随着数字X射线摄影系统(DR)广泛应用于临床,X射线摄影的参数选择已经成为广大放射工作者讨论的热点之一。数字化摄影中如何选择合理的射线能量,在满足影像质量要求的前提下,尽可能降低受检者的辐射剂量,更是业内关注的焦点。胸部摄影作为临床实践中数量最多的检查方式,其成像参数的合理选择具有重要的实际意义。本研究利用模体探讨不同kV值下有效剂量与图像质量的关系,以期获得DR胸部摄影的适宜参数。

1. 器材与软件:选用美国锐柯公司生产的Carestream DRX-Evolution型号DR系统,配有DRX-1型非晶硅平板探测器,固有滤过2.7 mm Al;采用德国IBA公司生产的 Multi-Detector半导体电离室和MagicMax-Meter测量软件;芬兰STUK公司提供的PCXMC Dose Calculations Version 2.0剂量估算软件。PBU-2成人胸部拟人模体购自日本岛津公司。

2. 摄影方法及参数:将胸部模体拟胸部后前位置于摄影台上,前壁紧贴平板探测器,后壁放置Multi-Detector半导体电离室,照射野与临床大小相等(35 cm×43 cm),固定滤线栅焦距180 cm,光栅比15/1,栅密度80/cm。采用自动曝光控制(AEC),管电压分别选择80、90、100、110、120和130 kV,AEC档位分别选择-4、-2、0、2、4。

3. 模体信号区域选择:将模体左侧5~6后肋肺野区作为背景区,左侧10~11后肋心影区作为信号区,背景区和信号区大小均为2 cm×2 cm。

4. 相对噪声的表达:用相对标准差σ'表达,如公式(1)所示:

对比度噪声比(CNR)的计算参考文献[1],如公式(2)所示:

5. 辐射剂量的测量和计算:本研究所使用的计算机模拟软件为PCXMC软件,主要基于Monte Carlo算法,具有新生儿、1、5、10、15岁和成年患者6个不同的数学模型,可以对不同身高、体质量的受检者直接估算出器官吸收剂量和有效剂量^{[2, 3, 4, 5, 6]}。本研究选用标准模体成年人的数学模型进行剂量估算。将测量所得辐射剂量和设备参数输入到PCXMC Dose Calculations Version 2.0软件中,估算出此次曝光的有效剂量。

6. 统计学分析:数据以±s表示。采用SPSS 19.0软件进行数据处理,皮肤入射剂量与有效剂量采用Pearson相关分析。图像质量(相对噪声和CNR)和辐射剂量(有效剂量)的关系采用Pearson相关分析。P＜0.05为差异有统计学意义。

1. 有效剂量与皮肤入射剂量的关系:AEC在不同档位时,不同kV值时,有效剂量与皮肤入射剂量的关系如表1、图1所示。皮肤入射剂量为(0.062 9±0.027 4)mSv,有效剂量为(0.012 7±0.004 5)mGy,有效剂量随着皮肤入射剂量的增加而呈线性增加,两者呈正相关关系(r=0.912,P＜0.01)。

表1()

表1 不同自动曝光控制(AEC)档位和不同kV值对应的模体皮肤入射剂量(mGy)与有效剂量(mSv)

表1 不同自动曝光控制(AEC)档位和不同kV值对应的模体皮肤入射剂量(mGy)与有效剂量(mSv)

图1

图1 不同kV值时,有效剂量与模体皮肤入射剂量的关系

结果显示,皮肤入射剂量和有效剂量在130 kV且AEC=-4时最低,分别为0.024 8 mGy和0.006 3 mSv,皮肤入射剂量和有效剂量在80 kV且AEC=4时最高,分别为0.138 3 mGy和0.021 9 mSv。AEC不变时,随着kV值增加,皮肤入射剂量和有效剂量均降低,最大可降低50%和20%。

2. 相对噪声与有效剂量的关系:不同kV值时,相对噪声与有效剂量的关系如图2所示。随着有效剂量的增加,相对噪声降低,相同管电压下,经过Pearson相关分析,相对噪声与有效剂量呈负相关关系(r=-0.967、-0.969、-0.968、-0.969、-0.968、-0.970,P＜0.01)。AEC在不同档位时,不同kV值对应的相对噪声值与CNR结果列于表2。结果显示,相对噪声值在80 kV且AEC=-4时最高,为35.5,在130 kV且AEC=4时最低,为20.0;CNR在80 kV且AEC=-4时最低,为14.5,在130 kV且AEC=4时最高,为22.3。AEC不变时,随着kV值增加,相对噪声值降低,有效剂量最大可降低23%。

图2

图2 不同kV值时,相对噪声与有效剂量的关系

表2

表2 不同AEC档位和不同kV值对应的相对噪声值与对比度噪声比(CNR)

表2 不同AEC档位和不同kV值对应的相对噪声值与对比度噪声比(CNR)

3. CNR与有效剂量的关系:不同kV值时,CNR与有效剂量的关系如图3。随着有效剂量增加,CNR增加,相同管电压下,经过Pearson相关分析,CNR与有效剂量呈正相关关系(r=0.987、0.987、0.986、0.987、0.988、0.989,P＜0.01)。AEC不变时,随着kV值增加,CNR增加,有效剂量最大可增加8%。

图3

图3 不同kV值时,对比度噪声比(CNR)与有效剂量的关系

在常规屏片系统中,胸部摄影都是在高千伏(120~130 kVp)条件下进行,高千伏值可以增加X射线的穿透性^[7],并减少皮肤表面入射剂量。考虑到常规屏片摄影系统有限的动态范围,高千伏值可以增加图像宽容度,改善胸部内射线吸收差异较大结构的可见性。

对于不同类型的DR平板探测器,其对射线能量有不同的响应特性。有的研究发现,当管电压选择100 kV时数字影像灰度值不再呈线性增长^[8]。Launders 等^[9]研究结果显示,使用非晶硒平板探测器进行胸部模体摄影时,随着管电压的升高,皮肤入射剂量降低,影像质量降低。当管电压位于90~110 kV时,受检者的有效剂量却降到最低值。目前,数字X射线摄影系统的平板探测器主要有非晶态硒和非晶态硅两种,在空间分辨率较低时,非晶硅平板探测器的量子探测效率(DQE)较高;相比于非晶硅平板探测器,非晶硒平板探测器具有优越的调制传递函数MTF值^[10]。在摄片中应根据不同的检查部位来选择不同类型平板探测器的DR。对于胸部X射线摄影,重点在于观察和区别不同组织的密度,所以对密度分辨率的要求比较高。本研究使用非晶硅平板探测器的DR,容易获得较高对比度的图像,主要研究非晶硅平板探测器对射线能量的响应特性。

在胸部X射线摄影中,随机辐射损伤是典型剂量水平下唯一的一种重要的辐射效应。有效剂量描述了随机辐射损伤的概率,受检者辐射损害的评估应基于有效剂量,而不是皮肤入射剂量^[11]。X射线摄影中,当使用不同射线能量时,即使具有相同的皮肤入射剂量,受检者的辐射损伤(有效剂量)却随着射线能量的增加而增加。本研究结果同样证实,在皮肤入射剂量相同时,有效剂量随着管电压的增加而增加。原因在于胸部摄影一般采用后前位,X射线能量越高,穿透力越强,到达人体内部器官的光子数越多,器官剂量增加,同时,管电压越高,照射野外的散射线越多,也会使得有效剂量增加。皮肤入射剂量和有效剂量之间的关系随线性的改变而改变,故对各种千伏条件下的有效剂量进行准确评估是必要的。

在CT数字影像和屏片模拟影像中,对影像噪声的评价通常用标准差来表达。在数字X射线摄影中,数字影像中像素值的标准差随着曝光条件增加而增加,这与CT影像和屏片系统中模拟影像的噪声规律相违背。因此,在数字摄影中用标准差表示噪声水平时,需要采用相对标准差的表达方式即相对噪声来表达^[12]。随着辐射剂量的增加,像素值之间的绝对差值增加,使得标准差增大。同时,像素值均值增加,且其增长幅度＞像素值绝对差值,从而使数字影像信号增加的幅度＞噪声。相对标准差随着曝光条件的增加而降低,这与CT、屏片系统的噪声和曝光条件的变化规律相一致。

本研究显示,kV值不变时,随着有效剂量的增加,相对噪声降低,CNR增加,这与平板探测器对mAs的响应特性良好有一定关系。在有效剂量相同的情况下,随着kV值增加,相对噪声降低,这说明本研究中使用的非晶硅平板探测器对高kV的响应特性较好。理论上,kV值越高,产生散射线越多,会降低对比度,但由于本研究使用了高性能滤线栅,可以消除散射线对对比度的影响,因此,kV值高的CNR＞kV值低的CNR。

本研究结果显示,管电压在80~110 kV范围内,每增加10 kV,相对噪声下降和CNR增加趋势明显,管电压在110~130 kV范围内,其改变趋势低于管电压在80~110 kV范围。因此,临床中宜选择管电压＞110 kV。AEC在-4~0范围内,随曝光量的增加,相对噪声下降和CNR增加趋势明显,AEC在0~4范围内,其改变趋势低于AEC在-4~0范围。因此,在临床使用中一般选择AEC=0,既可以满足影像质量,又可以降低辐射剂量。

本研究所使用DR系统为非晶硅平板探测器,其成像性能与非晶硒平板探测器有所不同,研究结果显示,此非晶硅平板探测器对高kV值具有良好的响应特性。成人胸部摄影中,使用＞110 kV以上的管电压摄影,可以有效降低受检者剂量,提高影像质量。临床实践中,70~130 kV的管电压范围均可用于成人胸部摄影,而获得满足临床诊断的影像。本研究利用影像质量客观评价参数相对噪声和CNR,结合受检者辐射危险的评估,在获得满意影像质量的前提下,尽可能降低受检者的辐射剂量。本研究也存在一定局限性,高kV摄影对于肥胖及儿童受检者是否适用还需进一步研究;研究仅局限于锐珂DRX-1系列平板探测器,对于其他材质的平板探测器是否对高kV也具有较好的响应特性也需要进一步研究。