锥形束计算机断层扫描(cone beam computed tomography，CBCT)于1990年代开发应用于牙科成像，通过设置x、y、z轴的扫描长度来规定容积成像的体积大小，以各向同性重建出方位空间分辨率一致的断层图像。由于其较低的检查剂量和高空间分辨率，以及适应不同检查部位的旋转龙门机架技术的发展，近年来CBCT在其他疾病诊断方面的应用受到重视^[1-4]。寰枢椎损伤的影像学诊断中，X射线平片张口位检查因患者疼痛张口受限，寰枢椎受切牙或枕骨遮挡时解剖结构无法清晰显示，不能达到诊断要求^[5]。多层螺旋CT(multi-slice spiral CT，MSCT)以高质量的断层影像及三维重建成为寰枢椎损伤的重要检查方法，但高辐射剂量引起的潜在风险日益引起关注^[6]。本研究对京都PH-3头颈部体模进行寰枢椎CBCT和MSCT扫描，比较分析两种检查方法的辐射剂量和成像质量，以探讨CBCT应用于寰枢椎成像的临床应用价值。

1. 仪器与方法: 对京都PH-3(Kyoto，日本)头颈部影像检查体模进行CBCT和MSCT扫描，体模的骨组织与软组织与人体等效。

CBCT：使用普兰梅卡锥形束CT(Planmeca ProMax 3D Mid, 芬兰)扫描仪对体模进行扫描。用3D牙齿成像的齿列扫描程序，扫描容积大小设置为Φ70 mm×50 mm，以机器设置的5种体型模式(XS、S、M、L、XL)、选择XS体型时，容积大小会自动减少至Φ70 mm×42 mm；3种分辨率(低剂量分辨率-LD-400 μm、常规剂量分辨率-N-200 μm、高剂量分辨率HD-150 μm)扫描模式；两种剂量模式(常规及超低剂量，参数见表 1)；共30种曝光条件对体模进行扫描，根据CT容积剂量指数(CT dose index volume，CTDI_vol)将30组扫描条件分为低、中、高剂量3组，见表 1。扫描完成后自动在Planmeca Romexis Viewer软件重建图像。

表 1(Table 1)

表 1 CBCT扫描时不同剂量模式的曝光参数 Table 1 Exposure parameters for different dose modes during CBCT scanning 组别 分辨率(μm) 剂量模式 体型 管电压(kV) 管电流(mA) 时间(s) 管电流量(mAs) CTDIvol(mGy) DAP(mGy·cm 2) E (μSv) DCE(μSv·mGy-1·cm -2) 低剂 400 超低剂量 XS 90 1.4 3 4.2 0.2 13 2.88 0.220 量组 S 90 1.8 3 5.4 0.4 29 4.17 0.144 M 90 2.2 3 6.6 0.5 36 5.13 0.142 L 90 2.8 3 8.4 0.7 46 6.52 0.142 XL 90 3.6 3 10.8 0.9 59 8.34 0.141 常规剂量 XS 90 3.6 6 21.6 1.2 69 14.95 0.217 S 90 4.5 6 27.0 2.2 146 20.87 0.143 M 90 5.6 6 33.6 2.7 182 26.00 0.143 L 90 7.1 6 42.6 3.6 231 32.95 0.143 XL 90 9.0 6 54.0 4.4 293 41.74 0.142 中剂 200 超低剂量 XS 90 3.6 4 14.4 0.8 46 9.96 0.217 量组 S 90 4.5 4 18.0 1.4 98 13.92 0.142 M 90 5.6 4 22.4 1.8 121 17.30 0.143 L 90 7.1 4 28.4 2.4 154 21.91 0.142 XL 90 9.0 4 36.0 2.9 195 27.82 0.143 常规剂量 XS 90 5.6 12 67.2 3.8 214 46.47 0.217 S 90 6.3 12 75.6 6.2 410 58.43 0.143 M 90 8.0 12 96.0 7.9 520 74.17 0.143 L 90 10.0 12 120.0 9.9 650 92.70 0.143 XL 90 12.5 12 150.0 12.3 813 115.90 0.143 高剂 150 超低剂量 XS 90 4.5 5 22.5 1.3 72 15.56 0.216 量组 S 90 5.6 5 28.0 2.3 152 21.65 0.142 M 90 7.1 5 35.5 2.9 192 27.40 0.143 L 90 9.0 5 45.0 3.7 244 34.74 0.142 XL 90 11.0 5 55.0 4.5 298 41.52 0.143 常规剂量 XS 90 6.3 15 94.5 5.4 301 65.39 0.217 S 90 8.0 15 120.0 9.8 650 92.70 0.143 M 90 10.0 15 150.0 12.4 813 115.90 0.143 L 90 12.5 15 187.5 15.4 1016 144.86 0.143 XL 90 14.0 15 210.0 17.3 1138 162.25 0.143 注：CTDIvol.CT容积剂量指数；DAP.剂量面积乘积；E.有效剂量，用ICRP出版物103(2007)的现有组织加权因子计算E值；DCE.有效剂量转换因子；CBCT.锥形束CT

表 1 CBCT扫描时不同剂量模式的曝光参数 Table 1 Exposure parameters for different dose modes during CBCT scanning

MSCT：使用320排640层动态容积CT(Acquilion ONE，Toshiba Medical Systems，日本)扫描仪对体模进行扫描，扫描范围为从颅底至第3颈椎下缘，扫描方式为连续扫描，扫描层厚为3 mm，层间距为3 mm，螺距为0.6，扫描视野(SFOV)为100 mm，矩阵为512×512，卷积核(Kernel)为J30 s，机架旋转一圈即可采集16 cm范围各相同性数据，在其他扫描参数不变的情况下，将管电压分别设为120、100和80 kV，将管电流分别设为250、200、150、100和50 mA，共15种曝光条件对体模进行扫描，根据CTDI_vol值将15组扫描条件分为低、中、高剂量3组，见表 2。将图像传至320排CT工作站Vitera Workstation，自适应迭代降噪重建技术(adaptive iterative dose reduction，AIDR)，重建层厚1.0 mm，层间距1.0 mm，窗位350 Hu，窗宽2 000 Hu。

表 2(Table 2)

表 2 MSCT扫描时不同剂量模式的曝光参数 Table 2 Exposure parameters for different dose modes during MSCT scanning 组别 管电压(kV) 管电流(mA) 管电流量(mAs) CTDIvol(mGy) DLP(mGy·cm) E(μSv) 高剂 120 250 187 26.5 249.6 1 272.96 量组 120 200 150 21.2 199.7 1 018.47 120 150 112 15.9 149.7 763.47 120 100 75 10.6 99.8 508.98 120 50 37 5.3 49.9 254.49 中剂 100 250 187 16.6 156.9 800.19 量组 100 200 150 13.3 125.5 640.50 100 150 112 10 94.1 479.91 100 100 75 6.7 62.8 320.28 100 50 37 3.3 31.4 160.14 低剂 80 250 187 8.8 83.3 433.16 量组 80 200 150 7.1 66.6 346.32 80 150 112 5.3 48.9 254.28 80 100 75 3.5 33.3 173.16 80 50 37 1.8 16.7 86.84 注：CTDIvol.CT容积剂量指数；DLP.剂量长度乘积；E.有效剂量；MSCT.多层螺旋CT

表 2 MSCT扫描时不同剂量模式的曝光参数 Table 2 Exposure parameters for different dose modes during MSCT scanning

2. 图像质量评价

(1) 客观图像质量评价：于冠状重建层面测量大小约为0.1 cm²的圆形感兴趣区及背景的CT值，以均数作为信号，以标准差作为噪声，计算对比信噪比(contrast-to-noise ratio, CNR)(绝对对比为组织均数-背景均数，噪声为组织噪声与背景噪声的算术平均值。CNR=绝对对比/算术平均值或算术平方根)，所有测量测3次取平均。

(2) 主观图像质量评价：两位影像医师以5分李克特量表进行主观图像质量评价，并达成一致意见，所有图像以随机法进行编号，对评价者隐瞒扫描的基本资料。李克特量表评分标准：5=出色的图像质量，最小的噪声或伪影；4=图像质量很好，几乎没有噪声或伪影；3=适中的图像质量，噪声或伪影；2=中等图像质量，可观的噪声或伪影；1=图像质量差，强烈的噪声或伪影^[7]。评估内容包括：观察骨与软组织边缘清晰度；观察图像中明暗区域之间的对比度；观察软组织层次是否丰富；观察图像中是否存在伪影，整体图像质量评分4分及以上可满足诊断要求。

3. 检查剂量评价

(1) CBCT：记录自动生成的CTDI_vol，通过基于蒙特卡罗(Monte Carlo)方法剂量计算软件(PCXMC)，计算出有效剂量(effective dose，E)。PCXMC是一种用于计算患者器官剂量和X射线检查中E的计算机程序，该程序使用国际放射防护委员会(ICRP) 103号出版物(2007)的新组织加权因子和ICRP 60号出版物(1991)的旧组织加权因子计算有效剂量，软件基于Cristy和Eckerman描述的数学雌雄同体模型，模拟X射线光子与器官组织相互作用时的路径，PCXMC是一种评估患者有效剂量和器官剂量的简单且有效的方法^[8-13]。软件需要输入：①身高、体重：本研究使用PCXMC软件中成年人模型的标准身高为178.6 cm、体重为73.2 kg。②焦皮距(focal spot to skin distance，FSD)经测量为35.5 cm；射线宽度为7 cm、射线高度5 cm；感兴趣区中心的坐标x、y和z轴分别为0、0.5和82 cm。③投照角度为270°；阳极倾角为14°；滤过材料为铝(Al)+铜(Cu)；滤过厚度为2.5 mmAl+0.5 mmCu；管电流量随着扫描条件变化而输入不同的值；管电压为90 kV等。

(2) MSCT：记录CTDI_vol和剂量长度乘积(dose-length product，DLP)，DLP乘以颈部特异性转换系数得到E^[14]，电压为80、100、120 kV时，对应的转换系数分别为5.2、5.1、5.1 μSv·mGy^-1·cm ^-2。本研究CTDI_vol使用的剂量模体是16 cm。

4. 统计学处理：使用SPSS 24.0软件进行统计分析。Kolmogorov-Smirnov检验用于检验连续变量的正态分布。如果呈正态分布，则数据以x±s表示，否则以中位数表示。两独立样本的t检验用于比较CBCT和MSCT图像的噪声、CNR、CTDI_vol和E，若数据不正态或方差不等用Wilcoxon秩和检验进行分析。主观评分采用Wilcoxon秩和检验进行分析。观察者间及观察者内评分一致性采用组内相关系数(coefficient of interclass correlation，ICC)进行评价。P＜0.05为差异有统计学意义。

1. 观察者评分一致性的评价：观察者间的组内相关系数(ICC)为0.934 (95%CI：0.880~ 0.964)，观察者内的ICC为0.876 (95%CI：0.786~ 0.93)，2名阅片者之间和每名阅片者内的评分具有一致性。

2. 辐射剂量评价: CBCT组的CTDI_vol、E值中位数分别为2.9 mGy、27.61 μSv，与MSCT组的8.8 mGy、433.16 μSv比较，差异有统计学意义(z=-3.05、-5.25，P＜0.05)；CBCT与MSCT同等剂量水平组的CTDI_vol、E值比较见表 3。

表 3(Table 3)

表 3 CBCT与MSCT扫描辐射剂量对比(x±s) Table 3 Radiation dose comparison between CBCT and MSCT scans(x±s) 组别 例数 CTDIvol(mGy) E(μSv) 低 中等 高 低 中等 高 CBCT 10 1.68±1.47 4.94±3.95 7.50±5.80 16.36±13.55 47.86±36.58 72.20±53.62 MSCT 5 5.30±2.78 9.98±5.25 15.90±8.38 258.75±136.92 480.20±253.03 763.67±402.63 z/t值 -3.36 -2.10 -2.29 -3.06 -3.06 -3.06 P值 0.005 0.056 0.039 0.002 0.002 0.002 注：CTDIvol.CT容积剂量指数；E.有效剂量；CBCT.锥形束CT；MSCT.多层螺旋CT

表 3 CBCT与MSCT扫描辐射剂量对比(x±s) Table 3 Radiation dose comparison between CBCT and MSCT scans(x±s)

3. 图像质量客观评价：CBCT组的噪声值27.74 HU高于MSCT组7.84 HU(z=-5.39，P＜0.05)；CBCT组的CNR值3.69低于MSCT组27.1(z=-5.42，P＜0.05)；CBCT与MSCT同等剂量水平组的噪声、CNR值比较均有统计学意义(z=-3.06、-3.06、-3.06、-3.06、-3.06、-3.06，P＜0.05)，见表 4，图 1。

表 4(Table 4)

表 4 CBCT与MSCT扫描图像质量客观评价数据的对比(x±s) Table 4 Comparison of objective evaluation data of image quality between CBCT and MSCT scans(x±s) 组别 例数 噪声值(HU) CNR值 低 中等 高 低 中等 高 CBCT 10 32.32 30. 15±12.28 28.66 3.75±2.16 4.71±1.52 3.09 MSCT 5 10.87 7.26±1.89 4.74 23.97±5.26 29.24±8.61 31.07 z值 3.06 3.06 3.06 3.06 3.06 3.06 P值 0.002 0.002 0.002 0.002 0.002 0.002 注：CNR.对比噪声比；CBCT.锥形束CT；MSCT.多层螺旋CT

表 4 CBCT与MSCT扫描图像质量客观评价数据的对比(x±s) Table 4 Comparison of objective evaluation data of image quality between CBCT and MSCT scans(x±s)

图 1 不同条件下的寰枢椎CBCT和MSCT影像  A. XL体型、400 μm、常规剂量CBCT扫描；B. XL体型、200 μm、常规剂量CBCT扫描；C.XL体型、150 μm、常规剂量CBCT扫描；D.管电压120 kV，管电流量为187 mAs时MSCT扫描；E.管电压100 kV，管电流量为187 mAs时MSCT扫描；F.管电压80 kV，管电流量为187 mAs时MSCT扫描 Figure 1 CBCT and MSCT images of atlantoaxial spine at different scanning parameters

4. 图像质量主观评价：CBCT组的总体图像质量、对比度、伪影评分分别为3.5、3.0、5分均高于MSCT组2.0、2.0、4.0分，差异有统计学意义(z=-2.32、-2.46、-3.31，P＜0.05)；CBCT组的清晰度评分(2.5分)与MSCT组(2.0分)差异无统计学意义(P＞0.05)。

CBCT作为新兴的医学影像检查技术，已在口腔、介入放射学等方面得到广泛的临床应用，已有多篇文献阐述了CBCT应用于耳科、鼻窦、颌面部以及四肢骨关节的优势^{[4, 15-17]}。CBCT的基本原理是采用锥形射线束投照，射线经过患者由平板探测器接收，扫描一次就可获得重建所需的全部数据，扫描获得二维图像，经计算机重建得到三维图像。螺旋CT利用二维扇形束扫描，通过一个线状探测器接收数据，获得一维图像，重组得到二维图像数据，重组得到的三维图像是通过连续多个二维断面堆积而成^[18]。

有效剂量是描述辐射对人体产生随机效应的物理量，衡量人体接受的辐射损害。Nardi等^[19]的研究显示，MSCT扫描颈椎时的有效剂量是CBCT的13.75倍，本研究中MSCT扫描寰枢椎时的有效剂量是CBCT的15.75倍，分析原因为CBCT机型、扫描参数及有效剂量测量方法存在差异：使用New Tom 5 G CBCT，扫描管电压为120 kV、管电流量为13.08 mAs、视野(FOV)为18 cm×16 cm，本研究使用Planmeca CBCT, 管电压为90 kV、管电流量4.2~210 mAs、FOV为7 cm×5 cm。Nardi等^[19]使用热释光剂量计(TLD)计算有效剂量，本研究则使用PCXMC软件计算CBCT扫描的E值，两种评价方法存在差异^[13]。研究中用蒙特卡罗方法计算出E值, 根据DAP和E计算出的有效剂量转换因子(effective dose conversion factors，DC_E)为0.142至0.220 μSv/ mGy·cm ²，研究发现XS体型的DC_E大于其他体型，而S、M、L以及XL体型的DC_E较为一致，其原因为相同管电压时XS体型的FOV减小，导致DC_E增大，研究中所得DC_E可为其他部位CBCT剂量学研究提供方法及数值上的参考。

比较图像质量时发现，客观评价MSCT的噪声水平和CNR均优于CBCT，而主观评价CBCT的图像质量却优于MSCT，分析原因为MSCT的密度分辨率即低对比分辨率要高于CBCT，因此，MSCT表征低对比分辨率的CNR值高于CBCT，而CBCT的空间分辨率即高对比分辨率要高于MSCT，因此其图像清晰度和对比度要优于MSCT：①CBCT低、中、高剂量组的扫描层厚分别为0.4、0.2、0.15 mm，MSCT扫描层厚为3 mm(重建层厚为1 mm)，扫描层厚越薄，噪声越大、CNR越小，CNR反映图像低对比分辨率(密度分辨率)，而CBCT扫描层厚薄，空间分辨率(高对比分辨率)高，增加了骨组织的清晰度及骨组织与软组织的对比度，因此，主观评价CBCT的图像质量优于MSCT。②同等剂量水平组CBCT的mAs低于MSCT组，即携有诊断信息的有效光子数量较少，导致图像噪声增加、CNR较低。③MSCT后处理的常见重建算法中，滤波反投影(filter back projection，FBP)算法重建速度快，但会产生较大的条纹伪影和较高的噪声；迭代重建算法(iterative reconstruction，IR)通过重复IR循环降低图像噪声提高图像质量，分为自适应统计迭代重建(adaptive statistical iterative reconstruction，ASIR)算法、混合迭代重建(iDose)算法、AIDR算法及基于原始数据的迭代重建(sinogram affirmed iterative reconstruction，SAFIRE)算法等^[20-21]。本研究中，MSCT使用AIDR重建算法通过迭代循环有效降低了噪声。Planmeca CBCT的重建算法为标准FDK算法，其原理为对重建体素在探测器上的投影进行加权，加权后的投影过滤后再进行锥形束反投影^[22]，该算法具有较高的噪声水平，要高于IR算法重建出的CBCT图像^[23-24]。类似研究中，Nardi等^[19]在比较CBCT与MSCT在头部、颈椎扫描中的有效剂量和图像质量差异时发现，骨组织成像MSCT的CNR较CBCT高，原因为CBCT使用像素较小的平板探测器，空间分辨率由像素大小决定，像素越小、数目越多，空间分辨率增高，所以CBCT的调制传递函数(modulation transfer function, MTF)高于MSCT，但像素增多造成每个像素单位容积所接收的X射线光子数量减少，造成噪声增大，密度分辨率降低。Peltonen等^[25]在CBCT与MSCT在颞骨扫描的对比研究中发现，不同FOV和曝光条件造成CBCT的CNR较MSCT低，但两种检查方法均可清晰显示听骨链、面隐窝、鼓室窦等重要解剖结构。

本研究的不足之处为以体模为研究对象，X射线衰减等效性与人体存在差异；图像质量客观评价参数仅限于噪声和CNR等反映密度分辨率的指标，缺少MTF对图像空间分辨率的评价；MSCT的扫描参数如图像重建算法、卷积核和重建层厚等会显著改变图像噪声及影响冠状位重建图像质量，是本系列研究今后的拓展方向。此次研究目的在于比较分析常规MSCT扫描与CBCT的差异，在后续研究中将深入探讨以上因素对结果的影响。

综上所述，寰枢椎CBCT和MSCT扫描均可获得满足诊断要求的图像质量，与MSCT相比，CBCT寰枢椎扫描有效地降低了辐射剂量，符合辐射防护最优化原则。对于关注辐射剂量的医生及患者，可作为MSCT的替代检查方法。CBCT作为新兴的医学影像检查技术，其扫描参数的优化、临床应用范围的确定等各方面的研究还有待深入，相对于CT的低辐射剂量和相对于X射线平片的高质量断层影像是其临床价值所在。

利益冲突  所有作者均声明不存在利益冲突

作者贡献声明  韩晓楠负责论文选题、实验设计、论文撰写；张均负责图像采集与数据测量；钟志伟、吴文娟、郭哲负责图像质量主观评价；许慧负责数据统计分析；吴慧钊负责论文审阅、实验设计和研究指导