楊克檉 陳 偉*

隨著CT 技術(shù)的不斷發(fā)展，尤其是近年雙能CT（dual-energy CT,DECT）的出現(xiàn)，使得影像質(zhì)量不斷提高，臨床應用范圍也不斷擴展。 但CT 技術(shù)的革新對優(yōu)化應用也提出了新的挑戰(zhàn)，即如何在提高影像質(zhì)量的基礎(chǔ)上盡量降低輻射損傷。 在靜脈注射對比劑的上腹部增強檢查中，肝臟雙重供血特點增加了對比劑血流動力學的復雜性，使得門靜脈期影像質(zhì)量難以達到預期， 這是目前CT 成像技術(shù)研究中的重點問題之一。 本文從臨床實踐的角度，分析了影響門靜脈期影像質(zhì)量的對比劑、 病人和CT 成像技術(shù)等方面因素，綜述了在提高門靜脈期影像質(zhì)量的同時降低對比劑劑量和輻射劑量的研究進展，并對基于DECT 的上腹部檢查計劃設計方案的研究予以展望。

1 對比劑劑量估算

含碘對比劑的發(fā)展經(jīng)歷了高滲透離子型單體、高滲透非離子型單體和等滲透非離子型二聚物等3個階段，安全性依次提高，其主要副作用即對比劑腎病，該病發(fā)病機制復雜，至今尚無定論。有研究表明，對比劑發(fā)生率與腎功能有關(guān)，糖尿病繼發(fā)嚴重慢性腎病病人的對比劑腎病發(fā)生率最高可達50%[1]。 除了評估檢查前風險、注射跟隨鹽水和檢查后的補液等常規(guī)的預防措施之外，在滿足臨床應用的前提下合理降低對比劑劑量是控制對比劑腎病發(fā)生率的最有效方法， 這也是估算對比劑劑量的基本原則。對比劑的藥物代謝動力學，即在體內(nèi)隨血液的流動不斷擴散、稀釋，絕大部分最終以原形經(jīng)腎臟排出的規(guī)律，是確定對比劑應用方案的基本依據(jù)[2-4]。 在距離注射部位（肘前靜脈）由近到遠的器官中其濃度隨時間的變化曲線由尖峭逐漸變得平闊，其中灌注率高的器官（如肝臟）的濃度峰值較高。 另一方面，高壓快速團注加速了局部靜脈血流，從而改變了心血管系統(tǒng)的正常血流情況，導致各器官中對比劑濃度峰值的升高、到達時間提前、持續(xù)時間縮短。

在肝臟分期掃描中，門靜脈期比動脈期滯后大約30 s，對比劑濃度峰值大幅降低。 同時，對比劑隨血液的再循環(huán)有可能改變濃度-時間曲線， 增加了局部濃度分布的復雜性，所以在肝臟檢查中，估算的對比劑劑量主要是應確保門靜脈期影像滿足診斷要求。 一般認為，對比劑在體內(nèi)的分布濃度反比于血容量 （blood volume，BV）， 而后者與體質(zhì)量相關(guān)；在體質(zhì)量相同的情況下，成年男性的BV 比女性多5%~10%[4]， 所以臨床常規(guī)按照性別和體質(zhì)量估算劑量。 但這種方法易發(fā)生劑量低估和高估的情況，實踐中為了避免影像增強不足，一般采取“寧多勿少”對策。 這可能導致動脈期影像過度增強甚至出現(xiàn)金屬偽影，影響診斷可靠性。 此外，大劑量的對比劑將大幅提高毒副反應發(fā)生率和輻射劑量指數(shù)（CT dose index,CTDI）[5]。

為了提高病人間影像增強的一致性同時降低對比劑劑量，大量研究提出了采用不同體型指數(shù)作為劑量估算依據(jù)的改進方法。 其中， 體質(zhì)量指數(shù)（body mass index,BMI）只反映胖瘦程度，不能單獨作為劑量計算依據(jù)，需與體質(zhì)量結(jié)合使用；凈體質(zhì)量（lean body weight, LBW）的計算需采用脂肪測量設備，額外增加了工作量，不利于實際工作；體表面積（body surface area, BSA）直接反映基礎(chǔ)代謝率且計算簡便， 常用于生理學測量和臨床給藥劑量計算。 研究[6-8]表明，心臟和主動脈的增強與BSA 的相關(guān)性最高， 尤其是兒童和體型偏胖病人； 而采用BSA 和體質(zhì)量估算劑量對肝實質(zhì)增強的影響沒有顯著差異。 基于增強程度與BV 成正比的假設，Kondo 等[9]的前瞻性研究表明，在LBW、BV 和體質(zhì)量三者中， 門靜脈期肝實質(zhì)增強與LBW 的相關(guān)性最高。 而Svensson 等[10]通過類似的研究卻得出了不同的結(jié)論，相對于上述復雜計算獲得的不同體型指數(shù)，若要達到肝實質(zhì)增強的一致性，采用常規(guī)的體質(zhì)量估算法是最優(yōu)的。 因此，如何估算對比劑劑量以提高肝臟增強效果目前還存在爭議。 最近有研究者[11]提出了一種根據(jù)平掃的CTDI 自動估算對比劑劑量的方法， 尤其適用于急診中信息不全的病例。此外， 門靜脈增強檢查能夠顯示門靜脈解剖結(jié)構(gòu)，在諸如肝臟術(shù)前準備的臨床應用中具有重要意義，但應選擇哪一種體型指數(shù)作為對比劑劑量的估算指標，目前尚未見文獻報道。

對比劑到達和排空的快慢取決于心輸出量（cardiac output,CO）。當患有低血壓等心血管疾病或服用降心率藥物（如β 受體阻滯劑）時，CO 降低，各器官的對比劑濃度隨時間變化均有不同程度延遲且其濃度-時間曲線變得平闊， 為了達到相同的增強效果需要較大的對比劑劑量；而當因心情緊張導致心跳加快時，情況則剛好相反。 同時，考慮到老年人CO 低、碘耐受性弱而輻射耐受性強，為降低年齡風險可針對性地適當減少對比劑劑量而調(diào)高毫安秒以保證影像質(zhì)量；年輕人則相反，CO 高、碘耐受性強而輻射耐受性弱，可適當增加對比劑劑量而調(diào)低毫安秒[12-13]。 總之，制定檢查計劃時充分考慮CO將有利于影像質(zhì)量的提高。 檢查前的口頭醫(yī)囑非常必要，以使病人在檢查過程中保持正常的生理狀態(tài)。

不同疾病也會影響對比劑劑量的估算。Ichikawa 等[14]多中心前瞻性的實驗結(jié)果顯示，富血供肝細胞癌的動脈期增強幅度的推薦值為33.7~40.9 HU，相應的對比劑體質(zhì)量比為567~647 mgI/kg。這樣的研究數(shù)據(jù)具有重要的參考價值，有助于制定個性化的檢查方案，以提高影像質(zhì)量和診斷可靠性。

2 對比劑注射方案

在確定劑量后，對比劑的注射速率和注射時長互相制約。 提高注射速率則相應縮短注射時間，可使動脈期主動脈和肝臟的對比劑濃度峰值升高且到達和排空時間提前，血液中隨時間變化的碘濃度曲線由平闊逐漸變得尖峭， 有利于提高增強幅度。但為使對比劑濃度處于峰值的時間窗與CT 掃描時長相匹配，在注射速率和注射時長之間應優(yōu)先考慮后者，可顯著提高動脈期影像中主動脈和肝實質(zhì)的增強效果[15-16]。 Guerrisi 等[17]在對肝細胞癌病人的研究中也得出了類似結(jié)論，即提高注射速率有助于動脈期影像增強，改善病灶顯示；同時也發(fā)現(xiàn)，只要實際碘投放量相同，門靜脈期影像的增強效果不會隨注射速率的不同而顯著變化。 這一結(jié)論可推廣至上腹部檢查的一般情形[18]。

當注射速率因受個體原因影響而偏低時，為不延長注射時間可選擇高碘濃度對比劑。 但高碘濃度對比劑的黏度和滲透壓相對較高，毒副作用相應增大。 當注射速率較高時，宜選用較低碘濃度的對比劑以提高安全性。

30 mL 左右生理鹽水的跟隨沖刷能顯著消除或減少對比劑在注射器導管、肱靜脈和上腔靜脈內(nèi)的儲留，可提高對比劑的利用率和影像的增強效果，尤其是在劑量較低時作用更明顯，這種方法已被廣泛采用[19]。所以，以雙頭高壓注射器代替?zhèn)鹘y(tǒng)的單頭高壓注射器進行對比劑注射應該是今后的發(fā)展趨勢。

3 CT 增強成像技術(shù)

與平掃不同，增強檢查的主要目的是突出顯示含對比劑的血管，以了解其血供情況，因此在設計掃描協(xié)議時對掃描方式和參數(shù)的選擇也應有所不同。

3.1 球管電壓 對比劑所含碘元素的k 邊緣為33.2 keV，適當降低kV 值可增強X 線的光電效應，從而增大衰減系數(shù)。 Kalva 等[20]研究表明，降低kV 值在腹主動脈增強中不但顯著提高增強幅度而且大幅降低了CTDI，減少了對比劑的用量，這可以應用到上腹部其他臟器。 Nakayama 等[21]的前瞻性實驗結(jié)果顯示，當kV 值從120 降至90，在保持影像質(zhì)量不變的情況下，對比劑劑量至少可降低20%，同時CTDI降低幅度可達57%。進一步降低管電壓至80 kV，為使門靜脈期肝實質(zhì)增強達到臨床診斷要求的最低閾值（50 HU），按體質(zhì)量估算對比劑為0.28 gI/kg，比采用常規(guī)120 kV 掃描所需劑量（0.52 gI/kg）降低了近一半[14，22-23]。

采用降低kV 值的方法也存在一些問題： ①由于探測器所接收射線減少，量子噪聲增加，影像質(zhì)量下降。 自動曝光控制技術(shù) （automatic exposure control,AEC）可有效控制噪聲水平，提高對比噪聲比（contrast noise ratio, CNR），有助于降低CTDI，已被新型CT 掃描設備普遍采用[24]。 ②CT 掃描設備的kV 值只有少數(shù)幾個選項，如80、100、120 和140 等，不一定存在最優(yōu)的選項； 而且如何根據(jù)個體差異（如體質(zhì)量）優(yōu)選目前并無統(tǒng)一的標準，因此在實際工作中大多采用默認的120 kV。 Siegel 等[25]開發(fā)的基于定位像的智能工具軟件，可根據(jù)用戶對目標器官（肝臟）增強的預期自動設置kV 值，在提高影像質(zhì)量的基礎(chǔ)上有效降低CTDI， 尤其適合兒童病人。許多新型CT 設備已經(jīng)具備類似的功能， 但目前尚未對kV 值實現(xiàn)連續(xù)調(diào)節(jié)，推薦值并不等于最優(yōu)值。

3.2 掃描速度 掃描速度決定了完成掃描所需的時間。 早期CT 掃描速度低，在肝臟掃描中為獲得足夠的掃描時間窗，對比劑分兩階段注射，即高流率注射一部分對比劑后調(diào)低流率繼續(xù)注射，以維持對比劑濃度峰值的持續(xù)時間。 螺旋CT 的出現(xiàn)大幅提高了掃描速度，要求對比劑濃度處于峰值的時間窗相應縮小，可采用恒定流率注射，在保持影像質(zhì)量不變的情況下注射劑量降低了40%[26]。多層螺旋CT進一步大幅提高了掃描速度， 以SIEMENS 的第二代雙源CT 為代表的最新機型完成肝臟掃描只需3~5 s，甚至更少，有利于病人的屏氣配合，提高了影像質(zhì)量。 但由于注射時間不能無限縮短，所以掃描速度達到一定閾值后再增加亦無益于增強。 在編輯掃描協(xié)議時，準直器寬度、螺距和機架旋轉(zhuǎn)速度決定著掃描速度。

3.3 掃描定時 在提高掃描速度、縮短對比劑注射時間的條件下，各期相掃描定時要求更加精確。 延遲時間選擇不當，掃描不在對比劑濃度處于峰值的時間窗內(nèi)進行，影像增強幅度必然降低。 更為嚴重的是，僅憑影像往往不足以推斷影像增強不足的原因，導致臨床診斷存在誤判的可能。 在肝臟動脈期，早期的團注試驗法目前已經(jīng)被智能追蹤技術(shù)（bolus tracking technique,BTT）所取代，顯著降低了對比劑劑量和CTDI[27]。 由于上腹部各器官的對比劑濃度峰值到達時間略有不同，所以為了達到預期的增強效果，要根據(jù)具體的檢查目的附加觸發(fā)延時。 如果以主動脈為目標， 在跟蹤到腹主動脈的CT 值到達觸發(fā)閾值后立即執(zhí)行掃描； 而對于肝臟實質(zhì)病變，到達觸發(fā)閾值后需再額外延遲若干秒甚至十幾秒，以使肝臟充分灌注[28-29]。 但是在臨床工作中，檢查申請單上常缺少相應的內(nèi)容，掃描延時很少進行個性化的調(diào)整，一般不改變預設值。

理論上，主動脈的對比劑濃度到達峰值的時間與門靜脈對比劑濃度到達峰值的時間成正比，要求門靜脈期延遲應根據(jù)動脈期延遲的不同而相應調(diào)節(jié)。 而實際上對于所有的CT 掃描設備，除了動脈期采用BTT 之外，門靜脈期和平衡期的延遲時間一般根據(jù)經(jīng)驗設定為固定值，比如30 s 和60 s。 對于血液循環(huán)速度偏離正常值的病人，其門靜脈影像增強將受到影響。 例如躁動兒童病人的動脈期延遲可縮短至成人的2/3， 在此情況下其門靜脈期相對于普通人的要提前到達，而掃描仍按計劃進行，故門靜脈期影像也將增強不足。 目前有關(guān)這方面的研究尚較少。

3.4 DECT 技術(shù) X 線衰減系數(shù)不但與被掃描物質(zhì)有關(guān)，而且隨X 線能量不同而不同，所以CT 值與物質(zhì)的物理性質(zhì)（密度）之間并不具有一一對應關(guān)系。CT 值較大的物質(zhì)密度可能較低，反之亦然。 與傳統(tǒng)掃描方式不同，DECT 同時采集兩組高低不同kV 值的投影數(shù)據(jù)，可重建得到更多的信息，甚至可以進行物質(zhì)的定量分析，極大豐富了臨床應用。 目前進入臨床應用的DECT 掃描設備有SIEMENS 公司的SOMAOM Definition （Flash）和GE 公司的Discovery CT750 HD，分別采用雙源和單源管電壓快速切換技術(shù)[30-32]。DECT 在肝臟增強中的應用研究可分為以下幾個方面：①雙源CT 通過對兩套球管-探測器系統(tǒng)同時得到的兩種能量影像采用不同權(quán)重方案回顧性重建復合能量影像， 可達到相當于傳統(tǒng)CT 降低kV 值的效果，這不僅能夠優(yōu)化影像質(zhì)量，而且有利于簡化掃描協(xié)議。 ②虛擬單能量影像（virtual monochromatic image，VMI）模擬單能量X 線掃描所得，有效抑制了射束硬化效應，較之復合能量影像失真減少，能顯示更多、更清晰的解剖細節(jié)，有利于門靜脈的顯示。基于VMI 的能譜成像，即CT 值隨X線能量變化的曲線，為物質(zhì)定量分析提供了全新的方法，尤其在腫瘤鑒別診斷中的價值已經(jīng)得到充分證明。 目前文獻[33-36]報道多以GE 公司的CT 掃描設備為研究平臺。SIEMENS 的第二代雙源CT 也實現(xiàn)了類似的功能[37]。 關(guān)于不同重建圖像的比較，Kim 等[38]研究發(fā)現(xiàn)，對于富血供的肝細胞癌，采用線性融合的影像質(zhì)量優(yōu)于非線性融合。 有研究者[39-40]對大量上腹部門靜脈增強病例的回顧性分析表明，較之線性融合影像， 非線性融合影像的CNR 大幅提高、噪聲水平降低，且能顯示更多的門靜脈分支，影像質(zhì)量甚至高于根據(jù)CNR 能譜曲線優(yōu)選的VMI。 Mileto等[41]的前瞻性研究表明，在減少對比劑劑量50%的條件下，門靜脈期影像質(zhì)量沒有顯著降低。 由于重建原理不同，非線性融合影像與VMI 之間并不能簡單通過對比噪聲、對比度和CNR 等參數(shù)來比較質(zhì)量高低，尤其是在門靜脈期增強中的合理應用還有待進一步研究。③基質(zhì)分析中的碘基影像直接反映了體內(nèi)含碘對比劑的分布，尤其適合增強檢查。 雙源CT在這方面優(yōu)勢明顯，第二代雙源CT 加裝0.4 mm 扁平錫濾線器， 有效解決了X 線能譜間的重疊問題，虛擬平掃（virtual non-contrast,VNC）影像質(zhì)量顯著提高，它在上腹部多期掃描時可以取代常規(guī)平掃影像，極大降低了CTDI[42-43]。 但也有研究[44]指出，VNC影像中肝臟邊緣存在因強化算法導致的環(huán)狀部分容積偽影，而且從動脈期和門靜脈期得到的VNC 影像對小病灶的顯示均有明顯區(qū)別，說明這一代產(chǎn)品尚未解決基質(zhì)定量計算的準確性問題。

DECT 應用于增強檢查也存在一些問題。 除了該技術(shù)應用時間不長、尚未普及，其臨床應用性能有待研究之外，相對復雜的影像重建和后處理過程是阻礙其推廣應用的主要原因。 實際工作中，由于缺乏臨床應用規(guī)范，DECT 技術(shù)往往很少被采用，不能充分發(fā)揮其設備效益。

4 展望

可以預見，DECT 將會不斷得到推廣應用，而過時的對比劑應用方案顯然已不能滿足要求。 為適應個性化檢查需要，未來的上腹部增強檢查將在一套計劃系統(tǒng)的輔助下進行。 當輸入病人的必要信息（人口統(tǒng)計學特征參數(shù)、心率、檢查部位和疾病分類等）后，系統(tǒng)自動生成最優(yōu)對比劑應用方案和CT 掃描協(xié)議，當操作人員對某些設置不滿意時，可適當手動調(diào)節(jié)并得到相應優(yōu)化方案。 同時，一套影像重建和后處理規(guī)范將大大簡化操作流程， 確保噪聲、對比度和CNR 等質(zhì)量參數(shù)處于最優(yōu)平衡狀態(tài)。 此外，診斷醫(yī)生也必須改變傳統(tǒng)的閱片習慣，以適應不斷發(fā)展的新技術(shù)。

[1] Geenen RW, Kingma HJ, van der Molen AJ. Contrast-induced nephropathy： pharmacology, pathophysiology and prevention[J].Insights Imaging,2013,4：811-820.

[2] Bae KT, Heiken JP, Brink JA. Aortic and hepatic contrast medium enhancement at CT.Ⅰ.Prediction with a computer model[J].Radiology,1998,207：647-655.

[3] Bae KT. Peak contrast enhancement in CT and MR angiography：when does it occur and why? Pharmacokinetic study in a porcine model[J].Radiology,2003,227：809-816.

[4] Bae KT. Intravenous contrast medium administration and scan timing at CT： considerations and approaches[J]. Radiology, 2010,256：32-61.

[5] Amato E, Salamone I, Naso S, et al. Can contrast media increase organ doses in CT examinations? A clinical study[J]. AJR, 2013,200：1288-1293.

[6] Bae KT, Seeck BA, Hildebolt CF, et al. Contrast enhancement in cardiovascular MDCT： effect of body weight, height, body surface area,body mass index,and obesity[J].AJR,2008,190：777-784.

[7] Kondo H, Kanematsu M, Goshima S, et al. Body size indices to determine iodine mass with contrast -enhanced multi -detector computed tomography of the upper abdomen：does body surface area outperform total body weight or lean body weight[J]. Eur Radiol,2013,23：1855-1861.

[8] Kidoh M, Nakaura T, Oda S, et al. Contrast enhancement during hepatic computed tomography： effect of total body weight, height,body mass index, blood volume, lean body weight, and body surface area[J].J Comput Assist Tomogr,2013,37：159-164.

[9] Kondo H, Kanematsu M, Goshima S, et al. Body size indexes for optimizing iodine dose for aortic and hepatic enhancement at multidetector CT：comparison of total body weight,lean body weight,and blood volume[J].Radiology,2010,254：163-169.

[10] Svensson A,Nouhad J,Cederlund K,et al.Hepatic contrast medium enhancement at computed tomography and its correlation with various body size measures[J].Acta Radiol,2012,53：601-606.

[11] Svensson A, Bj?rk J, Cederlund K, et al. Automatic individualized contrast medium dosage during hepatic computed tomography by using computed tomography dose index volume (CTDI(vol))[J]. Eur Radiol,2014,24：1959-1963.

[12] Watanabe H,Kanematsu M,Miyoshi T,et al. Improvement of image quality of low radiation dose abdominal CT by increasing contrast enhancement[J].AJR,2010,195：986-992.

[13] F?lt T, S?derberg M, H?rberg L, et al. Seesaw balancing radiation dose and i.v. contrast dose： evaluation of a new abdominal CT protocol for reducing age-specific risk[J].AJR,2013,200：383-388.

[14] Ichikawa T,Okada M,Kondo H,et al.Recommended iodine dose for multiphasic contrast -enhanced mutidetector -row computed tomography imaging of liver for assessing hypervascular hepatocellular carcinoma： multicenter prospective study in 77 general hospitals in Japan[J].Acad Radiol,2013,20：1130-1136.

[15] Awai K, Hori S. Effect of contrast injection protocol with dose tailored to patient weight and fixed injection duration on aortic and hepatic enhancement at multidetector-row helical CT[J].Eur Radiol,2003,13：2155-2160.

[16] Tsuge Y, Kanematsu M, Goshima S, et al. Abdominal vascular and visceral parenchymal contrast enhancement in MDCT： effects of injection duration[J].Eur J Radiol,2011,80：259-264.

[17] Guerrisi A, Marin D, Nelson RC, et al. Effect of varying contrast material iodine concentration and injection technique on the conspicuity of hepatocellular carcinoma during 64-section MDCT of patients with cirrhosis[J].Br J Radiol,2011,84：698-708.

[18] Paparo F, Garello I, Bacigalupo L, et al. CT of the abdomen： degree and quality of enhancement obtained with two concentrations of the same iodinated contrast medium with fixed iodine delivery rate and total iodine load[J].Eur J Radiol,2014,83：1995-2000.

[19] Kidoh M,Nakaura T,Awai K,et al.Novel connecting tube for saline chaser in contrast-enhanced CT：the effect of spiral flow of saline on contrast enhancement[J].Eur Radiol,2013,23：3213-3218.

[20] Kalva SP,Sahani DV,Hahn PF,et al.Using the K-edge to improve contrast conspicuity and to lower radiation dose with a 16-MDCT：a phantom and human study[J]. J Comput Assist Tomogr, 2006, 30：391-397.

[21] Nakayama Y,Awai K,Funama Y,et al.Abdominal CT with low tube voltage： preliminary observations about radiation dose, contrast enhancement, image quality, and noise[J]. Radiology, 2005, 237：945-951.

[22] Goshima S, Kanematsu M, Noda Y, et al. Determination of optimal intravenous contrast agent iodine dose for the detection of liver metastasis at 80-kVp CT[J].Eur Radiol,2014,24：1853-1859.

[23] Heiken JP, Brink JA, McClennan BL, et al. Dynamic incremental CT： effect of volume and concentration of contrast material and patient weight on hepatic enhancement[J]. Radiology, 1995, 195：353-357.

[24] Murazaki H,Funama Y,Sugaya Y,et al.Optimal setting of automatic exposure control based on image noise and contrast on iodineenhanced CT[J].Acad Radiol,2012,19：478-484.

[25] Siegel MJ, Hildebolt C, Bradley D. Effects of automated kilovoltage selection technology on contrast-enhanced pediatric CT and CT angiography[J].Radiology,2013,268：538-547.

[26] Brink JA,Heiken JP,Forman HP,et al.Hepatic spiral CT：reduction of dose of intravenous contrast material[J].Radiology,1995,197：83-88.

[27] Chan R, Kumar G, Abdullah B, et al. Optimising the scan delay for arterial phase imaging of the liver using the bolus tracking technique[J].Biomed Imaging Interv J,2011,7：e12.

[28] Schneider JG,Wang ZJ,Wang W, et al. Patient-tailored scan delay for multiphase liver CT： improved scan quality and lesion conspicuity with a novel timing bolus method[J]. AJR, 2014, 202：318-823.

[29] Kagawa Y,Okada M,Yagyu Y,et al.Optimal scan timing of hepatic arterial-phase imaging of hypervascular hepatocellular carcinoma determined by multiphasic fast CT imaging technique [J]. Acta Radiol,2013,54：843-850.

[30] Flohr TG, McCollough CH, Bruder H, et al. First performance evaluation of a dual-source CT(DSCT)system[J].Eur Radiol,2006,16：256-268.

[31] Primak AN, Giraldo JC, Eusemann CD, et al. Dual-source dualenergy CT with additional tin filtration： dose and image quality evaluation in phantoms and in vivo[J].AJR,2010,195：1164-1174.

[32] Zhang D, Li X, Liu B. Objective characterization of GE discovery CT750 HD scanner： gemstone spectral imaging mode[J]. Med Phys,2011,38：1178-1188.

[33] Silva AC, Morse BG, Hara AK, et al. Dual-energy (spectral) CT：applications in abdominal imaging [J]. Radiographics, 2011, 31：1031-1046.

[34] Matsumoto K, Jinzaki M, Tanami Y, et al. Virtual monochromatic spectral imaging with fast kilovoltage switching： improved image quality as compared with that obtained with conventional 120-kVp CT[J].Radiology,2011,259：257-262.

[35] Lv P,Lin XZ,Li J,et al.Differentiation of small hepatic hemangioma from small hepatocellular carcinoma： recently introduced spectral CT method[J].Radiology,2011,259：720-729.

[36] Yu Y, Lin X, Chen K, et al. Hepatocellular carcinoma and focal nodular hyperplasia of the liver： differentiation with CT spectral imaging[J].Eur Radiol,2013,23：1660-1668.

[37] Yu L,Christner JA,Leng S,et al. Virtual monochromatic imaging in dual-source dual-energy CT： radiation dose and image quality[J].Med Phys,2011,38：6371-6379.

[38] Kim KS, Lee JM, Kim SH, et al. Image fusion in dual energy computed tomography for detection of hypervascular liver hepatocellular carcinoma： phantom and preliminary studies [J].Invest Radiol,2010,45：149-157.

[39] Wang Q, Shi G, Liu X, et al. Optimal contrast of computed tomography portal venography using dual -energy computed tomography[J].J Comput Assist Tomogr,2013,37：142-148.

[40] Wang Q, Gaofeng S, Xueli F, et al. Comparative study of hepatic venography using non -linear -blending images, monochromatic images and low-voltage images of dual-energy CT[J]. Br J Radiol,2014,87：20140220.

[41] Mileto A, Ramirez-Giraldo JC, Marin D, et al Nonlinear image blending for dual-energy MDCT of the abdomen： can image quality be preserved if the contrast medium dose is reduced[J]. AJR, 2014,203：838-845.

[42] Kaufmann S, Sauter A, Spira D,et al. Tin-filter enhanced dualenergy-CT： image quality and accuracy of CT numbers in virtual noncontrast imaging[J].Acad Radiol,2013,20：596-603.

[43] De Cecco CN,Buffa V,Fedeli S,et al.Dual energy CT(DECT)of the liver：conventional versus virtual unenhanced images[J].Eur Radiol,2010,20：2870-2875.

[44] De Cecco CN, Darnell A, Macías N, et al. Virtual unenhanced images of the abdomen with second-generation dual-source dualenergy computed tomography： image quality and liver lesion detection[J].Invest Radiol,2013,48：1-9.