能谱成像技术范文

能谱成像技术范文（精选7篇）

能谱成像技术 第1篇

1资料与方法

1.1资料:资料选取2012年2月至8月因不同临床指征进行腹部CT扫描的成年患者共82例, 年龄为45~82岁, 男性42例, 女性40例, 平均BMI为16.0~33.7 kg/m2。CT扫描采用能谱成像模式。

1.2扫描方法:设备采用GE Discovery CT 750HD, 平扫扫描参数:使用常规的螺旋扫描, 旋转速度0.4秒/转, 螺距1.375∶1, 探测器宽度40 mm, 120 k Vp, 层厚5 mm, CT-AEC:NI=10 HU。重建ASi R-FBP:0, 10%, 20%, 30%, 40%, 50%和60%, 层厚为5 mm的图像。增强扫描参数:采用能谱成像扫描模式, 螺距为1.375∶1, 探测器宽度为40 mm, m As与平扫的相近, 重建40, 50, 60, 65, 70, 75, 80 ke V, 5 mm单能量图像。

1.3图像重量分析:所有图像由放射科医师和技师各一名在AW4.5工作站上完成。图像客观噪声定义为测量CT值的标准差[4,5,6]。感兴趣区 (ROl) 分别设在肝脏、脾脏、肾脏、膀胱, 面积为10 mm×10 mm。分别测量各重建图像肝脏、脾脏、肾脏、膀胱平均CT值、SD值[7,8,9,10], 并记录各扫描序列剂量CTDIvol和DLP, 然后进行分析比较。所有统计分析均采用Windows版SPSS13.0软件。P<0.05为差异有统计学意义。

2结果

70 ke V和65 ke V图像的SD低于120 k Vp图像 (P<0.001) 。80、75 ke V和60 ke V图像的SD高于120 k Vp图像 (P<0.002) 。70 ke V和65 ke V图像的背景噪声分别减低 (10.8±4.1) %和 (10.0±7.6) %。

70 ke V和65 ke V图像相比, SD差异无统计学意义 (P=0.252) 。

能谱成像的扫描剂量与常规120 k Vp螺旋扫描的剂量相当 (P>0.05) 。

70 ke V单能量图像与120 k Vp 30%ASi R的图像质量相比, 无统计学上的差异 (P>0.05) , 表明二者图像质量相当, 同时说明70 ke V单能量图像要优于120 k Vp的FBP图像质量 (P<0.05) 。

3讨论

本研究表明, 应用CT能谱成像技术得到的单能量图像 (70 ke V和65 ke V) 能够降低腹部图像噪声。采用30%迭代算法的图像质量优于FBP图像, 而高于50%迭代算法图像无差异。能谱成像的扫描剂量与常规120 k Vp螺旋扫描的剂量相当。

腹部能谱成像扫描参数选择。平扫扫描参数:使用常规的螺旋扫描, 旋转速度0.4秒/转, 螺距1.375∶1, 探测器宽度40 mm, 120 Vp, 层厚5 mm, CT-AEC:NI=10 HU, 30%ASi R。增强扫描参数:采用能谱成像扫描模式, 旋转速度0.6秒/转, 螺距为1.375∶1, 探测器宽度为40 mm, 重建70 ke V, 5 mm单能量图像。

能谱扫描后进行3组重建:第一组, QC图像重建 (5 mm) 。用于观察是否扫描完整以及如果进行研究时, 作为混合能量的对比。第二组, 70 ke V图像, 不带能谱信息 (5 mm) 。用于摄片及PACS传输, 书写报告。第三组, 70 ke V图像, 带能谱信息 (1.25或0.625 mm) 。用于图像后处理, GSI分析。该组图像因数据量大, 不传输PACS, 如需要薄层传输, 可在GSI分析中建立一组单纯70 ke V图像。

本研究尚存一些不足之处。本研究采用固定m As扫描, 使用不同比例迭代算法重建图像来比较图像噪声, 没有采用不同m As扫描进行不同比例迭代算法来比较扫描剂量。另外使用的GE Discovery CT750HD能谱扫描尚未使用迭代算法, 无法比较能谱扫描的剂量。

参考文献

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四维超声成像技术与方法 第2篇

作者：魏晓光

来源：安太医院

近年来计算机技术革命化的进步被融入超声诊断系统，使得三维容积成像的速度在短短的几年时间里得到了极大提高，目前已经发展到能够进行动态的四维成像。

高分辨的二维超声和彩色多普勒超声的技术进步是超声诊断学发展的重要里程碑，尤其是在妇产科的应用，成为无可替代的非侵入性的诊断工具。近年来四维超声技术的发展和进步，为非侵入性的诊断技术又开辟了一个新的领域。

四维超声技术能够克服二维超声空间显像的不足，成为二维超声技术的重要辅助手段。四维超声的进步体现在能够迅速地对容积图像数据进行储存、处理和动态显示其三维立体图像，并且能够得到多平面的图像，而这一功能以往只有CT和MRI技术才具备。目前四维超声尚不可能完全替代二维超声，但它的确为一些复杂声像结构的判断提供了大量辅助信息，并对某些病变的诊断起到二维超声无法替代的作用。它的应用潜能正随着经验的积累被逐步开发出来。

一、四维超声技术简介

三维超声是将连续不同平面的二维图像进行计算机处理，得到一个重建的有立体感的图形。早期的三维重建一次必须采集大量的二维图像(10～50幅)，并将其存在计算机内，进行脱机重建和联机显示，单次三维检查的图像数据所需的存储空间达数十兆字节，成像需要数小时甚至数天时间。近年来三维超声与高速的计算机技术的联合使其具备了临床实用性。三维表面成像在80年代首次应用于胎儿；90年代初期开始了切面重建和_一个互交平面成像；容积成像则开始干1991年；1994发展了散焦成像；1996年开始了实时超声束跟踪技术，而最新发展的真正的实时三维超声可以称作四维超声(four—dimensional ultrasound)，数据采集和显示的速率与标准的二维超声系统相接近，即每秒15～30帧，被称作高速容积显像(high speed ultrasotlnd v01umetri clmaging，HSUVI)。真正实现实时动态三维成像，将超声技术又提高一个台阶。新景安太医院拥有4台四维彩超，专业的四维彩超检查医生，此技术已经在我院临床使用4年多，有非常丰富的经验。

四维超声成像方法有散焦镜法、计算机辅助成像和实时超声束跟踪技术。

(一)散焦镜方法(defoctJsi rlg lens metriod)也称厚层三维图像，方法简单，费用低。装置仅需在凸阵或线阵探头上套上一个散焦镜。用此方法可以对胎儿进行实时观察，然而胎体紧贴宫壁时图像就会重叠，使胎儿图像辨别困难。

(二)计算机辅助成像 是目前首选的三维成像方法，成像处理过程包括：获取三维扫查数据；建立三维容积数据库；应用三维数据进行三维图像重建。

(三)实时超声束跟踪技术 是三维超声的最新技术，其过程类似于三维计算机技术但可以立即成像。仅仅需要定下感兴趣部位的容积范围就可以住扫查过程中实时显示出三维图像，可以提供连续的宫内胎儿的实时三维图像，例如可以看到胎儿哈欠样张口动作等。

二、四维超声成像方法

四维超声的临床实用性很大程度上取决于操作人员对此技术掌握的熟练程度。只有了解四维超声的基本原理和概念，熟练掌握四维超声诊断仪的操作方法和步骤，才能充分发挥三维超声的最大作用。

(一)四维成像的主要步骤与成像模式 常规四维成像包括以下步骤：

1．自动容积扫查 以三维容积探头进行扫查，获取三维数据。三维数据是通过超声探头扫查平面的移动而获取的大量连续二维断面图。现有的三维探头都配有内置的凸阵或扇形探头，探头内电磁感应器可以感应出每一断层的相对位置和方向。每一断面的二维图像信息连同其空间方位信息都被数字化后输入电脑。实时二维扫查是基础，根据感兴趣区域的空间范围，任意调节断面的角度、扫查深度和扫查角度，确定三维容积箱(volume box)的位置和大小后进行扫查。任扫查时可以根据感兴趣区的回声和运动特征调整扫查速度。对运动的目标可选用快速扫查，但获得的图像空间分辨力低；低速扫查图像分辨力最高，但易受运动影响；正常速度扫查的空间分辨力介于两者之间。

2．三维数据库的建立 探头扫查获得的数据是由许许多多的断面组成的合成数据，作为三维数据库输入电脑，可以通过滤过干扰信息改善数据的质量。三维数据库包含一系列的体积像素，每一体积像素既是灰度值也是亮度值，见图1—2一l。

3．三维图像重建应用三维数据库可以重建出各种图像，包括三维切而重建和立体三维的观察。

(1)切面重建：成像最简单，通过旋转三维数据库可以选定任意一个平而的二维图像，进行多平面图像分析。尽管得到的是断面图，有时对诊断却非常有用，冈为许多平面(例如子宫的冠状面)是二维超声难以观察到的。

(2)容积成像(volLime rendering)：是一种基十体积像素(voxel)的三维数据库的视觉工具。一个像素(pixel)是二维图像的最小的图像信息单位，一个体积像素则是三维容积数据中最小的图像信息单位。在二维的有立体感的图像L的每一个像素都代表着一组三维体积像素，沿着投射线的多个体积像素经过分析处理后

1)表面成像模式：采用此方法能够建立组织结构的表而立体图像。通过旋转三维立体数据库选择感兴趣区域进行成像，非感兴趣区可以去除；采用合适的滤过功能，可以滤过周围低回声，使图像突出，例如去除羊水内的低回声，突出眙儿表面高回声，滤过高时还可以突出胎儿骨骼结构，显示出高回声结构的立体图像；应用图像自动回放的旋转功能，可以从不同角度观察立体图像；另外还可以调节图像的明亮度和对比度，使图像立体感更强。

2)透明成像模式：将实质性的组织结构的所有三维回声数据投射到一个平面上，选择性地显示出高同声或低回声结构的特征。采用这种模式要求感兴趣结构的回声特征较周围组织回声高或低，例如骨骼、血管或囊性结构。此模式能够产生类似x线照片的效果，但与x线照片不同的是，可以通过回放旋转功能从各个角度来观察图像。

3)彩色模式：在扫查中采用多普勒方式，可以进行血管内彩色血流三维重建。三维多普勒能量图不但能够观察组织结构内的血流情况，还可以提供一定容积内血细胞量的间接资料，三维血管成像方法能够跟踪血管走向，区分重叠血管，见图2一l一

10、图2一l一19等。三维彩色直方图是最近开发出来的能够客观定量分析血流的一个新指标，是指单位体积内代表血管化程度的彩色成分的百分比和代表血流量的平均彩色幅度值，它为定量评估生理和病理情况卜的血管生成提供了一个非常重要的手段。

(二)容积成像的步骤与方法 在数秒钟内完成扫查和建立三维数据库后，可以立即进行容积成像操作，也可以把数据储存入仪器内，过后再调出分析。容积成像的基本步骤

(1)确定成像范围：在所扫查的三维容积资料中选定出感兴趣区域(即容积箱)，任容积箱外的结构将不会被成像。

(2)选择成像模式：根据感兴趣区域的回声特征合理选择成像模式，以能够突出病灶特征为原则。

(3)图像的滤过处理：表面成像时利用滤过功能对周围低回声结构进行适当的抑制，以突出表面结构特征。

(4)旋转三维图像：进行图像定位，使立体图像处于最佳显示角度，从而得出最佳三维图像。

(5)立体电影回放：采用电影回放的功能可以从不同角度动态地观察图像，立体感更强。

(6)电子刀的选择：利用电子刀的功能能够去除与感兴趣结构表面无关的立体回声结构，以及不规则的周边，使图像从任何角度上看都更为清晰、重点突出。

三、四维技术的优点

最新四维超声系统在妇产科应用的主要优势在于四维容积扫查方式的进步和四维数据处理方式的进步。

四维成像技术的优点主要有以下几点：

1．能够获得任意平面的图像，并标明其在空间的方向和位置，有利于对图像进行仔细分析，减少主观因素干扰。

2．具有精确的体积计算功能。常规的二维超声只能获取一个组织结构的三个切面，通过三个切面的径线粗略地估测体积，当目标形态不规则时则无法估计。三维超声可处理多平面资料，模拟出组织的形状，利用特定的容积计算公式得出体积大小，使体积的测量更为精确，尤其对不规则形器官或病灶体积的测量更具优越性。新近应用的在体器官计算机辅助分析技术(virtual 0rgan compute卜aidedanalysis，VOCAL)具有自动测最各种形态结构之体积的功能，能够描画和显示任何形态的组织器官外形特征，并计算出其体积，为不规则形结构的体积估计提供了最佳的手段。

3．能够对感兴趣结构重建三维立体图像，使结果直观。清晰的立体图像可以产生以下效果：

(1)对胎儿异常的观察更为细致，对了解病变的全貌优干二维超声检查，例如对胎儿唇裂的诊断等。

(2)对初学超声诊断者，有助于培养空间思维能力和理解图像的能力。

(3)胎儿异常的三维立体成像使母亲及其家属容易理解，避免医务人员解释不清所造成的不便。

4．四维扫查在瞬间完成，获得的容积数据可以全部被储存起来，数据可以在患者离开后随时调出来进行研究分析，评价存储数据，由此带来的优点是：

(1)不必匆忙对疑难病例下定论，可以在充分讨沦后得出更准确的判断。

(2)减少了病人因检查时间长而造成的不适，降低了超声检查时间长对胎儿的可能损害。

能谱成像技术 第3篇

1 资料与方法

1.1 一般资料

选择2012 年6 月~2014 年10 月在我院心内科住院诊治拟诊或确诊的冠心病患者50 例。其中男32 例, 女18 例, 平均年龄 (62.5±11.5) 岁。所有患者均行常规心电图、 心脏超声及生化检查等常规检查, 均分别行宝石能谱CT冠状动脉成像和冠状动脉造影。排除心房颤动、 频发房早、频发室早等严重心律不齐患者。对心率>75 次/min的患者检查前口服美托洛尔25~200mg调整心率至<65 次/min。对于进行宝石能谱CT冠状动脉成像检查前精神过度紧张或焦虑的患者常规服用地西泮2.5~5mg 。

1.2 检查方法

使用GE公司宝石能谱CT (Discovery CT750HD) , 数控双筒高压注射器, 对比剂:碘海醇350gl/L。扫描范围13.9cm, 旋转时间0.35s, 管电压100~120 k V, 扫描模式Cine, 层厚0.625mm, 重建算法HD STND, 扫描野Cardiac medlunr-32cm, 显示野13.5cm, 矩阵512×512。静脉注射对比剂60~100m L, 流率3.5~6m L/s。

1.3 图像后处理

操作台上将原始数据在心动周期75%相位上进行横断面图像重组, 并传人GEAW4.4 工作站, 进行VR、MIP、CPR及冠脉树血管分析, 用于图像质量及诊断评价。

2 结果

2.1 宝石能谱CT冠状动脉成像及冠状动脉造影检查结果

50 患者中, 经宝石能谱CT检查冠状动脉管腔狭窄>50%的病变血管总计132 支; 经冠状动脉造影检查冠状动脉管腔狭窄>50%的病变血管总计102 支。

2.2 宝石能谱CT对冠状动脉成像的诊断价值

以冠脉造影为金标准, 宝石能谱CT冠状动脉成像诊断冠心病的敏感度、特异性、 阳性预测值分别为96.3%, 95.3%, 96.1%;在冠脉造影可清晰显影的93 支病变血管中, 宝石能谱CT三维重建图像可清晰辨认和评价的占87支 (93.55%) 。

3 讨论

宝石能谱CT革新高压发生器、球管、探测器、数模采集转换系统等全新的影像链, 其出色的低噪声技术保证X射线的利用效率增加了33% 的细节显示, 在心脏成像上增加了47% 的数据与细节显示[2], 宝石能谱CT能够有效抑制金属硬化伪影清晰显示3mm以下冠脉支架内部的结构, 全无硬化伪影的干扰;文献报道以往CT很难显示的支架内软斑块所致的再狭窄检出率明显提高[3,4]。选择性冠状动脉造影术被认为是诊断冠状动脉疾病的金标准, 但其检查费用高, 而且有一定的风险, 病死率为0.15%, 并发症发生率为1.5%[5,6]。由于其球管转速大大加快, 探测器宽度增加, 扫描速度得到很大的提高, 对心脏冠状动脉的扫描最快可在1s左右完成, 经后处理可获得完整清晰的三维立体冠状动脉图像[7,8]。本组病例通过分析对宝石能谱CT成像质量及通过将宝石能谱CT冠脉成像与冠脉造影的检查结果进行准确性分析。

本组病例研究发现宝石能谱CT冠脉成像图像质量良好, 能够为临床诊断需要, 特别是近端、远端分支成像清晰;冠状近段和中段的20% ~30%的冠状动脉狭窄不能评估, 动脉显示率仅为73%[9,10,11]。有关文献报道64 排螺旋CT诊断冠状动脉狭窄具有良好的准确性, 敏感性为80% ~95%, 特异性在9O%以上, 阳性预测值达85% ~95%, 阴性预测值达95%以上[12,13,14]。诊断的准确率高于64 排螺旋CT。此外本研究发现宝石能谱CT冠脉成像对轻度狭窄的诊断准确性与64 排螺旋CT比较有所提高。本研究与以往64 排螺旋CT的结果有差异, 准确性及敏感性较前提高[15]。

能谱成像技术 第4篇

关键词：断层摄影术,X线计算机,能谱成像,射线剂量

0前言

CT诞生以来,人们一直在研究CT成像中的一个关键参数CT值,并已经发表了成千上万的科研成果,而且还要继续研究下去。现在,宝石CT的能谱成像为人们打开了新的思路,提供了新的信息:基物质图像和单能量图像。宝石CT的能谱成像一经问世,就引起了放射界医生们的极大兴趣,同时人们也对宝石CT的能谱成像的射线剂量问题非常关注,这主要有以下三个原因。其一,宝石CT的能谱图像与常规的CT图像相比能提供更多的信息。宝石CT的能谱成像不但能够获得基物质密度及其分布图像,还能获得不同ke V水平的单能量图像,而且还能根据所得到的能谱曲线计算出该病变或组织的有效原子序数,由此可见,与常规的单参数CT图像相比,宝石CT的能谱成像具有多参数,定量分析的全新成像模式,拥有更多的有用的信息。一般来说,信息量和射线剂量是呈正比的,你要得到更多的信息就要加大剂量,而宝石CT的CT技术已经发展到像能谱成像那样可以用最小的剂量得到更多的信息量。其二,几年前由双源系统发展起来的双能量减影技术未能完全被临床所普遍应用的一个原因就是剂量问题,因为剂量不够充足,从而未能充分保证双能量的减影图像质量;另一个原因是其双能减影是在图像空间实现的,未能很好解决硬化伪影的问题,同时也容易受器官运动(蠕动,呼吸,心跳等)的影响。而宝石CT的能谱成像是基于最新CT系统的基础,包括最新的探测器,DAS系统,球管系统,瞬时切换的高压发生器,同时还受到最新的重建技术迭代重建技术的裨益,因而不仅仅能谱成像的单能量成像与常规CT的图像相比,具有很高的图像质量,其基物质图像也具有可用以诊断的图像质量,从而实现了用最小剂量来得到更多信息量的愿景。其三,人们对多排CT初期的心脏成像高剂量记忆犹新,在Radiology(08)上Shumar等报告,后门控心脏扫描的剂量可达到(26.7±6.1)m Sv,东京女子医科大学东医疗中心利用迭代重建技术和前门控扫描技术,心脏扫描的剂量可减少至(1.7±0.7)m Sv,从26.7 m Sv的后门控心脏扫描剂量到1.7 m Sv的前门控低剂量心脏扫描,几乎用了整整十年,能谱成像也许会像心脏CT扫描技术一样有一发展过程,但应该比心脏扫描技术的发展过程要快得多。本文通过能谱成像原理的介绍及宝石CT的能谱成像与常规CT图像的剂量及图像质量的对比的实验研究与临床研究结果的介绍,从而探讨能谱成像临床普及性应用的可能性。

1能谱成像的基本原理

宝石CT的能谱CT成像的实现,首先是基于坚实的物理理论基础。CT是通过测量X光在物体中的吸收来进行成像的,而物质的吸收随X线能量变化而变化,比如软组织和血液,随能量变化的程度不大;相反高原子量的物质,比如骨胳和CT中使用的对比剂(以碘为主),随能量变化就会比较强烈。其次,任何物质都有对应的特征吸收曲线,而且这种吸收曲线能够用两个能量点来完整表达。所以当人们对同一物体用两种不同能量的X射线进行成像的话,就有可能确定一个吸收曲线,从而找出和这个吸收曲线对应的物质。正是这种随能量的不同变化,使得人们能够通过能量CT成像方法来区分不同的物质。物理实验表明任何一个物质对X射线的吸收都可以由任何另外两个物质(基物质对)的吸收来表达,正如地图上任何一点可以在X-Y坐标上表达一样,这一点从数学上也很容易证明[1,2,3,4,5,6],见式(1)。

在式(1)中人们把水和碘选择为基物质对,Dwater和Diodine则分别为所需要的水和碘的密度,以实现物理上所测得的吸收,即CT(x,y,z,E)。这个密度值和X射线的能量无关。之所以用水和碘作为基物质对,是因为水和碘在医学成像中比较接近常见的软组织和碘对比剂,这样会有助于分析和理解。当然人们可以选择任何物质对作为基物质对,事实上对于一些特殊的临床应用,人们也希望用不同于水、碘的基物质对来更直观地,定量地反映未知物的组织成份。

式(1)提示在能谱成像中把求解CT值的工作转化为首先求解基物质对的密度值的工作。要想求解密度值需要有对应于密度值的完整的投影数据。具体来说,两组不同能量的吸收投影数据如果具有空间和时间上很好的一致性,能够在数据空间进行吸收投影数据到物质密度投影数据的转换。若以水和碘作为基物质对的话,就能获得对应于水和碘密度的两组物质密度投影数据。通常情况下密度值Dwater(x,y,z)和Diodine(x,y,z)并不代表确定物质的真实物理组成,而是通过这两种基物质的组合来产生相同的衰减效应。这是对所需检查物质成分的一种相对的表达,它更多的是用来分离不同的物质,而不是确定某种物质。但是在某些特定的情况下它也能用来表达某种物质的真实含量,比如增强扫描中血管中碘的含量。通常来讲会选择衰减性能明显高低不同的物质作为基物质对。能谱成像的另一个巨大的优越性在于它的单能量成像。物理学家们已经为使用者提供了水和碘(μwater(E)和μiodine(E))以及许许多多纯物质和混合物的质量吸收函数随能量变化的曲线。使用水和碘的质量吸收函数随能量变化的关系和求得的基物质对的密度值,就能计算出所感兴趣物质在各个单能量点中对X射线的吸收CT(x,y,z,E),从而实现单能量CT成像。比如人们需要知道感兴趣物质在70ke V单光子能量下的吸收或CT图像,只要查找μwater(70ke V)和μiodine(70 ke V)数值,并把这些数据连同求得的基物质对的密度值代入公式(1)即可。

物理基础仅为成像模式的实现提供了一种理论可能,把这种可能转化成现实还必须有先进的硬件和软件支持。宝石CT的能谱成像的实现得益于在整个CT成像系统上,包括高压发生器、X射线球管和探测器材料以及重建技术的重大突破[7,8,9,10]。

2宝石CT的能谱成像与常规CT的射线剂量和图像质量的对比

辐射剂量对被照射人群存在潜在危害性也逐渐受到人们的关注[11]。有报道指出[12,13],全球来自医疗方面的年人均辐射剂量在过去10~15年里大约增加了一倍,尤其在高度发达的国家这种情况更为突出。而CT检查被认为是造成医源性照射最重要的原因[14]。因而,如何在满足临床诊断要求的同时保证图像的质量,减少受检者辐射剂量,已成为当今影像学关注的一个重要的问题的优化[15,16]。

接下来,首先对日本东京女子医科大学东医疗中心的有关宝石CT的能谱成像与常规CT的射线剂量和图像质量的对比的实验研究的结果做一简单介绍。实验研究采用QA标准体模,对其中的空间分辨率部分和水模部分(图1)进行扫描,扫描分为两组,第一组使用120 k Vp的常规CT进行扫描,第二组采用能谱采集扫描模式(80 k Vp/140 kVp瞬时kVp切换)进行扫描,两组扫描其它的参数完全一致:层厚0.625 mm,球管旋转速度和毫安分别设置为0.6 s375 m A=225 mAs和1.0 s600 mA=600 mAs,螺距为0.984,能谱成像使用65 ke V的单能量图像用于图像质量的评估(表1)。

注:(a)为水模部分(测量3个ROI的CT值的方差值SD,共9点)和(b)为空间分辨率部分(测量3个ROI的CT值的方差值SD,共9点)。

从图1~图3和表1可以得到,在同一毫安秒(m As)的条件下(225 mAs和600 mAs),对所有的18个ROI的SD测量数据,常规120 kVp的CT图像略好于65 keV的单能图像,65 keV的SD较常规120 kVp的高5.9%(225m As)和5.2%(600 mAs),但统计学上均无差别(P>0.05),在与常规CT同一毫安秒的条件下,能谱成像的单能量图像(65 keV)可以得到足够好的图像质量。两种方法在同一毫安秒和同一扫描野的条件下,扫描剂量的分析(表1):能谱成像的扫描射线剂量仅为常规CT扫描剂量的79.2%(225 mAs)和73.0%(600 mAs),平均为76.1%。

这个基础实验给人们提示了,在同一毫安秒的扫描条件下,能谱成像的图像质量同等于常规CT的120 kVp的图像质量,但剂量只有常规CT扫描的76.1%。

对于能谱成像的射线剂量问题,主要有二个方面值得探讨,其一,因受80 kVp和140 kVp瞬时高速切换的物理条件的限制,与心脏扫描一样,能谱成像的扫描不易实现自动毫安功能。其二,能谱成像的初期只有600 mA,这也是受80 kVp/140 kVp瞬时高速切换的物理条件的限制,所以能谱成像的扫描剂量只能依靠不同的螺距和不同的旋转速度来进行调控。但即使是使用较快的旋转速度0.5转/s和大的螺距1.375,600 mA对常规的胸部等检查也许还是过高,但随着技术的发展,现在已经实现了260 m 的能谱成像的扫描模式,可以适用于更多的低剂量能谱成像的临床应用。同时,对于不同体格的患者,可以使用常规CT扫描的自动毫安(CT-AEC)功能来推算出能谱成像的最佳扫描参数。

最后对日本JA尾道综合医院的临床数据的认证进行简单的介绍。日本JA尾道综合医院的研究对象为27例(男性15例,女性12例),平均年龄为(64.6±2.3)岁,使用单源瞬时k Vp切换能谱CT数据采集。平扫采用常规120k Vp的螺旋扫描(旋转速度为0.6转/s,扫描螺距为0.984,40 mm探测器宽度,120 kVp,毫安设置采用自动毫安(CT-AEC):Noise Index 10 HU@5 mm),重建0.625 mm的FBP(0%)图像,30%ASi R图像和50%ASi R图像。门静脉成像采用能谱成像扫描模式,螺距与平扫一样为0.984,利用常规CT扫描的自动毫安(CT-AEC)功能,选择最接近的毫安秒的能谱成像参数用于能谱成像扫描,重建与120 k Vp等价的66 keV的0.625 mm的单能量图像用于对比研究。记录两次扫描的CTDIvol(mGy)用于剂量对比研究。图像质量(SD)的对比使用66 ke V的单能量图像,120 kVp的FBP图像,30%ASi R图像和50%ASi R图像,对于不同重建方法的图像的同一层面,在胆囊和肝实质部选择感兴趣区(ROI),并选择前后三个断面,测量SD作为图像质量的对比。能谱成像扫描的剂量为(17.0±5.0)mGy,与常规120 kVp的螺旋扫描剂量(15.7±5.3 mGy)相比,虽然增加了8.4%,但不存在统计学上的差异(P>0.05),说明两种方法的扫描剂量相当。关于图像质量(SD)的比较,胆囊的测量结果:66ke V单能量图像质量为(17.8±2.3)HU,120 k Vp FBP图像为(21.8±2.2)HU,30%ASi R图像为(17.6±1.7)HU,50%ASi R图像为(14.8±1.8)HU;肝实质部的测量结果:66 ke V单能量图像质量为(21.2±2.6)HU,120 kVp的FBP图像为(26.0±2.8)HU,30%ASi R图像为(21.1±2.2)HU,50%ASi R图像为(17.9±1.8)HU,无论是胆囊还是肝实质部,66 ke V单能量图像与120 kVp30%ASi R的图像质量相比,无统计学上的差异(P>0.05),表明两者图像质量相当,同时说明66 keV单能量图像要优于120 kVp的FBP图像质量(P<0.05)。

日本JA尾道综合医院的临床研究表明,利用常规CT扫描的自动毫安(CT-AEC)功能进行能谱成像扫描参数的优化,能谱成像的扫描剂量与常规120 k Vp螺旋扫描的剂量相当(P>0.05),而66 ke V单能量图像的图像质量要优于常规120 k Vp的FBP图像的图像质量(P<0.05)。

能谱成像技术 第5篇

1 资料与方法

1.1研究对象

收集2014年3-9月昆明医科大学第一附属医院经手术或临床确诊为肝脏占位病变的72例患者,共90个病灶。其中男38例,女34例;年龄22~87岁,平均(43.0±17.4)岁;细胞肝癌20例,血管瘤17例,肝囊肿19例,胆管细胞癌6例,转移瘤5例(均有明确恶性肿瘤病史及动态变化,其中直肠癌3例,胃癌1例,卵巢癌1例),局灶性结节增生2例,肝脓肿3例;病灶最大5.8 cm,最小1.3 cm。所有患者均经手术或临床确诊:恶性肿瘤26例手术切除,5例穿刺获得病理结果;局灶性结节增生1例影像表现典型,1例手术证实;3例肝脓肿临床抗感染治疗,B超复查明显缩小;17例血管瘤均具有典型影像表现;19例肝囊肿随访观察无明显变化。排除标准:碘对比剂使用禁忌者;肝胆道病变术后、肝癌介入栓塞术后者;病变不典型且无手术病理结果者;病灶<1.0 cm,不易测量者。

1.2仪器与方法

采用Siemens Somatom Definition双源CT机,平扫及实质期采用常规单源扫描,动脉期及门静脉期采用双能量模式;A球管100 k Vp/250 m As,B球管Sn 140 k Vp,开启实时Care Dose 4D自动管电流调制技术,准直器32×0.6 mm,视野512 mm×512 mm,螺距0.85,球管旋转时间0.33 s。患者取仰卧位,扫描方向由头到足,双上肢置于头两侧,扫描范围从膈顶至肝脏下缘。采用双筒高压注射器(Medrad,SCT211)经肘前静脉注射对比剂碘帕醇(370 mg I/ml),剂量1.3~1.5 ml/kg,注射速度3~4 ml/s,然后以相同速度注射30 ml生理盐水。采用Bolus Tracking团注跟踪技术,动脉期设置监测平面为腹主动脉腹腔干发出层面,阈值为100 HU,延迟5 s扫描,门静脉期为动脉期扫描结束后25 s扫描。获得门静脉期双能量图像,进行薄层图像重建,采用重建层厚1 mm,重建间隔0.7 mm,卷积核D30f,窗宽250 HU,窗位50 HU。

1.3图像后处理

双能量扫描获得门静脉期Sn 140 k Vp、100 k Vp两组薄层图像。调入Siemens Syngo Multi Modality工作站双能卡,启动Monoenergetic软件,选择病灶内感兴趣区(ROI)得到对比噪声比(CNR)曲线,移动滑块至CNR最大时记录所对应的单能量点,在最佳CNR单能量点保存图像序列,获得最佳CNR组图像,其与融合组图像(本研究设置融合系数为0.3,通过特殊计算后融合)同时调入View软件中,分别测量肝脏占位病变CT值、正常肝实质CT值及标准差(standard deviation,SD)值、前腹壁皮下脂肪SD值、空气SD值,ROI大小约1 cm2,分别测量3次取平均值。选择ROI时避开血管及坏死区,View软件提供相同层面,同时标记ROI,两组图像ROI大小、位置则完全一致,可有效避免测量误差。根据公式(1)、(2)计算CNR[4]、信噪比(SNR)[5],图像噪声取前腹壁皮下脂肪像素平均值的标准差[6]。

其中,CT占位为肝脏占位病变CT值,CT肝实质为正常肝实质CT值,SD肝实质为正常肝实质CT值的标准差。

1.4图像分析

图像由2名具有3年以上腹部影像诊断经验的主治医师采用双盲法独立进行评价。采用5级评分法[7]:①5分为优异:解剖结构和细节清晰,无明显噪声和硬化伪影;②4分为良好:解剖结构和细节较清晰,噪声和硬化伪影增多;③3分为中等:大部分解剖结构较清楚,细节显示欠清楚,噪声和硬化伪影较明显但可接受;④2分为较差:解剖结构不清楚,细节辨识困难,噪声和硬化伪影很明显;⑤1分为极差:解剖结构模糊,细节无法辨识,噪声和硬化伪影极明显。评分≥3分即满足诊断。评价有分歧时由1名高级职称影像诊断医师判定达成一致。病灶的检出参照3期扫描检出的最多病灶数为标准,分别判断和比较两组图像对病灶的检出率。

1.5统计学方法

采用SPSS 17.0软件,采用配对t检验比较两组图像CNR、SNR、图像噪声、主观评分,采用Kappa检验评价2名医师评分的一致性,Kappa>0.60为一致性较好,P<0.05表示差异有统计学意义。

2 结果

2.1最佳CNR曲线特征及最佳单能量点

72例患者共检出90个病灶,肝脏占位平均最佳CNR单能量点为74 ke V,最佳CNR曲线呈先上升后下降趋势,最佳CNR单能量点处于72~77 ke V(图1)。

2.2两组CNR、SNR、图像噪声及图像质量评分比较

两组CNR、SNR、图像质量评分比较,差异有统计学意义(P<0.001),图像噪声差异无统计学意义(P>0.05),见表1及图2。两组主观评分均>3分,均满足临床诊断需要。2名医师对图像质量评分的一致性较好(Kappa=0.634)。

图1女,43岁,肝脏S8段血管瘤(箭)。最佳CNR曲线呈先上升后下降抛物线趋势,最佳单能量点位于73 ke V(A);取前腹壁脂肪的标准差为图像噪声9.9 HU(B);选取空气的标准差为背景噪声7.0 HU(C)

注:CNR :对比噪声比;SNR :信噪比

图2女,43岁,肝脏S8段血管瘤。最佳CNR图像示病灶边缘锐利,其内及边缘点节状强化清楚(箭),门静脉分支清晰(A);融合图示病灶边缘模糊(箭),强化结节及门静脉分支不清,图像颗粒感较大(B)

2.3两组病灶检出率比较

最佳CNR组病灶检出率为100%(90/90);融合组2例未检出,其中1例肝细胞癌,最大径为1.2 cm;1例肝囊肿,最大径为1.3 cm,病灶检出率为97.8%(88/90)。两组病灶检出率比较差异无统计学意义(χ2=1.32,P>0.05),见表2。

3 讨论

我国肝病的发病率较高,肝脏疾病的正确诊断是采取有效治疗的前提,目前常见的检查肝脏疾病的方法有B超、CT、MRI、胆道门静脉造影等。优质的图像能准确地显示病变,提高诊断正确率,清晰的图像对于诊断不典型及小病灶肝脏疾病尤为重要。肝脏CT检查多采用多期动态增强扫描。近年来出现的能量CT通过双能量后处理软件,为肝脏疾病的诊断提供了更多的信息。

本研究对比了最佳CNR单能谱图像和融合图像,最佳CNR单能谱图像是双能量扫描经过解析得到的CNR最高时的单能量点图像。融合图像为Sn 140 k Vp和100 k Vp图像数据按照一定算法比例融合,相当于常规120 k Vp扫描图像。研究结果显示,两组图像质量评分均>3分,均满足诊断需要,最佳CNR组图像质量评分和CNR、SNR均高于融合图像组(P<0.001)。夏巍等[8]的研究结果显示最佳千电子伏(即最佳CNR)的单能量图像质量明显优于混合能量图像质量,本研究结果与之一致。本研究最佳CNR组图像噪声高于融合图像组,但差异无统计学意义(P>0.05),既往研究[9,10]显示单能谱图像相比常规120 k Vp图像,具有更低的图像噪声、更高的CNR,本研究结果与之不同,原因可能与两者纳入的病例资料及使用的设备及扫描参数不同有关。通常最佳CNR的能量点集中在70 ke V附近,本组最佳CNR图像所对应的单能量点在74 ke V,与既往研究结果相似[11]。

本研究中,最佳CNR组病灶总检出率为100.0%(90/90),略高于融合组的97.8%(88/90)。叶晓华等[12]的研究显示70 ke V组图像的病灶检出率明显高于140 k Vp组,分别为78%~100%、65%~96%,本研究两组的病灶检出率均高于此结果,原因有:①本研究欲证实最佳CNR组图像质量优于融合图像组,因小病灶不易统一ROI大小,易受容积效应影响,故在病例收集时筛除了病灶<1 cm的患者。②与70 ke V图像相比,140 k Vp高电压下图像组织对比度下降,不利于病灶的检出,两组图像质量相差明显,因此病灶检出率差异较大。而本研究最佳CNR组和融合组质量均高于140 k Vp图像,两组差异相对较小,病灶检出率差异无统计学意义(P>0.05)。融合组2例病灶未检出,病灶均较小,且影像表现不典型,而肝癌的影像表现与类型、分化程度及血供情况相关;其中未检出的1例囊肿边界不清,略呈低密度,可能因为未完全囊变,其内尚存在部分正常肝组织或内部蛋白含量高。

本研究的局限性为病例数较少,各类肝脏疾病种类多样,且不是前瞻性研究;未对比动脉期两组图像质量及病灶的检出率;未按病种分类以获取各病种的最佳CNR单能量点。应进一步扩大样本量,尤其是<1.0 cm的病灶,按体重指数、病种及病灶的大小分类进行深入研究。

总之,利用双源CT双能量技术进行腹部扫描,通过双能量后处理软件可得到单能谱图像,除图像噪声相近外,最佳CNR单能谱图像质量评分及病灶检出率均高于融合图像,有利于改善图像质量,提高肝脏疾病的检出率。

摘要：目的 探讨双源CT单能谱成像对提高肝脏占位病变图像质量的价值。资料与方法 收集经手术或临床确诊为肝脏占位病变的72例患者,共90个病灶。行上腹部双源CT扫描,门静脉期双能数据经双能量Monoenergetic软件处理,获得最佳CNR单能量点及图像,双能量扫描后自动重建获得融合图像。比较两组对比噪声比(CNR)、信噪比(SNR)、图像质量评分及病灶的检出率。结果 72例患者90个病灶中,肝脏占位病变平均最佳CNR单能量点为74 ke V。两组CNR、SNR、图像质量评分比较,差异有统计学意义(t=4.034、5.071、3.483,P<0.001),图像噪声差异无统计学意义(t=1.734,P>0.05)。2名医师对图像质量评分的一致性较好(Kappa=0.634)。最佳CNR组与融合组的病灶检出率分别为100.0%(90/90)和97.8%(88/90),差异无统计学意义(χ2=1.32,P>0.05)。结论 与融合组图像比较,最佳CNR组单能量图像具有更高的CNR、SNR、图像质量,有利于提高肝脏占位病变的检出。

关键词：肝疾病,肝肿瘤,体层摄影术,X线计算机,图像处理,计算机辅助,质量控制

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[11]吕培杰.CT能谱成像在小肝癌检测中的应用价值.放射学实践,2011,26(3):321-324.

能谱成像技术 第6篇

1 材料与方法

1.1 实验材料

采用美国Fluke公司生产的嵌套式儿童/成人医学成像体模,选用其中直径160 mm的圆柱形儿童体部等效模型,体模内有5个圆孔,其中1个位于体模中心,其余4孔对称分布在体模周围,呈十字形交叉状。将盛有相同浓度的稀释碘造影剂碘海醇(230 HU@120 k Vp)的硬塑料试管(2 ml)封闭后置于上述体模内的圆孔中,用来模拟增强的血管结构,见图1。

图1实验材料。A中绿色环形部分为标准儿童体部模型(直径为160 mm);B示盛有稀释浓度造影剂的试管置于体模内的孔中,模拟增强血管结构

1.2 仪器与方法

采用GE Discovery CT750 HD能谱CT扫描仪,分别以GSI模式和常规100 k Vp与120 k Vp模式对体模进行扫描。两种扫描模式均采用螺旋扫描,球管旋转速度0.7 s/周,螺距0.984∶1,视野28.4 cm×20.0 cm,层厚5 mm,层间距5 mm。CT剂量指数(CT dose index,CTDI)均设置为9.0 m Gy,以保证两种扫描方式的辐射剂量一致。管电流为自动模式。

1.3 图像分析

选用图像中模拟增强血管的CT值(图像增强效果),背景噪声和对比噪声比(CNR)作为图像质量的观察指标,用标准GSI处理/重建平台重建能谱扫描图像,得到55~70 ke V、间距5 ke V的4个单能量组的图像,同时采集常规100 k Vp、120 k Vp螺旋CT扫描图像。具体方法:在4组单能量图像和常规扫描图像中选定相同层面,分别测量5个试管的CT值,测量时设置感兴趣区(ROI)面积为25.48 mm2,分别将ROI置于试管的中央位置。同时选择1号试管与4号试管连线中央位置作为背景数据的采集位置,选用与测量试管CT值相同形状及大小的ROI,测量其CT值及标准差(图2)。背景位置的标准差即为该图像的噪声。根据公式(1)计算CNR。

其中CT为5个试管的平均CT值,CTBG为背景的CT值,SD为背景的标准差。

图2体模的CT扫描图像,1~5分别为试管的位置,6(试管1与试管4连线的中央位置)为测定背景的位置。选取相同ROI(25.48 mm2)分别测量上述各区域的CT值及标准差

1.4 统计学方法

采用SPSS 19.0软件,分别对4种单能量图像和常规100 k Vp与120 k Vp图像的CT值和CNR进行方差齐性检验和方差分析,两两比较采用LSD法,P<0.05表示差异有统计学意义。

2 结果

2.1 模拟增强血管CT值(图像增强效果)

4个单能量图像中,随能量值增加,试管的CT值逐渐降低,55~65 ke V的图像中的试管CT值均大于常规120 k Vp,其中,65 ke V能量图像中的CT值与120 k Vp图像中的CT值最接近,但差异有统计学意义(P<0.05)。其余单能量图像的CT值与常规120 k Vp比较,差异均有统计学意义(P<0.01)。60 ke V能量图像中CT值与100 k Vp图像中的CT值最接近,差异无统计学意义(P>0.05)。其余单能量图像的CT值与常规100 k Vp比较,差异均有统计学意义(P<0.01)。见表1及图3A。

2.2图像噪声

4个单能量图像噪声比较,55~65 ke V范围内呈非直线下降趋势,65~70 ke V范围内呈上升趋势。65 ke V图像的噪声最小,为5.6 HU,与100 k Vp图像噪声相同,高出120 k Vp图像噪声12%。见表1及图3B。

2.3 CNR

4种单能量图像的CNR比较,55~60 ke V范围内呈上升趋势,60~70 ke V范围内呈下降趋势。能谱扫描及120 k Vp的CNR均低于100 k Vp。60 ke V的CNR最高,为24.7±0.5,较常规120 k Vp的CNR(20.4±0.4)约提高了21%,但较100 k Vp的CNR(28.9±0.2)约降低了15%。65 ke V图像的CNR与120 k Vp图像的CNR最接近,差异无统计学意义(P>0.05)。60 ke V图像的CNR与100 k Vp图像的CNR最接近,但各单能量图像的CNR分别与100 k Vp比较,图像质量差异均有统计学意义(P<0.01)。见表1及图3C。

3 讨论

能谱CT包括双源双能CT和快速能量切换单源双能CT,后者可以通过瞬时切换两种峰值管电压,实现同时、同角度的双能量数据采集,但对探测器的要求极高,Discovery CT 750 HD采用宝石作为探测器材料实现了这一技术。两个峰值管电压分别为80 k Vp和140 k Vp,根据两个能量数据确定体素在40~140 ke V能量范围内的衰减系数,进一步得到101个单能量图像,利用这种相对纯净的单能量图像能够获取准确的物质密度及质量衰减系数,大大降低了硬化伪影,从而改善了图像质量。

辐射剂量对被照射人群存在的潜在危害性越来越受到关注,尤其是对于身体尚未发育成熟的儿童,如何在满足临床诊断需求的同时保证图像质量、减少患儿的辐射剂量已经成为当今影像学关注的重要问题[3]。因此,本研究在设计时,参照常规120 k Vp扫描方式的辐射剂量(CTDI=9.0 m Gy),为能谱扫描设置了相同的CTDI,在此前提下得到的图像质量更有说服力。

图3能谱CT与常规CT图像质量比较。A.增强效果(CT值)比较;B.图像噪声比较;C.图像CNR比较

既往研究认为65 ke V和70 ke V图像噪声较低,并具有较高的CNR[1,4,5]。汪洁等[6]进行的体外实验显示,55 ke V图像的CNR和SNR优于其他单能量图像。夏巍等[7]对能谱CT在下肢动脉造影的应用研究显示,50~60 ke V范围内的图像噪声低、CNR高。本研究参照既往研究结果,选择55~70 ke V 4个单能量,对其图像质量进行组间比较,并分别与常规100 k Vp和120 k Vp图像进行比较,探讨其差异。

人体中任何物质会随X线能量变化呈现不同的X线吸收衰减能力,物质的衰减系数与X线能量的关系为单一平滑曲线[8]。既往研究[4]显示,当X线能量高于40 ke V时,随着单能量的能量值逐渐升高,物质的CT值逐渐降低,而单能量图像噪声及CNR的变化特点并非单一趋势,本研究结果特点与其一致。CT值与单能量射线间的关系和CT值与常规混合能量射线间的关系完全一致[9,10]。

本研究结果显示,55~70 ke V 4组单能量图像中,65 ke V的噪声最小,与Zhang等[4]的研究结果相同,65 ke V的噪声与100 k Vp图像的噪声相同,但较120 k Vp图像噪声高12%。不同单能量图像的CT值与常规120 k Vp图像比较,65 ke V图像中CT值与120 k Vp图像中的CT值最接近,但差异有统计学意义(P<0.05),提示两组图像的增强效果存在显著差异,55~65 ke V能量图像的增强效果优于120 k Vp图像。60 ke V能量图像中CT值与100 k Vp图像中的CT值最接近,差异无统计学意义(P>0.05)。其余单能量图像的CT值与100 k Vp比较,均存在显著差异,其中55 ke V的增强效果最优。

单能量成像中,在某一单能量水平组织对比度与噪声之间达到相对平衡,即衰减差异达到最大而噪声相对较小,这一单能量即为最佳ke V[11]。Matsumoto等[1]对成人体模的研究结果显示,在辐射剂量相同的情况下,70 ke V图像的噪声比120 k Vp的噪声低,且前者的CNR优于后者,继而提出可以将70 ke V作为最佳单能量替代常规120 k Vp扫描方式。本研究中,60 ke V图像的增强效果与100 k Vp相仿,CNR在4种单能量图像中最高,显著优于其他单能量图像及常规120 k Vp图像,尽管较100 k Vp有所下降,但较其他单能量与100 k Vp的差值最小,故推荐60 ke V作为儿童体部CT扫描的最佳单能量。65 ke V单能量图像噪声最低,增强效果与常规120 k Vp图像相仿,且CNR与120 k Vp图像的CNR最接近,可以作为常规120 k Vp的等效单能量。不同研究得到的最佳ke V接近但又不尽相同,可能与研究材料不同有关,既往研究纳入的对象包括成人体模、自制体外模型实验及临床患者,其密度与体型均与本研究存在差异,对X线的吸收能力亦各不相同,提示在儿童群体应用能谱CT扫描过程中,不能简单套用成人数据结果,需要在科学实验的基础上,经过大量的临床实践探讨适宜儿童自身的最佳单能量图像,从而得到最优的图像质量。

对比常规100 k Vp与120 k Vp的图像质量结果显示,尽管100 k Vp的图像噪声稍大,但增强效果和图像对比度明显优于120 k Vp,与Siegel等[2]的研究结果一致。因此,建议各临床机构在进行儿童常规CT扫描时,可以采用100 k Vp扫描方式,在保证图像质量的同时,可以有效降低射线对患儿的辐射损伤。

本研究的局限性:由于采用儿童体部模型进行研究,模拟均匀物质内理想化的增强血管结构,无周围器官及组织的干扰,故与真实人体内的血管结构数据可能存在一定的差异。此外,由于本研究仅对单一浓度造影剂的图像进行分析,造影剂浓度对图像质量的影响有待进一步研究。

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[10]Kalender WA,Perman WH,Vetter JR,et al.Evaluation of a prototype dual-energy computed tomographic apparatus.I.Phantom studies.Med Phys,1986,13(3):334-339.

能谱成像技术 第7篇

1 资料与方法

1.1 研究对象

回顾性分析2015年2月—8月江苏省肿瘤医院23例原发性肝癌TACE治疗后行能谱CT检查患者的CT图像,其中男20例,女3例;年龄47~75岁,平均(58.3±7.2)岁。纳入标准:经临床、病理或影像学检查确诊并自愿行TACE治疗的肝癌患者;TACE术后复查栓塞区在QC图像上表现为部分缺损型或均匀致密型。

1.2 仪器与方法

使用GE Discovery CT750HDCT,对所选患者行肝脏三期扫描,扫描范围自膈顶至双肾下极。其中平扫时采用GSI模式,扫描条件:80 k Vp与140 k Vp瞬时高速切换扫描,电流375 m A,层厚5 mm,转速0.7 s/r,螺距1.375。然后将图像数据传送到AW 4.6工作站,利用GSI软件包进行处理,获得40~140 ke V(间隔10 ke V)共11组Mono图像,另重建出140 k Vp的QC图像。

1.3 图像分析

1.3.1 对11组不同ke V的Mono图像优化

由3名主治以上医师对11组Mono图像进行分析,依据图像受硬化伪影的影响及碘油滤过比例的程度,对照碘基图像按三分法(1=差,2=良,3=优)评分。当结果不一致时,经3名医师协商后达成一致。

1.3.2 优化后的Mono图像与QC图像分析

选取主观评分优、良的Mono图像及QC图像,选取伪影最多层面感兴趣区(ROI)的CT值测定,记为ROI1,另对同层面无伪影或伪影较少的相同组织选取ROI的CT值测定,记为ROI2。当ROI1-ROI2接近或无限接近0时,说明图像无伪影或伪影影响最小。

计算去除伪影最佳的Mono图像及QC图像的信噪比(SNR),SNR=腹主动脉的CT值/周围空气CT值的标准差。

1.4 统计学方法

采用SPSS 19.0软件,对主观评分优、良的Mono图像及QC图像的ROI1、ROI2行配对t检验,对去除伪影最佳的Mono图像及QC图像的SNR行独立样本t检验,P<0.05表示差异有统计学意义。

2 结果

11组Mono图像的主观评分见图1。当<70 ke V时,因为图像的伪影及噪声较大,评分低;当>120 ke V时,由于碘油滤过较多,评分亦不高;在70~120 ke V时,图像的伪影不但相对较少,而且可以准确地反映碘油蓄积的真实范围,主观评分较高,见图2。

主观评分优、良的各组Mono图像及QC图像的ROI1、ROI2见表1。110 ke V时,ROI1与ROI2的差异无统计学意义(P>0.05);其余5组Mono图像及QC图像ROI的CT值差异均有统计学意义(P<0.05)。110 ke V时Mono图像的SNR值为8.47±1.59,QC图像的SNR值为7.31±1.24,两者差异无统计学意义(P>0.05)。

图2男,63岁,原发性肝癌介入术后4个月。A为碘基图,可见肝左外叶近肝裂处肝癌病灶TACE治疗后碘油蓄积的范围;B为60 ke V时的Mono图像,箭示碘油蓄积灶周围硬化伪影明显;C为110 ke V时的Mono图像,图像伪影较少,其碘油蓄积范围较碘基图基本一致;D为130 ke V的Mono图像,虽然图像伪影亦不明显,但箭示碘油蓄积区中心因过度滤过而形成明显的小缺损区;E为110 ke V的Mono图像,F为QC图像,两者观察的窗宽、窗位相同。E对图像细节(腹腔小血管)的显示优于F(箭头),F由于碘油硬化伪影的影响,碘油蓄积区周围结构显示不清(箭)

3讨论

目前CT检查是肝癌TACE治疗后最常用的评估方法,主要通过观察肝癌病灶内部及周边碘油的蓄积情况评估治疗效果,普遍认为CT平扫上碘油蓄积致密的区域为肿瘤坏死区,碘油稀疏或缺损的区域为肿瘤活性区。然而,由于常规CT的X线束为混合能量,当它穿过CT值较大的碘油蓄积区时,可产生线束硬化伪影,表现为从碘油区域发出的星芒状阴影和之间的暗性区域[3,4]。正是因为这些伪影的存在,不仅碘油蓄积的真实范围显示不清,而且会影响对碘油缺损区域及周边组织的观察,导致诊断误差。

能谱CT成像是一种新的CT成像技术,实现了把CT成像推向多参数成像的新诊断模式,包括单能量成像、能谱曲线、物质分离与定量及有效原子序数。其中的单能量成像技术可以获得40~140 ke V的101组Mono图像。由于不同组织在不同的能量条件下对X线的吸收存在差异,因此组织的CT值及不同组织间的对比将随能量的改变而变化。Zhao等[5]的研究表明,通过调整适宜的能量水平可以有效减少图像噪声、改善图像质量,为解决碘油线束硬化伪影的问题开拓了思路。

本研究从主观及客观层面对单能量成像技术能否有效去除碘油硬化伪影的影响进行探讨,对11组Mono图像主观评分发现,随着ke V的不断增高,图像伪影逐步改善,而且在40~70 ke V改善尤为明显,与既往报道一致。惠萍等[6]的研究显示,在高ke V的Mono图像上可以明显降低或消除金属移植物的伪影,改善图像质量。然而,当>120 ke V时,对照碘基图[7],一些较小的碘油蓄积区被滤过、碘油蓄积区边缘轮廓变毛糙或形成小的碘油蓄积缺损区。由此认为70及120 ke V是对图像主观评价的2个节点,因此过低或过高水平的单能量图像均未被纳入下一步的客观评价中。对70~120 ke V(6组)Mono图像及QC图像感兴趣区(ROI1、ROI2)的CT值定量测量发现,仅当110 ke V时,两者差异无统计学意义,而其余5组Mono图像及QC图像的两组CT值均存在差异,表明110 ke V水平的Mono图像可以有效去除碘油的硬化伪影,与孙亮等[8]对消除金属植入物伪影的研究相似,但并不完全一致,他们认为120 ke V为最佳单能量成像点,其原因可能是由于碘油和金属两种物质成分不同,金属物质的分子结构更致密、CT值更高。其次,CT图像满足诊断需求不仅要求没有伪影的影响,更需要有良好的SNR,因为SNR是CT显示解剖结构及病变的基础。在进一步比较110 ke V Mono图像和QC图像的SNR时,尽管两者并无显著差异,但110 ke V Mono图像的SNR值(8.47±1.59)略高于QC图像(7.31±1.24),结合对两组图像的主观印象,认为前者有更好的SNR。

总之,能谱CT单能量成像技术可以有效去除肝癌TACE治疗后碘油硬化伪影的影响,而且可以兼顾整体图像的质量,其中110 ke V为其最佳单能量成像点。这将有助于以后更好地观察碘油缺损区或周边组织是否存在肿瘤活性,进一步提高了诊断的精度。

参考文献

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[3]Barrett JF,Keat N.Artifacts in CT:recognition and avoidance.Radiographics,2004,24(6):1679-1691.

[4]周泽俊,胡永胜,高斌,等.多层螺旋CT图像伪影的分析.中国CT和MRI杂志,2008,6(4):72-73.

[5]Zhao LQ,He W,Li JY,et al.Improving image quality in portal venography with spectral CT imaging.Eur J Radiol,2012,81(8):1677-1681.

[6]惠萍,王新江,崔志鹏,等.CT能谱成像在消除金属移植物伪影中的应用价值.中华放射学杂志,2011,45(8):740-742.

[7]王乐,刘斌,汪洁,等.能谱CT对碘含量测量准确性的实验研究.放射学实践,2012,27(3):264-267.