能譜CT 平掃單能量成像不同能量值對肝臟圖像質量影響的初步研究

王利，邱曉暉，吳志軍，邱明濤

隨著CT 技術的不斷進步，CT 檢查已越來越廣泛地應用于肝臟疾病的診斷與篩查之中［1］，寶石能譜CT 具有多參數成像以及多種定量分析方法的優勢，近年來也逐漸應用于臨床［2-3］。但目前國內外研究多集中于能譜CT 增強和血管方面［4-5］，對于能譜CT 平掃的應用及圖像質量控制卻少有涉及。本研究旨在研究能譜CT 平掃單能量成像不同能量值對肝臟圖像質量的影響，以選擇最佳能量值滿足最佳圖像要求。

能譜CT 平掃單能量成像不同能量值對肝臟圖像質量影響的初步研究

圖1 能譜CT平掃40 KeV肝臟及病灶圖像 圖2 能譜CT平掃60 KeV肝臟及病灶圖像 圖3 能譜CT平掃80 KeV肝臟及病灶圖像圖4 能譜CT平掃100 KeV肝臟及病灶圖像 圖5 能譜CT平掃120 KeV肝臟及病灶圖像 圖6 能譜CT平掃140 KeV肝臟及病灶圖像

1 資料與方法

1.1 一般資料收集亳州市人民醫院2018 年1 月至2019年5月期間臨床發現有肝臟病變后，行腹部CT平掃和三期增強檢查的病人36例（男26例，女10例），年齡（65.00±12.76）歲。其中轉移瘤16例，血管瘤4 例，膽管細胞癌2 例，肝細胞癌3 例，肝囊腫7例，肝膿腫2 例，2 例性質待定。病人或其近親屬知情同意，本研究符合《世界醫學協會赫爾辛基宣言》相關要求。

1.2 儀器和方法采用GE Revolution 寶石能譜CT進行平掃及增強掃描，平掃采用GSI能譜掃描，管電壓 80/140 kVp 瞬切，GSI Profile 選擇 GE Body 80 mm All，管電流 365 mA，Scan Type 選擇Helical，ASIR-V設為30%，三期增強采用常規模式掃描。掃描范圍從膈頂至雙側髂棘連線水平。掃描層厚5.0 mm，層間距5.0 mm。造影劑為碘佛醇320 mgI/mL，注射劑量為1.00～1.25 mL/kg，注射速率為3.0～3.5 mL/s。

1.3 圖像數據采集將受檢查者平掃能譜圖像及三期增強圖像重建（層厚為1.25 mm）后，上傳至GE AW4.7 工作站，在AW4.7 工作站中使用GSI General打開CT平掃能譜圖像，由兩名高年資醫師分別測量在不同能量值（40、50…140 KeV，共11組）下肝臟內病灶和正常肝實質的CT值和SD值，分別采用CT病、SD病、CT肝、SD肝表示，SD作為圖像噪聲，SD肝作為圖像背景噪聲。感興趣區范圍不低于100 mm2，盡量避開病灶壞死、鈣化、肝臟血管及偽影較大區域。取兩名醫生所測量的平均值，分別計算出11組圖像中病灶的信噪比（signal-to-noise ratio，SNR）、對比噪聲比（Contrast-to-noise ratio，CNR）及肝臟的信噪比，分別用 SNR病、CNR病、SNR肝表示。計算公式：①SNR病=CT病/SD病；②CNR病=｜CT病-CT肝｜/SD肝；③SNR肝=CT肝/SD肝［6］。

1.4 主觀圖像質量評價由兩名高年資醫師對11組圖像進行評分。根據肝實質及病灶圖像噪聲、硬化偽影大小、病灶細節顯示、對比分辨率及主觀印象將圖像質量分為5 個等級［7］。圖像噪聲、硬化偽影大，對比分辨率差，病灶顯示不清為1 分；圖像噪聲、硬化偽影較大，對比分辨率較差，病灶能粗略顯示為2 分；圖像噪聲、硬化偽影中等，對比分辨率尚可，病灶細節能初步顯示為3 分；圖像噪聲、硬化偽影較小，對比分辨率較好，病灶細節顯示良好為4分；圖像噪聲、硬化偽影小，對比分辨率高，病灶細節顯示清晰為5分。

1.5 統計學方法采用SPSS 17.0統計軟件進行統計分析，計量資料采用±s表示。各組間定量或等級資料（如CT 值、SD 值、SNR、CNR、圖像主觀質量評分）采用Spearman秩相關分析，P＜0.05為差異有統計學意義。

2 結果

在11組能譜圖像中，能量值高低與CT病、CT肝、SD病、SD肝之間呈負相關（rs＝-0.275，rs＝-0.770，rs＝-0.634，rs＝-0.773），與 SNR病、SNR肝、CNR病之間呈正相關（rs＝0.458，rs＝0.595，rs＝0.463）（見表 1），即隨著能量值的逐漸升高，CT病、CT肝、SD病、SD肝逐漸降低，而SNR病、SNR肝、CNR病逐漸升高（見圖1～6）。

表1 能譜CT單能量成像不同能量值下所測得參數/±s

表1 能譜CT單能量成像不同能量值下所測得參數/±s

注：肝臟內病灶和正常肝實質的CT值和SD值，分別采用CT 病、SD 病、CT 肝、SD 肝表示，CT為CT值，SD為圖像噪聲值，SNR為信噪比，CNR為對比噪聲比。

分組CT 病SD 病SNR 病CNR 病CT 肝SD 肝SNR 肝40 KeV 39.56±26.27 43.69±12.15 1.07±0.62 1.08±0.97 78.50±9.44 41.96±11.89 2.06±0.83 50 KeV 35.06±19.98 31.60±8.78 1.26±0.73 1.29±1.07 68.45±7.60 30.37±8.55 2.49±1.00 60 KeV 32.19±16.32 24.11±6.71 1.47±0.87 1.52±1.20 62.15±6.99 23.18±6.53 2.97±1.20 70 KeV 30.43±14.30 19.58±5.43 1.68±1.02 1.75±1.32 58.31±6.90 18.82±5.27 3.44±1.39 80 KeV 29.32±13.13 16.69±4.59 1.89±1.11 1.96±1.45 55.86±6.97 16.01±4.49 3.88±1.60 90 KeV 28.55±12.40 14.81±4.04 2.08±1.18 2.13±1.51 54.19±7.04 14.22±3.94 4.22±1.70 100 KeV 28.04±11.97 13.50±3.66 2.25±1.25 2.28±1.59 53.06±7.14 12.95±3.57 4.54±1.82 110 KeV 27.68±11.67 12.57±3.40 2.38±1.31 2.42±1.70 52.27±7.22 12.05±3.36 4.83±2.00 120 KeV 27.44±11.49 11.99±3.23 2.47±1.34 2.50±1.73 51.76±7.26 11.51±3.17 4.99±2.03 130 KeV 27.23±11.34 11.47±3.08 2.56±1.38 2.59±1.78 51.27±7.32 10.99±3.03 5.18±2.12 140 KeV 27.07±11.23 11.09±2.96 2.64±1.41 2.65±1.84 50.94±7.36 10.62±2.93 5.32±2.18 rs值-0.275-0.770 0.458 0.651-0.634-0.773 0.595 P值0.000 0.000 0.000 0.000 0.000

表2 兩位醫師對不同能量值能譜CT圖像的主觀質量評分/（分，±s）

表2 兩位醫師對不同能量值能譜CT圖像的主觀質量評分/（分，±s）

分組醫師A醫師B 40 KeV 2.58±0.77 2.56±0.73 50 KeV 2.64±0.76 2.72±0.78 60 KeV 2.86±0.64 3.03±0.74 70 KeV 3.25±0.84 3.22±0.76 80 KeV 3.34±0.77 3.42±0.77 90 KeV 3.53±0.81 3.61±0.84 100 KeV 3.72±0.81 3.86±0.76 110 KeV 3.97±0.74 4.00±0.86 120 KeV 4.14±0.72 4.22±0.64 130 KeV 4.33±0.68 4.33±0.68 140 KeV 4.42±0.65 4.50±0.61 rs值0.647 0.651 P值0.000 0.000

兩位高年資醫師對11組圖像主觀質量評分見表2。能量值與圖像主觀質量評分之間呈正相關（rs＝0.647，rs＝0.651），即隨著能量值逐漸升高，圖像主觀質量評分也隨之升高。兩位醫師均認為140 KeV組圖像主觀質量最高（4.42±0.65）、（4.50±0.61）分，明顯高于40 KeV組（2.58±0.77）、（2.56±0.73）分。

3 討論

CT對肝臟病灶檢出率的高低取決于病灶大小、病灶與背景肝臟之間的密度差、圖像噪聲等［8］，提高病灶與正常肝實質間的對比，降低圖像噪聲，能有效提高肝臟病變的檢出。常規CT 球管產生的射線束為混合能量，當X線穿過人體時，低能量X線會被吸收，從而產生射束硬化偽影，另外混合能量間存在平均效應，會降低不同組織間的對比度［3，9］，從而影響對病灶的檢出。能譜CT 采用單源瞬時管電壓切換技術，可以在不到0.5 ms時間內在高、低管電壓（140 kVp、80 kVp）之間進行瞬時切換，實現對兩組數據的準同時采樣，得出40～140 KeV 單能量圖像［10］。能譜CT 成像產生的為單能量圖像，能有效去除射束硬化偽影，從而提高圖像質量［11］，有利于病灶的檢出。能譜CT 單能量圖像在低能段X 線穿透力弱，以光電效應為主，同一物質的衰減系數較高，不同物質間衰減系數差值較大，導致不同組織間對比度增強，但同時噪聲也增高；高能段X線穿透力強，以康普頓效應為主，圖像射束硬化偽影減少，噪聲降低，但圖像組織間對比度也相應減低［3］。本研究中，肝臟內病灶、正常肝臟CT 值以及兩者之間的CT 差值隨著能量值增加而逐漸降低，與此同時，圖像噪聲也相應減低，與霍丙勝等［3］觀點相一致。

在能譜CT單能量成像中，高組織對比度與低噪聲之間是相矛盾的存在，提高組織對比度必然會增加圖像噪聲，反之，降低圖像噪聲必然會降低組織對比度。因此，選擇合適的能量值（即最佳能量值），在組織對比度與圖像噪聲間尋找最佳平衡點，得出最佳CNR 圖像，對提高圖像質量、提高病灶的檢出率尤為重要［12］。本研究中，SNR病、CNR病及SNR肝隨著能量值增加而逐漸升高，140 KeV 時SNR病、CNR病及 SNR肝達到最高。其原因為：雖然高能量值時 CT病、CT肝、病灶與肝臟間 CT 差值有所減低，但同時圖像噪聲（SD病、SD肝）也相應減低，而且其降低程度明顯高于前者，從而導致140KeV 時SNR病、CNR病及 SNR肝最高。既往有研究將能譜CT應用于腹部增強和血管成像中，其研究顯示其最佳單能量圖像（即最佳對比噪聲比）多集中于低能段（40～75 KeV）［13-15］，與本研究結果不一致。其可能原因為①前者為增強掃描，病灶或血管與對比組織之間CT差值明顯增大，本研究為CT平掃，病灶與正常肝臟之間CT 差值較小；②前者研究采用的能譜CT均為GE Discovery CT750 HD，重建算法為自適應統計迭代重建算法（Adaptive Statistical Iterative Reconstruction，ASiR），其降低噪聲效果較差，本研究采用的能譜CT為GE Revolution，其采用的迭代重建算法為ASiR-V，ASiR-V 作為第二代迭代重建算法，能較ASiR 更大程度地降低圖像噪聲。而CNR 的大小由CT差值與圖像背景噪聲比值共同決定，從而導致兩者結果會有所不同。

隨著能量值的提高，組織對比度雖然有一定程度的減低，但圖像射束硬化偽影、圖像噪聲降低更加明顯，正常肝實質及病灶細節顯示更加清晰。兩位醫師對11 組圖像的主觀質量評分與SNR病、CNR病及SNR肝一致，均與能量值呈正相關，兩位醫師均認為140 KeV 時圖像質量最高，明顯高于40 KeV組。

另外，能譜CT所特有的多參數成像對病灶的定性診斷有很大的參考價值。如能譜CT平掃時，其能譜曲線可用于不同病灶間的同源性分析［16-17］，物質分離技術可用于陰性結石的檢測及病灶內出血、鈣化的鑒別［18-19］等。

本研究不足之處：主要集中于不同能量值之間圖像質量的對比研究，而常規CT掃描與能譜掃描之間圖像質量有無差別未納入本研究，有待日后進一步完善。

總之，在采用能譜CT 平掃行腹部檢查時，選擇合適的能量值能有效提高圖像質量，在140 KeV 時圖像質量最高。與此同時，能譜數據可進行多參數成像，能為臨床醫生對疾病的診斷提供更多的信息。

（本文圖1～6見封三）