腹部CT低劑量掃描的應用研究

劉師竺，趙靜霞，胡博奇，于喜坤，張健，魏宇林，劉景鑫

1. 吉林大學中日聯誼醫院 放射線科，吉林 長春 130033；2. 吉林省醫學影像工程技術研究中心，吉林 長春 130033；3. 吉林大學 護理學院實驗教學中心，吉林 長春 130021；4. 長春市計量檢定測試技術研究院，吉林 長春 130012

引言

近年來，CT已經成為臨床診斷中不可或缺的一種檢查方法，隨著CT的發展，人們越來越關注如何在保證影像質量的前提下，使劑量最優化[1-3]。目前，國內外許多專家對低劑量CT檢查的方法進行了多方面、多角度的研究：如從設備入手，探究降低放射劑量時對圖像造成的影響；從掃描參數入手，從臨床試驗數據或實際應用的檢查數據中歸納總結出經驗[4-6]；也有的專家選擇了對單一機型、單一檢查項目或者某一項標準數值進行研究或闡釋[7-11]。雖然過往研究已對部分部位的檢查劑量和患者的受照射劑量給出了相應的參考值[12-14]，但腹部CT作為臨床常用的檢查手段，其低劑量相關研究卻相對匱乏[15-16]。我們在2016年成功獲得十三五國家重點研發項目《放射診療設備低劑量評價和應用規范研究》，在項目的支持下我們從圖像質量的評定入手，針對腹部低劑量CT掃描在多個省的醫院進行了不同模體直徑、不同螺距和不同mAs的大量實驗及數據統計分析，最終得出了腹部低劑量檢查的劑量閾值，這對臨床診療具有重要意義。

1 材料與方法

1.1 CT實驗模體

我們選取目前醫療市場上的主要CT廠家，國內廠家包括東軟醫療、明峰醫療、深圳安科和上海聯影，國外廠家包括GE醫療、Siemens醫療、Philips醫療、東芝醫療和日立醫療。歷時2年時間，地域覆蓋吉林省、黑龍江省、遼寧省、浙江省和四川省的126家醫院進行了326臺次試驗。CT實驗模體，見圖1。

圖1 CT實驗模體圖片

1.2 實驗方法

將CT實驗模體置于掃描野中心，掃描條件為管電壓120 kV，層厚5 mm，掃描時間1.0 s，在螺距∶速度（pitch:speed）為0.562:1、0.938:1和1.375:1的三種條件下，設置mA量分別為250、200、150、100、70、60、50、40、30以及20 mA進行掃描，掃描模體時在周圍不應有影響射線束的物質[17]。

1.3 測量方法

1.3.1 采用CATPHAN 500時的測量方法

（1）CT值、噪聲、均勻性。在CATPHAN模體的486模塊中心層面，在中心用大于100像素的感興趣區（Region of Interest，ROI）（面積約為1 cm2）測CT值及標準偏差（Standard Deviation，SD），用公式（1）計算噪聲。在圖像圓周相當于鐘表時針3、6、9、12點的方向，距圖像邊緣1 cm處取四個相同大小的ROI，計算四點CT值，邊緣CT值與中心CT值的最大偏差為均勻性。

式中，N表示噪聲，SD表示標準偏差。

（2）低對比分辨力（密度分辨力）。在CATPHAN模體的515模塊中心層面，同時調節窗寬和窗位，確定各對比度系列中所能分辨的最小一級孔徑。

（3）高對比度辨力（空間分辨力）。在CATPHAN模體的528模塊中心層面，同時調整窗寬和窗位，分辨最小的一組線對。用目測方法確定所能分辨的最高一級線對數。

1.3.2 采用RGRMS-2016時的測量方法

（1）CT值（水）。打開DICOM水模圖像，置窗寬W 100左右、窗位L 0左右，在水模圖像中心位取ROI面積170 mm2左右（ROI直徑約為水模直徑的1/10），讀取平均CT值，即CT值（水）。

（2）均勻性。在水模圖像圓周相當于鐘表12點（上）、3點（L：病人左）、6點（下）和9點（R：病人右）4個方向上，距邊緣約10 mm處，用上述面積的ROI圈測量4個平均CT值，與圖像中心位平均CT值的最大差值即均勻性的測量值；

（3）噪聲。按規范要求，在水模圖像中心取一定面積的ROI（如32 cm2左右，或取ROI直徑約為水模直徑的40%）測量ROI內平均CT值的標準偏差記為nT，T為實際掃描層厚按公式(2)對nT值進行層厚修正得n10，按公式(3)用n10計算噪聲。

式中，n10為層厚為10 mm時的噪聲，nT為實際層厚為T時噪聲的測量值，T為預設層厚，單位為 mm。

式中，σ水表示水模體ROI中測量的標準偏差，CT水、CT空氣分別表示水CT值和空氣CT值的測量值，則CT水－CT空氣為對比度標尺。

（4） 低對比可探測能力。打開DICOM低對比模體圖像，置窗寬W為20左右、窗位L為0左右，調試W/L到圖像清晰為準。10 mm層厚掃描時，4個模塊設計對比度分別為2%、1%、0.5%、0.3%；其中最大圓φ10 mm用于圖像實測對比度測量。測量φ10 mm圓處CTmean值，再在模塊中心處測得“背景CTmean值”，兩個CTmean值（HU）之差除以10為實測“%對比度”。每個模塊上供可分辨觀測的孔徑由大到小共九個：φ7、φ6、φ5、φ4、φ3、φ2.5、φ2、φ1.5、φ1.0。分別測量、計算、記錄每個模塊的圖像實測對比度和可看到的（可見明顯高于周圍噪聲的圓形輪廓）最小孔徑mm數。4個模塊所得對比度%數乘以可分辨最小孔徑mm數相加，求得均值，即低對比可探測能力。

（5）高對比分辨力。打開DICOM綜合模掃描標準重建或高分辨重建掃描像。將窗寬調至最小，降低窗位，觀看圖像周邊8個孔模像，mm為單位的方孔，尺寸由大到小：3×3，2.5×2.5，2×2，1.75×1.75，1.5×1.5//1.25×1.25，1.0×1.0//0.9×0.9，0.8×0.8/0.7×0.7//0.6×0.6，0.5×0.5//0.4×0.4//0.3×0.3/0.2×0.2，共八檔，15組孔。隨著窗位降低，每組5個孔不粘連、不丟失，即認為裸眼可分辨的標稱孔尺寸。通常情況下可能會丟失1～4個孔，經驗評估的方法：本組標稱孔尺寸+丟失孔數×（上組標稱孔尺寸－本組標稱孔尺寸）/5。高分辨算法與標準算法重建圖像的評估方法一樣，但掃描時應取較薄層厚，取5 mm左右，一般不取10 mm。

1.3.3 采用不同模體直徑時CT值、噪聲及均勻性的測量方法

將模體圓柱軸線與掃描層面垂直并處于掃描野中心，對圓柱中間層面進行掃描。采用頭部掃描條件進行掃描，且每次掃描模體中心位置處的輻射劑量應不大于50 mGy。選取圖像中心大約500個像素點大小（約十分之一模體面積）的ROI，測量該ROI的平均CT值、標準偏差，其中平均CT值作為水CT值的測量值，標準偏差除以對比度標尺作為噪聲的測量值n，見公式（3）。另外在圖像圓周相當于鐘表時針3、6、9、12點的方向，距模體影像邊沿約10 mm處，選取大約500個像素點大小的ROI，分別測量這四個ROI的平均CT值，其中與圖像中心ROI平均CT值的最大差值作為均勻性的測量值。

2 結果

在實驗過程中，設定mAs和實際掃描中的mAs并非一個數值，見表1。

表1 設定mAs與實際mAs對照表

我們統計分析了不同劑量下各CT設備間的性能參數測量數據，結果見表2。

表2 不同劑量下各CT設備性能評分（±s）

表2 不同劑量下各CT設備性能評分（±s）

設定(mAs) 噪聲 (%) CT值 (HU) 均勻性 (HU)空間分辨力 (LP/cm)低對比度分辨力(mm)250 0.29±0.00-1.17±0.97 1.33±0.67 7 2.50±0.33 200 0.35±0.00-1.33±0.67 1.17±0.17 7 2.50±0.33 150 0.40±0.01-1.17±0.97 1.17±0.17 7 2.75±0.92 100 0.48±0.01-1.33±0.67 1.17±0.57 7 2.75±0.92 70 0.58±0.01-1.17±0.97 1.33±0.67 7 3.00±0.67 60 0.64±0.01-1.17±0.97 1.33±1.07 7 3.25±0.25 50 0.70±0.01-1.17±0.97 1.33±1.07 7 3.50±1.00 40 0.77±0.02-1.17±0.97 1.33±1.07 7 4.00±1.33 30 0.89±0.02-1.33±0.67 1.50±1.10 7 5.00±1.33 20 1.06±0.04-1.33±1.47 1.33±1.07 8 5.75±2.25 P值 ＜0.05 1.00 0.99 1 1.00

由表2可知，對于不同劑量下各CT設備間的CT值、均勻性、空間分辨力和低對比度分辨力4項指標P≥0.05，故其測量值差異無統計學意義，而噪聲指標P≤0.05，故其測量值有顯著性差異，為使結論能夠適用于臨床上大部分CT設備，我們在數據中選擇了一組噪聲相對不理想的數據進行分析，分析結果如下。

根據國家計量檢定規程JJG 961-2017《醫用診斷螺旋計算機斷層攝影裝置（CT）X射線輻射源》[18]要求中要求低對比分辨力在1%對比度應能分辨模體中3 mm的圓孔和0.3%對比度應能分辨模體中6 mm的圓孔，由此可見50 mAs以上的劑量都是符合要求的。由于低對比分別力對肉眼觀測是最直觀的評價方法，所以在以下的試驗中，我們對50 mAs以下的實驗結果不再進行論述。低對比分辨力隨mAs的變化規律，見表3。

表3 低對比分辨力隨mAs的變化規律

通過數據分析，CT圖像噪聲隨著mAs值的增大而減小；其他條件相同時，螺距越大，噪聲越大。這說明了低劑量檢查必然伴隨一定的噪聲，采用不同螺距時噪聲隨mAs的變化規律，見圖2[3]。

圖2 采用不同螺距時噪聲隨mAs的變化規律

通過數據分析，螺距:速度為0.562:1時，模體A、模體B總體變化不大，噪聲值隨毫安量降低而升高；當毫安量降到50 mAs以下時，模體C、模體D噪聲數值變化較大，75 mAs以上時噪聲數值變化較小。當劑量大于75 mAs時噪聲變化趨于平緩。模體A直徑為21.5 cm，模體B直徑為21.5 cm，模體C直徑為33 cm；模體D直徑為40 cm。由此可見，直徑不同的模體受mAs影響，噪聲變化不盡相同，但總體呈現為mAs降低，噪聲升高。采用不同模體直徑時噪聲隨mAs的變化規律，見圖3。

圖3 采用不同模體直徑時噪聲隨mAs的變化規律

通過數據分析，螺距∶速度為0.938:1時，我們可以看到，大于50 mAs時的均勻性起伏波動很小，小于50 mAs時，模體C和模體D的均勻性開始大幅下降。采用不同模體直徑時均勻性隨管電流的變化規律，見表4。

表4 采用不同模體直徑時均勻性隨管電流的變化規律

通過數據分析，大于50 mAs時CT值波動極小。結合國家標準，CT值波動在允許范圍之內。小于50 mAs時，螺距:速度=0.938:1和螺距:速度=1.375:1的兩組數據中CT值有了較大變化。對于物體來說，CT值應該是固定的，但實際的機械誤差難以避免。采用不同螺距時CT值隨mAs變化規律表如表5所示。

通過數據分析，由表可見，降低毫安量至50 mAs以下時，空間分辨力略微降低。我們可以認為，在該實驗條件下，當毫安量為50 mAs以上時，對空間分辨力沒有影響。采用不同螺距時空間分辨力隨mAs的變化規律，見表6。

根據以上實驗結果，空間分辨力隨mAs變化不大，當毫安秒小于50 mAs時，模體的CT值、均勻性和低對比分辨力均有大幅度改變，不符合相應國家標準。為了降低劑量，我們必須適度的容忍一定程度的噪聲，這是成像技術和后處理技術更新換代之前我們幾乎無法解決的問題。當mAs小于50 mAs時，低對比分辨力不能符合標準；當mAs大于75 mAs時，噪聲的變化趨于平緩。所以在保證影像質量的前提下，腹部CT低劑量掃描的劑量閾值為75 mAs。

表5 采用不同螺距時CT值隨mAs變化規律

表6 采用不同螺距時空間分辨力隨mAs的變化規律

3 討論

隨著多層螺旋CT的廣泛應用，X線輻射劑量的問題越來越受到重視。根據CT檢查放射防護原則，我們應在保證圖像質量、滿足診斷要求的前提下，盡量減少患者的輻射劑量。在低劑量概念已經深入業內的今天，怎樣用低劑量獲取最有診斷價值的圖像非常關鍵。低劑量掃描技術可以通過優化掃描參數，合理的選擇管電流值，在滿足診斷的基礎上來控制輻射劑量，從而保護受檢者的健康。保持管電壓不變，降低管電流量，是目前降低輻射劑量的主要研究方向。CT的設備的輻射劑量降低，則得到的圖像中的低對比分辨力降低，即分辨圖像細節的能力降低；圖像的噪聲增大，其低劑量圖像與常規劑量圖像相比較，圖像中的顆粒明顯增粗。過低劑量條件下的噪聲導致圖像顆粒增粗，將對診斷將產生極大干擾。120 kV條件下，低對比分辨力和空間分辨力的閾值為50 mAs，噪聲的閾值為75 mAs。所以，我們選擇75 mAs作為低劑量CT腹部檢查的劑量閾值。

本研究選用的模體數較少，但模體所覆蓋的類型較齊全，采用了多種不同廠家、不同直徑、不同材質的模體，模擬不同肥胖程度的患者進行低劑量CT掃描。研究結果具備一定的局限性，但是對臨床具有一定的指導意義。本研究提供了腹部低劑量CT掃描所用的劑量閾值，既能使患者受到的輻射劑量降低，減少電離輻射對身體的傷害，又能滿足患者病情的診治需求，這是放射醫師和臨床醫師共同的愿望。

4 結論

我們在滿足GB/T 17589-2011《X射線計算機斷層攝影裝置質量保證檢測規范》、JJG 961-2017《醫用診斷螺旋計算機斷層攝影裝置（CT）X射線輻射源》和CATPHAN 500說明書中對均勻性、噪聲、空間分辨力、低對比分辨力和CT值的計量性能要求的前提下，通過以上數據進行統計分析，我們基本找到采用不同模體直徑、不同螺距時隨著mAs降低均勻性、噪聲、空間分辨力、低對比分辨力和CT值的變化趨勢。根據以上研究，我們認為當mAs大于75 mAs時可以滿足質控模體的低劑量掃描需要。

當然，我們給出的劑量范圍只是一個初步的粗略范圍，圖像質量的評價也不應只是單純的劑量研究。是否影響診斷，還需要不同年資的影像醫師及臨床醫師進行主觀判斷。如何在不影響診斷的情況下獲得更低劑量的圖像，這還需要我們進一步研究。