双源CT双能量成像在脑血管检查中的应用价值

赵利娜，帅桃，彭涛，陈坜桃，李真林

双源CT双能量（dual energy，DE）血管成像可分辨出不同组织密度的轻微差异，去除斑块的钙化，有利于真实反映血管管腔的狭窄程度[1-2]，其诊断准确性可与作为金标准的数字减影血管造影相媲美[3]。随着CT技术的不断发展，脑血管CT双能量成像的扫描速度和效率显著提高，已在临床上得到广泛应用。然而多数脑血管疾病患者需术前检查及术后定期复查，检查次数较多，所以辐射剂量较大。根据辐射防护的最优化与合理使用剂量原则（as low as reasonably achievable，ALARA）[4-5]，在满足诊断需求的前提下，应尽可能降低辐射剂量。本文旨在探究双源CT双能量成像（DE－CTA）在降低脑血管检查辐射剂量中的应用价值。

材料与方法

1.一般资料

搜集2012年6月－2013年7月临床怀疑脑血管疾病行头部CTA检查的60例患者的病例资料。所有患者检查中配合良好，均无碘剂过敏史及严重的肝肾功能不良，受检者均签署知情同意书。60例中男33例，女27例，年龄19～76岁，平均54岁，体重49～78kg。将患者随机等分成A、B两组，两组间患者性别、年龄、体重无明显差异。

2.扫描技术

A组采用Siemens Somatom Definition一代双源CT机，B组采用Siemens Somatom Definition Flash二代双源CT。60例患者均先行头部定位像扫描，再行双能量血管成像，扫描范围自颅底至颅顶。增强扫描采用双筒高压注射器，以5.0mL／s的流率经右肘静脉注入60mL非离子对比剂（碘比乐370mg I／mL），注射完毕随即注入3 0mL生理盐水。应用对比剂跟踪（bolus－tracking）技术 ，在第四颈椎层面颈动脉处选择兴趣区（ROI）监测CT值，当ROI内CT值达到100HU时，延迟4s自动触发扫描。主要扫描参数见表1。两组其它扫描参数和重组参数均相同：层厚1mm，层间隔0.7mm，视野23cm×23cm～26cm×26cm，重组函数30f。

表1 两组扫描参数比较

3.图像后处理及图像质量

扫描结束后自动生成140和80kVp两组独立的不同能量的薄层图像和一组融合图像（DE Composition＝0.3）。将融合图像（相当于120kV）在工作站采用多平面重组（multiplanar reformation，MPR）、最大密度投影（maximum intensity projection，MIP）及容积再现技术（volume rendering technique，VRT）等进行后处理。

4.图像质量评价方法

图像质量主观评价方法：由两位有经验的医师分别对两组患者的融合图像及其后处理图像进行评价，评价内容主要包括颈内动脉、椎动脉、基底动脉、大脑前动脉、大脑中动脉及大脑后动脉（图1）。根据图像质量分为4级[6]：1级为不合格，图像质量差，不能进行诊断，定为1分；2级为图像质量欠佳，伪影较多，从而降低了诊断的可信度，定为2分；3级为图像质量较好，有一些伪影，但尚能进行影像学诊断，定为3分；4级为图像质量好，仅有少许伪影或无伪影，血管结构显示清楚并能进行较精确的影像学诊断，定为4分。对评价不一致的，协商解决。

图像质量客观评价方法：分别在两组融合图像上进行测量，测量脑血管CT强化值，根据公式（1）、（2）计算信噪比（signal－to－noise ratio，SNR）、对比噪声比（contrast－to－noise ratio，CNR）[7]：

其中，血管平均CT值采用双侧颈内动脉虹吸段CT值的平均值，肌肉平均CT值代表背景组织，SD（standard deviation）代表背景噪声，以颅底层面头半棘肌作为背景噪声测量点（图2）。如果仅有一侧颈内动脉显影，就以这一侧颈内动脉的CT值作为血管平均CT值。

5.辐射剂量的测量

检查结束后CT机会自动生成辐射剂量报告文件（Dose Report），记录 CT 容积剂量指数（CT dose index，CTDIvol，单 位 mGy）和剂量长度乘积（dose length product，DLP，单位mGy·cm）。根据 DLP计算有效剂量（effective dose，ED）：

k值采用欧盟委员会（commission of the european communities，CEC）推荐的成人值，为0.0023mSv／（mGy·cm）[8]。

6.统计学处理

所有数据分析均使用SPSS 20.0软件。计量资料用均数±标准差表示。P＜0.05为差异有统计学意义。两组图像主观质量评分、客观评价参数以及辐射剂量参数采用成组资料两样本均数t检验进行比较。

结 果

1.A、B两组图像质量主观评估

B组脑动脉血管显示效果主观评分略高于A组（表2），但两组间差异无统计学意义（t＝－0.53，P＝0.82）。

表2 两组图像质量主观评价的比较 （例）

2.A、B两组图像质量客观评估

两组图像的SNR、CNR、噪声及颈动脉内CT值测量结核见表3。B组图像的颈动脉CT值、SNR及CNR均略高于A组，但两组间差异无统计学意义（P＞0.05）。B组图像噪声较A组降低，但两组间差异无统计学意义（P＞0.05）。

表3 两组图像质量数据结果分析

3.A、B两组辐射剂量分析

两组的CTDIvol、DLP、ED及扫描长度测量结果见表4。两组患者扫描长度差异无统计学意义（P＞0.05）。B组CTDIvol、DLP及ED均较A组明显降低，差异有统计学意义（P＜0.05）。

表4 两组组辐射剂量和扫描长度

讨 论

西门子双源CT旋转机架上安装有A、B两个球管及两套相互独立的数据采集系统[9]，可以通过设置不同的管电压进行双能量扫描，同时获得高千伏和低千伏数据[10-13]。脑血管双能量成像可同时获得140kVp的高能谱图像和80kVp低能谱图像，以及一组相当于120kVp的融合图像，即通过一次扫描可同时获得多组不同能谱的图像，为诊断提供更多的信息。双能量成像可根据不同能量下光子吸收的变化检测出物质组成的差异[11]，在进行图像后处理时能够更容易去除骨结构等，使后处理速度明显加快[14]。二代双源CT机除了具有一代双源CT机的优势外，在技术上有了更大的进步。其探测器宽度的增加、球管旋转一周时间的降低、选择性能谱滤过技术的应用以及有效mAs的减少，为降低患者的辐射量提供了更大的空间。

在本研究中，采用二代双源CT机的B组图像上血管内CT值较A组略高，原因分析为：二代双源CT机的探测宽度增加，球管旋转一周纵轴（Z）的覆盖范围明显增大，在扫描长度无明显差异的情况下减少了总扫描时间；同时，二代双源CT机球管旋转时间较一代双源减少，使脑血管扫描时间进一步缩短。而较短的扫描时间能够保证在图像采集过程中，血管中的造影剂浓度维持在峰值水平[15]，所以二代双源脑血管图像的CT值较一代双源CT高。同时，随着扫描时间的缩短，患者的辐射剂量明显降低[16]。

二代双源CT脑血管双能量成像应用了选择性能谱滤过（selected by photon shields，SPS）技术，对140kVp的光子束应用锡（Sn）板[tin（Sn）filter]。锡（Sn）板能去除140kVp光子束中的低能光子，使图像噪声明显降低，提高了图像的对比度[17]，所以二代双源CT图像的SNR和CNR较一代双源CT高。随着低能光子的滤除，患者的辐射剂量也降低。然而，由于颅底部骨结构复杂，使用选择性能谱滤过技术后高能谱的光子量降低，会产生射线硬化伪影（beam hardening artefact）[18-19]。由于这种伪影的存在，使岩骨锥体的结构显示不清，并对血管的显示产生一定影响[20-21]。为避免伪影对图像质量产生影响，二代双源CT机Sn 140kVp扫描时所采用的管电流（104mAs）较一代双源CT机的管电流（55mAs）高，这样，在降低图像噪声的同时保证了图像质量。

影响图像质量和辐射剂量的另一因素为有效毫安秒。一代及二代双源CT机的毫安秒均按设备厂家建议的值进行设定，二代双源CT机两个X射线管的管电流由固定比率相联系，据此设定A管有效mAs值，B管将基于预定义的比例自动调整。二代双源CT与一代双源CT的mAs设定值不同，而CTDIvol和DLP随着有效mAs值的减低而降低[22]。本研究中通过两组间CTDIvol和DLP的比较可知，二代双源CT有效mAs较一代双源CT明显降低，而低mAs会使图像噪声增加，降低图像质量，但是二代双源CT机扫描速度加快及选择性能谱滤过技术的应用都明显提高了图像质量，把低有效mAs对图像质量的影响降到最低。所以，低有效mAs可结合其它技术的进步来保证图像质量，同时降低患者的辐射剂量。

综上所述，二代双源CT脑血管双能量（80／Sn 140kVp）成像在保证良好的图像质量的同时，扫描时间明显缩短，保证了检查的时效性；选择性能谱滤过技术的应用为扫描参数的优化提供了更大的灵活性，在提供最佳成效效果的同时合理有效地降低辐射量，在脑血管DE－CTA的检查中有较大的临床应用价值。

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