雙源CT不同掃描條件下顳骨圖像質(zhì)量與劑量的定量研究*

江桂蓮 尹紅霞* 胡志海 鐘朝輝 楊正漢 王振常

由于顳骨部位結(jié)構(gòu)纖細(xì)且構(gòu)造復(fù)雜，因此顳骨CT掃描對圖像的高對比分辨率及低對比分辨率都有較高的要求。顳骨CT的掃描野鄰近眼晶狀體、唾液腺等對射線輻射非常敏感的器官，在臨床實(shí)踐中輻射劑量控制也備受重視[1]。西門子第3代雙源CT具有超高分辨率(ultra-high resolution，UHR)掃描模式，采用0.2 mm2小焦點(diǎn)，無需在患者后方使用Z軸過濾器；而使用Z軸去卷積技術(shù)聯(lián)合迭代重建圖像后處理算法，在提升空間分辨率的同時(shí)降低圖像噪聲及輻射劑量[2-3]。本研究使用西門子第3代雙源CT，采用橫斷面圖像噪聲、低對比分辨力及高對比分辨力及Z軸高對比分辨力為指標(biāo)，評價(jià)UHR模式不同掃描條件下顳骨圖像質(zhì)量，用容積CT劑量指數(shù)(computed tomography dose index，CTDIvol)評價(jià)輻射劑量，其研究結(jié)果將為臨床應(yīng)用提供參考。

1 資料與方法

1.1 設(shè)備與材料

采用SOMATOM Definition Force型第3代雙源CT(德國西門子公司)進(jìn)行CT成像；應(yīng)用仿真頭模(北京宇正中維科貿(mào)有限公司)評估顳骨圖像質(zhì)量和劑量；RGRMS2016型CT成像性能檢測模體(北京卡迪諾科技有限公司)評價(jià)不同顳骨CT成像條件所得圖像的橫斷面圖像噪聲、低對比分辨力、高對比分辨力及Z軸方向的高對比分辨力。

1.2 掃描方法

(1)檢測模體掃描。對RGRMS2016型CT成像性能檢測模體進(jìn)行2次掃描：①按常規(guī)位置掃描，所得圖像用于測量橫斷面圖像噪聲及高對比分辨力和低對比分辨力；②將模體從常規(guī)位置旋轉(zhuǎn)90°掃描，所得圖像進(jìn)行冠狀位重建，計(jì)算Z軸方向高對比分辨力。掃描包含干燥的顳骨標(biāo)本的仿真頭模，掃描范圍包括乳突尖到鼓室蓋上緣，計(jì)算前庭周圍顳骨信噪比，以此來量化評估圖像質(zhì)量。

(2)掃描參數(shù)。管電壓分別取100 kV、110 kV、120 kV、130 kV和140 kV，管電流時(shí)間乘積分別取100 mAs、130 mAs、160 mAs、190 mAs和220 mAs，共得到25種管電壓及管電流掃描參數(shù)組合；準(zhǔn)直器寬度64 mm×0.6 mm，螺距為0.85，轉(zhuǎn)速為1.0 r/s，kernal值為Ur77，重建矩陣為512×512，重建最小層厚為0.4 mm。

1.3 輻射劑量評估

記錄機(jī)器自動測量的CTDIvol和劑量長度乘積(dose length product，DLP)，采用有效劑量(effective dose，ED)進(jìn)行劑量描述，其計(jì)算為公式1：

ED=k×DLP(mSv) (1)

式中k值為與受檢者年齡及受檢部位有關(guān)的轉(zhuǎn)換系數(shù)，歐洲關(guān)于CT質(zhì)量標(biāo)準(zhǔn)指南中給出成人頭頸部參考值為0.0031 mSv·Gy·cm。

1.4 客觀圖像質(zhì)量評估

1.4.1 仿真頭模信噪比測量

由1位頭頸部影像主治醫(yī)師采用圓形感興趣區(qū)域(regions of intersect，ROI)測量仿真頭模前庭附近顳骨結(jié)構(gòu)的CT值及標(biāo)準(zhǔn)差值(SD)，并計(jì)算仿真頭模信噪比(signal noise ratio，SNR)。

SNR=ROI的CT均值÷SD值。

1.4.2 模體噪聲、低對比分辨力和高對比分辨力測量

對CT成像性能檢測模體的噪聲、低對比分辨力和高對比分辨力進(jìn)行測量，見圖1。

圖1 CT成像性能檢測示意圖

(1)噪聲。重建10 mm層厚的水模圖像，在圖像中心選取直徑約為測試模體圖像直徑40%的ROI，測量該ROI內(nèi)CT值的標(biāo)準(zhǔn)偏差，噪聲(n)=標(biāo)準(zhǔn)偏差÷對比度標(biāo)尺，其計(jì)算為公式1：

式中σ水代表水模體ROI中測量的標(biāo)準(zhǔn)偏差；CT水為水的CT值；CT空氣為空氣的CT值；CT水-CT空氣為對比度標(biāo)尺，CT值取1000 HU。

(2)低對比分辨力。重建10 mm層厚的低對比模體圖像，其4個(gè)模塊設(shè)計(jì)對比度分別為2%、1%、0.5%和0.3%；每個(gè)模塊上可供觀測的孔徑共有9個(gè)，由大到小分別為φ7、φ6、φ5、φ4、φ3、φ2.5、φ2、φ1.5和φ1.0。分別測量、計(jì)算并記錄4個(gè)模塊的圖像實(shí)測對比度(Measured contrast，mc)并將其表示為mc(n=1、2、3、4)和最小孔徑mm數(shù)φn(n=1、2、3、4)(可見明顯高于周圍噪聲的圓形輪廓)。4個(gè)模塊所得實(shí)測對比度乘以可分辨最小孔徑尺寸相加，求得均值，即低對比分辨力。低對比分辨力計(jì)算為公式2：

(3)高對比分辨力。打開高對比模體圖像，將窗寬調(diào)至最小，降低窗位，觀看圖像周圍孔模像，孔為方形，邊長單位為mm，邊長由大到小分別為：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組邊長不同的孔，每組有5個(gè)孔，孔的大小相同，孔的間距與邊長相同。隨著窗位降低，每組5個(gè)孔不粘連、不丟失，即認(rèn)為裸眼可分辨的標(biāo)稱孔尺寸。通常情況下可能會丟失1～4個(gè)孔。高對比分辨力計(jì)算為公式3：

2 結(jié)果

在實(shí)驗(yàn)過程中，由于X射線管的功率限值，當(dāng)使用較高的管電壓130 kV和140 kV掃描時(shí)，管電流時(shí)間乘積會受到限制，無法達(dá)到220 mAs，分別為202 mAs和196 mAs。

2.1 圖像質(zhì)量

(1)圖像的Z軸高對比分辨力。當(dāng)管電壓從100 kV到140 kV變化時(shí)，圖像的Z軸高對比分辨力均值分別為9.41 LP/cm、9.62 LP/cm、9.62 LP/cm、10.03 LP/cm和11.47 LP/cm。140 kV管電壓的Z軸高對比分辨力高于其余管電壓；130 kV管電壓中190 mAs和220 mAs條件下的Z軸高對比分辨力高于其他管電壓較低條件，可達(dá)到＞10.42 LP/cm；其余管電壓條件的Z軸高對比分辨力無明顯變化趨勢。不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的圖像的Z軸高對比分辨力結(jié)果見表1。

表1 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的圖像Z軸高對比分辨力(LP/cm)

(2)橫斷面圖像高對比分辨力。當(dāng)管電壓從100 kV到140 kV變化時(shí)，橫斷面圖像高對比分辨力均值分別為10.56 LP/cm、11.23 LP/cm、12.84 LP/cm、12.37 LP/cm和13.79 LP/cm，最高可達(dá)到15.63 LP/cm。當(dāng)采用140 kV管電壓掃描，高對比分辨力穩(wěn)定在11.9 LP/cm以上；當(dāng)采用110 kV、130 mAs以上掃描條件時(shí)，高對比分辨力達(dá)到11.36 LP/cm以上。不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的橫斷面圖像高對比分辨力結(jié)果見表2。

表2 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的橫斷面圖像高對比分辨力(LP/cm)

(3)橫斷面圖像低對比分辨力。當(dāng)管電壓從100 kV到140 kV變化時(shí)，橫斷面圖像低對比分辨力均值分別為4.26 mm、3.75 mm、3.27 mm、2.58 mm和2.51 mm，最低可達(dá)2 mm；當(dāng)mAs較低時(shí)(100 mAs、130 mAs)，低對比分辨力并未隨kV升高而升高，結(jié)果出現(xiàn)波動；當(dāng)mAs≥160時(shí)，100 kV和110 kV掃描時(shí)的低對比分辨力結(jié)果有波動，采用120 kV以上管電壓掃描低對比分辨力可達(dá)到2.71 mm以下。不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的低對比分辨力結(jié)果見表3。

表3 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的低對比分辨力(mm)

當(dāng)管電壓一定時(shí)，圖像的噪聲隨管電流的增加而減小；而當(dāng)管電流一定時(shí)，隨著管電壓升高，圖像噪聲減小。不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的噪聲結(jié)果見表4。

管電壓一定時(shí)，仿真頭模前庭周圍顳骨信噪比隨管電流的增加而增加；而當(dāng)管電流一定時(shí)，隨著管電壓升高，前庭周圍顳骨信噪比增加。見表5。

2.2 輻射劑量

當(dāng)管電壓分別取100 kV、110 kV、120 kV、130 kV和140 kV，管電流時(shí)間乘積取100 mAs、130 mAs、160 mAs、190 mAs和220 mAs時(shí)，DLP在58～289.8 mGy·cm范圍內(nèi)，CTDIvol在8.36～43.06 mGy范圍內(nèi)，有效劑量在0.18～0.90 mSv范圍內(nèi)。CTDIvol隨著管電壓的增加而增加，并與管電壓的2～3次冪成正比，即管電壓變化較小幅度可引起CTDIvol值較大變化。管電流與曝光時(shí)間的乘積與CTDI值成正比，并成線性關(guān)系。見表6。

表4 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的噪聲(%)

表5 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)得到的仿真頭模前庭周圍顳骨信噪比結(jié)果

表6 不同管電壓和管電流掃描參數(shù)時(shí)CTDIvol(mGy)

3 討論

在本研究中，使用仿真頭模及CT性能測試模體，對西門子第3代雙源CT不同管電壓及不同管電流時(shí)間乘積掃描條件下的顳骨圖像質(zhì)量利用客觀指標(biāo)(Z軸高對比分辨力、橫斷面圖像高對比及低對比分辨力、噪聲及顳骨信噪比)進(jìn)行評定，這在以往的報(bào)道中較少見，同時(shí)本研究對輻射劑量情況進(jìn)行總結(jié)。

白玫等[4]報(bào)道，探測器孔徑、螺距等影響Z軸高對比分辨力；幾何分辨率極值(如焦點(diǎn)大小、探測器寬度、采樣率大小等)、像素大小、重建算法等影響橫斷面圖像高對比分辨力。在本研究中，以上參數(shù)在各種條件掃描時(shí)保持一致，只改變掃描的管電壓和管電流時(shí)間乘積，通過觀察研究結(jié)果，當(dāng)掃描的管電壓≥120 kV，同時(shí)掃描的管電流時(shí)間乘積≥160 mAs時(shí)，能得到較穩(wěn)定且較好的橫斷圖像高對比分辨力、低對比分辨力及Z軸高對比分辨力。McCollough等[2]的研究表明，使用二代雙源CT在120 kV、375 mAs、螺距0.8時(shí)，Z軸高對比分辨力為12 LP/cm。本研究中使用140 kV管電壓，Z軸的高對比分辨力可達(dá)到11.36～11.90 LP/cm，提示高管電壓掃描會得到更高的Z軸高對比分辨力。本研究結(jié)果所得Z軸高對比分辨力稍低，可能與使用的管電流時(shí)間乘積遠(yuǎn)低于而螺距也略高于McCollough等[2]的研究有關(guān)。本研究中橫斷面圖像低對比分辨率在管電流時(shí)間乘積較低時(shí)(＜160 mAs)，有一定隨管電壓升高而升高的趨勢，但結(jié)果出現(xiàn)波動，可能與高管電壓時(shí)散射線增多影響低對比分辨力有關(guān)。當(dāng)管電壓＞120 kV，管電流時(shí)間乘積≥160 mAs時(shí)，可以得到穩(wěn)定的＜2.7 mm的低對比分辨力。以上結(jié)果表明，在顳骨高分辨圖像的掃描中，需要保持120 kV、160 mAs以上的掃描條件，可獲得穩(wěn)定的高質(zhì)量圖像。

低對比分辨力測量時(shí)讀數(shù)不連續(xù)，肉眼觀察具有一定主觀性，因此本研究同時(shí)采用了測量噪聲的方法，是基于噪聲是影響CT低對比分辨力最直接、最密切的相關(guān)因素[5]。CT圖像噪聲的大小主要取決于探測器所接受的X射線量子數(shù)目的多少[4]。在本研究中，隨著管電壓和管電流時(shí)間乘積的增加，噪聲呈指數(shù)衰減的趨勢，表明輻射劑量的增加會改善低對比分辨力。增加輻射劑量可通過增加管電壓和提高管電流時(shí)間乘積兩種方法，輻射劑量與管電壓的2～3次冪成正比，與管電流時(shí)間乘積線性相關(guān)[6]。本研究中的噪聲測量結(jié)果與低對比分辨力的測量結(jié)果有一定差異，表明了裸眼判讀低對比分辨力具有一定的主觀性，窗寬窗位的調(diào)整、觀察者人眼的識別能力等條件都會對結(jié)果產(chǎn)生影響；但同時(shí)裸眼判讀低對比度分辨力的結(jié)果容易對臨床需求進(jìn)行解釋，因此被廣泛使用。對仿真頭模的顳骨信噪比的測量也表明，隨著輻射劑量的增加，圖像的信噪比增加。

鄭慧等[9]應(yīng)用Philips 256層Brilliance iCT，使用120 kV、250 mAs、螺距0.391的條件對患者進(jìn)行顳骨高分辨CT掃描時(shí)，掃描劑量為0.90 mSv。亓恒濤等[10]在西門子Somatom Sensation 64層螺旋CT機(jī)應(yīng)用120 kV管電壓進(jìn)行顳骨CT掃描，發(fā)現(xiàn)當(dāng)管電流降低到160 mAs時(shí)，雖然背景噪聲增加，但圖像質(zhì)量可用于診斷，而CTDIvol降至20.1 mGy。Meyer等[11]報(bào)道，在三代雙源CT機(jī)應(yīng)用120 kV、114 mAs參考條件及自動管電流技術(shù)進(jìn)行顳骨高分辨掃描，CTDIvol在15.4 mGy。通過以上對比可以看到，不同研究者使用不同掃描條件進(jìn)行顳骨高分辨CT成像，輻射劑量隨管電壓和管電流時(shí)間乘積的增加而增加。在本研究中，當(dāng)使用120 kV、160 mAs掃描條件時(shí)，CTDIvol為21.84 mGy，有效劑量為0.47 mSv。西門子第3代雙源CT使用0.2 mm2小焦點(diǎn)，無需使用額外的Z軸濾過，從而能夠提高劑量效率，通過較低的輻射劑量獲得良好的圖像質(zhì)量[12]。

在臨床應(yīng)用中，為解決特定的診斷問題，操作者可傾向于側(cè)重一個(gè)或多個(gè)圖像參數(shù)[13-15]。如在觀察中耳炎或者耳腫物時(shí)，圖像在注重高對比分辨力的同時(shí)，對低對比分辨力的要求也較高，需要選取＞120 kV、＞160 mAs的條件進(jìn)行掃描；如觀察先天發(fā)育異常時(shí)，因?yàn)轱D骨本身具有天然高對比，適當(dāng)降低mAs掃描雖然會增加噪聲，但不影響骨的分辨，從臨床的角度而言可以接受[16]。

4 結(jié)論

本研究結(jié)果表明，掃描管電壓≥120 kV，掃描管電流時(shí)間乘積＞160 mAs時(shí)，顳骨高分辨CT圖像質(zhì)量兼具高空間分辨力與高密度分辨力。在實(shí)際應(yīng)用中，應(yīng)結(jié)合臨床診斷需求，選取適當(dāng)?shù)膾呙钘l件。