模型在每次迭代中改进图像。已经提出了多种技术，所有主要厂商现在都在其系统中提供各种迭代重建算法的实现。其基本概念是找到最可能的图像，给定：投影数据、图像与投影数据之间的关系（可能包括泊松噪声、射线硬化和散射）以及图像的先验分布（通常假设更平滑的图像更可能）。这个优化问题难以解析求解，因此通过迭代求解。对于噪声投影数据，存在多种与测量投影数据一致的图像。图像的先验分布指导迭代重建从可能的图像中选择更平滑的图像。
迭代方法需要更快的计算机芯片，直到最近才可用于临床。一种迭代方法——基于模型的迭代重建（MBIR；GE 医疗）于2011年9月获得美国FDA批准。MBIR显著减少了图像噪声并提高了图像质量，从而可以在更低辐射剂量下进行扫描（图3）。此外，由于噪声和分辨率之间的权衡，这些方法可能对减少高分辨率图像中的噪声也很重要。
图3：迭代重建减少噪声并提高图像质量。(A) 低剂量（50 mA）下的滤波反投影图像噪声极大。(B) 同一低剂量扫描（50 mA）的基于模型的迭代重建显著减少了噪声，揭示了新的软组织细节。特别是，注意结节性肝硬化肝脏和右肾门的细节。(C) 高剂量（754 mA）滤波反投影图像证实了基于模型迭代重建图像中的细节。
与传统的FBP相比，迭代重建在噪声和剂量之间的关系不同，且噪声纹理也不同。在FBP中，随着剂量减少，噪声和图像质量都会变差。而在MBIR中，噪声和图像质量是解耦的：随着剂量减少，噪声仅略微增加，但分辨率变差，并且在极低剂量水平下可能会引入新的伪影。因此，传统的信噪比等指标不适用于MBIR和其他迭代重建方法。噪声纹理取决于MBIR的参数。具体来说，MBIR试图生成平滑图像的同时保留边缘，并具有可调参数以控制平滑度和边缘保留之间的权衡。因此，噪声往往会聚集成具有均匀HU的小像素簇，形成所谓的“塑料”外观。
噪声还可以通过结合多次扫描的信息来减少，例如多次对比期扫描。这对于全器官动态对比增强灌注成像具有重要意义，目前辐射剂量是限制因素之一。通过在多个时间点进行扫描并取平均值来创建低噪声扫描。通过将平均扫描乘以每个像素的加权因子（即该时间点的模糊图像除以模糊的平均图像）来恢复时间分辨率。
射线硬化与散射
射线硬化和散射是两种不同的机制，但都会在两个高衰减物体（如金属、骨骼、碘对比剂或钡）之间产生暗条纹。它们也可能在单个高衰减物体的长轴方向上产生暗条纹（图4和图5A）。在暗条纹的相邻区域会出现亮条纹。这些伪影在后颅窝和金属植入物中尤为显著（金属伪影将在下文“金属伪影”部分进一步讨论）。
图4：模拟扫描中的线束硬化。(A–D) 无线束硬化的模拟扫描，(E–H) 有线束硬化的模拟扫描，显示沿最大衰减线出现暗条纹，而在其他方向出现亮条纹。散射产生的伪影与此类似。还请注意“腹部”表面下方的亨氏单位略微减少，这是由线束硬化引起的。这被称为杯状伪影，现代扫描仪内置的简单线束硬化校正可以纠正这一问题。
射线硬化见于多色X射线源。当X射线穿过人体时，低能X射线光子更容易被衰减，而剩余的高能光子则不易被衰减。因此，射线传输并不遵循单色X射线的简单指数衰减规律。这对于高原子序数材料（如骨骼、碘或金属）尤为显著。与低原子序数材料（如水）相比，这些高原子序数材料在低能量下的衰减显著增加（对于低能X射线，衰减主要由光电效应引起，与Z3 /E3成正比，其中 是原子序数， 是能量。在高能量下，衰减主要由康普顿散射引起，与1/E成正比）。
图5：金属删除技术减少了多种类型的金属伪影，并能揭示新的发现。(A) 髋关节置换之间的暗条纹主要是由于线束硬化和散射。(B) 金属删除技术图像更清晰地显示了左髋关节置换旁的液体积聚。(C) 动脉瘤线圈周围的尖锐、薄交替条纹主要是由于运动和欠采样。(D) 金属删除技术图像揭示了线圈周围的出血。(E) 胆囊切除术夹周围平滑波动的条纹是由于风车伪影。(F) 金属删除技术减少了这种伪影。
康普顿散射导致X射线光子改变方向（和能量），从而到达不同的探测器。当散射光子到达一个本应接收极少光子的探测器时，会产生最大的误差。特别是，如果金属植入物阻挡了所有光子，则相应的探测器元件只能检测到散射光子。随着探测器排数的增加，散射也变得更加显著，因为照射的组织体积更大。
因此，对于高度衰减的X射线束，射线硬化和散射都会导致检测到的光子数量比预期更多，从而在最大衰减方向上产生暗条纹。此外，FBP中使用的高通滤波器会夸大相邻探测器元件之间的差异，从而在其他方向上产生亮条纹（图4）。
在较高kV下扫描会产生更硬的X射线束，从而减少射线硬化伪影。此外，金属对高能光子更“透明”，使其不太可能阻挡所有光子，从而减少散射伪影。然而，代价是在高kV下组织对比度降低。
现代扫描仪会进行简单的射线硬化校正，假设根据测量的衰减量存在平均程度的射线硬化。然而，高原子序数材料（如金属）会导致高于平均水平的射线硬化，因此无法完全校正。这可以通过迭代重建来解决。第一次迭代使用未校正的投影数据进行重建。然后通过HU阈值检测金属和骨骼，并通过前向投影确定每个探测器测量中存在的骨骼和金属量。然后使用这些信息对每个探测器元件进行定制的射线硬化校正。
双能CT通过在两种不同能量下扫描来减少射线硬化效应。这些信息可用于生成虚拟单色图像，这些图像不受射线硬化效应的影响。然而，双能CT生成的虚拟单色图像假设X射线吸收光谱具有理想化的形状，没有K边缘，这显然只是一个近似值。此外，双能CT无法校正散射，而散射是许多扫描中的重要因素，尤其是在金属几乎阻挡所有光子的情况下。
大多数扫描仪在探测器前使用抗散射栅格来减少散射。散射也可以通过散射核或从视野外测量中估计，然后从探测器测量中减去。最后，可以通过迭代重建图像，其中使用前一次迭代的图像估计散射校正。然而，在金属阻挡所有光子（因此所有检测到的光子都是散射光子）的情况下，这些探测器元件的软组织信息丢失，无法通过散射校正恢复。
伪增强
肾囊肿的伪增强是指静脉注射对比剂后，单纯性肾囊肿的HU值虚假增加。这是由射线硬化和散射引起的，尽管它没有与射线硬化更经典相关的条纹。同样的机制也解释了头部CT中颅骨内侧密度增加的现象。被高密度材料环包围的区域由于射线硬化和散射而变得更亮（图4D和H）。理解这一现象的一种方式是通过类比图4C和G。在三个植入物形成的暗条纹内侧，有一个亮三角形。这与高密度环内侧看到的高密度现象完全类似。
伪增强随着与增强肾组织距离的增加而减少。因此，较小的囊肿中伪增强更显著，HU测量应尽可能远离增强肾组织。在传统CT中，伪增强可达28 HU。双能CT可能会减少这种伪增强，但无法完全消除，因为双能CT只能生成近似的单能图像，并且无法校正散射（如上所述）。
运动伪影
运动（患者、心脏、呼吸或肠道）会导致模糊和重影，以及长距离条纹（图6）。这些条纹出现在高对比度边缘和X射线管位置之间，当运动发生时。更快的扫描仪减少了运动伪影，因为患者在采集过程中移动的时间更少。这可以通过更快的机架旋转或更多的X射线源来实现。更多的探测器排数允许在一次机架旋转中成像更大的体积，从而增加冠状或矢状重建中运动引起的阶梯伪影之间的距离。刚性运动伪影（主要是头部CT中的问题，如图6所示）可以通过特殊重建技术减少。在慢速机架旋转的锥束CT中，呼吸运动可以估计并校正，从而减少伪影。
图6：头部CT中的运动伪影。(A) 运动导致模糊和双重图像，(B) 以及长距离条纹。
使用非常快的扫描仪，可以在一次心跳中的舒张期扫描心脏，显著减少心脏运动，从而评估冠状动脉。或者，通过心电图门控，可以在多个心动周期中采集投影数据，然后从特定心动周期阶段的数据中重建。这可用于制作跳动心脏的3D电影。在当前扫描仪中，高心率和收缩期图像的评估效果较差。心脏CT的时间分辨率可以通过使用有限投影数据的新技术来提高。
锥束（多排探测器）和风车（螺旋）伪影
螺旋多排探测器CT具有一些单排步进式CT中未见的额外伪影。另一方面，显著减少的扫描时间减少了运动伪影。
在螺旋CT中，随着X射线管围绕患者旋转，检查床不断前进。当探测器排通过感兴趣的轴向平面时，重建在从单个探测器排采集测量值和在两个探测器排之间插值之间振荡。如果两个探测器排之间存在高对比度边缘，则插值可能不准确。这会产生从高对比度边缘起源的平滑周期性暗亮条纹，称为风车伪影（图5E）。这些伪影在薄切片上更为显著，并且风车的叶片在轴向切片滚动时旋转。类似的机制还导致了阶梯伪影（冠状或矢状重建中的锯齿状伪影）和斑马伪影（冠状或矢状重建中图像外围的周期性噪声条纹）；这些如图7所示。
在多排探测器CT中，投影平面（由X射线源和探测器排定义）并不完全平行于轴向平面（除了中心探测器排）。在最简单的2D FBP重建中，每个探测器排的投影平面根据它们与旋转中心的交点分配到最近的轴向平面。如果在轴向平面和投影平面之间的z方向上存在高对比度边缘，则会产生条纹以及阶梯伪影（图7）。这些效应随着探测器排数的增加而更加显著。这些伪影可以通过自适应多平面重建（AMPR）减少，该技术使用倾斜平面进行重建。锥束重建通过使用正确的多排探测器几何结构同时重建整个3D体积，也可以减少这种伪影，但速度较慢。临床平板探测器CT扫描仪使用锥束重建。
图7：斑马纹和阶梯伪影。(A) 由于螺旋插值导致的斑马纹伪影（交替的高噪声和低噪声切片，箭头）。这些在视野外围更为明显。(B) 螺旋和多排探测器CT中看到的阶梯伪影（箭头）。这些在视野外围也更为明显。因此，将感兴趣物体放置在视野中心附近非常重要。
金属伪影
金属条纹伪影极为常见，在一项研究中显示21%的扫描中存在这种伪影。它们由多种机制引起，其中一些与金属本身有关，另一些与金属边缘有关。金属本身会导致射线硬化、散射效应和泊松噪声，这些已在前面讨论过。射线硬化和散射会在金属与周围区域之间产生暗条纹，并伴随亮条纹（图5A）。
金属边缘由于欠采样、运动、锥束和风车伪影而产生条纹。金属边缘在探测器测量中产生的大幅不连续性会被FBP中的滤波器放大。在具有无限分辨率的完美数据情况下，这些边缘会在远离金属的区域相互抵消。然而，在欠采样或数据存在缺陷（由运动、锥束或风车效应引起）时，它们并不能完全抵消，从而产生从金属起源的细亮暗条纹（图5C和E）。
高原子序数金属（如铁或铂）的伪影尤为显著，而低原子序数金属（如钛）的伪影则较轻。在某些情况下（如头部CT扫描中的牙科填充物），患者定位或机架倾斜可以使金属偏离感兴趣的轴向切片。
已提出了多种减少金属伪影的技术。我们开发了一种称为金属删除技术（MDT）的迭代方法，其原理是涉及或靠近金属的投影数据由于上述机制而不够准确。MDT从扫描仪的原始投影数据开始，然后仅使用高质量的非金属数据来重建图像的非金属部分。金属像素从重建图像中删除，并在每次迭代中用前一次迭代的前向投影值替换不准确的金属数据。这意味着我们不是试图透过金属观察软组织，而是绕过金属观察。这也意味着任何只能通过金属观察到的特征将会丢失。特别是，距离金属几毫米内的结构会被模糊。
对MDT的初步评估表明，与FBP和两种金属伪影减少方法相比，MDT具有最佳的图像质量。在11次扫描中的2次中，改进的图像质量揭示了重要的新发现。这包括一例直肠癌（患者双侧髋关节置换）的病例，最初在仅查看扫描仪生成的图像时被遗漏。
扫描仪的原始投影数据以专有格式存储，因此并不总是可访问。幸运的是，可以通过前向投影重建图像来估计原始数据。使用这种技术，一项对80名患者的后续研究表明，MDT在73%的小金属植入物和75%的大金属植入物情况下提高了图像质量。MDT的图像质量优于所有其他三种测试的金属伪影减少技术。
在斯坦福医院，我们已将金属伪影减少技术集成到我们的图片存档与通信系统（PACS）中。“数字成像与通信医学（DICOM）发送”功能用于将扫描发送到服务器，服务器自动减少伪影并将处理后的图像作为新系列发送回PACS。该程序适用于任何扫描仪的图像，并且不需要手动绘制感兴趣区域或调整参数。我们发现这对于放射肿瘤学、介入放射学、骨科和神经外科应用特别有用（图5）。
在某些情况下，MDT会降低分辨率或引入新的伪影。因此，MDT图像必须与扫描仪生成的原始图像一起查看。图像的某些部分在原始图像上可能更清晰，而其他部分在MDT图像上更清晰。我们对102例病例的审查显示了哪些类型的金属设备往往会产生最佳结果（框1）。
视野外“伪影”
尽管普遍认为，将物体移到视野外并不一定会产生新的伪影。现有的伪影（如泊松噪声或金属伪影）不会随视野的变化而改变。FBP中的滤波器是高度局部的，这意味着视野外远处的探测器测量对视野内的像素影响极小（图8）。
图8：在滤波反投影中，投影数据经过滤波以锐化边缘，然后对滤波后的数据进行反投影。滤波器（如上所示）是极其局部的。例如，探测器元素±9相对于探测器元素0的权重仅为-0.5%。这意味着视野外的探测器测量对视野内的像素影响最小。
许多现代扫描仪在扫描物体超出视野时会在视野边缘产生亮像素。这实际上是由于FBP的次优实现，可以通过更好的重建算法修复（图9）。
图9：滤波反投影可以重建使用小于被扫描物体的视野获得的图像。第一行显示视野，第二行显示正弦图，第三行显示滤波后的正弦图，最后一行显示滤波反投影重建。正弦图是投影数据的图（水平轴是管角度，垂直轴是探测器编号）。(A) 全视野。(B) 有限视野，视野外的正弦图设置为零。这产生了一个尖锐的边缘，滤波反投影中的滤波器放大了这一边缘，在重建视野边缘产生了一个明亮的边缘。这似乎是许多现代CT扫描仪的做法。(C) 有限视野，视野外的正弦图设置为末端值以防止不连续性。这避免了人工的明亮边缘。视野边缘仍然有一个小误差，可以通过更复杂的方法或扫描稍大的视野来减少。
结论
自1972年引入以来，CT经历了多代改进，包括多排探测器螺旋CT、改进的空间和时间分辨率、双能CT以及迭代重建。早期CT中的许多伪影现已大幅减少，但一些伪影仍然存在，新技术也引入了新的、尚未完全表征的伪影。
过去几年在减少金属伪影和噪声的迭代技术方面取得了显著进展。这些技术不仅提高了图像质量，还可以减少辐射剂量、提高空间分辨率和诊断准确性。然而，迭代重建中噪声和图像质量是解耦的，这需要新的图像质量评估方法以及主观评价。迭代方法通常具有可调参数，用于控制图像平滑度、边缘保留和其他特征。这些参数对图像质量和噪声纹理的影响应加以研究。
双能CT减少了射线硬化但无法消除散射。因此，在高衰减物体之间的一些暗条纹以及肾囊肿的伪增强在双能扫描中仍然存在。有限视野CT（也称为内部CT）可以以较低剂量成像体内的特定区域（如脊柱或肿瘤）。
未来展望
自20世纪70年代以来，迭代重建一直被研究，但直到最近计算机芯片才足够快以用于常规临床使用。在商用扫描仪中，重建通常使用定制芯片——专用集成电路或现场可编程门阵列进行。研究人员倾向于使用商品硬件中的图形处理单元或中央处理单元，这比使用定制芯片慢，但对于少量芯片来说更便宜且更容易重新编程。计算机性能的进一步提高可能会带来改进的迭代技术。特别是，更准确的噪声和伪影模型以及锥束重建将需要额外的计算。
CT硬件的进一步进展也在进行中。逆几何CT是一种新的扫描仪几何结构，它使用多个X射线源的大阵列和较小的探测器阵列，从而消除锥束伪影并可能减少散射和辐射剂量。
最高分辨率的临床扫描仪是分辨率为75 µm的平板探测器（锥束）扫描仪（NewTom 5G）。分辨率在微米范围内的扫描仪也称为微型CT扫描仪。这种分辨率可以可视化常规临床CT中无法看到的结构（图10）。然而，在常规临床实践中实现这种分辨率之前，需要解决几个问题。首先，高分辨率会增加噪声，这对于成像高对比度结构（如骨骼）可能是可以接受的，但可能会掩盖软组织边界。这可以通过增加剂量或使用迭代重建来减少噪声来解决。其次，运动限制了分辨率，这可以通过运动校正技术或更快的管旋转速度来解决。实验室和工业CT扫描仪的分辨率可达到50 nm（Xradia nanoXCT）。改进的分辨率可以可视化病理标本中的单个细胞。有趣的是，FBP（但不是当前的迭代技术）可以使用紧密准直光束的数据重建小视野（图9）。这一鲜为人知的事实理论上可以用于以较低剂量获得体内特定感兴趣区域（如脊柱、肿瘤）的超高分辨率图像。此外，它还可以用于获得肿瘤的低剂量灌注图像。
图10：微型CT揭示了骨小梁的细节。(A) 狗椎骨的微型CT，分辨率为0.1毫米。比例尺为1厘米。(B) 同一扫描下采样到0.625毫米分辨率，这是临床多排探测器扫描仪的典型分辨率。
双能CT系统在两个能量水平下扫描，从而实现射线硬化校正，并在每个像素处生成两个HU值，从而更好地区分不同材料。然而，双能不足以捕捉完整的吸收光谱——例如，它无法检测特定材料独有的K边缘。相比之下，能量敏感的光子计数CT测量完整的X射线能量光谱，因此可以用于检测K边缘，从而准确识别特定材料，如蛋白质与出血。这也应有助于进一步减少噪声和散射伪影。能量敏感光子计数CT的主要限制是，由于每个光子必须单独检测，目前只能在低剂量下进行（一项研究中使用20 mAs）。噪声减少的迭代方法在这一应用中会很有帮助。尽管CT是一项成熟的技术，但未来仍有许多进展。我们期待未来的发展。
文章编译自文献：CT artifacts: causes and reduction techniques. Imaging Med. (2012) 4(2), 229–240 doi:10.2217/IIM.12.13