双源CT能谱纯化扫描技术在多发性骨髓瘤中的应用

张秀莉 代 岳 谢丽响 岳思宇 吴 琛 徐 凯

多发性骨髓瘤（multiple myeloma，MM）是一种血液恶性疾病，主要表现为骨髓中单克隆浆细胞异常增殖，占血液病死亡率的15%~20%［1］。若患者表现为下列症状之一，如血清钙水平升高、肾功能损害、贫血或骨病变，则诊断为有症状MM并需要治疗［2］。溶骨性骨质破坏程度是Durie-Salmon分期的重要依据，而溶骨性病变的检出主要依赖影像学检查。

全身骨骼X线摄影为MM骨病的传统检查方法，然而灵敏度差，只有当骨小梁损失量达30%~50%时，X线成像才能检测到溶骨性病变，容易造成漏诊、误诊，因此全身骨骼X线检查不能作为Durie-Salmon分期的依据。随着低剂量CT检查和迭代算法的广泛应用，全身低剂量CT（whole-body low-dose CT，WBLDCT）无须CT造影剂，可在低辐射剂量条件下高精度检测全身骨骼的病变［3］。2018年国际骨髓瘤工作组推荐WBLDCT为MM患者的首选影像学检查方法［4］，并推出WBLDCT的检查与诊断规范指南，我国多发性骨髓瘤诊治指南（2020年修订），将WBLDCT作为MM诊断和预后分层有价值的检查手段［1］。PET/CT能提供MM的诊断、分期、治疗和随访的重要信息［5］。然而，高辐射、高成本限制了PET/CT在临床实践中的广泛应用。磁共振成像（MRI）相对于CT的主要优势是无辐射、它能够区分骨髓增生和正常骨髓，能鉴别良恶性病理性骨折及发现隐匿性疾病。然而，检查时间长、患者体内植入心脏起搏器等设备、幽闭恐惧症以及高成本是MRI的局限性。因此，WBLDCT似乎最适合检测MM患者的溶骨性病变。然而MM患者在治疗及随访中需反复进行WBLDCT，因此辐射剂量成为国内外专家关注的热点。新一代CT能谱纯化技术（spectrum purification technology，SPS）通过滤过低能级射线，提高射线利用率，明显降低辐射剂量，消除硬化线束伪影，保证图像质量。本文旨在探讨双源能谱纯化WBLDCT扫描技术在MM患者应用中的可行性。

方 法

1. 研究对象

连续性收集我院2019年6月—2021年07月确诊MM并行WBLCT的患者126例，使用随机数表法将患者随机分为3组。记录所有患者的基本信息，包括年龄、性别、身高、体重、体重指数（BMI）。本研究方案经医院医学伦理委员会审查批准，所有患者均签署知情同意书。纳入标准为临床怀疑或确诊MM患者。排除标准为患者难以配合，图像有严重运动伪影。

2. 检查方法

使用第三代西门子双源CT，患者取仰卧位。扫描范围：颅顶至胫骨近端。扫描方案如下：A组（低电压能谱纯化组），管电压Sn100 kV，启用CAREDose4D，参考值200 mA，扫描时间9.98 s，螺距1.2，转速0.5 s/r；B组（低电压组），管电压100 kV，启用CAREDose4D，参考值136 mA，扫描时间9.78 s，螺距1.2，转速0.5 s/r；C组（高电压能谱纯化大螺距组），管电压Sn150 kV，启用CAREDose4 D，参考值132 mA，扫描时间1.76 s，采用Flash扫描模式，转速0.25 s/r，螺距3.0。其余扫描及重建参数相同：准直为5 mm×96 mm×0.6 mm。使用ADMIRE迭代强度3进行迭代重建，包括厚层软组织算法和薄层骨算法。厚层软组织算法：软组织窗（卷积和：Br40f）；重建层厚5 mm，间隔5 mm。薄层骨算法：骨窗（卷积和：Br59f）；重建层厚1.5 mm，间隔1.5 mm。扫描结束后将原始数据图像传输至后处理工作站。均行颅顶至尾椎矢状位多平面重组，肱骨和股骨长轴冠状位多平面重组。

3. 图像分析

3.1 客观图像分析

2名具有8年以上工作经验的放射医生用sygo.via工作站采用互盲法进行定量分析，测量的图像为薄层骨窗图像，窗宽1 500 HU，窗位500 HU。分别测量额骨松质骨、枕骨致密骨、双侧肱骨头松质骨、腰1（L1）椎体松质骨、双侧髂骨松质骨、双侧股股骨头松质骨和双侧股骨干的致密骨CT值和标准差，感兴趣区（ROI）为2 mm2。为了减小测量误差，在连续3个层面上测量，然后取平均值。测量时尽量避开溶骨性病灶。

在胸壁腹侧3 cm的无伪影区域测量图像噪声（胸壁外空气的CT的标准差SD），ROI约为2 cm2，在连续3个层面上测量，取平均值（SDn）作为图像的噪声值。信噪比（SNR）、对比度噪声比（CNR）计算公式分别为SNR=ROI0/SDn和CNR=（ROI0-ROI1）/SDn，其中ROI0=感兴趣的CT值，ROI1=腰大肌的CT值。

3.2 主观图像分析

由2名骨肌放射学专家在不知道临床资料和CT扫描参数的情况下，分别在颅骨、颅底、颈4（C4）椎体、肱骨头、胸6（T6）椎体、肋骨、腰3（L3）椎体、髂前上棘、股骨头、股骨干水平独立评估图像质量。窗宽、窗位设定与图像定量分析时一致。依据噪声、条纹伪影和图像清晰度，采用5分法对图像质量进行主观评分（1分：图像噪声大，伪影重，不能诊断；2分：图像存在较多的噪声和伪影，诊断价值有限；3分：图像质量基本满足诊断；4分：图像质量好，诊断性强；5分：图像质量优，诊断价值强）。

4.辐射剂量及扫描时间评估

记录所有患者的扫描参数，包括管电压、管电流、容积CT剂量指数（volumetric CT dose index，CTDIvol）、 剂 量 长 度 乘 积 （dose length product，DLP）。按照公式计算出有效剂量（effective radiation dose，ED） 值：ED=DLP×k（k=0.015 mSv·mGy-1·cm-1）［6］。记录扫描时间。

影像品质因子（figure of merit，FOM），是针对辐射剂量标准化的图像质量指标，将其用于比较两种扫描方案间的剂量效率［7］。计算公式如下：FOM=CNR2/ED。

5. 统计学分析

使用SPSS 20.0统计学软件进行数据分析。定量数据用均数±标准差表示。单因素方差分析（oneway ANOVA）用于评估组间患者的年龄、身高、体重、BMI、CT值、SNR、CNR、CTDIvol、ED和FOM。图像质量主观评分使用Kruskal-Wallis检验。2名医师对于图像质量的主观评分采用kappa一致性检验，kappa≤0.40为一致性较差，0.40＜kappa＜0.75为一致性中等，kappa≥0.75为一致性好。P＜0.05为差异有统计学意义。

结 果

1. 患者资料

126例患者随机分成3组：Sn100 kV组、100 kV组和Sn150 kV大螺距组。3组患者的基本资料如表1所示，其中性别（P=0.714）、年龄（P=0.746）、身高（P=0.393）、体重 （P=0.407） 及BMI（P=0.359） 在各组间差异均无统计学意义（P＞0.05）。

表1 各组患者的基本资料比较

2. 客观图像分析

3组间的额骨板障、枕骨外板、双侧股骨干骨皮质的CT值差异具有统计学意义（P＜0.05）。其余各部位的CT值差异均无统计学意义（P＞0.05）。详见表2。

表2 各组患者不同部位CT值比较

3组间的左肱骨头髓腔CNR、左髂骨髓腔SNR及CNR、左股骨头CNR差异均无统计学意义（P＞0.05），其余部位的SNR、CNR差异均有统计学意义（P＜0.05，表3）。

表3 各组患者不同部位SNR、CNR值比较

3. 主观图像分析

3组图像中骨质破坏灶均显示清晰（图1）。由2名资深影像诊断医师以双盲法对图像质量进行评分，结果（表4）显示，3组图像的主观评分差异无统计学意义（P＞0.05）。2名影像医师的图像质量评分具有较好的诊断一致性（表4）。

表4 各组图像质量评分比较

4.辐射剂量及扫描时间

3组间CTDIvol、DLP、ED的差异具有统计学意义（P＜0.01，表5），各项指标由低到高排列为Sn100 kV组＜Sn150 kV大螺距组＜100 kV组。与100 kV组相比，Sn100 kV组的CTDIvol、DLP、ED分别下降约84.20%、85.84%、85.81%。与Sn150 kV大螺距组比较，Sn100 kV组的CTDIvol、DLP、ED分别下降约80.47%、81.97%、81.94%。Sn150 kV大螺距组的ED较100 kV组下降约21.42%。Sn100 kV组的FOM明显高于其他2组（P＜0.01，表6）。

表5 各组辐射剂量比较

表6 各组FOM比较

Sn150 kV大螺距组扫描时间为1.76 s左右，较Sn100 kV组 （9.98 s）缩短约82.36%，较100 kV（9.78 s）组缩短约82%。

讨 论

我们的研究表明，Sn100 kV全身低剂量CT（WBLDCT）可以显著降低辐射剂量，同时保证了图像的主观质量。尽管因为存在一定的图像噪声，身体各部位骨的SNR和CNR值会有所下降，但因骨组织结构致密，对图像的主观评分影响不大。对于病情较重难以耐受检查者，可选择150 kV高电压大螺距快速扫描方案。

X射线光子能量分布较宽，因此不同管电压之间必然存在能量的重叠，重叠的能量既无法产生有效的图像成像信息，又增加辐射剂量。鉴于此，CT能谱纯化技术应运而生。CT能谱纯化技术是一种新的降低辐射剂量方式，该技术基于X射线管的高管电流条件下在X射线束准直器中加入锡过滤板，从而剔除X线束中能量＜30 keV的无效低能射线，同时使射线束迁移到高能量光谱，可有效提高射线的利用率，减少人体的吸收剂量，达到降低辐射剂量的目的。既往研究表明，能谱纯化技术在保证CT图像质量的前提下，可以将副鼻窦CT扫描的辐射剂量降低73%［8］，使胸部CT的辐射剂量降低90%［9］。本研究中，Sn100 kV组的辐射剂量较100 kV组下降了85.81%，较国外文献［6］研究结果（74.34%）降低程度大，这可能与所用机器型号、管电流不尽相同有关。

图像噪声是能谱纯化技术存在的一个问题。Braun等［10］研究发现，与120 kV胸部CT平扫相比，Sn100 kV扫描方案图像噪声增高（21.3 HU vs 13.2 HU，P＜0.001），CNR值 减 低 （47.2 vs 75.3，P＜0.001）。国外学者［11］通过使用较高水平的迭代重建算法（ADMIRE5）来补偿Sn100 kV扫描产生的图像噪声，以保持噪声与常规100 kV方案组一致。本研究中Sn100 kV组采用迭代重建算法（ADMIRE 3），噪声仍增加，感兴趣区CNR值降低，因在预实验中发现ADMIRE5，图像过度柔化而未采用。然而3组的主观图像评分并无统计学差异，这可能是由于增强的图像噪声不影响观察溶骨性病灶。

Bodelle等［12］研究胸部CT平扫能谱纯化技术，发现当辐射剂量保持恒定时，Sn100 kV图像和100 kV图像之间的图像噪声相等。对于客观图像评分，低电压能谱纯化组大部分部位的CNR低于低电压组，但对于主观图像评分，低电压能谱纯化组与低电压组等同。这说明尽管客观图像噪声是能谱纯化CT扫描的一个明显问题，但是本研究的感兴趣区域为MM的骨质病灶，所增加的客观图像噪声对于临床常规中描述溶骨性病变似乎并不重要，尽管图像噪声增加，并不影响对骨内病变的观察。

客观指标和主观指标常用于图像质量的评价。有学者［13-14］认为测量值易受多方面影响而导致测量值不准确，因此不能单纯用测量值评估图像质量。FOM是一种用于评估图像质量的指标，反映图像质量与辐射剂量的双重因素，可用于衡量图像质量与辐射剂量利益最优化的结合点。FOM越高，提示质量与辐射的最佳组合。本组研究中，Sn100 kV组FOM明显高于其他2组，较好地兼顾了图像质量与辐射剂量两方面因素。

大螺距扫描是双源CT独有的成像技术，它通过交错获取两个探测器系统的数据，实现螺距值为3.2的无缝Z轴采样，其扫描速度快，有效减少患者检查时间、预防并发症，减少图像运动伪影，对于儿童及病情重、配合差的患者具有潜在的应用价值［15］。本研究发现，与100 kV组比较，Sn150 kV大螺距组辐射剂量减少约21.42%，扫描时间缩短约82%，提示Sn150 kV大螺距扫描方案对于儿童及病情重、配合差的患者具有潜在的应用价值。

本研究存在一定的局限性：首先，没有对比分析各部位溶骨性病灶的发生频率；而且Sn100 kV对骨外病变的检验效能未予以研究。对此将在后续工作中进一步研究完善。其次，由于CT辐射剂量的伦理问题，我们无法完成对所有患者同时实现3种CT扫描方案的对比。

综上，Sn100 kV全身低剂量CT能够在保证图像质量的前提下，明显降低辐射剂量，是诊断多发性骨髓瘤的骨质破坏灶的一种可行性手段。对于病情较重、配合度差者，可采用Sn150 kV大螺距快速扫描技术进行检查。