双源CT不同扫描条件下颞骨图像质量与剂量的定量研究*

江桂莲 尹红霞* 胡志海 钟朝辉 杨正汉 王振常

由于颞骨部位结构纤细且构造复杂，因此颞骨CT扫描对图像的高对比分辨率及低对比分辨率都有较高的要求。颞骨CT的扫描野邻近眼晶状体、唾液腺等对射线辐射非常敏感的器官，在临床实践中辐射剂量控制也备受重视[1]。西门子第3代双源CT具有超高分辨率(ultra-high resolution，UHR)扫描模式，采用0.2 mm2小焦点，无需在患者后方使用Z轴过滤器；而使用Z轴去卷积技术联合迭代重建图像后处理算法，在提升空间分辨率的同时降低图像噪声及辐射剂量[2-3]。本研究使用西门子第3代双源CT，采用横断面图像噪声、低对比分辨力及高对比分辨力及Z轴高对比分辨力为指标，评价UHR模式不同扫描条件下颞骨图像质量，用容积CT剂量指数(computed tomography dose index，CTDIvol)评价辐射剂量，其研究结果将为临床应用提供参考。

1 资料与方法

1.1 设备与材料

采用SOMATOM Definition Force型第3代双源CT(德国西门子公司)进行CT成像；应用仿真头模(北京宇正中维科贸有限公司)评估颞骨图像质量和剂量；RGRMS2016型CT成像性能检测模体(北京卡迪诺科技有限公司)评价不同颞骨CT成像条件所得图像的横断面图像噪声、低对比分辨力、高对比分辨力及Z轴方向的高对比分辨力。

1.2 扫描方法

(1)检测模体扫描。对RGRMS2016型CT成像性能检测模体进行2次扫描：①按常规位置扫描，所得图像用于测量横断面图像噪声及高对比分辨力和低对比分辨力；②将模体从常规位置旋转90°扫描，所得图像进行冠状位重建，计算Z轴方向高对比分辨力。扫描包含干燥的颞骨标本的仿真头模，扫描范围包括乳突尖到鼓室盖上缘，计算前庭周围颞骨信噪比，以此来量化评估图像质量。

(2)扫描参数。管电压分别取100 kV、110 kV、120 kV、130 kV和140 kV，管电流时间乘积分别取100 mAs、130 mAs、160 mAs、190 mAs和220 mAs，共得到25种管电压及管电流扫描参数组合；准直器宽度64 mm×0.6 mm，螺距为0.85，转速为1.0 r/s，kernal值为Ur77，重建矩阵为512×512，重建最小层厚为0.4 mm。

1.3 辐射剂量评估

记录机器自动测量的CTDIvol和剂量长度乘积(dose length product，DLP)，采用有效剂量(effective dose，ED)进行剂量描述，其计算为公式1：

ED=k×DLP(mSv) (1)

式中k值为与受检者年龄及受检部位有关的转换系数，欧洲关于CT质量标准指南中给出成人头颈部参考值为0.0031 mSv·Gy·cm。

1.4 客观图像质量评估

1.4.1 仿真头模信噪比测量

由1位头颈部影像主治医师采用圆形感兴趣区域(regions of intersect，ROI)测量仿真头模前庭附近颞骨结构的CT值及标准差值(SD)，并计算仿真头模信噪比(signal noise ratio，SNR)。

SNR=ROI的CT均值÷SD值。

1.4.2 模体噪声、低对比分辨力和高对比分辨力测量

对CT成像性能检测模体的噪声、低对比分辨力和高对比分辨力进行测量，见图1。

图1 CT成像性能检测示意图

(1)噪声。重建10 mm层厚的水模图像，在图像中心选取直径约为测试模体图像直径40%的ROI，测量该ROI内CT值的标准偏差，噪声(n)=标准偏差÷对比度标尺，其计算为公式1：

式中σ水代表水模体ROI中测量的标准偏差；CT水为水的CT值；CT空气为空气的CT值；CT水-CT空气为对比度标尺，CT值取1000 HU。

(2)低对比分辨力。重建10 mm层厚的低对比模体图像，其4个模块设计对比度分别为2%、1%、0.5%和0.3%；每个模块上可供观测的孔径共有9个，由大到小分别为φ7、φ6、φ5、φ4、φ3、φ2.5、φ2、φ1.5和φ1.0。分别测量、计算并记录4个模块的图像实测对比度(Measured contrast，mc)并将其表示为mc(n=1、2、3、4)和最小孔径mm数φn(n=1、2、3、4)(可见明显高于周围噪声的圆形轮廓)。4个模块所得实测对比度乘以可分辨最小孔径尺寸相加，求得均值，即低对比分辨力。低对比分辨力计算为公式2：

(3)高对比分辨力。打开高对比模体图像，将窗宽调至最小，降低窗位，观看图像周围孔模像，孔为方形，边长单位为mm，边长由大到小分别为：3 mm、2.5 mm、2 mm、1.75 mm、1.5 mm、1.25 mm、1.0 mm、0.9 mm、0.8 mm、0.7 mm、0.6 mm、0.5 mm、0.4 mm、0.3 mm和0.2 mm，共15组边长不同的孔，每组有5个孔，孔的大小相同，孔的间距与边长相同。随着窗位降低，每组5个孔不粘连、不丢失，即认为裸眼可分辨的标称孔尺寸。通常情况下可能会丢失1～4个孔。高对比分辨力计算为公式3：

2 结果

在实验过程中，由于X射线管的功率限值，当使用较高的管电压130 kV和140 kV扫描时，管电流时间乘积会受到限制，无法达到220 mAs，分别为202 mAs和196 mAs。

2.1 图像质量

(1)图像的Z轴高对比分辨力。当管电压从100 kV到140 kV变化时，图像的Z轴高对比分辨力均值分别为9.41 LP/cm、9.62 LP/cm、9.62 LP/cm、10.03 LP/cm和11.47 LP/cm。140 kV管电压的Z轴高对比分辨力高于其余管电压；130 kV管电压中190 mAs和220 mAs条件下的Z轴高对比分辨力高于其他管电压较低条件，可达到＞10.42 LP/cm；其余管电压条件的Z轴高对比分辨力无明显变化趋势。不同管电压和管电流扫描参数时得到的图像的Z轴高对比分辨力结果见表1。

表1 不同管电压和管电流扫描参数时得到的图像Z轴高对比分辨力(LP/cm)

(2)横断面图像高对比分辨力。当管电压从100 kV到140 kV变化时，横断面图像高对比分辨力均值分别为10.56 LP/cm、11.23 LP/cm、12.84 LP/cm、12.37 LP/cm和13.79 LP/cm，最高可达到15.63 LP/cm。当采用140 kV管电压扫描，高对比分辨力稳定在11.9 LP/cm以上；当采用110 kV、130 mAs以上扫描条件时，高对比分辨力达到11.36 LP/cm以上。不同管电压和管电流扫描参数时得到的横断面图像高对比分辨力结果见表2。

表2 不同管电压和管电流扫描参数时得到的横断面图像高对比分辨力(LP/cm)

(3)横断面图像低对比分辨力。当管电压从100 kV到140 kV变化时，横断面图像低对比分辨力均值分别为4.26 mm、3.75 mm、3.27 mm、2.58 mm和2.51 mm，最低可达2 mm；当mAs较低时(100 mAs、130 mAs)，低对比分辨力并未随kV升高而升高，结果出现波动；当mAs≥160时，100 kV和110 kV扫描时的低对比分辨力结果有波动，采用120 kV以上管电压扫描低对比分辨力可达到2.71 mm以下。不同管电压和管电流扫描参数时得到的低对比分辨力结果见表3。

表3 不同管电压和管电流扫描参数时得到的低对比分辨力(mm)

当管电压一定时，图像的噪声随管电流的增加而减小；而当管电流一定时，随着管电压升高，图像噪声减小。不同管电压和管电流扫描参数时得到的噪声结果见表4。

管电压一定时，仿真头模前庭周围颞骨信噪比随管电流的增加而增加；而当管电流一定时，随着管电压升高，前庭周围颞骨信噪比增加。见表5。

2.2 辐射剂量

当管电压分别取100 kV、110 kV、120 kV、130 kV和140 kV，管电流时间乘积取100 mAs、130 mAs、160 mAs、190 mAs和220 mAs时，DLP在58～289.8 mGy·cm范围内，CTDIvol在8.36～43.06 mGy范围内，有效剂量在0.18～0.90 mSv范围内。CTDIvol随着管电压的增加而增加，并与管电压的2～3次幂成正比，即管电压变化较小幅度可引起CTDIvol值较大变化。管电流与曝光时间的乘积与CTDI值成正比，并成线性关系。见表6。

表4 不同管电压和管电流扫描参数时得到的噪声(%)

表5 不同管电压和管电流扫描参数时得到的仿真头模前庭周围颞骨信噪比结果

表6 不同管电压和管电流扫描参数时CTDIvol(mGy)

3 讨论

在本研究中，使用仿真头模及CT性能测试模体，对西门子第3代双源CT不同管电压及不同管电流时间乘积扫描条件下的颞骨图像质量利用客观指标(Z轴高对比分辨力、横断面图像高对比及低对比分辨力、噪声及颞骨信噪比)进行评定，这在以往的报道中较少见，同时本研究对辐射剂量情况进行总结。

白玫等[4]报道，探测器孔径、螺距等影响Z轴高对比分辨力；几何分辨率极值(如焦点大小、探测器宽度、采样率大小等)、像素大小、重建算法等影响横断面图像高对比分辨力。在本研究中，以上参数在各种条件扫描时保持一致，只改变扫描的管电压和管电流时间乘积，通过观察研究结果，当扫描的管电压≥120 kV，同时扫描的管电流时间乘积≥160 mAs时，能得到较稳定且较好的横断图像高对比分辨力、低对比分辨力及Z轴高对比分辨力。McCollough等[2]的研究表明，使用二代双源CT在120 kV、375 mAs、螺距0.8时，Z轴高对比分辨力为12 LP/cm。本研究中使用140 kV管电压，Z轴的高对比分辨力可达到11.36～11.90 LP/cm，提示高管电压扫描会得到更高的Z轴高对比分辨力。本研究结果所得Z轴高对比分辨力稍低，可能与使用的管电流时间乘积远低于而螺距也略高于McCollough等[2]的研究有关。本研究中横断面图像低对比分辨率在管电流时间乘积较低时(＜160 mAs)，有一定随管电压升高而升高的趋势，但结果出现波动，可能与高管电压时散射线增多影响低对比分辨力有关。当管电压＞120 kV，管电流时间乘积≥160 mAs时，可以得到稳定的＜2.7 mm的低对比分辨力。以上结果表明，在颞骨高分辨图像的扫描中，需要保持120 kV、160 mAs以上的扫描条件，可获得稳定的高质量图像。

低对比分辨力测量时读数不连续，肉眼观察具有一定主观性，因此本研究同时采用了测量噪声的方法，是基于噪声是影响CT低对比分辨力最直接、最密切的相关因素[5]。CT图像噪声的大小主要取决于探测器所接受的X射线量子数目的多少[4]。在本研究中，随着管电压和管电流时间乘积的增加，噪声呈指数衰减的趋势，表明辐射剂量的增加会改善低对比分辨力。增加辐射剂量可通过增加管电压和提高管电流时间乘积两种方法，辐射剂量与管电压的2～3次幂成正比，与管电流时间乘积线性相关[6]。本研究中的噪声测量结果与低对比分辨力的测量结果有一定差异，表明了裸眼判读低对比分辨力具有一定的主观性，窗宽窗位的调整、观察者人眼的识别能力等条件都会对结果产生影响；但同时裸眼判读低对比度分辨力的结果容易对临床需求进行解释，因此被广泛使用。对仿真头模的颞骨信噪比的测量也表明，随着辐射剂量的增加，图像的信噪比增加。

郑慧等[9]应用Philips 256层Brilliance iCT，使用120 kV、250 mAs、螺距0.391的条件对患者进行颞骨高分辨CT扫描时，扫描剂量为0.90 mSv。亓恒涛等[10]在西门子Somatom Sensation 64层螺旋CT机应用120 kV管电压进行颞骨CT扫描，发现当管电流降低到160 mAs时，虽然背景噪声增加，但图像质量可用于诊断，而CTDIvol降至20.1 mGy。Meyer等[11]报道，在三代双源CT机应用120 kV、114 mAs参考条件及自动管电流技术进行颞骨高分辨扫描，CTDIvol在15.4 mGy。通过以上对比可以看到，不同研究者使用不同扫描条件进行颞骨高分辨CT成像，辐射剂量随管电压和管电流时间乘积的增加而增加。在本研究中，当使用120 kV、160 mAs扫描条件时，CTDIvol为21.84 mGy，有效剂量为0.47 mSv。西门子第3代双源CT使用0.2 mm2小焦点，无需使用额外的Z轴滤过，从而能够提高剂量效率，通过较低的辐射剂量获得良好的图像质量[12]。

在临床应用中，为解决特定的诊断问题，操作者可倾向于侧重一个或多个图像参数[13-15]。如在观察中耳炎或者耳肿物时，图像在注重高对比分辨力的同时，对低对比分辨力的要求也较高，需要选取＞120 kV、＞160 mAs的条件进行扫描；如观察先天发育异常时，因为颞骨本身具有天然高对比，适当降低mAs扫描虽然会增加噪声，但不影响骨的分辨，从临床的角度而言可以接受[16]。

4 结论

本研究结果表明，扫描管电压≥120 kV，扫描管电流时间乘积＞160 mAs时，颞骨高分辨CT图像质量兼具高空间分辨力与高密度分辨力。在实际应用中，应结合临床诊断需求，选取适当的扫描条件。