2.2 C臂CT技术

2.2.1 临床价值与软硬件结构

1.C臂CT的临床价值

近年来，介入治疗以其高效微创、危险小、痛苦少、恢复快而在临床得到广泛应用，许多过去无法治疗、或必须手术治疗、或内科治疗疗效欠佳的疾病，如冠心病、心律失常、脑中风、良性或恶性肿瘤、各种出血、脑血管畸形等都能通过介入治疗取得相当满意的疗效。通常，介入治疗过程是需要医学影像（如X射线透视、超声、磁共振等）动态监测导引的。由于多数介入治疗是通过血管腔的，所以目前结合了数字减影血管造影（DSA）技术的C臂X射线透视装置在介入治疗的医学影像引导中扮演了主要角色。图2.24是典型的C臂X射线透视装置。

在介入治疗过程中，C臂X射线透视装置可以提供近乎实时的影像监护，同时也为医师提供足够的手术操作空间。然而，基于传统C臂X射线透视装置的DSA技术还存在如下的一些缺陷：①平面像，造影血管重叠交叉；②辐射剂量大，患者特别是操作医师的健康受到损害；③无法进行手术靶目标的三维准确定位，也不能对运动伪影进行有效校正，这使得评价患者术前状况、术前方案设计、术中准确监控和术后疗效估计都存在相当困难，更谈不到与放射治疗结合需要的治疗计划制定和治疗的动态导引了。

为了克服C臂X射线透视装置存在的这些不足，基于X射线的计算机断层成像（X-CT）技术被引入介入手术过程。一个临床应用的典型例子是传统CT结合C臂X射线透视导引下的经皮椎体成形术（percutaneous vertebroplasty，PVP）。属微创介入手术性质的PVP近年来被广泛应用于骨质疏松性压缩骨折、椎体转移瘤、椎体血管瘤等疾病引起的疼痛治疗。传统的PVP是在C臂透视下，经皮穿刺椎弓根向椎体注射骨水泥。由于脊柱结构复杂多变，毗邻重要神经，经皮椎弓根穿刺风险很大。即使有C臂透视可实时监控手术过程，操作的精准度仍较大程度地依赖操作者个人的经验，穿破椎弓根进入椎管引起脊髓或神经根损伤、肋骨骨折时穿破胸膜等并发症时有发生。若结合CT导引，即可对重度压缩椎体进行三维重建，帮助医师于术前准确设计穿刺点、进针方向、角度、乃至深度，避免了人为的误差和术中C臂透视连续的X线辐射伤害，穿刺后尚可通过三维重建验证穿刺针在病椎中位置，手术结束后还可通过三维图准确评价治疗效果。

然而，目前的X-CT在数据采集过程中多采用单排或多排线阵排列的探测器，多数射线被准直器吸收，射线利用率很低；三维图像需由二维数据插值重建，三维成像的轴向空间分辨率不高；CT扫描装置中的孔洞结构特点使得手术过程必须由C臂X射线透视装置来监护，如PVP术中注射骨水泥的允许时间仅为2min左右，如术中停止注射而等待CT扫描观察有无水泥渗漏，则穿刺针早已被凝固的骨水泥阻塞，所以单纯CT引导下注射骨水泥的量往往有一定的随意性，在注射骨水泥时使用C臂X线透视连续监控是十分必要的。除此之外，同时使用CT引导和C臂透视监护还存在患者从CT检查床到C臂透视检查床之间的多次移动带来的麻烦。

C臂CT将C臂X射线透视装置的空间分布特征与CT三维成像技术相结合，既具有灵活可移动的C型臂机械结构，也采用锥束三维扫描方式和直接数字化平板射线探测，能安全、快速、灵活、可靠地实现三维成像。

由于C臂平板锥束CT研究中蕴含了多项意义重大的科学问题，具有非常重要的临床意义，国外多所大学的研究团队都在搭建平台、建立模型、改进算法以提高图像质量，降低辐射剂量、加快成像速度，其中较为典型的两个团队分别来自美国Johns Hopkins University和加拿大的University Health Network。图2.25和图2.26分别是他们开发的物理原型系统，其中University Health Network的系统还首次应用于临床手术室的介入治疗的手术导航。图中检查床上放置的人体仿体用于测量估计系统的性能指标。

2.C臂CT的软硬件结构

随着微创介入手术在临床上的广泛开展，放置位置与DSA血管机分离、扫描结构封闭不利于手术操作的传统X-CT已不能满足需求，扫描结构开放的CT应运而生，其典型代表是C臂锥束平板CT，其软硬件结构概述如下。

（1）硬件结构

典型C臂平板锥束CT系统的硬件通常包括小焦点的X射线源、X射线平板探测器、C形臂机械运动装置及相关控制部分。图2.27和图2.28分别为C臂CT的扫描部分的硬件结构及控制流程示意图。

通常采用的X射线源（X光管或球管）具有大、小两种焦点模式，可以根据不同需求进行切换，射线以锥形束输出。在实际应用中，通过前向准直器将锥角范围限定在一定范围内（约±6.2°），这样既保证平板探测器的有效成像面积均可以接收到X射线，又避免对患者及医护人员造成不必要的辐射伤害。探测器通常会采用高分辨率的平板探测器，成像面积大、分辨率高、影像失真小。系统的C形臂机械部分负责实现各种扫描运动及系统硬件位置的调整。X射线源和探测器分别安装在C形臂的两端，C形臂在电机的带动下完成相应的滑动和转动操作，在其运动过程中采用编码器监测运动精度。为了保证后续CT重建能获得较好的图像质量，系统应该采用高精度的光学准直技术保证机械系统安装满足相应的几何设计要求。

除了选用高分辨的探测器和优化系统的几何设计，C形臂和检查手术台的机械结构和运动精度是实现亚毫米空间分辨率的另一个关键。高精度设计与机械安装的技术保证须包括：

①定量分析各种几何因素对空间分辨率的影响，优化系统的几何设计；

②严格按照几何设计完成机械部件设计、采购、加工和检测；

③采用步进工作方式，并用编码器监测运动精度；

④用高精度的光学准直技术保证机械系统安装满足几何设计要求；

⑤发展系统几何诊断技术，保证系统工作在设计的几何条件下。

（2）软件平台

软件平台是一个集系统控制、数据采集、三维重建及伪影校正，以及图像后处理等多种功能为一体的集成化平台，为用户提供使用便捷的C臂CT系统的操作环境，并且具有高度可扩展性和跨平台编译能力，其基本结构如图2.29所示。

系统控制和数据采集部分集成了整套硬件系统功能，负责X射线源、X射线平板探测器及C形臂扫描运动的各种参数设置，扫描过程中除了保存探测器输出的投影数据外，还会在扫描完成时将扫描信息写入一个配置文件中，记录CT数据采集过程中使用的各种参数、数据存储路径及扫描日期等。这些信息不仅便于以后的查询，同时还可以在三维重建时直接将该参数信息表导入，避免了重建软件单元手工输入这些信息。三维重建和伪影校正部分利用GPU加速技术完成快速的三维重建，并进行相应的伪影校正处理，既可以边扫描边重建，也可以在扫描完成之后导入配置文件信息进行该操作。数据后处理部分包含重建数据的在二维切片显示、三维可视化、图像分割、数据格式转换、感兴趣区数据分析处理等功能，为重建之后数据的分析提供便捷的工具。

在软件平台上的操作可以体现C臂CT系统的整个数据处理流程，如图2.30所示。

3.主要技术指标

世界上首台C臂锥束CT由西门子公司于2005年在欧洲放射学年会上发布。随后，飞利浦、GE、东芝公司等也相继推出了具有DSA功能的C臂CT。国外典型C臂CT的主要技术指标见表2.4所示，这些系统大都采用了数字化的平板射线探测器替代了传统透视装置中的影像增强器和模/数（A/D）转换系统，减少了这些过程中产生的噪音和畸变。现在平板探测器的像素尺寸从70μm×70μm至200μm×200μm，有效面积可达43cm×43cm。基于平板DSA的C臂CT既可进行三维旋转数据采集，也可采用三维血管成像模式实现血管成像；除了可以获得横断面、冠状面、矢状面影像外，还可以根据需要获得任意角度的重组影像。另外，由于C臂锥束CT射线利用率高，相应地也可大幅度减少患者与介入手术医师接受的X射线照射剂量。文献表明，在C臂CT引导下行微创介入术，其辐射剂量测量值仅约为传统方法的1/10。

2.2.2 关键技术概述

C臂锥束平板CT的核心技术包括有限角度扫描条件下不完全投影数据的高精度图像重建；运动伪影、锥束伪影、散射伪影，以及由于系统几何偏差、探测器响应不一致及坏点等引起的多种伪影的校正；实时或准实时的图像重建算法等。由于国内的相关研究尚未启动，国外推出的产品也还处于原型实验阶段，综合文献和厂家资料，这里对C臂锥束平板CT研究过程中涉及的核心软硬件技术进行一点综合讨论和展望。

1.核心算法研究展望

（1）不完全数据图像重建问题

扫描装置的结构特点使得C臂CT无法实现360°全角度扫描，目前国外研发的C臂锥束平板CT投影采集时的扫描角度为220°～240°范围，属于有限角度的投影数据采集；同时由于平板探测器的成像面积有限，当被扫描物体比较大时可能会产生数据的横向截断，导致重建数据不完全。另外，在某些情况下为了快速成像，缩短扫描时间使得扫描角度小于180°也会导致重建数据不完全的情况。显然，不完全数据图像快速重建、抑制重建伪影仍是未来C臂CT进一步研究的重要方向之一。

事实上，不完全数据图像重建的研究由来已久。理论上，在投影数据不满足Tuy-Smith数据完备性条件时，从投影数据就不能精确重建CT断层图像。然而，在临床实践中，多数情况下并不需要全范围都精确的图像重建，能达到对关键区域有足够理想的图像重建就很好了。迄今，不完全数据图像重建算法大多为迭代类算法，以方便约束条件、先验知识的引入，比如重建图像非负有界、重建图像区域有限、投影数据对称等。迭代类算法的缺陷包括重建速度慢，所需内存空间大，重建图像质量对数据敏感等，用于临床实际还需进一步完善。

除了迭代类算法，CT的图像重建还有解析类算法，而解析类算法的典型代表是滤波反投影法（filtered backprojection，FBP）。然而，由于FBP类算法存在的原理性缺陷，当应用于不完全数据的重建问题时，都会产生明显伪影。FBP类算法的实现通常可以分解为两步：

①对投影数据（加权）滤波，使用所谓的斜坡函数滤波器（ramp filter）；

②将滤波后的投影数据反投影到重建像素上，各个角度的反投影数据累加在一起，实现CT图像的重建。

由于上述第一步中滤波操作是一个全局性操作，每次滤波都需要使用探测器上面的一整行数据，当探测器得到的数据存在横向截断时，则无法精确地完成该操作，从而导致重建伪影的出现。2002年有人提出了一种称为超短扫描的扇束感兴趣重建算法，在该算法中引入了Hilbert变换，建立起了投影数据的Hilbert变换与二维（2D）物体密度函数的Radon变换之间的联系，实现了利用部分投影数据进行图像的精确重建。基于Hilbert变换的断层重建算法中，其重建步骤与上述常规的FBP类算法有明显的不同，概括来讲可以分为以下三个步骤：

①对每个角度分度的投影数据进行求导处理；

②对求导后的投影数据进行加权反投影操作；

③在一定的方向上对反投影数据做Hilbert变换，得到重建结果。

在该类算法中，由于在反投影操作之前对投影数据进行的是求导处理，属于局部性操作，因此无须得到探测器上的所有数据就可实现，即允许探测器数据出现一定程度的横向截断。对图像f沿方向α做Hilbert变换可表示为

式中h（t）=1/πt为Hilbert变换的时域表示形式。由上式可以看出，在上述的第三步操作中，只要在α方向上图像f的数据是完整的，就可以通过Hilbert变换得到α方向图像各点的重建结果。图2.31以二维扫描为例对上述讨论给出进一步说明。

图中探测器的尺寸比较小，无法覆盖整个物体，仅可以覆盖小面积的感兴趣区域，导致投影数据存在横向截断。在这种情况下，如果使用常规的FBP算法将产生严重的伪影。当采用基于Hilbert变换的重建算法时，由于求导为局部操作，对感兴趣区域内进行反投影不会因投影数据的截断产生影响。在右方垂直实线的右边区域，沿竖直方向进行Hilbert变换，由于在该区域内竖直方向上反投影数据是完整的，则可以精确的重建感兴趣区域的图像；在实线左边的区域，圆圈以外区域的反投影数据不完整，导致竖直方向的Hilbert变换有截断，因此无法精确重建。

（2）感兴趣区域局部图像重建时的扫描轨迹设计与算法研究

C臂CT目前最常用的介入手术方向是血管及心脏内介入治疗，包括心脏支架、经动脉栓塞治疗肿瘤、颅内肿瘤和支架等，其他还包括经皮椎体成形术、小针刀治疗椎间盘突出等颈椎内介入手术。在这些介入手术或放射治疗过程中，绝大多数情况下医师关注的往往只是人体内部非常有限的一部分“感兴趣区域（region of interest，ROI）”，只对这一部分ROI进行高分辨成像在很多情况下就足够了。现代医疗技术为了减少X射线对正常器官组织的辐射，希望尽量能对病灶区域或感兴趣区域（ROI）集中成像，这就要求利用尽量少的扫描射线来获得ROI图像。由此就产生如下两个问题：首先，射束的视野（field of view）应该尽量小，能覆盖ROI即可，不一定要求覆盖整个受检体；其次，扫描的轨迹应该尽可能短，而且针对ROI选择有针对性的轨迹，不仅仅限于传统的圆弧、螺旋轨迹等。C臂CT灵活的扫描结构使得其可以提供多种多样的扫描轨迹，针对不同应用对应的不同ROI，采用不同扫描轨迹和图像重建算法。待进一步的研究内容包括：

①针对典型介入手术的应用方向及其常见ROI区域分布，确定几种典型扫描轨迹，如直线-圆弧形轨迹、圆弧-圆弧形轨迹、多种轨迹的组合轨迹及其改进轨迹。

②ROI成像策略的优化设计。核心内容是：在满足CT重建的前提下，针对不同的ROI设计最短的扫描路径。短的扫描路径意味着更少的扫描时间和图像重建时间。

③针对不同扫描轨迹，开发对应的图像精确重建算法，这可通过对BPF算法进行改进而实现。

ROI成像具有如下的一些重要优势：

①仅对ROI部分投影和重建，减少了数据采集和图像重建时间，数据量的减少有利于实现动态成像和在线监测；

②大幅减少患者接受的射线剂量；

③在不多采集数据的情况下，利用有限尺寸的平板探测器，结合X射线束投影的几何放大性质，实现高分辨率三维成像，有文献报道已可提供数十微米量级的空间分辨率。

ROI成像的上述诸多优势使得其成为近年CT图像精确重建研究的重要方向之一，针对传统CT的圆轨道或螺旋轨道扫描方式，图像精确重建的算法研究不断取得进展。2002年，Katsevich首先提出了一种基于FBP的锥束螺旋CT精确解析重建算法，从理论上解决了螺旋锥束投影数据的纵向截断问题。由于该算法是FBP形式的，在重建速度上与迭代类重建算法相比具有很大的优势。然而，该算法并不能很好地满足ROI局部成像的需求，因为该算法也不能允许投影数据有横向的截断。比如说如果只想对口腔或者鼻腔成像，虽然不需要扫描头部以外的身体其他部位，但是仍然要求每个视角下的锥束都要在横向上覆盖整个头部。

2004年有人提出了著名的螺旋锥束扫描下图像精确重建的反投影滤波（backprojection filtration，BPF）算法。BPF算法有效地解决了Katsevich算法面对横向截断投影数据所表现的不足，为ROI的精确重建提供了有力工具。随后，BPF算法被推广应用到平行束、扇束、锥束CT图像重建中，出现了DBP（differentiated backprojection）、FBPD（filtered backprojection of differentiated data）等一系列改进算法。

尽管已经取得许多卓有成效的研究成果，但是现有的ROI重建算法和扫描策略研究仍然存在诸多问题，以至于暂时难以应用到实际CT系统中。主要问题包括：①现有的扫描方式和图像重建方法都有各自的适用范围，不具备普适性；②由于传统CT扫描机械结构仅能进行圆轨道或螺旋轨道扫描的限制，对应的ROI精确重建算法对于噪声的抑制能力有限，重建数值的准确性较差，特别是在ROI边缘误差较大。

（3）运动伪影的校正算法研究

由于C臂CT扫描装置结构的限制，现有装置数据采集时最大旋转扫描角度为220°～240°，采集时C形臂的旋转速度较慢，最快为每秒可扫过60°，大多数情况下仅10°～20°，C臂CT完成220°～240°扫描就需要近20s时间。

显然，在这么长的时间里采集一次数据，其中包含了数次呼吸和数十次心跳形成的体动导致重建图像的模糊。人体呼吸会引起心、肺、肝、胰等器官不同程度的运动，如横膈膜附近运动幅度最大可达4cm，速度大致是0.4～13.3mm/s范围，运动方向主要沿纵轴和矢状轴方向。心脏周期性收缩运动也大致如此。C臂CT在用于心脏相关介入操作（如心脏起搏器、支架的安装）时，心脏的跳动形成的伪影会直接影响手术操作，而呼吸导致的胸腹部影像模糊会严重干扰肝癌、肺癌介入治疗（如栓塞法和介入化疗等）过程中需要的胸腹部影像导引。

在CT扫描过程中，患者的移动会带来图像上的伪影，主要表现为图像上的条纹或模糊。运动伪影会降低图像质量，严重时甚至会影响医生的诊断。因此，在CT数据重建时一定要尽力消除或者校正运动伪影带来的影响。对呼吸、心跳引起的运动伪影进行校正是C臂CT研发中的关键技术问题之一。

目前在传统CT机上实现胸部和腹部CT数据采集时多是利用一个呼吸或心电监测系统来同步测量呼吸和心电信息，将该信息送计算机分析重建图像的时间信息（即相位），再按相位分别对所有CT图像重新进行分组和三维重建，各相位的三维图像构成一个随时间变化的三维图像序列。显然，在数据采集过程中，呼吸、心电监测设备必须与CT机进行数据通信，呼吸、心电信号与CT图像数据须同步采集。然而生理学研究表明，体表监测信号与体内脏器运动情况往往并不同步，加上呼吸周期的重复性较差，心电中包含心率失常等多种非周期状况，使得大约有30%患者利用上述方法仍不能在重建图像过程中消除运动伪影。随后，有学者提出一些改进方法，例如手工选择准周期运动的初始相位和终止相位，其他相位时则采用插值计算的方法，提高了算法对运动伪影的抑制效果，但这些改进方法都未解决图像重建对呼吸、心电监测软硬件系统的依赖问题。

搜索最新研究文献发现，不用附加监测系统时运动伪影的消除方法可以分为三类：第一类通过缩短扫描时间来减少运动伪影，这种方法受到硬件设备限制，效果有限；第二类方法是估计物体的运动参数，给不同运动量的投影数据赋予不同的权值或在投影数据中确定特征点，在重建过程中最小化运动投影对重建的影响。第三类方法是建立运动模型，直接从投影数据中提取运动信息，然后在重建中加以补偿。

（4）海量数据高速三维重建与CT扫描的同步快速成像

C臂CT作为介入手术（也包括部分放射治疗）时的监护设备，其成像的速度几乎决定了其存在的价值。然而，随着CT技术的发展，探测器数量越来越多，体素分解越来越小，数据采集速度越来越快等，致使图像重建过程涉及的数据量相当大。以锥束CT重建体数据大小为1024×1024×1024为例，若计算中以32bit的float型数据存储，则重建体数据达4GB。通常圆轨迹锥束CT的扫描数据量在3～6GB范围，在多次偏置扫描条件下数据量更可达6～12GB。已有研究表明，CT图像重建的计算量复杂度与重建体数据像素个数，以及扫描投影数成正比。C臂锥束CT图像重建过程涉及的数据量和计算量非常大，成像过程出图慢使得目前的CT不能完全满足临床介入手术的要求。

研究人员一方面通过改进重建算法的执行效率来提高图像重建速度，另一方面着力研究硬件加速的图像重建算法，结合硬件的加速策略成为实现快速图像重建研究的主流。

①基于硬件技术实现重建加速。现场可编程门阵列（field programmable logic array，FPGA）等专用集成电路、细胞（cell）处理器、数字信号处理器（digital signal processing，DSP）等都可用于加速锥束CT图像重建，取得了一定的重建加速比。近年来，在图形图像快速处理硬件方面，相比于传统计算机的CPU，图形处理单元（graphics processing unit，GPU）的性能正呈指数倍得到提升，加之美国NVIDIA公司于2006年为GPU推出了配套的统一计算设备架构（computer unified device architecture，CUDA），GPU在开发中的资源利用更为便捷。另外，与常规的硬件加速方法相比，GPU加速的成本更低，这些优点使得GPU在CT图像重建的硬件加速领域越来越受到人们的青睐。

目前可选择的最优硬件实现是采用NVIDA公司推出的针对高性能科学计算设计的Tesla系列GPU，其Tesla C2050 GPU中集成了240个计算内核，具有4GB的显卡存储空间，并且可以将多个GPU集成到同一个工作站中，若采用4个Tesla C2050 GPU构成工作站，则总的显存空间达16GB，足够存储CT重建数据，而总计960个计算内核将可以提供非常高的计算吞吐量，可以满足C臂CT快速重建的要求。

②基于数据对称性特征的重建加速技术。在采用GPU硬件加速的同时，也可在软件算法方面进行优化，进一步提高算法性能。图形学中通常用RGBA（即红、绿、蓝、透明度）4个参数的组合表示颜色。为了加速颜色计算，GPU在硬件上可设计为一个包含RGBA4个颜色通道的四元向量处理器。GPU的指令既可以只控制任意一个颜色通道作标量计算，也可以同时控制4个颜色通道作四元向量运算，且作向量运算和作标量运算的速度基本相同。CT在圆轨迹扫描时，位于正交方向上4个旋转角度（如θ、θ+90°、θ+180°、θ+270°）处的投影几何关系相同，即锥束CT扫描过程满足如图2.32所示的几何对称性。因此，可以利用GPU的RGBA四颜色通道并行计算机制，一个颜色通道计算一个角度的投影，通过相同的投影计算过程，同时实现4个方向的投影计算。

当然，图2.32及上述说明指的是360°投影所形成的对称性，C臂CT系统中通常仅采集240°以内的范围，但仍具有一定的对称性特征。在重建过程中，如果能充分利用几何对称性，在条件合适时也许会成倍降低计算量，提高重建速度。

2.硬件技术研究展望

（1）探测器坏点去除

由于集成电路的制作工艺问题，平板探测器会有一些响应异常的像素，称为缺陷像元或坏点。进行图像重建前，需要对这些无效像素进行补偿，否则会在重建图像中引入环状伪影。比较常用的无效像素补偿方法是使用其周围的正常像素插值代替。有时坏点可能相邻出现，在这种情况下在进行插值时需要对周围像素加以甄别，否则坏点校正另一个坏点是没有意义的。为了区别周围八邻域像素状况，可对坏点类型进行编码，建立一个探测器坏点编码表。利用此表即可确定坏点周围的有哪些是正常像素，由此实现准确的像元校正。

坏点的类型编码规则如图2.33所示：设P是待编码的像素点，如果其八邻域内存在坏点，则P的编码值相应的增加。如果P周围像素均为好像素，则编码值为0，表示可以利用8个像素对P点进行补偿；如果只有八邻域的左上角像素是坏像素，编码值设为1，表示左上角点是坏点，不能用该点对P做补偿；如果P周围像素均为坏点，则编码值为255，需要从P点八邻域之外的正常点对其进行插值；其他情况以此类推。在进行探测器坏校正时，查询坏点编码表，并按照此规程解码，即可以唯一确定该像素周围像元的性质，由此仅采用正常像元来补偿坏点，保证了像元补偿的效果。探测器坏点编码表要定期更新，避免在使用过程中产生新的坏点影像图像质量。

（2）系统几何参数校正

精确的系统几何位置参数是CT图像重建必不可少的条件。系统的几何位置参数包括X光源到探测器的距离（SDD），X光源到旋转中心的距离（SOD），中心射线在探测器上的投影位置与探测器中心之间的水平和竖直偏差，以及探测器安装时的三个可能的角度倾斜量。

当CT系统对某物体进行扫描时，其投影数据不仅包含了物体本身信息，同时也会反映系统的几何位置信息。如果对一些点状物体进行扫描，则投影数据中对系统参数信息反映的会更明显。为了能够确定C臂CT系统的几何位置参数，应设计专门的几何校正仿体，该仿体主体可以低密度的有机玻璃聚甲基丙烯酸甲酯（polymethylmethacrylate，PMMA）组成，并在特定的几何位置上镶嵌若干高密度的钢珠（直径2mm），由于钢珠与周围的PMMA的密度差异非常大，则可以将其看做是点状物体。使用C臂CT对该仿体进行扫描，获得不同角度的投影数据，从这些投影数据中提取钢珠的投影位置（由于钢珠与PMMA之间具有非常高的对比度，提取比较容易），并对每个钢珠的投影位置进行曲线拟合，即可从这些拟合曲线中提取出相应的系统几何位置参数。

（3）图像散射伪影的校正

C臂CT的三维的重建中伪影的产生即有与常规临床CT类似之处，又呈现一些新特点。除了由于介入手术通常涉及心脏、肺、肝脏等胸腹部器官或组织，从而心跳、呼吸引起的运动伪影不可忽视外，由于使用探测面积比较大的平板探测器而导致的散射伪影相当严重，也需要采取措施加以抑制。

对散射伪影可以从硬件技术方面加以抑制。比如，在硬件方面设计专门的蝶形滤波器对X射线进行滤波，并通过准直器限制X射线波束输出宽度，这即可降低X射线的散射效应，同时也可以避免患者和医护人员受到不必要的辐射伤害，其原理示意图如图2.34所示。