双能量CT最早始于20世纪70年代;当时双能量CT技术会造成双倍的辐射剂量,甚至需要注射两次对比剂 ^[1-5]。随着2006年双源CT的推出,双能量CT才真正实现了同时采集不同能量下的CT数据并拥有了丰富的双能量临床应用经验 ^[6]。之后,又出现快速管电压切换技术以及双层探测器技术并逐渐应用于临床。如何降低辐射剂量一直就是双能量CT临床常规使用的瓶颈之一。对辐射剂量的关注一直伴随着双能量CT技术的发展,低辐射剂量也成为了评价双能量CT是否可以临床使用的标准之一。Henzler等 ^[6]指出,双源双能量CT技术的辐射剂量不高于常规CT,而这正是双能量CT成像进行临床推广的基础。双能量CT,尤其是双源双能量CT的低剂量问题依然需要澄清。本节将从双能量CT的低辐射剂量技术出发,讨论双能量CT低辐射剂量的原理及双能量CT辐射剂量问题的现状。

使用双源CT进行双能量CT扫描,两个球管剂量输出的总和是否是单能量CT扫描一个球管输出的两倍呢?实际上使用双源双能量CT技术,其辐射剂量不高于单能量扫描,有时甚至还要低于单能量CT扫描。这是因为双源CT将普通单源CT的辐射剂量分配给两个不同管电压的球管,再综合双能量CT扫描的数据实现双能量CT,就如同河水的分流和汇聚。举例而言,普通单源CT扫描使用(120 kV,100 mAs),在双源CT上可近似平分为两个球管(120 kV,50 mAs)的剂量输出;一个球管使用140 kV输出(对应140 kV下管电流约 36 mAs)成像,另外一个球管使用80 kV输出(对应80 kV下管电流约112 mAs)成像,从而实现两个球管的输出总和所致的辐射剂量不高于普通CT成像。这样两个管电压下扫描获得的图像质量也能得到保证。当然,在真实扫描时,需要根据高低管电压来匹配不同的管电流,具体的剂量分配比例需要根据扫描目的优化匹配。目前可以实现这种调节的是双源双能量CT技术和单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术)。不仅如此,双源双能量CT的能谱纯化技术可以过滤掉高管电压重合部分的无效剂量,使双能量CT的辐射剂量低于普通单源CT。

低辐射剂量技术在普通单能CT成像方面已有广泛讨论,如迭代重建等。双能量CT的低辐射剂量技术也比较多,包括能谱纯化技术、高低管电流匹配调节技术以及迭代重建技术。由于硬件的不同,双源双能量CT可以综合应用上述三种低剂量技术 ^[6,7],实现不高于普通CT剂量的能量成像。

能量成像的基本原理在于获得不同管电压下相同容积的扫描数据。而众所周知,X线球管产生的X线光子存在较宽的能量分布,而不同管电压的X线能谱存在较多重叠的现象 ^[7]。

由于双能量CT的优势在于不同能量X线提供更丰富的诊断信息,因此能谱的重叠部分无法提供有效信息,对病患造成了多余的辐射剂量。在目前已知的所有单源CT能量成像(能谱扫描)中,这种能谱的重叠无法避免 ^[7];双源双能量CT技术可以解决这一问题:通过在高管电压的X线球管输出端添加一定厚度的锡滤线板,过滤掉高电压球管输出中的低能X线,减少其和低电压球管的能谱重叠,从而减少无效辐射,降低辐射剂量 ^[6-9]。这种技术被称为能谱纯化技术。纯化后的能谱不仅可以提高物质分辨能力,而且去掉了无用的低能X线光子,既达到降低辐射剂量的目的,又获得了更好质量的双能量CT数据。Mangold等 ^[10]在双能量CT虚拟平扫的研究中发现,使用能谱纯化技术的双源双能量CT在提供更多诊断信息的同时,CTDI _vol只有10.3 mGy±4.2 mGy,甚至比常规CT成像的辐射剂量(11.59 mGy±3.6 mGy)更低。Grasruck和Kappler 等比较了不同双能量CT成像技术的能谱差异及单位辐射剂量产生的对比噪声比,结果显示采用球管电流调节及能谱纯化技术的双源双能量CT具有最佳的X线能谱分布:在相同辐射剂量下,双层探测器技术的对比噪声比只能达到双源双能量CT技术的22%～45%,而快速管电压切换技术的对比噪声比只有双源双能量CT技术的35% ^[11,12]。因此要达到相同的对比噪声比,双层探测器双能量CT技术大约需要2～5倍于双源双能量CT技术的辐射剂量,而采用快速管电压切换双能量CT技术大约需要3倍于双源双能量CT技术的辐射剂量。

能谱纯化技术带来的另一个优势在于,可以采用更丰富的管电压组合来实现双能量CT。在尚未进行能谱纯化技术的第一代双源双能量CT成像中,出于区分能谱及剂量控制的目的,80 kV与140 kV为较优化的组合;而能谱纯化带来的不仅是更宽能谱区分能力,更减少了无效的辐射剂量,使100 kV与140 kV的管电压组合具有同样丰富的临床价值,从而适应更广泛的临床应用 ^[13]。

管电流调节技术在普通CT中已成为普遍采用的低剂量技术。单能CT扫描中采用的实时自动管电流调节技术通过在不同扫描角度中针对扫描容积进行管电流的实时调节,从而达到降低辐射剂量的目的 ^[14],如CARE Dose 4D及Auto mA技术。双能量CT中的管电流调节技术应该不仅包括自动管电流调节技术,这样才不逊色于普通CT扫描;还应该实现针对高低管电压的选择匹配不同管电流。这是因为低管电压扫描需要较高的管电流从而降低噪声,保证图像质量,而高管电压扫描可以使用较低的管电流从而降低辐射剂量。如果高低管电压同时使用较低的管电流,则无法保证低管电压获得的图像质量;而如果高低管电压同时使用较高的管电流,则会带来过高的辐射剂量。因此针对高低管电压匹配不同的管电流是双能量CT降低辐射剂量最重要的技术之一。

在现有的双能量CT技术中,双源CT与单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术)实现的能量成像综合实现上述两种管电流的调节技术 ^[9,15,16],统称为高低管电流匹配调节技术。也就是说,双源CT一方面使用CARE Dose 4D技术,另一方面也根据检查目的对高低管电压匹配不同管电流,将普通单源CT成像的辐射剂量分配给两个不同管电压的球管。

Yu等 ^[9]的研究表明,采用管电流调制的双能量CT扫描,高低管电压混合图像的对比噪声比比传统120 kV更高,而辐射剂量并未增加。快速管电压切换双能量CT技术则由于硬件的限制无法实现管电流调节 ^{[6,7,15,17-19]}。Morsbach等采用单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术)分析结石成分 ^[16],对80 kV/140 kV分别匹配了133/32 有效mAs,其CTDI _vol为6.6～19.7 mGy,与双源双能量CT的辐射剂量(11.9～22.6 mGy) ^[21,22]相当,明显低于快速管电压切换双能量CT的辐射剂量(19.11～29.2 mGy) ^[23,24]。

迭代重建技术可以降低图像噪声,提高空间分辨率及消除伪影等,为更低辐射剂量CT成像提供了可能 ^[25]。由于独立于采集技术,迭代重建在双能量CT也有广泛的应用潜力 ^{[15,16,26,27]}。如Morsbach等 ^[16]发现原始数据迭代重建(sinogram-affirmed iterative reconstruction,SAFIRE)在单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术)中可以减少噪声,降低结石判断的假阳性率。根据不同的迭代计算方法,目前各厂商的迭代重建技术可分为两代。第一代迭代重建基于对噪声的统计模型,实现在图像域的迭代运算,从而达到减少图像噪声的目的,如图像域的迭代重建(iterative reconstruction in image space,IRIS)和适应统计迭代重建(adaptive statistical iterative reconstruction,ASiR)技术。值得注意的是,第一代迭代重建技术仅针对噪声运算,故对伪影及空间分辨率没有改善。第二代迭代重建,如SAFIRE、Veo模型为基础的迭代重建(model-based iterative reconstruction,MBIR)、迭代模型重建(iterative model reconstruction,iMR),则是基于CT的全系统模型实现在原始数据域的迭代运算,在进一步较少噪声的同时,可以消除部分伪影,并提高空间分辨率,进一步降低辐射剂量。目前热点的研究主要讨论了第二代迭代技术在双能量成像中降低辐射剂量的作用,如Morhard等 ^[20]研究了双能量CT对于脑出血预后的应用,采用了能谱纯化的140 kV/80 kV的组合及SAFIRE迭代重建,CTDI _vol为24.3 mGy。可以预见的是,随着迭代重建技术的进一步发展,更高等级的迭代重建将带来更高的剂量利用率,从而为更低辐射剂量的双能量CT提供条件。

由于依靠单一球管产生两个X线谱,无法进行光谱调制,单源能谱CT技术的低辐射剂量应用一直存在争议。快速管电压切换技术无法实现管电流调节 ^[6,7,17-19],无法从根本上实现低辐射剂量成像。近期出现的单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术),由于可实现管电流与管电压的匹配与管电流的实时调节,有望成为单源能谱CT低剂量技术的突破口。如前所述,通过对比Morsbach等的研究 ^[16]与Kulkarni等 ^[23]和Liu等 ^[24]的研究成果,DNA能谱技术的辐射剂量与普通管电压快速切换技术相比降低至1/3～1/2,从而与双源双能量CT的辐射剂量相当。

本节列举了双能量CT涉及的低辐射剂量技术。由于双能量CT的硬件不同,其使用的低辐射剂量技术也不尽相同。表1-4-1列举了双能量CT能量中采用的低辐射剂量技术。

从表1-4-1可以看出,由于双源双能量CT实现了能谱纯化及管电流独立实时调节,将传统单能量CT成像的辐射剂量更合理地分配于高低管电压的能量谱线上。在获得能量成像的信息之外,具有综合使用高低管电压扫描的优势,从而在使用不高于传统单能成像的辐射剂量下,优化图像质量,获得更丰富的诊断信息。

要正确地认识和评价双能量CT技术辐射剂量的问题,首先需要讨论并明确辐射剂量判断的标准,然后分析目前双能量CT技术辐射剂量研究的现状。

第一步,要讨论辐射剂量判断的标准,首先要明确概念。CT扫描所产生的辐射属于电离辐射,其剂量是指单位质量物质接收电离辐射的平均能量。在医学影像领域通常使用CT剂量容积指数(volumetric CT dose index,CTDI _vol)、剂量长度乘积(dose length product,DLP)及有效辐射剂量(effective dose,ED)等参数表示辐射剂量。其中,CTDI _vol是单位长度模体测得的辐射剂量,仅与扫描模式、管电压和管电流等扫描参数有关。DLP为CTDI _vol与扫描长度的乘积。有效辐射剂量ED为DLP与转化因子的乘积。由此可见,DLP和有效辐射剂量ED与扫描长度成正比,受个体差异及人为影响很大,不宜作为评判辐射剂量的标准。而CTDI _vol作为最标准的参数,仅与扫描技术、管电压与管电流选择等扫描方案参数有关,与扫描长度无关,应作为评判一个扫描方案是否为低辐射剂量扫描的重要参数 ^[28]。

第二步,要了解双能量CT辐射剂量的现状,就需要分析大量的文献对双能量CT辐射剂量进行讨论。比较双能量CT与常规CT辐射剂量的文献主要来自于双源双能量CT系统。其中最系统的研究之一是Schezle等发表的论文 ^[8]。在得到双源双能量CT成像与传统CT在胸部检查辐射剂量相当的结论后,该研究放弃了使用 DLP和CTDI等厂商提供的数据,采用最客观的模体中热释光剂量计(TLDs)的数据,研究了三种扫描模式的辐射剂量,其结果更加准确可信。三种扫描模式分别是未采用能谱纯化的双源CT的140 kV/80 kV,准直器宽度为14×1.2 mm;采用能谱纯化技术的140 kV/100 kV,准直器宽度为128×0.6 mm;普通单能CT的120 kV,准直器宽度为64×0.6 mm。在三组数据图像保持相同噪声的条件下,TLDs报告的剂量显示无能谱纯化的双源双能量CT扫描2.61 mSv;采用能谱纯化的双源双能量CT扫描的辐射剂量为2.69 mSv;而普通单能量CT扫描的辐射剂量为2.70 mSv。由此可见,能谱纯化后的双源双能量CT成像与传统CT成像技术辐射剂量相当。由于无能谱纯化扫描相对准直宽度较窄,而其辐射剂量与能谱纯化后的宽准直能量扫描相当,可以看出能谱纯化技术对于双源双能量CT低剂量成像的意义。

由于双能量CT较传统CT成像可以提供更多诊断信息并优化图像质量,因此更多的研究是基于图像质量与辐射剂量的比较。大量文献证明了双源双能量CT成像可以在不增加辐射剂量的基础上,提供更丰富的诊断信息 ^[8-10,29,30]。在心脏成像方面,Kerl等的研究比较了普通CT成像和双能量CT成像的辐射剂量及信噪比,结论表明双能量CT成像在获得更高对比噪声比的同时,辐射剂量最低(有效剂量为4.54 mSv±1.87 mSv) ^[29]。在肺部血管检查中,Bauer等 ^[30]比较了64排CT、无能谱纯化的双源CT及能谱纯化的双源CT的图像质量及辐射剂量,结果表明采用能谱纯化技术的双源CT 80 kV/140 kV扫描的CTDI _vol为 7.75 mGy±1.9 mGy,显著低于传统64排CT的CTDI _vol(9.55 mGy±2.4 mGy),并且含能谱纯化技术的双能量CT的辐射剂量显著低于无能谱纯化的双能量CT。

单源CT能谱成像与传统CT成像剂量比较的文献报道较少 ^[6]。如Li等 ^[31]的研究表明在体部应用中,快速管电压切换双能量CT的辐射剂量较传统CT成像高14%,而在头部应用中高达22%。值得注意的是,在该研究中所比较的传统单能CT辐射剂量(CTDI _vol)头部为57.5 mGy,体部为 29.2 mGy,CT能谱成像的辐射剂量(CTDI _vol)头部为70.4 mGy,体部为 33.4 mGy;而单能量CT成像的辐射剂量要远低于该研究的平均值 ^[32,33]。与双源双能量CT成像的研究相比(如头部24.3 mGy ^[20],体部18.95 mGy ^[21]),快速管电压切换双能量CT技术的辐射剂量比双源双能量CT高了约2～3倍。这也与Grasruck等和Kapple等的研究结果 ^[11,12]一致。

总之,结合目前的文献看,双源双能量CT采用了多种降低辐射剂量的技术,其辐射剂量水平并不高于传统CT成像。快速管电压切换双能量CT技术的辐射剂量大于双源双能量CT技术及单源连续采集双能量CT(DNA能谱技术)。

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