CT的时间分辨率

之前我们陆续讨论了CT的空间分辨率（高对比度分辨力，也称空间分辨力，参见：CT的空间分辨率）和密度分辨率（低对比可探测能力，也称低对比度分辨率，参见：CT的密度分辨率），今天我们再来讨论另一个CT的重要概念，时间分辨率（也称时间分辨力，Temporal resolution，TR）。

CT扫描仪的时间分辨率等于获取足够数据以重建单个图像切片所需的时间。如果被成像的物体（例如心脏）在这段时间内移动，则会导致伪影，从而降低最终图像的质量并影响解释的准确性和置信度。

MSCT的时间分辨率主要取决于机架旋转时间。在单源CT中，重建窗口将在 180°机架旋转期间获得的图像数据相加。在双源CT中，重建窗口将两个探测器在 90° 机架旋转期间获得的图像数据相加。由于时间分辨率不足，使用来自 180°旋转 (A) 的数据重建图像可能会导致冠状血管（右冠状动脉，箭头）模糊。使用来自 90°旋转 (b) 的数据重建图像使时间分辨率加倍并减少伪影。

James Stirrup, Michelle Williams, Russell Bull, et al. Cardiovascular Computed Tomography (Oxford Specialist Handbooks in Cardiology), 2nd Edition. Oxford University Press,2019.

时间分辨率直接影响很多部位的成像效果，其中影响最大的是对于心脏的评估。对快速跳动的心脏成像的主要挑战是成像模式应提供足够高的时间分辨率。有必要冻结心脏运动，以便对靠近快速运动心肌的冠状动脉成像。心脏周期最静止的部分是舒张期，所以在这个阶段进行成像是最好的选择。因此，需要在数据采集过程中监测心动周期。由于图像采集和重建与心脏运动同步，因此在扫描过程中会记录受试者的心电图。这就是我们通常说的心电门控技术。

冠脉CTA的扫描模式通常分为两种：前瞻性心电触发和回顾性心电门控。

使用前瞻性心电触发采集模式，一旦获得了所需的数据，表格就被转换到下一个床位，在达到合适和稳定的心率后，扫描仪就会获得更多的投影。这个循环重复，直到整个扫描长度被覆盖，通常是12-15厘米（取决于心脏的大小）。

回顾性门控曾是多排螺旋CT心脏冠状动脉成像的主要数据采集方法。在此模式下，受试者的ECG信号被连续监测，CT扫描以螺旋模式连续（同时）获取。记录扫描投影数据和心电信号。然后在图像重建过程中使用有关受试者心脏周期的信息，这是回顾性执行的。图像重建要么用与部分扫描数据相对应的数据来执行，要么用多扇区重建来执行。

图表显示了不同心率的舒张区域范围。对于平均心率小于70次每分钟的心脏CT，所需的时间分辨率约为250ms；对于较高的心率，所需的时间分辨率约为100ms。

Mahesh M ,  DD  Cody. Physics of cardiac imaging with multiple-row detector CT. Radiographics, 2007, 27(5):1495-1509.

为了更好地证明和理解心脏成像中高时间分辨率的必要性，上图显示了舒张期的长度（时间）如何随心率变化。心脏运动量在舒张期最少；然而，舒张期随着心率的增加而变窄。随着心率的加快，舒张期变窄到这样一个程度，成像这样的对象所需的时间分辨率小于100ms。理想情况下，所有相位的无运动成像要求时间分辨率在50ms左右。比较CT获得的时间分辨率的参考标准是透视，其中在动态成像期间心脏运动被冻结到几毫秒（1–10ms）。因此，对高时间分辨率的需求意味着获得图像重建所需数据所需的扫描时间减少，并且通常以ms表示。

有许多因素会影响CT扫描仪的时间分辨率。主要有机架旋转时间，半扫描重建，多扇区重建，双源CT等。以下我们简要分析一下不同参数对时间分辨率的影响。

机架旋转时间

机架旋转时间定义为完成X射线管和探测器围绕被摄体的一次完整旋转（360°）所需的时间量。技术的进步使机架的旋转时间大大缩短到240–280毫秒。心脏成像的最佳时间分辨率受到机架旋转时间的限制。机架旋转越快，获得的时间分辨率越高。然而，随着机架旋转速度的增加，机架结构上的离心力（G）也会增加，因为重型机械部件在CT机架内的快速移动会导致更高的G离心力，从而更难实现机架旋转时间的进一步缩短。事实上，即使机架旋转时间的微小增量增益也需要在工程设计中付出巨大的努力。

离旋转中心0.7 m的物体上离心力与旋转频率的函数关系的图示。

Jiang H . Computed Tomography Principles, Design, Artifacts, and Recent Advances, 2nd Edition.  2009.

过去，最短旋转时间高达2s；在过去的几年中，机架旋转时间已经稳定地减少到小于400ms。由于当前可用机架旋转时间不在获得合理时间分辨率的期望范围内，因此已经开发了各种方法来补偿，例如不同类型的扫描采集或图像重建以进一步提高时间分辨率。

构建完整CT图像所需的最小投影数据量为180°加上轴面CT探测器的扇形角。因此，扫描获取时间取决于机架旋转时间。在采集的部分扫描模式中可以达到的最佳时间分辨率略大于机架旋转时间的一半。

半扫描重建

在心脏CT图像重建方法中，最实用的方法是部分扫描重建（Partial Scan Reconstruction）。部分扫描重建可用于前瞻性触发和回顾性门控采集。重建CT图像所需的最小数据量至少为180°加上任何轴向平面上的数据扇形角。这决定了获取部分扫描重建所需的投影数据的扫描时间，并且还限制了可以通过获取获得的时间分辨率。采集轴平面内的CT探测器呈弧形延伸，至少覆盖30°–60°扇形角。因此，在部分扫描重建期间，通过将X射线管旋转180°加上CT探测器组件的扇角来获得重建所需的扫描数据。

如果机架旋转时间为500ms，则获得最小扫描数据所需的时间略大于机架旋转时间的一半。这意味着，对于500ms的机架旋转，用于获取用于部分扫描重建的数据的扫描时间约为260到280ms。该值表示通过部分扫描重建可以实现的时间分辨率的极限。

Parker加权FBP重建中应用于正弦图的相对权重（左）。分别用红色、黑色和绿色标记的是三个代表性像素的迹线；各像素相对于顶点路径的位置如右图所示。

Schöndube H, Allmendinger T, Stierstorfer K, et al. Temporal resolution and motion artifacts in single-source and dual-source cardiac CT. Med Phys. 2013 Mar;40(3):031112.

为了进一步提高时间分辨率，CT制造商们正在推动CT机架的旋转速度越来越快。迄今为止，最快的商用机架旋转时间为240ms。在这种扫描器中，部分扫描重建时间分辨率可高达120-130毫秒。同时，由于机架快速运动而产生的离心力呈指数增长，并达到现有技术的极限。对更高时间分辨率的需求导致了双源CT的产生。

半扫描重建(Half Scan reconstruction)技术是由部分扫描重建发展而来。为了获得更好的图像时间分辨率，可以应用优化的半扫描重建。首先，将部分扫描数据的扇形束结构转换为平行束结构，这一过程称为 rebinning，即数据的重新排列，经过运算，将数据转换为 180°的平行束数据。但这样会出现扫描野内不同位置时间分辨率不同的情况，可能达到旋转时间的 2/3，也可能低至旋转时间的 l/3。

这时，我们需要用时间敏感度曲线的半高宽（类似于层敏感曲线）来表示断面图像的时间分辨率，这一数值等于旋转时间的一半。所以，尽管同一层图像内时间分辨率有差异，但是图像整体的时间分辨率等于旋转时间的一半。需要特别注意的是，在冠脉扫描时，为了获得稳定一致的时间分辨率，应该将心脏定位于扫描 FOV 的中心。

部分扫描技术的基本原理

半扫描（“half-scan”）原理基于平行光束扫描的图像重建数据。在扇束几何扫描数据(a)获得与扇束投影角α和扇形光束角β转化为平行束几何形状 (b) 与平行光束投影角Θ和平行光束位置使用面元重置（”rebinning”）技术和二维插入。不完全平行投影中采集的扇束数据在重建中被忽略。数据转换范围可以平滑过渡加权从而减少数据不一致导致的伪影。

Ohnesorge. Multi-slice and Dual-source CT in Cardiac Imaging. Springer Berlin Heidelberg, 2007.

多扇区重建

部分扫描方法实现高时间分辨率的主要限制是机架旋转时间。为了获得更高的时间分辨率，诞生了多扇区重建技术。多扇区重建的原理是，执行部分扫描重建所需的扫描投影数据是从各种连续的心脏周期中选择，而不是从单个心脏周期中选择。只有采用回顾性门控技术和有规律的心律，才能做到这一点。CT投影数据在许多连续的心脏周期中连续获取。

多扇区重建方法从不同的心脏周期中选择投影数据的小部分，因此当所有投影被组合时，它们构成足够的数据来执行部分扫描重建。例如，如果选择从一个心动周期选择部分扫描重建所需数据集的一半，从另一个心动周期选择其余数据集，这将导致约为机架旋转时间的四分之一的时间分辨率。这是通过使用来自心跳周期的两个单独片段的投影数据进行图像重建来实现。通过巧妙地从三个或四个不同的心脏周期中选择投影数据，可以进一步提高时间分辨率。

一般来说，对于多扇区重建，时间分辨率的范围从最大TR/2到最小TR/2M，其中TR是机架旋转时间（秒），M是相邻心跳中的段数，其中投影数据用于图像重建。通常，M在1到4之间。

使用转速为0.33s/rot 的设备，至多四扇区重建的自适应多扇区重建技术的时间分辨率变化情况。使用四扇区重建时，只在特定的心率时时间分辨力会增加到 Trot/8。使用四扇区重建时，随着心率的微小变化，时间分辨率变化非常明显。最大值和最小值均强烈依赖设备转速。时间分辨率在临床中可能很难预测，因为时间分辨率随着心率和转速而变化非常剧烈，特别是使用三扇区或四扇区重建时。

Ohnesorge. Multi-slice and Dual-source CT in Cardiac Imaging. Springer Berlin Heidelberg, 2007.

多扇区重建有一些固有的缺点：

第一，多扇区重建技术只能对某些特定心率达到成倍增加时间分辨力的效果。只有当心率与CT转速恰好不同步，同一期相不同扇区的数据能够很好匹配并组成完整的180°平行重建数据，重建数据才会被平均的分配到每一个扇区，达到成倍增加时间分辨力的效果。当心率与CT转速恰好同步，同一期相的不同扇区的得到的是一样的角度的重建数据，与单扇区是一样的效果。当心率与 CT 转速部分不同步时，重建数据会不平均的分配到每个扇区，图像时间分辨力介于上述两种情况之间。

a 对双扇区重建同时系统转速和心率完全不同步时， 第二个子扇区的数据与前一个没有重叠，因此时间分辨力为 Trot/4. b 如果系统转速和心率部分不同步时，来自最长时间数据间隔的子扇区的数据决定了图像的时间分辨力。

Ohnesorge. Multi-slice and Dual-source CT in Cardiac Imaging. Springer Berlin Heidelberg, 2007.

第二，由于多扇区重建中一幅图像应用的是不同 R-R 间期的数据，所以要求在扫描期间内，不同 R-R 间期心脏的运动必须保持一致，也就是说，扫描期间内患者的心率不能发生显著变化，否则不同 R-R 间期的数据就不能够准确的匹配，导致图像质量下降。一些研究的结果也验证了这一点，只有在心率波动范围低的前提下，应用多扇区重建才能改善冠状动脉图像的质量。

第三，由于多扇区重建技术要求心脏的每个z轴方向上的位置在所需的每个心动周期的各个时相都要有探测器覆盖，所以螺距必须受到心率和采用扇区数目的限制，螺距过大将会数据缺失。具体公式如下： 

N表示探测器排数，S表示扇区数目，Trot表示转速，TRR表示RR间期时间。

从公式中我们可以得知，扇区数目越多，螺距越小。而螺距越小，扫描曝光时间越长，患者接受的辐射剂量也会大幅增加。因此，有研究建议应该尽量避免使用多扇区重建。

三扇区重建数据，每个扇区由于心率不同和转速影响而时间宽度不一致。上：第一个心动周期的数据由于最长的时间数据间隔，决定了时间分辨率。但是由于冠脉解剖位置在连续的心动周期中会有轻微的移动，这可能导致数据不一致性和模糊伪影。下：在这个例子中 , 冠状动脉造影显示右冠中心线在连续的三个心动周期中的位置变化。

Ohnesorge. Multi-slice and Dual-source CT in Cardiac Imaging. Springer Berlin Heidelberg, 2007.

双源CT

双源 CT 配置了两套 X线球管和探测器，两套系统在 X-Y 平面上间隔 90°- 95°，并且扫描时同时采集数据。在扫描过程中，每套系统只需要旋转大约四分之一圈就可以采集到所需要 180°的投影数据，且没有扇角的影响。这样就相当于在单个 R-R 间期内实现了双扇区重建，同时还消除了不同 R-R 间期数据不能准确匹配的问题，使单扇区重建的时间分辨率提高到 66ms （SOMATOM Force）。（关于双源CT的原理，参见：双源CT的技术原理与临床应用）。

a 为 SOMATOM Definition 的原理图，b 为 SOMATOM Definition Flash 的原理图。使用两个球管同时曝光每个探测器只需采集约 1/4 圈数据即可完成心脏的重建，使得时间分辨率提高约一倍。

Carrascosa P M ,  Cury R C , MJ García, et al. Dual-Energy CT in Cardiovascular Imaging. Springer International Publishing, 2015.

双源 CT 的时间分辨率得到空前提高，可以进行不限制心率的冠状动脉扫描，不需要服用降低心率的药物，即使是高心率的病人，也可获得满意的图像质量，真正满足了冠状动脉 CT 成像进入临床的需求。

软件算法

iTRIM（Iterative Temporal Resolution Improvement Method）是一项用来提高时间分辨力的新型 CT 图像算法。iTRIM 的算法原理是基于运动伪影的出现并不会显著改变图像 CT 值直方图的观察结果。

首先，采用 180°数据和加权滤波反投影法重建图像（WFBP 图像），并计算出图像中每个像素和它周围小区域内的所有像素 CT 值的直方图。

然后，使用 140°数据进行迭代循环运算得到图像。为了加快迭代运算的收敛速度，180°数据重建的 WFBP 图像将作为迭代运算的初始图像。

从模拟数据重建图像：使用扇形束FBP和Parker加权（左上），使用扇形束FBP和无约束SART方法改善TR（右上），使用TRI-PICCS（左下），以及使用TRIM（右下）。

Schöndube H, Allmendinger T, Stierstorfer K, et al. Temporal resolution and motion artifacts in single-source and dual-source cardiac CT. Med Phys. 2013 Mar;40(3):031112.

迭代循环运算包括两个步骤：第一步，初始图像将被更新为采用 140°数据和 SART（Simultaneous Algebraic Reconstruction Technique）算法的图像（iTRIM 图像）。第二步，经过 SART 迭代运算得到 iTRIM 图像后，每一个像素都会根据在初始图像得到的 CT 值直方图，被加以校正。与 WFBP 图像 CT 值直方图相符合的像素不会被改变；CT 值偏离 WFBP 图像 CT值直方图的像素会被加以校正。

最后，在完成迭代循环运算后，将会执行运动探测技术以进一步改善图像。运动探测技术是通过重建相邻心脏期相的图像作为运动参考图像，并比较之前得到的 WFBP 图像和运动参考图像之间的差异，并会对差异做阈值设定。运动差异低于最低阈值的区域将会使用 WFBP 图像（180°数据）；运动差异高于最高阈值的区域将会使用 iTRIM 图像（140°数据）；为了让图像更平滑，对运动差异介于高低阈值直接的区域，使用WFBP 图像和 iTRIM 图像线性融合的图像。

iTRIM不需要用户进行交互操作，所有处理均为自动完成，用户在扫描完成后可以直接获得时间分辨率优化后的结果，不增加检查流程和操作人员的负担。

一般而言，心脏CT的时间分辨率取决于机架旋转时间。64排探测器CT扫描仪的机架旋转时间为300–500ms。利用这种快速的机架旋转时间，可以分别通过多扇区和部分扫描重建实现80–250ms的时间分辨率。然而，由于投影数据集是从不同的心跳信号中选择的，因此运动伪影的误配准会降低空间分辨率。

目前主要CT设备的时间分辨率等与心脏成像相关的参数，目前只有双源CT可以提供小于100ms的时间分辨率。

Lewis M A ,  Pascoal A ,  Keevil S F , et al. Selecting a CT scanner for cardiac imaging: the heart of the matter. British Journal of Radiology, 2016:20160376.

提高机架转速是提高时间分辨率最直接和有效的方法。显然，要解决离心力的大幅增加，还需要进行大量的开发工作。不到0.2s的旋转时间，可以提供不受心率影响的小于100ms的时间分辨率，由于离心力过大，似乎超出了今天的机械设计极限。作为一个额外的挑战，机架旋转时间越短，球管功率就必须增加。虽然100kW的球管功率足以在0.3至0.35s机架旋转时间下进行心脏成像，但是要想保持图像的CNR，旋转时间小于0.2s时球管功率需要提高到150kW以上。阳极板上小焦点所需的功率密度似乎超出了当今的技术极限。因此x-y轴上的双源CT是目前解决时间分辨率限制的理想方法。

未来CT的时间分辨率能提高到多少？是否有可能常规达到类似于血管造影的25ms的时间分辨率？（如果达到那就意味着，可以不用心电门控技术即可在心动周期的任何位置采集清晰无运动伪影的冠脉图像，显然，目前的CT技术还有很大的差距。）如果我们假设最快机架旋转时间的技术限制约为0.2s，MDCT扫描仪可以提供时间分辨率约为100ms的图像，而DSCT系统可以将每张图像的曝光时间减少到50ms。而这两种情况下的先决条件是充分增加X射线管的功率，使图像的CNR保持在可以接受的范围内。