雙層探測器光譜CT結合雙低對比劑提高門靜脈成像質量的價值

王 碩 高萬軍 劉俊朋 潘南南

天津市寶坻區人民醫院/天津醫科大學寶坻臨床學院,天津市 301800

腹部增強CT門靜脈成像可以顯示門靜脈及其分支,評估門靜脈高壓患者血管擴張程度和側支血管情況[1]。檢查中高劑量、高流速對比劑會增加腎臟負擔,增加對比劑腎病發生的風險[2-3],因此利用能譜CT檢查技術降低對比劑劑量和流速成為目前臨床工作的重點。已有研究表明基于球管能量切換的雙能能譜CT(Dual-energy CT,DECT),其低能量級虛擬單能量圖像(Virtual-monochromatic-imaging,VMI)可以增加門靜脈內對比劑的衰減值,提高血管的可視性,從而降低對比劑劑量并提高圖像質量[4]。但低能量級圖像光子數量減少,圖像噪聲的增加難以避免[5]。雙層探測器光譜CT(Dual-layer DECT,DL-DECT)采用上、下兩層探測器分別采集高能量和低能量圖像并進行線性組合得到40～200keV的VMIs[6],能在減少射束硬化偽影的同時保持圖像噪聲在較低水平[7]。本研究旨在探討DL-DECT-VMI技術結合低劑量、低流速對比劑在提高門靜脈圖像質量的應用。

1 資料與方法

1.1 臨床資料 本研究經我院倫理委員會批準,所有患者均簽署知情同意書。收集我院2019年6—10月行腹部DL-DECT增強掃描的35例腎功能不全患者[腎小球濾過率(Glomerular filtrating ratio,GFR)<60ml/(min·1.73m2)]的圖像資料為低劑量、低流速對比劑組(實驗組,n=35,對比劑劑量為200-mgI/kg)。35例年齡、性別與實驗組相匹配的腎功能正常患者為常規劑量、常規流速對比劑組(對照組,n=35,對比劑劑量為600-mgI/kg)。兩組基本臨床資料情況見表1。納入標準:(1)年齡>18周歲;(2)無影響門靜脈顯示的肝臟或消化道手術史;(3)圖像清晰,無嚴重運動或金屬偽影。

表1 兩組臨床基本資料和對比劑注射數據

1.2 檢查方法 所有患者均采用高壓注射器(Stellant,Medrad)于33s的時間內將碘對比劑(Ioversol)注入肘靜脈內,于DL-DECT(IQon,Philips Healthcare)上完成自膈頂至肝下緣的上腹部CT增強檢查,包括動脈期、門靜脈期和靜脈期。掃描參數如下:管電壓120kV,自動管電流控制技術,螺旋掃描方式,螺旋時間0.5s,層厚5mm,準直器寬度64×0.625mm,螺距0.984。實驗組患者門靜脈期圖像在星云能譜工作站上重建出40～90keV(間隔為10keV)的VMIs;對照組患者采用混合迭代重建方法(iDose4,level 3)得到門靜脈期120-kVp CI,患者信息和對比劑注射情況見表1。

1.3 圖像分析

1.3.1 客觀圖像分析:于門靜脈期軸位圖像上選取門靜脈主干、肝實質作為感興趣區(Region of interest,ROI),分別為ROI1和ROI2。ROI1置于門靜脈中心,避開血栓、鈣化及偽影處;ROI2置于同層面肝實質內,避開病變及脈管系統。ROIs平均面積為60～100mm2,且每組圖像ROIs位置、大小和形狀均相同。由一名具有20年腹部診斷經驗的影像科醫生測量每組ROIs的CT值和SD值。ROI1的CT值用來評估門靜脈內對比劑的衰減值;ROI2的SD值用來評估圖像噪聲;計算門靜脈和肝實質CT值差值來評估對比度程度,即CT值差值=CT1-CT2;并計算門靜脈對肝實質的對比噪聲比(Contrast to noise ratio, CNR)CNR=(CT1-CT2)/SD2。

1.3.2 主觀圖像分析:由兩名具有5年腹部CT診斷經驗的影像科醫生分別在門靜脈分支級別和整體圖像質量兩個方面對各組VMIs和120-kVp CI組進行主觀評估。對于門靜脈分支的級別,每增加1級評分增加1分,總分為5分。同時采用5分制評分方法對整體圖像質量進行評估,包括門靜脈增強程度、血管銳利程度和圖像噪聲:(1=門靜脈與肝實質對比差、血管邊緣模糊、圖像噪聲大,難以評估;5=門靜脈與肝實質對比好,血管邊緣清晰、圖像噪聲小,有充分的診斷信心)。

1.4 統計學方法 使用SPSS23.0(IBM)統計軟件進行統計學分析。連續變量采用平均值±標準差來表示,采用K-S檢驗驗證數據符合正態分布。以120-kVp CI圖像上測量的值作為對照,采用單因素方差分析方法(ANOVA)對客觀定量數據進行多重比較,如果存在顯著差異,則采用Dunnettt檢驗進行兩兩比較。以120-kVp CI組作為對照,對主觀圖像評分采用Kruskal-WallisH檢驗進行比較,如果存在顯著差異,則采用Bonferroni檢驗進行兩兩比較。采用同類相關系數(Intraclass correlation coefficient,ICC)對兩名醫生的主觀評分進行一致性評估,ICC值>0.80為一致性良好,0.60～0.80為一致性尚好,0.40～0.60為一致性一般,<0.40為一致性差。P<0.05時認為有統計學意義。

2 結果

2.1 客觀圖像分析結果 DL-DECT 中VMIs的圖像噪聲隨著能量水平的降低而略有增加,但均保持在較低的水平(差異度 ≤ 25%)。VMI50～90keV組圖像噪聲均低于120-kVp CI組(P<0.03),而VMI40keV組圖像噪聲與120-kVp CI組相比無統計學差異(P=0.996)。VMIs門靜脈CT值、門靜脈與肝實質CT值差值及CNR隨著VMI能量水平的降低逐漸升高。VMI40keV組的門靜脈CT值、CT值差值與CNR均明顯高于120-kVp CI組(P<0.01);VMI50keV組門靜脈的CT值、CT差值與CNR與120-kVp CI組相比,差異沒有統計學意義(P>0.05),見圖1。

圖1 DL-DECT中VMIs組及120-kVp CI組客觀圖像分析結果箱線圖

2.2 主觀圖像分析 本研究中,主觀圖像分析支持客觀圖像分析的結果(見表2)。與120-kVp CI組相比,VMI40keV組顯示出更多的門靜脈分支且整體圖像質量更佳:門靜脈血管增強程度高,血管邊緣銳利,而圖像噪聲相似。VMI50keV組與120-kVp CI組相比差異無統計學意義。兩位醫生對圖像主觀評分一致性較好。有代表性的病例見圖2。

圖2 主觀圖像分析結果舉例

表2 VMIs組與120-kVp CI組主觀評價結果比較

3 討論

本研究探究了DL-DECT中VMI技術在門靜脈成像中降低對比劑劑量和流速的臨床應用價值。不同能量水平的VMIs在低劑量、低流速對比劑的條件下均保持較低的圖像噪聲。VMI40～50keV可以觀察到更多的門靜脈分支并提供更好的整體圖像質量,客觀評估結果也佐證這一結論。

門靜脈成像是回流靜脈期成像,需要較高的對比劑劑量和流速以保證足夠的對比顯示。此前已有關于腎功能正常人群的研究表明,相同對比劑劑量及流速情況下DL-DECT低能量VMI圖像可以優化門靜脈成像質量[8]。然而,腎功能不全患者難以承受高濃度、高流速對比劑引起的腎臟損害,盡可能降低對比劑濃度和注射速率并獲得診斷性圖像質量具有重要的臨床意義。本研究進一步降低對比劑劑量和流速, DL-DECT低能量VMI圖像仍能明顯增加門靜脈的對比度,在滿足診斷的同時,很大程度上降低了患者腎功能損害的風險。本研究結果顯示,最大限度顯示門靜脈分支和提高圖像質量的能量水平為40～50keV。與本研究結果相似,此前Nagayama Y 等[9]關于肝臟多期成像的研究發現DL-DECT-VMI在40～55keV 可以提供更好的圖像質量和病變顯著性;該團隊另一項關于胸部—腹部—盆腔腫瘤學的研究表明,DL-DECT-VMI在40～45keV可以提供更好的主觀及客觀圖像質量[10]。

本研究發現DL-DECT中VMI的圖像噪聲能保持在較低水平,VMI40keV組的圖像噪聲等效于120-kVp CI組,可達到診斷水平。DL-DECT完全配準的雙能量數據不需要在投影區域進行時間和角度插值,其反相關的噪聲抑制允許在整個能量譜中噪聲變化最小化,使不同能量水平VMI保持均質低噪聲[7]。DL-DECT無須預判,光譜數據可用于所有能譜CT成像的患者。其他的DECT,快速管電位開關和雙自旋等技術均需要在掃描之前選擇特殊的雙能協議。

本研究存在一些局限性。首先納入研究的病人數量較少,仍需要大樣本的研究來驗證我們的結果。其次本研究沒有分析能量水平>90keV的VMI,且能量間隔設為10keV,不夠精細,但是門靜脈對比度隨著能量水平的提高而明顯降低,且研究結果顯示提供最佳圖像質量的能量水平為40keV,所以上述問題不會對實驗結果產生明顯影響。最后,我們使用相對較厚的層厚(5mm)來評估圖像質量,該層厚的圖像具有相對較低的噪聲。這需要進一步的臨床研究來探究層厚對圖像質量的影響。

總之,與120-kVp CI圖像相比,VMI40～50keV對比劑的劑量和流速降低約60%仍具有較高的圖像質量和可接受的圖像噪聲,最大限度地提高門靜脈的客觀圖像質量和主觀診斷可信度。