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字減影血管造影相媲美[3]。隨著CT技術的不斷發(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用。然而多數腦血管疾病患者需術前檢查及術后定期復查，檢查次數較多，所以輻射劑量較大。根據輻射防護的最優(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、體重無明顯差異。

2.掃描技術

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。應用對比劑跟蹤（bolus－tracking）技術 ，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CT值達到100HU時，延遲4s自動觸發(fā)掃描。主要掃描參數見表1。兩組其它掃描參數和重組參數均相同：層厚1mm，層間隔0.7mm，視野23cm×23cm～26cm×26cm，重組函數30f。

表1 兩組掃描參數比較

3.圖像后處理及圖像質量

掃描結束后自動生成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）及容積再現技術（volume rendering technique，VRT）等進行后處理。

4.圖像質量評價方法

圖像質量主觀評價方法：由兩位有經驗的醫(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，評價內容主要包括頸內動脈、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）。根據圖像質量分為4級[6]：1級為不合格，圖像質量差，不能進行診斷，定為1分；2級為圖像質量欠佳，偽影較多，從而降低了診斷的可信度，定為2分；3級為圖像質量較好，有一些偽影，但尚能進行影像學診斷，定為3分；4級為圖像質量好，僅有少許偽影或無偽影，血管結構顯示清楚并能進行較精確的影像學診斷，定為4分。對評價不一致的，協商解決。

圖像質量客觀評價方法：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值采用雙側頸內動脈虹吸段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）。如果僅有一側頸內動脈顯影，就以這一側頸內動脈的CT值作為血管平均CT值。

5.輻射劑量的測量

檢查結束后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（CT dose index，CTDIvol，單 位 mGy）和劑量長度乘積（dose length product，DLP，單位mGy·cm）。根據 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)計學處理

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

結 果

1.A、B兩組圖像質量主觀評估

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)計學意義（t＝－0.53，P＝0.82）。

表2 兩組圖像質量主觀評價的比較 （例）

2.A、B兩組圖像質量客觀評估

兩組圖像的SNR、CNR、噪聲及頸動脈內CT值測量結核見表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)計學意義（P＞0.05）。

表3 兩組圖像質量數據結果分析

3.A、B兩組輻射劑量分析

兩組的CTDIvol、DLP、ED及掃描長度測量結果見表4。兩組患者掃描長度差異無統(tǒng)計學意義（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旋轉機架上安裝有A、B兩個球管及兩套相互獨立的數據采集系統(tǒng)[9]，可以通過設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據[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。雙能量成像可根據不同能量下光子吸收的變化檢測出物質組成的差異[11]，在進行圖像后處理時能夠更容易去除骨結構等，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，在技術上有了更大的進步。其探測器寬度的增加、球管旋轉一周時間的降低、選擇性能譜濾過技術的應用以及有效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用了選擇性能譜濾過（selected by photon shields，SPS）技術，對140kVp的光子束應用錫（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，由于顱底部骨結構復雜，使用選擇性能譜濾過技術后高能譜的光子量降低，會產生射線硬化偽影（beam hardening artefact）[18-19]。由于這種偽影的存在，使巖骨錐體的結構顯示不清，并對血管的顯示產生一定影響[20-21]。為避免偽影對圖像質量產生影響，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量。

影響圖像質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機的毫安秒均按設備廠家建議的值進行設定，二代雙源CT機兩個X射線管的管電流由固定比率相聯系，據此設定A管有效mAs值，B管將基于預定義的比例自動調整。二代雙源CT與一代雙源CT的mAs設定值不同，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的應用都明顯提高了圖像質量，把低有效mAs對圖像質量的影響降到最低。所以，低有效mAs可結合其它技術的進步來保證圖像質量，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的應用為掃描參數的優(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用價值。

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