宝石CT能谱成像原理及其扫描射线剂量

沈云

日本东京女子医科大学东医疗中心

宝石CT能谱成像原理及其扫描射线剂量

沈云

日本东京女子医科大学东医疗中心

目前CT已成为疾病诊断的一种重要手段。与常规CT相比，能谱CT最显著的特征就是提供了多种定量分析工具与多参数成像为基础的综合诊断模式，如基物质图像、单能量图像、能谱曲线等。其独特的多参数成像模式给长期习惯于单一诊断模式的影像科医生提出了前所未有的挑战，熟悉其成像原理、影像表现与应用价值是非常必要的。本文首先回顾了能量CT研发的必要性及其实现途径；随后深入剖析了单源瞬时kVp切换能谱成像的物理基础，并介绍了实现该技术所必需的解析技术；接着从基础实验的角度，展现了能谱成像能够在更低剂量条件下保证同常规CT一致的图像质量。

断层摄影术；X线计算机；能谱成像；射线剂量

0 前言

CT诞生以来，人们一直在研究CT成像中的一个关键参数——CT值，并已经发表了成千上万的科研成果，而且还要继续研究下去。现在，宝石CT的能谱成像为人们打开了新的思路，提供了新的信息：基物质图像和单能量图像。宝石CT的能谱成像一经问世，就引起了放射界医生们的极大兴趣，同时人们也对宝石CT的能谱成像的射线剂量问题非常关注，这主要有以下三个原因。其一，宝石CT的能谱图像与常规的CT图像相比能提供更多的信息。宝石CT的能谱成像不但能够获得基物质密度及其分布图像，还能获得不同keV水平的单能量图像，而且还能根据所得到的能谱曲线计算出该病变或组织的有效原子序数，由此可见，与常规的单参数CT图像相比，宝石CT的能谱成像具有多参数，定量分析的全新成像模式，拥有更多的有用的信息。一般来说，信息量和射线剂量是呈正比的，你要得到更多的信息就要加大剂量，而宝石CT的CT技术已经发展到像能谱成像那样可以用最小的剂量得到更多的信息量。其二，几年前由双源系统发展起来的双能量减影技术未能完全被临床所普遍应用的一个原因就是剂量问题，因为剂量不够充足，从而未能充分保证双能量的减影图像质量；另一个原因是其双能减影是在图像空间实现的，未能很好解决硬化伪影的问题，同时也容易受器官运动（蠕动，呼吸，心跳等）的影响。而宝石CT的能谱成像是基于最新CT系统的基础，包括最新的探测器，DAS系统，球管系统，瞬时切换的高压发生器，同时还受到最新的重建技术——迭代重建技术的裨益，因而不仅仅能谱成像的单能量成像与常规CT的图像相比，具有很高的图像质量，其基物质图像也具有可用以诊断的图像质量，从而实现了用最小剂量来得到更多信息量的愿景。其三，人们对多排CT初期的心脏成像高剂量记忆犹新，在Radiology(08)上Shumar 等报告，后门控心脏扫描的剂量可达到（26.7±6.1）mSv，东京女子医科大学东医疗中心利用迭代重建技术和前门控扫描技术，心脏扫描的剂量可减少至（1.7±0.7）mSv，从26.7 mSv的后门控心脏扫描剂量到1.7 mSv的前门控低剂量心脏扫描，几乎用了整整十年，能谱成像也许会像心脏CT扫描技术一样有一发展过程，但应该比心脏扫描技术的发展过程要快得多。本文通过能谱成像原理的介绍及宝石CT的能谱成像与常规CT图像的剂量及图像质量的对比的实验研究与临床研究结果的介绍，从而探讨能谱成像临床普及性应用的可能性。

1 能谱成像的基本原理

宝石CT的能谱CT成像的实现，首先是基于坚实的物理理论基础。CT是通过测量X光在物体中的吸收来进行成像的，而物质的吸收随X线能量变化而变化，比如软组织和血液，随能量变化的程度不大；相反高原子量的物质，比如骨胳和CT中使用的对比剂（以碘为主），随能量变化就会比较强烈。其次，任何物质都有对应的特征吸收曲线，而且这种吸收曲线能够用两个能量点来完整表达。所以当人们对同一物体用两种不同能量的X射线进行成像的话，就有可能确定一个吸收曲线，从而找出和这个吸收曲线对应的物质。正是这种随能量的不同变化，使得人们能够通过能量CT成像方法来区分不同的物质。物理实验表明任何一个物质对X射线的吸收都可以由任何另外两个物质（基物质对）的吸收来表达，正如地图上任何一点可以在X-Y坐标上表达一样，这一点从数学上也很容易证明[1-6]，见式（1）。

在式(1)中人们把水和碘选择为基物质对，Dwater和Diodine则分别为所需要的水和碘的密度，以实现物理上所测得的吸收，即CT（x,y,z,E）。这个密度值和X射线的能量无关。之所以用水和碘作为基物质对，是因为水和碘在医学成像中比较接近常见的软组织和碘对比剂，这样会有助于分析和理解。当然人们可以选择任何物质对作为基物质对，事实上对于一些特殊的临床应用，人们也希望用不同于水、碘的基物质对来更直观地，定量地反映未知物的组织成份。

式(1)提示在能谱成像中把求解CT值的工作转化为首先求解基物质对的密度值的工作。要想求解密度值需要有对应于密度值的完整的投影数据。具体来说，两组不同能量的吸收投影数据如果具有空间和时间上很好的一致性，能够在数据空间进行吸收投影数据到物质密度投影数据的转换。若以水和碘作为基物质对的话，就能获得对应于水和碘密度的两组物质密度投影数据。通常情况下密度值Dwater（x,y,z）和Diodine（x,y,z） 并不代表确定物质的真实物理组成，而是通过这两种基物质的组合来产生相同的衰减效应。这是对所需检查物质成分的一种相对的表达，它更多的是用来分离不同的物质，而不是确定某种物质。但是在某些特定的情况下它也能用来表达某种物质的真实含量，比如增强扫描中血管中碘的含量。通常来讲会选择衰减性能明显高低不同的物质作为基物质对。能谱成像的另一个巨大的优越性在于它的单能量成像。物理学家们已经为使用者提供了水和碘（μwater（E） 和μiodine（E））以及许许多多纯物质和混合物的质量吸收函数随能量变化的曲线。使用水和碘的质量吸收函数随能量变化的关系和求得的基物质对的密度值，就能计算出所感兴趣物质在各个单能量点中对X射线的吸收CT（x,y,z,E），从而实现单能量CT成像。比如人们需要知道感兴趣物质在70keV单光子能量下的吸收或CT图像，只要查找μwater（70keV） 和μiodine（70 keV）数值，并把这些数据连同求得的基物质对的密度值代入公式(1)即可。

物理基础仅为成像模式的实现提供了一种理论可能，把这种可能转化成现实还必须有先进的硬件和软件支持。宝石CT的能谱成像的实现得益于在整个CT成像系统上，包括高压发生器、X射线球管和探测器材料以及重建技术的重大突破[7-10]。

2 宝石CT的能谱成像与常规CT的射线剂量和图像质量的对比

辐射剂量对被照射人群存在潜在危害性也逐渐受到人们的关注[11]。有报道指出[12-13]，全球来自医疗方面的年人均辐射剂量在过去10～15年里大约增加了一倍，尤其在高度发达的国家这种情况更为突出。而CT检查被认为是造成医源性照射最重要的原因[14]。因而，如何在满足临床诊断要求的同时保证图像的质量，减少受检者辐射剂量，已成为当今影像学关注的一个重要的问题的优化[15,16]。

接下来，首先对日本东京女子医科大学东医疗中心的有关宝石CT的能谱成像与常规CT的射线剂量和图像质量的对比的实验研究的结果做一简单介绍。实验研究采用QA标准体模，对其中的空间分辨率部分和水模部分（图1）进行扫描，扫描分为两组，第一组使用120 kVp的常规CT进行扫描，第二组采用能谱采集扫描模式（80 kVp/140 kVp瞬时kVp切换）进行扫描，两组扫描其它的参数完全一致：层厚0.625 mm，球管旋转速度和毫安分别设置为0.6 s × 375 mA=225 mAs和1.0 s × 600 mA=600 mAs，螺距为0.984，能谱成像使用65 keV的单能量图像用于图像质量的评估(表1)。

表1 常规120kVp的CT图像和65keV的单能量的CT图像和剂量的比较

从图1～图3和表1可以得到，在同一毫安秒（mAs）的条件下（225 mAs和600 mAs），对所有的18个ROI的SD测量数据，常规120 kVp的CT图像略好于65 keV的单能图像，65 keV的SD较常规120 kVp的高5.9%（225 mAs）和5.2%（600 mAs），但统计学上均无差别（P>0.05），在与常规CT同一毫安秒的条件下，能谱成像的单能量图像（65 keV）可以得到足够好的图像质量。两种方法在同一毫安秒和同一扫描野的条件下，扫描剂量的分析（表1）：能谱成像的扫描射线剂量仅为常规CT扫描剂量的79.2%（225 mAs）和73.0%（600 mAs），平均为76.1%。

这个基础实验给人们提示了，在同一毫安秒的扫描条件下，能谱成像的图像质量同等于常规CT的120 kVp的图像质量，但剂量只有常规CT扫描的76.1%。

对于能谱成像的射线剂量问题，主要有二个方面值得探讨，其一，因受80 kVp和140 kVp瞬时高速切换的物理条件的限制，与心脏扫描一样，能谱成像的扫描不易实现自动毫安功能。其二，能谱成像的初期只有600 mA，这也是受80 kVp/ 140 kVp瞬时高速切换的物理条件的限制，所以能谱成像的扫描剂量只能依靠不同的螺距和不同的旋转速度来进行调控。但即使是使用较快的旋转速度0.5转/s和大的螺距1.375，600 mA对常规的胸部等检查也许还是过高，但随着技术的发展，现在已经实现了260 mA的能谱成像的扫描模式，可以适用于更多的低剂量能谱成像的临床应用。同时，对于不同体格的患者，可以使用常规CT扫描的自动毫安（CT-AEC）功能来推算出能谱成像的最佳扫描参数。

最后对日本JA尾道综合医院的临床数据的认证进行简单的介绍。日本JA尾道综合医院的研究对象为27例（男性15例，女性12例），平均年龄为（64.6±2.3）岁，使用单源瞬时kVp切换能谱CT数据采集。平扫采用常规120 kVp的螺旋扫描（旋转速度为0.6转/s，扫描螺距为0.984，40 mm探测器宽度，120 kVp，毫安设置采用自动毫安（CTAEC）：Noise Index 10 HU@5 mm），重建0.625 mm的FBP（0%）图像，30%ASiR图像和50%ASiR图像。门静脉成像采用能谱成像扫描模式，螺距与平扫一样为0.984，利用常规CT扫描的自动毫安（CT-AEC）功能，选择最接近的毫安秒的能谱成像参数用于能谱成像扫描，重建与120 kVp等价的66 keV的0.625 mm的单能量图像用于对比研究。记录两次扫描的CTDIvol（mGy）用于剂量对比研究。图像质量(SD)的对比使用66 keV的单能量图像，120 kVp的FBP图像，30%ASiR图像和50%ASiR图像，对于不同重建方法的图像的同一层面，在胆囊和肝实质部选择感兴趣区（ROI），并选择前后三个断面，测量SD作为图像质量的对比。能谱成像扫描的剂量为（17.0±5.0 ）mGy，与常规120 kVp的螺旋扫描剂量(15.7±5.3 mGy)相比，虽然增加了8.4%，但不存在统计学上的差异(P>0.05)，说明两种方法的扫描剂量相当。关于图像质量(SD)的比较，胆囊的测量结果：66 keV单能量图像质量为（17.8±2.3）HU，120 kVp FBP图像为（21.8±2.2）HU，30%ASiR图像为（17.6±1.7）HU，50%ASiR图像为（14.8±1.8）HU；肝实质部的测量结果：66 keV单能量图像质量为（21.2±2.6）HU，120 kVp的FBP图像为（26.0±2.8）HU，30%ASiR图像为（21.1±2.2）HU，50%ASiR图像为（17.9±1.8）HU，无论是胆囊还是肝实质部，66 keV单能量图像与120 kVp30%ASiR的图像质量相比，无统计学上的差异（P>0.05），表明两者图像质量相当，同时说明66 keV单能量图像要优于120 kVp 的FBP图像质量（P<0.05）。

表2 常规120kVp的CT图像和66keV的单能量的CT图像和剂量的比较(临床研究)

日本JA尾道综合医院的临床研究表明，利用常规CT扫描的自动毫安（CT-AEC）功能进行能谱成像扫描参数的优化，能谱成像的扫描剂量与常规120 kVp螺旋扫描的剂量相当（P>0.05），而66 keV单能量图像的图像质量要优于常规120 kVp 的FBP图像的图像质量（P<0.05）。

通过能谱成像原理的介绍及宝石CT的能谱成像与常规CT图像的剂量及图像质量的对比的实验研究与临床研究结果的介绍，从而认证了能谱成像临床普及性应用的可能性。相信随着研究成果的不断总结和发表，宝石能谱CT的临床应用前景会越来越受到同行的关注，也将会丰富影像诊断的手段。

[1] Dilmanian F A,Wu X Y,Kress J,et al.Dual energy iodine contrast CT with monochromatic X-rays[J].Nuclear Science Symposium and Medical Imaging,IEEE,1995,(3):1392-1396.

[2] Toyofuku F,Tokumori K,Nishimura K,et al.Development of fluorescent X-ray source for medical imaging[J].Rev Sci Inst,1995,66(2):1981-1983.

[3] Alvarez R E,Macovski A.Energy-selective Reconstruction in

X-Ray Computerized Tomography[J].Phys Med Biol,1976,21 (5):733-744.

[4] Zou Y,Silver M D.Analysis of Fast kV-switching in Dual Energy CT using a Pre-reconstruction Decomposition Technique[A]. Medical Imaging 2008:Physics of Medical Imaging[C].edited by Jiang Hsieh,Ehsan Samei,Proc. of SPIE,2008.

[5] Lehmann L A,Alvarez R E,Macovski A,et al.Generalized Image combinations in dual kVp digital radiography[J].Med Phys,1981,8(5):659-667.

[6] Xu D,Langan D A,Wu X,et al.Dual Energy CT via Fast kVp Switching Spectrum Estimation[J].SPIE Medical Imaging,2009.

[7] Kalendar W A,Perman W H,Vetter J R,et al.Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus. I. Phantom studies[J].Med.Phys,1986,13(3):334-339.

[8] Vetter J R,Perman W H,Kalendar W A,et al.Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus. II.Determination of vertebral bone mineral content[J].Med Phys,1986,13(3):340-343.

[9] Tkaczyk J E,Langan D A,Wu X,et al.Quantization of Liver Tissue in Fast-Switched Dual kVp Computed Tomography using Linear Discriminant Analysis[J].SPIE Medical Imaging,Orlando FL.Feb.2009.

[10] Kalendar W A,Klotz E,Kostaridou L,et al.An Algorithm for Noise Suppression in Dual Energy CT Material Density Images[J].IEEE Transactions on Medical Imaging,1988,7(3):218-224.

[11] Brenner DJ,Hall EJ.Computed tomography--an increasing source of radiation exposure[J].N Engl J Med,2007;357: 2277-2284.

[12] Mettler FA Jr,Bhargavan M,Faulkner K,et al.Radiologic and nuclear medicine studies in the United States and worldwide:frequency,radiation dose,and comparison with other radiation sources--1950-2007[J].Radiology,2009,253:520-53 1.

[13] Hricak H,Brenner DJ,Adelstein SJ,et al.Managing radiation use in medical imaging: a multifaceted challenge[J]. Radiology,2011;258:889-905.

[14] Goo HW.CT radiation dose optimization and estimation:an update for radiologists[J].Korean J Radiol,2012,13(1):1-11.

[15] 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.

[16] Campbell J,Kalra MK,Rizzo S,et al.Scanning beyond anatomic limits of the thorax in chest CT:findings,radiation dose,and automatic tube current modulation[J].AJR Am J Roentgenol,2005,

Principle and Radiation Dose of Energy Imaging for Discovery CT

SHEN Yun
East Medical Center, Tokyo Women's Medical University, Tokyo, Japan

Computed tomography (CT) has become an important modality for diagnosing diseases. The most prominent advantages of Spectral CT which has over conventional CT are its set of quantitative analysis tools as well as its integrated diagnostic method based on multi-parameter images, including material-decomposition images, monochromatic images and spectral curves. On the other hand, this unique multi-parameter imaging method has also introduced unprecedented challenges to radiologists accustomed to the single-parameter diagnostic mode. It is thus important for radiologists to understand the imaging principles, image appearance, and clinical applications of Spectral CT. This paper begins by reviewing the history of energy CT with emphases on the necessity of the development of energy CT, followed by a thorough analysis of the fundamentals of Spectral CT imaging with single tube-fast kVp acquisition approach in terms of its necessary image generation algorithm. It then demonstrates the ability of Spectral CT imaging in quantif cation using phantom experiments, and it reveals the tremendous value of Spectral CT in improving image quality as well reducing the radiation dose.

computed tomography; X-ray computer; spectral imaging; radiation dose

TH774

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2012.09.003

1674-1633(2012)09-0013-04

2012-07-05

2012-08-15

作者邮箱：yuna.shen@ge.com