寶石CT能譜成像原理及其掃描射線劑量

沈云

日本東京女子醫科大學東醫療中心

寶石CT能譜成像原理及其掃描射線劑量

沈云

日本東京女子醫科大學東醫療中心

目前CT已成為疾病診斷的一種重要手段。與常規CT相比，能譜CT最顯著的特征就是提供了多種定量分析工具與多參數成像為基礎的綜合診斷模式，如基物質圖像、單能量圖像、能譜曲線等。其獨特的多參數成像模式給長期習慣于單一診斷模式的影像科醫生提出了前所未有的挑戰，熟悉其成像原理、影像表現與應用價值是非常必要的。本文首先回顧了能量CT研發的必要性及其實現途徑；隨后深入剖析了單源瞬時kVp切換能譜成像的物理基礎，并介紹了實現該技術所必需的解析技術；接著從基礎實驗的角度，展現了能譜成像能夠在更低劑量條件下保證同常規CT一致的圖像質量。

斷層攝影術；X線計算機；能譜成像；射線劑量

0 前言

CT誕生以來，人們一直在研究CT成像中的一個關鍵參數——CT值，并已經發表了成千上萬的科研成果，而且還要繼續研究下去。現在，寶石CT的能譜成像為人們打開了新的思路，提供了新的信息：基物質圖像和單能量圖像。寶石CT的能譜成像一經問世，就引起了放射界醫生們的極大興趣，同時人們也對寶石CT的能譜成像的射線劑量問題非常關注，這主要有以下三個原因。其一，寶石CT的能譜圖像與常規的CT圖像相比能提供更多的信息。寶石CT的能譜成像不但能夠獲得基物質密度及其分布圖像，還能獲得不同keV水平的單能量圖像，而且還能根據所得到的能譜曲線計算出該病變或組織的有效原子序數，由此可見，與常規的單參數CT圖像相比，寶石CT的能譜成像具有多參數，定量分析的全新成像模式，擁有更多的有用的信息。一般來說，信息量和射線劑量是呈正比的，你要得到更多的信息就要加大劑量，而寶石CT的CT技術已經發展到像能譜成像那樣可以用最小的劑量得到更多的信息量。其二，幾年前由雙源系統發展起來的雙能量減影技術未能完全被臨床所普遍應用的一個原因就是劑量問題，因為劑量不夠充足，從而未能充分保證雙能量的減影圖像質量；另一個原因是其雙能減影是在圖像空間實現的，未能很好解決硬化偽影的問題，同時也容易受器官運動（蠕動，呼吸，心跳等）的影響。而寶石CT的能譜成像是基于最新CT系統的基礎，包括最新的探測器，DAS系統，球管系統，瞬時切換的高壓發生器，同時還受到最新的重建技術——迭代重建技術的裨益，因而不僅僅能譜成像的單能量成像與常規CT的圖像相比，具有很高的圖像質量，其基物質圖像也具有可用以診斷的圖像質量，從而實現了用最小劑量來得到更多信息量的愿景。其三，人們對多排CT初期的心臟成像高劑量記憶猶新，在Radiology(08)上Shumar 等報告，后門控心臟掃描的劑量可達到（26.7±6.1）mSv，東京女子醫科大學東醫療中心利用迭代重建技術和前門控掃描技術，心臟掃描的劑量可減少至（1.7±0.7）mSv，從26.7 mSv的后門控心臟掃描劑量到1.7 mSv的前門控低劑量心臟掃描，幾乎用了整整十年，能譜成像也許會像心臟CT掃描技術一樣有一發展過程，但應該比心臟掃描技術的發展過程要快得多。本文通過能譜成像原理的介紹及寶石CT的能譜成像與常規CT圖像的劑量及圖像質量的對比的實驗研究與臨床研究結果的介紹，從而探討能譜成像臨床普及性應用的可能性。

1 能譜成像的基本原理

寶石CT的能譜CT成像的實現，首先是基于堅實的物理理論基礎。CT是通過測量X光在物體中的吸收來進行成像的，而物質的吸收隨X線能量變化而變化，比如軟組織和血液，隨能量變化的程度不大；相反高原子量的物質，比如骨胳和CT中使用的對比劑（以碘為主），隨能量變化就會比較強烈。其次，任何物質都有對應的特征吸收曲線，而且這種吸收曲線能夠用兩個能量點來完整表達。所以當人們對同一物體用兩種不同能量的X射線進行成像的話，就有可能確定一個吸收曲線，從而找出和這個吸收曲線對應的物質。正是這種隨能量的不同變化，使得人們能夠通過能量CT成像方法來區分不同的物質。物理實驗表明任何一個物質對X射線的吸收都可以由任何另外兩個物質（基物質對）的吸收來表達，正如地圖上任何一點可以在X-Y坐標上表達一樣，這一點從數學上也很容易證明[1-6]，見式（1）。

在式(1)中人們把水和碘選擇為基物質對，Dwater和Diodine則分別為所需要的水和碘的密度，以實現物理上所測得的吸收，即CT（x,y,z,E）。這個密度值和X射線的能量無關。之所以用水和碘作為基物質對，是因為水和碘在醫學成像中比較接近常見的軟組織和碘對比劑，這樣會有助于分析和理解。當然人們可以選擇任何物質對作為基物質對，事實上對于一些特殊的臨床應用，人們也希望用不同于水、碘的基物質對來更直觀地，定量地反映未知物的組織成份。

式(1)提示在能譜成像中把求解CT值的工作轉化為首先求解基物質對的密度值的工作。要想求解密度值需要有對應于密度值的完整的投影數據。具體來說，兩組不同能量的吸收投影數據如果具有空間和時間上很好的一致性，能夠在數據空間進行吸收投影數據到物質密度投影數據的轉換。若以水和碘作為基物質對的話，就能獲得對應于水和碘密度的兩組物質密度投影數據。通常情況下密度值Dwater（x,y,z）和Diodine（x,y,z） 并不代表確定物質的真實物理組成，而是通過這兩種基物質的組合來產生相同的衰減效應。這是對所需檢查物質成分的一種相對的表達，它更多的是用來分離不同的物質，而不是確定某種物質。但是在某些特定的情況下它也能用來表達某種物質的真實含量，比如增強掃描中血管中碘的含量。通常來講會選擇衰減性能明顯高低不同的物質作為基物質對。能譜成像的另一個巨大的優越性在于它的單能量成像。物理學家們已經為使用者提供了水和碘（μwater（E） 和μiodine（E））以及許許多多純物質和混合物的質量吸收函數隨能量變化的曲線。使用水和碘的質量吸收函數隨能量變化的關系和求得的基物質對的密度值，就能計算出所感興趣物質在各個單能量點中對X射線的吸收CT（x,y,z,E），從而實現單能量CT成像。比如人們需要知道感興趣物質在70keV單光子能量下的吸收或CT圖像，只要查找μwater（70keV） 和μiodine（70 keV）數值，并把這些數據連同求得的基物質對的密度值代入公式(1)即可。

物理基礎僅為成像模式的實現提供了一種理論可能，把這種可能轉化成現實還必須有先進的硬件和軟件支持。寶石CT的能譜成像的實現得益于在整個CT成像系統上，包括高壓發生器、X射線球管和探測器材料以及重建技術的重大突破[7-10]。

2 寶石CT的能譜成像與常規CT的射線劑量和圖像質量的對比

輻射劑量對被照射人群存在潛在危害性也逐漸受到人們的關注[11]。有報道指出[12-13]，全球來自醫療方面的年人均輻射劑量在過去10～15年里大約增加了一倍，尤其在高度發達的國家這種情況更為突出。而CT檢查被認為是造成醫源性照射最重要的原因[14]。因而，如何在滿足臨床診斷要求的同時保證圖像的質量，減少受檢者輻射劑量，已成為當今影像學關注的一個重要的問題的優化[15,16]。

接下來，首先對日本東京女子醫科大學東醫療中心的有關寶石CT的能譜成像與常規CT的射線劑量和圖像質量的對比的實驗研究的結果做一簡單介紹。實驗研究采用QA標準體模，對其中的空間分辨率部分和水模部分（圖1）進行掃描，掃描分為兩組，第一組使用120 kVp的常規CT進行掃描，第二組采用能譜采集掃描模式（80 kVp/140 kVp瞬時kVp切換）進行掃描，兩組掃描其它的參數完全一致：層厚0.625 mm，球管旋轉速度和毫安分別設置為0.6 s × 375 mA=225 mAs和1.0 s × 600 mA=600 mAs，螺距為0.984，能譜成像使用65 keV的單能量圖像用于圖像質量的評估(表1)。

表1 常規120kVp的CT圖像和65keV的單能量的CT圖像和劑量的比較

從圖1～圖3和表1可以得到，在同一毫安秒（mAs）的條件下（225 mAs和600 mAs），對所有的18個ROI的SD測量數據，常規120 kVp的CT圖像略好于65 keV的單能圖像，65 keV的SD較常規120 kVp的高5.9%（225 mAs）和5.2%（600 mAs），但統計學上均無差別（P>0.05），在與常規CT同一毫安秒的條件下，能譜成像的單能量圖像（65 keV）可以得到足夠好的圖像質量。兩種方法在同一毫安秒和同一掃描野的條件下，掃描劑量的分析（表1）：能譜成像的掃描射線劑量僅為常規CT掃描劑量的79.2%（225 mAs）和73.0%（600 mAs），平均為76.1%。

這個基礎實驗給人們提示了，在同一毫安秒的掃描條件下，能譜成像的圖像質量同等于常規CT的120 kVp的圖像質量，但劑量只有常規CT掃描的76.1%。

對于能譜成像的射線劑量問題，主要有二個方面值得探討，其一，因受80 kVp和140 kVp瞬時高速切換的物理條件的限制，與心臟掃描一樣，能譜成像的掃描不易實現自動毫安功能。其二，能譜成像的初期只有600 mA，這也是受80 kVp/ 140 kVp瞬時高速切換的物理條件的限制，所以能譜成像的掃描劑量只能依靠不同的螺距和不同的旋轉速度來進行調控。但即使是使用較快的旋轉速度0.5轉/s和大的螺距1.375，600 mA對常規的胸部等檢查也許還是過高，但隨著技術的發展，現在已經實現了260 mA的能譜成像的掃描模式，可以適用于更多的低劑量能譜成像的臨床應用。同時，對于不同體格的患者，可以使用常規CT掃描的自動毫安（CT-AEC）功能來推算出能譜成像的最佳掃描參數。

最后對日本JA尾道綜合醫院的臨床數據的認證進行簡單的介紹。日本JA尾道綜合醫院的研究對象為27例（男性15例，女性12例），平均年齡為（64.6±2.3）歲，使用單源瞬時kVp切換能譜CT數據采集。平掃采用常規120 kVp的螺旋掃描（旋轉速度為0.6轉/s，掃描螺距為0.984，40 mm探測器寬度，120 kVp，毫安設置采用自動毫安（CTAEC）：Noise Index 10 HU@5 mm），重建0.625 mm的FBP（0%）圖像，30%ASiR圖像和50%ASiR圖像。門靜脈成像采用能譜成像掃描模式，螺距與平掃一樣為0.984，利用常規CT掃描的自動毫安（CT-AEC）功能，選擇最接近的毫安秒的能譜成像參數用于能譜成像掃描，重建與120 kVp等價的66 keV的0.625 mm的單能量圖像用于對比研究。記錄兩次掃描的CTDIvol（mGy）用于劑量對比研究。圖像質量(SD)的對比使用66 keV的單能量圖像，120 kVp的FBP圖像，30%ASiR圖像和50%ASiR圖像，對于不同重建方法的圖像的同一層面，在膽囊和肝實質部選擇感興趣區（ROI），并選擇前后三個斷面，測量SD作為圖像質量的對比。能譜成像掃描的劑量為（17.0±5.0 ）mGy，與常規120 kVp的螺旋掃描劑量(15.7±5.3 mGy)相比，雖然增加了8.4%，但不存在統計學上的差異(P>0.05)，說明兩種方法的掃描劑量相當。關于圖像質量(SD)的比較，膽囊的測量結果：66 keV單能量圖像質量為（17.8±2.3）HU，120 kVp FBP圖像為（21.8±2.2）HU，30%ASiR圖像為（17.6±1.7）HU，50%ASiR圖像為（14.8±1.8）HU；肝實質部的測量結果：66 keV單能量圖像質量為（21.2±2.6）HU，120 kVp的FBP圖像為（26.0±2.8）HU，30%ASiR圖像為（21.1±2.2）HU，50%ASiR圖像為（17.9±1.8）HU，無論是膽囊還是肝實質部，66 keV單能量圖像與120 kVp30%ASiR的圖像質量相比，無統計學上的差異（P>0.05），表明兩者圖像質量相當，同時說明66 keV單能量圖像要優于120 kVp 的FBP圖像質量（P<0.05）。

表2 常規120kVp的CT圖像和66keV的單能量的CT圖像和劑量的比較(臨床研究)

日本JA尾道綜合醫院的臨床研究表明，利用常規CT掃描的自動毫安（CT-AEC）功能進行能譜成像掃描參數的優化，能譜成像的掃描劑量與常規120 kVp螺旋掃描的劑量相當（P>0.05），而66 keV單能量圖像的圖像質量要優于常規120 kVp 的FBP圖像的圖像質量（P<0.05）。

通過能譜成像原理的介紹及寶石CT的能譜成像與常規CT圖像的劑量及圖像質量的對比的實驗研究與臨床研究結果的介紹，從而認證了能譜成像臨床普及性應用的可能性。相信隨著研究成果的不斷總結和發表，寶石能譜CT的臨床應用前景會越來越受到同行的關注，也將會豐富影像診斷的手段。

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Principle and Radiation Dose of Energy Imaging for Discovery CT

SHEN Yun
East Medical Center, Tokyo Women's Medical University, Tokyo, Japan

Computed tomography (CT) has become an important modality for diagnosing diseases. The most prominent advantages of Spectral CT which has over conventional CT are its set of quantitative analysis tools as well as its integrated diagnostic method based on multi-parameter images, including material-decomposition images, monochromatic images and spectral curves. On the other hand, this unique multi-parameter imaging method has also introduced unprecedented challenges to radiologists accustomed to the single-parameter diagnostic mode. It is thus important for radiologists to understand the imaging principles, image appearance, and clinical applications of Spectral CT. This paper begins by reviewing the history of energy CT with emphases on the necessity of the development of energy CT, followed by a thorough analysis of the fundamentals of Spectral CT imaging with single tube-fast kVp acquisition approach in terms of its necessary image generation algorithm. It then demonstrates the ability of Spectral CT imaging in quantif cation using phantom experiments, and it reveals the tremendous value of Spectral CT in improving image quality as well reducing the radiation dose.

computed tomography; X-ray computer; spectral imaging; radiation dose

TH774

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2012.09.003

1674-1633(2012)09-0013-04

2012-07-05

2012-08-15

作者郵箱：yuna.shen@ge.com