雙源CT雙能量成像在腦血管檢查中的應(yīng)用價值

趙利娜，帥桃，彭濤，陳壢桃，李真林

雙源CT雙能量（dual energy，DE）血管成像可分辨出不同組織密度的輕微差異，去除斑塊的鈣化，有利于真實反映血管管腔的狹窄程度[1-2]，其診斷準確性可與作為金標準的數(shù)字減影血管造影相媲美[3]。隨著CT技術(shù)的不斷發(fā)展，腦血管CT雙能量成像的掃描速度和效率顯著提高，已在臨床上得到廣泛應(yīng)用。然而多數(shù)腦血管疾病患者需術(shù)前檢查及術(shù)后定期復(fù)查，檢查次數(shù)較多，所以輻射劑量較大。根據(jù)輻射防護的最優(yōu)化與合理使用劑量原則（as low as reasonably achievable，ALARA）[4-5]，在滿足診斷需求的前提下，應(yīng)盡可能降低輻射劑量。本文旨在探究雙源CT雙能量成像（DE－CTA）在降低腦血管檢查輻射劑量中的應(yīng)用價值。

材料與方法

1.一般資料

搜集2012年6月－2013年7月臨床懷疑腦血管疾病行頭部CTA檢查的60例患者的病例資料。所有患者檢查中配合良好，均無碘劑過敏史及嚴重的肝腎功能不良，受檢者均簽署知情同意書。60例中男33例，女27例，年齡19～76歲，平均54歲，體重49～78kg。將患者隨機等分成A、B兩組，兩組間患者性別、年齡、體重?zé)o明顯差異。

2.掃描技術(shù)

A組采用Siemens Somatom Definition一代雙源CT機，B組采用Siemens Somatom Definition Flash二代雙源CT。60例患者均先行頭部定位像掃描，再行雙能量血管成像，掃描范圍自顱底至顱頂。增強掃描采用雙筒高壓注射器，以5.0mL／s的流率經(jīng)右肘靜脈注入60mL非離子對比劑（碘比樂370mg I／mL），注射完畢隨即注入3 0mL生理鹽水。應(yīng)用對比劑跟蹤（bolus－tracking）技術(shù) ，在第四頸椎層面頸動脈處選擇興趣區(qū)（ROI）監(jiān)測CT值，當ROI內(nèi)CT值達到100HU時，延遲4s自動觸發(fā)掃描。主要掃描參數(shù)見表1。兩組其它掃描參數(shù)和重組參數(shù)均相同：層厚1mm，層間隔0.7mm，視野23cm×23cm～26cm×26cm，重組函數(shù)30f。

表1 兩組掃描參數(shù)比較

3.圖像后處理及圖像質(zhì)量

掃描結(jié)束后自動生成140和80kVp兩組獨立的不同能量的薄層圖像和一組融合圖像（DE Composition＝0.3）。將融合圖像（相當于120kV）在工作站采用多平面重組（multiplanar reformation，MPR）、最大密度投影（maximum intensity projection，MIP）及容積再現(xiàn)技術(shù)（volume rendering technique，VRT）等進行后處理。

4.圖像質(zhì)量評價方法

圖像質(zhì)量主觀評價方法：由兩位有經(jīng)驗的醫(yī)師分別對兩組患者的融合圖像及其后處理圖像進行評價，評價內(nèi)容主要包括頸內(nèi)動脈、椎動脈、基底動脈、大腦前動脈、大腦中動脈及大腦后動脈（圖1）。根據(jù)圖像質(zhì)量分為4級[6]：1級為不合格，圖像質(zhì)量差，不能進行診斷，定為1分；2級為圖像質(zhì)量欠佳，偽影較多，從而降低了診斷的可信度，定為2分；3級為圖像質(zhì)量較好，有一些偽影，但尚能進行影像學(xué)診斷，定為3分；4級為圖像質(zhì)量好，僅有少許偽影或無偽影，血管結(jié)構(gòu)顯示清楚并能進行較精確的影像學(xué)診斷，定為4分。對評價不一致的，協(xié)商解決。

圖像質(zhì)量客觀評價方法：分別在兩組融合圖像上進行測量，測量腦血管CT強化值，根據(jù)公式（1）、（2）計算信噪比（signal－to－noise ratio，SNR）、對比噪聲比（contrast－to－noise ratio，CNR）[7]：

其中，血管平均CT值采用雙側(cè)頸內(nèi)動脈虹吸段CT值的平均值，肌肉平均CT值代表背景組織，SD（standard deviation）代表背景噪聲，以顱底層面頭半棘肌作為背景噪聲測量點（圖2）。如果僅有一側(cè)頸內(nèi)動脈顯影，就以這一側(cè)頸內(nèi)動脈的CT值作為血管平均CT值。

5.輻射劑量的測量

檢查結(jié)束后CT機會自動生成輻射劑量報告文件（Dose Report），記錄 CT 容積劑量指數(shù)（CT dose index，CTDIvol，單 位 mGy）和劑量長度乘積（dose length product，DLP，單位mGy·cm）。根據(jù) DLP計算有效劑量（effective dose，ED）：

k值采用歐盟委員會（commission of the european communities，CEC）推薦的成人值，為0.0023mSv／（mGy·cm）[8]。

6.統(tǒng)計學(xué)處理

所有數(shù)據(jù)分析均使用SPSS 20.0軟件。計量資料用均數(shù)±標準差表示。P＜0.05為差異有統(tǒng)計學(xué)意義。兩組圖像主觀質(zhì)量評分、客觀評價參數(shù)以及輻射劑量參數(shù)采用成組資料兩樣本均數(shù)t檢驗進行比較。

結(jié) 果

1.A、B兩組圖像質(zhì)量主觀評估

B組腦動脈血管顯示效果主觀評分略高于A組（表2），但兩組間差異無統(tǒng)計學(xué)意義（t＝－0.53，P＝0.82）。

表2 兩組圖像質(zhì)量主觀評價的比較 （例）

2.A、B兩組圖像質(zhì)量客觀評估

兩組圖像的SNR、CNR、噪聲及頸動脈內(nèi)CT值測量結(jié)核見表3。B組圖像的頸動脈CT值、SNR及CNR均略高于A組，但兩組間差異無統(tǒng)計學(xué)意義（P＞0.05）。B組圖像噪聲較A組降低，但兩組間差異無統(tǒng)計學(xué)意義（P＞0.05）。

表3 兩組圖像質(zhì)量數(shù)據(jù)結(jié)果分析

3.A、B兩組輻射劑量分析

兩組的CTDIvol、DLP、ED及掃描長度測量結(jié)果見表4。兩組患者掃描長度差異無統(tǒng)計學(xué)意義（P＞0.05）。B組CTDIvol、DLP及ED均較A組明顯降低，差異有統(tǒng)計學(xué)意義（P＜0.05）。

表4 兩組組輻射劑量和掃描長度

討 論

西門子雙源CT旋轉(zhuǎn)機架上安裝有A、B兩個球管及兩套相互獨立的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)[9]，可以通過設(shè)置不同的管電壓進行雙能量掃描，同時獲得高千伏和低千伏數(shù)據(jù)[10-13]。腦血管雙能量成像可同時獲得140kVp的高能譜圖像和80kVp低能譜圖像，以及一組相當于120kVp的融合圖像，即通過一次掃描可同時獲得多組不同能譜的圖像，為診斷提供更多的信息。雙能量成像可根據(jù)不同能量下光子吸收的變化檢測出物質(zhì)組成的差異[11]，在進行圖像后處理時能夠更容易去除骨結(jié)構(gòu)等，使后處理速度明顯加快[14]。二代雙源CT機除了具有一代雙源CT機的優(yōu)勢外，在技術(shù)上有了更大的進步。其探測器寬度的增加、球管旋轉(zhuǎn)一周時間的降低、選擇性能譜濾過技術(shù)的應(yīng)用以及有效mAs的減少，為降低患者的輻射量提供了更大的空間。

在本研究中，采用二代雙源CT機的B組圖像上血管內(nèi)CT值較A組略高，原因分析為：二代雙源CT機的探測寬度增加，球管旋轉(zhuǎn)一周縱軸（Z）的覆蓋范圍明顯增大，在掃描長度無明顯差異的情況下減少了總掃描時間；同時，二代雙源CT機球管旋轉(zhuǎn)時間較一代雙源減少，使腦血管掃描時間進一步縮短。而較短的掃描時間能夠保證在圖像采集過程中，血管中的造影劑濃度維持在峰值水平[15]，所以二代雙源腦血管圖像的CT值較一代雙源CT高。同時，隨著掃描時間的縮短，患者的輻射劑量明顯降低[16]。

二代雙源CT腦血管雙能量成像應(yīng)用了選擇性能譜濾過（selected by photon shields，SPS）技術(shù)，對140kVp的光子束應(yīng)用錫（Sn）板[tin（Sn）filter]。錫（Sn）板能去除140kVp光子束中的低能光子，使圖像噪聲明顯降低，提高了圖像的對比度[17]，所以二代雙源CT圖像的SNR和CNR較一代雙源CT高。隨著低能光子的濾除，患者的輻射劑量也降低。然而，由于顱底部骨結(jié)構(gòu)復(fù)雜，使用選擇性能譜濾過技術(shù)后高能譜的光子量降低，會產(chǎn)生射線硬化偽影（beam hardening artefact）[18-19]。由于這種偽影的存在，使巖骨錐體的結(jié)構(gòu)顯示不清，并對血管的顯示產(chǎn)生一定影響[20-21]。為避免偽影對圖像質(zhì)量產(chǎn)生影響，二代雙源CT機Sn 140kVp掃描時所采用的管電流（104mAs）較一代雙源CT機的管電流（55mAs）高，這樣，在降低圖像噪聲的同時保證了圖像質(zhì)量。

影響圖像質(zhì)量和輻射劑量的另一因素為有效毫安秒。一代及二代雙源CT機的毫安秒均按設(shè)備廠家建議的值進行設(shè)定，二代雙源CT機兩個X射線管的管電流由固定比率相聯(lián)系，據(jù)此設(shè)定A管有效mAs值，B管將基于預(yù)定義的比例自動調(diào)整。二代雙源CT與一代雙源CT的mAs設(shè)定值不同，而CTDIvol和DLP隨著有效mAs值的減低而降低[22]。本研究中通過兩組間CTDIvol和DLP的比較可知，二代雙源CT有效mAs較一代雙源CT明顯降低，而低mAs會使圖像噪聲增加，降低圖像質(zhì)量，但是二代雙源CT機掃描速度加快及選擇性能譜濾過技術(shù)的應(yīng)用都明顯提高了圖像質(zhì)量，把低有效mAs對圖像質(zhì)量的影響降到最低。所以，低有效mAs可結(jié)合其它技術(shù)的進步來保證圖像質(zhì)量，同時降低患者的輻射劑量。

綜上所述，二代雙源CT腦血管雙能量（80／Sn 140kVp）成像在保證良好的圖像質(zhì)量的同時，掃描時間明顯縮短，保證了檢查的時效性；選擇性能譜濾過技術(shù)的應(yīng)用為掃描參數(shù)的優(yōu)化提供了更大的靈活性，在提供最佳成效效果的同時合理有效地降低輻射量，在腦血管DE－CTA的檢查中有較大的臨床應(yīng)用價值。

[1]Thomas C，Korn A，Ketelsen D，et al.Automatic lumen segmentation in calcified plaques：dual－energy CT versus standard reconstructions in comparison with digital subtraction angiography[J].AJR，2010，194（6）：1590－1595.

[2]張智偉，任克，徐克，等.兔雙能量CTA掃描參數(shù)與對比劑注射方案的最佳匹配選擇[J].中國醫(yī)學(xué)影像技術(shù)，2011，27（6）：1106－1110.

[3]郭建新，冒平，牛剛，等.3D－CTA、2D－DSA及3D－DSA對顱內(nèi)動脈瘤診斷價值的對比研究[J].中國CT和 MRI雜志，2011，9（5）：21－23，38.

[4]The ALARA （as low as reasonably achievable）concept in pediatric CT intelligent dose reduction：multidisciplinary conference organized by the Society of Pediatric Radiology（2001）[J].Pediatr Radiol，2002，32（4）：217－313.

[5]Slovis TL.The ALARA concept in pediatric CT：myth or reality[J].Radiology，2002，223（1）：5－6.

[6]王一民，曹建新，楊誠，等.低管電壓對頭部減影CTA圖像質(zhì)量和輻射劑量的影響[J].臨床放射學(xué)雜志，2011，（1）：102－105.

[7]Kalra MK，Maher MM，Toth TL，et al.Strategies for CT radiation dose optimization[J].Radiology，2004，230（3）：619－628.

[8]CEC.Quality criteria for computed tomography：European guidelines.（EUR 16262）[D].Lux embourg：Com of the Eur Commun，1999：1－30.

[9]Achenbach S，Ropers D，Kuettner A，et al.Contrast－enhancedcoronary artery visualization by dual－source computed tomography——initial experience[J].Eur J Radiol，2006，57（3）：331－335.

[10]Johnson TR，Krauss B，Sedlmair M，et al.Material differentiation by dual energy CT：initial experience[J].Eur Radiol，2007，17（6）：1510－1517.

[11]Flohr TG，McCollough CH，Bruder H，et al.First performance evaluation of a dual source CT （DSCT）system[J].Eur Radiol，2006，16（2）：256－268.

[12]Petersilka M，Bruder H，Krauss B，et al.Technical principles of dual source CT[J].Eur J Radiol，2008，68（3）：362－368.

[13]Chandarana H，Godoy MC，Vlahos I，et al.Abdominal aorta：evaluation with dual－source dual－energy multidetector CT after endovascular repair of aneurysms：initial observations[J].Radiology，2008，249（2）：692－700.

[14]Morhard D，F(xiàn)ink C，Graser A，et al.Cervical and cranial computed tomographic angiography with automated bone removal：dual energy computed tomography versus standard computed tomography[J].Invest Radiol，2009，44（5）：293－2971.

[15]姜加學(xué)，王德杭，唐立鈞.雙源CT冠脈成像中患者因素與對比劑示蹤掃描次數(shù)的關(guān)系[J].放射學(xué)實踐，2011，26（6）：653－655 16]McCollough CH，Primak AN，Braun N，et al.Strategies for reducing radiation dose in CT[J].Radiol Clin North Am，2009，47（1）：27－40.

[17]Petersilka M，Bruder H，Krauss B，et al.Technical principles of dual source CT[J].Eur J Radiol，2008.68（3）：362－368.

[18]Takeuchi M，Kawai T，Ito M，et al.Split－bolus CT－urography using dual－energy CT：feasibility，image quality and dose reduction[J].Eur J Radiol，2012，81（11）：3160－3165.

[19]Maass C，Baer M，Kachelriess M.Image－based dual energy CT using optimized precorrection functions：apractical new approach of material decomposition in image domain[J].Med Phys，2009，36（8）：3818－3829.

[20]Brooks RA，Di Chiro G.Beam hardening in x－ray reconstructive tomography[J].Phys Med Biol，1976，21（3）：390－398.

[21]Maki DD，Birnbaum BA，Chakraborty DP，et al.Renal cyst pseudoenhancement：beam－h(huán)ardening effects on CT numbers[J].Radiology，1999，213（2）：468－472.

[22]白玫，鄭鈞正.多排（層）螺旋CT的輻射劑量表達及其影響因素探討[J].輻射防護，2008，（1）：1－12.