腹部CT低剂量扫描的应用研究

刘师竺，赵静霞，胡博奇，于喜坤，张健，魏宇林，刘景鑫

1. 吉林大学中日联谊医院 放射线科，吉林 长春 130033；2. 吉林省医学影像工程技术研究中心，吉林 长春 130033；3. 吉林大学 护理学院实验教学中心，吉林 长春 130021；4. 长春市计量检定测试技术研究院，吉林 长春 130012

引言

近年来，CT已经成为临床诊断中不可或缺的一种检查方法，随着CT的发展，人们越来越关注如何在保证影像质量的前提下，使剂量最优化[1-3]。目前，国内外许多专家对低剂量CT检查的方法进行了多方面、多角度的研究：如从设备入手，探究降低放射剂量时对图像造成的影响；从扫描参数入手，从临床试验数据或实际应用的检查数据中归纳总结出经验[4-6]；也有的专家选择了对单一机型、单一检查项目或者某一项标准数值进行研究或阐释[7-11]。虽然过往研究已对部分部位的检查剂量和患者的受照射剂量给出了相应的参考值[12-14]，但腹部CT作为临床常用的检查手段，其低剂量相关研究却相对匮乏[15-16]。我们在2016年成功获得十三五国家重点研发项目《放射诊疗设备低剂量评价和应用规范研究》，在项目的支持下我们从图像质量的评定入手，针对腹部低剂量CT扫描在多个省的医院进行了不同模体直径、不同螺距和不同mAs的大量实验及数据统计分析，最终得出了腹部低剂量检查的剂量阈值，这对临床诊疗具有重要意义。

1 材料与方法

1.1 CT实验模体

我们选取目前医疗市场上的主要CT厂家，国内厂家包括东软医疗、明峰医疗、深圳安科和上海联影，国外厂家包括GE医疗、Siemens医疗、Philips医疗、东芝医疗和日立医疗。历时2年时间，地域覆盖吉林省、黑龙江省、辽宁省、浙江省和四川省的126家医院进行了326台次试验。CT实验模体，见图1。

图1 CT实验模体图片

1.2 实验方法

将CT实验模体置于扫描野中心，扫描条件为管电压120 kV，层厚5 mm，扫描时间1.0 s，在螺距∶速度（pitch:speed）为0.562:1、0.938:1和1.375:1的三种条件下，设置mA量分别为250、200、150、100、70、60、50、40、30以及20 mA进行扫描，扫描模体时在周围不应有影响射线束的物质[17]。

1.3 测量方法

1.3.1 采用CATPHAN 500时的测量方法

（1）CT值、噪声、均匀性。在CATPHAN模体的486模块中心层面，在中心用大于100像素的感兴趣区（Region of Interest，ROI）（面积约为1 cm2）测CT值及标准偏差（Standard Deviation，SD），用公式（1）计算噪声。在图像圆周相当于钟表时针3、6、9、12点的方向，距图像边缘1 cm处取四个相同大小的ROI，计算四点CT值，边缘CT值与中心CT值的最大偏差为均匀性。

式中，N表示噪声，SD表示标准偏差。

（2）低对比分辨力（密度分辨力）。在CATPHAN模体的515模块中心层面，同时调节窗宽和窗位，确定各对比度系列中所能分辨的最小一级孔径。

（3）高对比度辨力（空间分辨力）。在CATPHAN模体的528模块中心层面，同时调整窗宽和窗位，分辨最小的一组线对。用目测方法确定所能分辨的最高一级线对数。

1.3.2 采用RGRMS-2016时的测量方法

（1）CT值（水）。打开DICOM水模图像，置窗宽W 100左右、窗位L 0左右，在水模图像中心位取ROI面积170 mm2左右（ROI直径约为水模直径的1/10），读取平均CT值，即CT值（水）。

（2）均匀性。在水模图像圆周相当于钟表12点（上）、3点（L：病人左）、6点（下）和9点（R：病人右）4个方向上，距边缘约10 mm处，用上述面积的ROI圈测量4个平均CT值，与图像中心位平均CT值的最大差值即均匀性的测量值；

（3）噪声。按规范要求，在水模图像中心取一定面积的ROI（如32 cm2左右，或取ROI直径约为水模直径的40%）测量ROI内平均CT值的标准偏差记为nT，T为实际扫描层厚按公式(2)对nT值进行层厚修正得n10，按公式(3)用n10计算噪声。

式中，n10为层厚为10 mm时的噪声，nT为实际层厚为T时噪声的测量值，T为预设层厚，单位为 mm。

式中，σ水表示水模体ROI中测量的标准偏差，CT水、CT空气分别表示水CT值和空气CT值的测量值，则CT水－CT空气为对比度标尺。

（4） 低对比可探测能力。打开DICOM低对比模体图像，置窗宽W为20左右、窗位L为0左右，调试W/L到图像清晰为准。10 mm层厚扫描时，4个模块设计对比度分别为2%、1%、0.5%、0.3%；其中最大圆φ10 mm用于图像实测对比度测量。测量φ10 mm圆处CTmean值，再在模块中心处测得“背景CTmean值”，两个CTmean值（HU）之差除以10为实测“%对比度”。每个模块上供可分辨观测的孔径由大到小共九个：φ7、φ6、φ5、φ4、φ3、φ2.5、φ2、φ1.5、φ1.0。分别测量、计算、记录每个模块的图像实测对比度和可看到的（可见明显高于周围噪声的圆形轮廓）最小孔径mm数。4个模块所得对比度%数乘以可分辨最小孔径mm数相加，求得均值，即低对比可探测能力。

（5）高对比分辨力。打开DICOM综合模扫描标准重建或高分辨重建扫描像。将窗宽调至最小，降低窗位，观看图像周边8个孔模像，mm为单位的方孔，尺寸由大到小：3×3，2.5×2.5，2×2，1.75×1.75，1.5×1.5//1.25×1.25，1.0×1.0//0.9×0.9，0.8×0.8/0.7×0.7//0.6×0.6，0.5×0.5//0.4×0.4//0.3×0.3/0.2×0.2，共八档，15组孔。随着窗位降低，每组5个孔不粘连、不丢失，即认为裸眼可分辨的标称孔尺寸。通常情况下可能会丢失1～4个孔，经验评估的方法：本组标称孔尺寸+丢失孔数×（上组标称孔尺寸－本组标称孔尺寸）/5。高分辨算法与标准算法重建图像的评估方法一样，但扫描时应取较薄层厚，取5 mm左右，一般不取10 mm。

1.3.3 采用不同模体直径时CT值、噪声及均匀性的测量方法

将模体圆柱轴线与扫描层面垂直并处于扫描野中心，对圆柱中间层面进行扫描。采用头部扫描条件进行扫描，且每次扫描模体中心位置处的辐射剂量应不大于50 mGy。选取图像中心大约500个像素点大小（约十分之一模体面积）的ROI，测量该ROI的平均CT值、标准偏差，其中平均CT值作为水CT值的测量值，标准偏差除以对比度标尺作为噪声的测量值n，见公式（3）。另外在图像圆周相当于钟表时针3、6、9、12点的方向，距模体影像边沿约10 mm处，选取大约500个像素点大小的ROI，分别测量这四个ROI的平均CT值，其中与图像中心ROI平均CT值的最大差值作为均匀性的测量值。

2 结果

在实验过程中，设定mAs和实际扫描中的mAs并非一个数值，见表1。

表1 设定mAs与实际mAs对照表

我们统计分析了不同剂量下各CT设备间的性能参数测量数据，结果见表2。

表2 不同剂量下各CT设备性能评分（±s）

表2 不同剂量下各CT设备性能评分（±s）

设定(mAs) 噪声 (%) CT值 (HU) 均匀性 (HU)空间分辨力 (LP/cm)低对比度分辨力(mm)250 0.29±0.00-1.17±0.97 1.33±0.67 7 2.50±0.33 200 0.35±0.00-1.33±0.67 1.17±0.17 7 2.50±0.33 150 0.40±0.01-1.17±0.97 1.17±0.17 7 2.75±0.92 100 0.48±0.01-1.33±0.67 1.17±0.57 7 2.75±0.92 70 0.58±0.01-1.17±0.97 1.33±0.67 7 3.00±0.67 60 0.64±0.01-1.17±0.97 1.33±1.07 7 3.25±0.25 50 0.70±0.01-1.17±0.97 1.33±1.07 7 3.50±1.00 40 0.77±0.02-1.17±0.97 1.33±1.07 7 4.00±1.33 30 0.89±0.02-1.33±0.67 1.50±1.10 7 5.00±1.33 20 1.06±0.04-1.33±1.47 1.33±1.07 8 5.75±2.25 P值 ＜0.05 1.00 0.99 1 1.00

由表2可知，对于不同剂量下各CT设备间的CT值、均匀性、空间分辨力和低对比度分辨力4项指标P≥0.05，故其测量值差异无统计学意义，而噪声指标P≤0.05，故其测量值有显著性差异，为使结论能够适用于临床上大部分CT设备，我们在数据中选择了一组噪声相对不理想的数据进行分析，分析结果如下。

根据国家计量检定规程JJG 961-2017《医用诊断螺旋计算机断层摄影装置（CT）X射线辐射源》[18]要求中要求低对比分辨力在1%对比度应能分辨模体中3 mm的圆孔和0.3%对比度应能分辨模体中6 mm的圆孔，由此可见50 mAs以上的剂量都是符合要求的。由于低对比分别力对肉眼观测是最直观的评价方法，所以在以下的试验中，我们对50 mAs以下的实验结果不再进行论述。低对比分辨力随mAs的变化规律，见表3。

表3 低对比分辨力随mAs的变化规律

通过数据分析，CT图像噪声随着mAs值的增大而减小；其他条件相同时，螺距越大，噪声越大。这说明了低剂量检查必然伴随一定的噪声，采用不同螺距时噪声随mAs的变化规律，见图2[3]。

图2 采用不同螺距时噪声随mAs的变化规律

通过数据分析，螺距:速度为0.562:1时，模体A、模体B总体变化不大，噪声值随毫安量降低而升高；当毫安量降到50 mAs以下时，模体C、模体D噪声数值变化较大，75 mAs以上时噪声数值变化较小。当剂量大于75 mAs时噪声变化趋于平缓。模体A直径为21.5 cm，模体B直径为21.5 cm，模体C直径为33 cm；模体D直径为40 cm。由此可见，直径不同的模体受mAs影响，噪声变化不尽相同，但总体呈现为mAs降低，噪声升高。采用不同模体直径时噪声随mAs的变化规律，见图3。

图3 采用不同模体直径时噪声随mAs的变化规律

通过数据分析，螺距∶速度为0.938:1时，我们可以看到，大于50 mAs时的均匀性起伏波动很小，小于50 mAs时，模体C和模体D的均匀性开始大幅下降。采用不同模体直径时均匀性随管电流的变化规律，见表4。

表4 采用不同模体直径时均匀性随管电流的变化规律

通过数据分析，大于50 mAs时CT值波动极小。结合国家标准，CT值波动在允许范围之内。小于50 mAs时，螺距:速度=0.938:1和螺距:速度=1.375:1的两组数据中CT值有了较大变化。对于物体来说，CT值应该是固定的，但实际的机械误差难以避免。采用不同螺距时CT值随mAs变化规律表如表5所示。

通过数据分析，由表可见，降低毫安量至50 mAs以下时，空间分辨力略微降低。我们可以认为，在该实验条件下，当毫安量为50 mAs以上时，对空间分辨力没有影响。采用不同螺距时空间分辨力随mAs的变化规律，见表6。

根据以上实验结果，空间分辨力随mAs变化不大，当毫安秒小于50 mAs时，模体的CT值、均匀性和低对比分辨力均有大幅度改变，不符合相应国家标准。为了降低剂量，我们必须适度的容忍一定程度的噪声，这是成像技术和后处理技术更新换代之前我们几乎无法解决的问题。当mAs小于50 mAs时，低对比分辨力不能符合标准；当mAs大于75 mAs时，噪声的变化趋于平缓。所以在保证影像质量的前提下，腹部CT低剂量扫描的剂量阈值为75 mAs。

表5 采用不同螺距时CT值随mAs变化规律

表6 采用不同螺距时空间分辨力随mAs的变化规律

3 讨论

随着多层螺旋CT的广泛应用，X线辐射剂量的问题越来越受到重视。根据CT检查放射防护原则，我们应在保证图像质量、满足诊断要求的前提下，尽量减少患者的辐射剂量。在低剂量概念已经深入业内的今天，怎样用低剂量获取最有诊断价值的图像非常关键。低剂量扫描技术可以通过优化扫描参数，合理的选择管电流值，在满足诊断的基础上来控制辐射剂量，从而保护受检者的健康。保持管电压不变，降低管电流量，是目前降低辐射剂量的主要研究方向。CT的设备的辐射剂量降低，则得到的图像中的低对比分辨力降低，即分辨图像细节的能力降低；图像的噪声增大，其低剂量图像与常规剂量图像相比较，图像中的颗粒明显增粗。过低剂量条件下的噪声导致图像颗粒增粗，将对诊断将产生极大干扰。120 kV条件下，低对比分辨力和空间分辨力的阈值为50 mAs，噪声的阈值为75 mAs。所以，我们选择75 mAs作为低剂量CT腹部检查的剂量阈值。

本研究选用的模体数较少，但模体所覆盖的类型较齐全，采用了多种不同厂家、不同直径、不同材质的模体，模拟不同肥胖程度的患者进行低剂量CT扫描。研究结果具备一定的局限性，但是对临床具有一定的指导意义。本研究提供了腹部低剂量CT扫描所用的剂量阈值，既能使患者受到的辐射剂量降低，减少电离辐射对身体的伤害，又能满足患者病情的诊治需求，这是放射医师和临床医师共同的愿望。

4 结论

我们在满足GB/T 17589-2011《X射线计算机断层摄影装置质量保证检测规范》、JJG 961-2017《医用诊断螺旋计算机断层摄影装置（CT）X射线辐射源》和CATPHAN 500说明书中对均匀性、噪声、空间分辨力、低对比分辨力和CT值的计量性能要求的前提下，通过以上数据进行统计分析，我们基本找到采用不同模体直径、不同螺距时随着mAs降低均匀性、噪声、空间分辨力、低对比分辨力和CT值的变化趋势。根据以上研究，我们认为当mAs大于75 mAs时可以满足质控模体的低剂量扫描需要。

当然，我们给出的剂量范围只是一个初步的粗略范围，图像质量的评价也不应只是单纯的剂量研究。是否影响诊断，还需要不同年资的影像医师及临床医师进行主观判断。如何在不影响诊断的情况下获得更低剂量的图像，这还需要我们进一步研究。