雙能量CT聯(lián)合金屬偽影削減算法抑制股骨柄假體金屬偽影的模型研究

劉卓， 魏拓， 洪楠， 陳雷， 張卓璐

隨著金屬假體置換技術(shù)的廣泛應(yīng)用，術(shù)后療效評(píng)價(jià)和遠(yuǎn)期隨訪(fǎng)成為臨床醫(yī)師關(guān)注的重要內(nèi)容。相對(duì)于普通X線(xiàn)檢查的物體重疊問(wèn)題及磁共振檢查的金屬安全性問(wèn)題，CT成為術(shù)后評(píng)價(jià)的首選檢查技術(shù)。然而，CT圖像中金屬植入物通常會(huì)造成偽影，嚴(yán)重影響對(duì)鄰近結(jié)構(gòu)的觀(guān)察。因此，削減金屬偽影成為CT技術(shù)的研究重點(diǎn)之一。對(duì)于傳統(tǒng)單能量CT(single-energy CT，SECT)掃描，通過(guò)提高管電壓、管電流，減小螺距，縮小準(zhǔn)直范圍等手段可在一定程度上減小金屬偽影的影響，但對(duì)金屬植入物本身及臨近組織的觀(guān)察仍受到一定干擾[1-3]。

圖1 長(zhǎng)度為150 mm的不銹鋼股骨柄假體懸吊于水箱中心。

近年來(lái)，雙能量CT(dual-energy CT，DECT)掃描技術(shù)已得到廣泛應(yīng)用并成為研究熱點(diǎn)。利用雙能量掃描獲得的數(shù)據(jù)，可重建出虛擬單色譜圖像(virtual monochromatic spectral，VMS)，再經(jīng)過(guò)金屬偽影削減(metal artifact reduction，MAR)算法處理，金屬偽影可得到有效抑制[4-5]。本研究以不銹鋼股骨柄假體水箱模型為研究對(duì)象，評(píng)價(jià)單能量及雙能量?jī)煞N掃描模式及相關(guān)掃描、重建參數(shù)對(duì)CT圖像金屬偽影范圍及程度的影響。

材料與方法

1.研究對(duì)象

通過(guò)目測(cè)，將長(zhǎng)度為150 mm的不銹鋼股骨柄假體懸吊于水箱(長(zhǎng)350 mm×寬250 mm×深200 mm)中心(圖1)。假體長(zhǎng)軸平行于水箱長(zhǎng)軸。將水箱置于掃描范圍中心，水箱長(zhǎng)軸平行于機(jī)架Z軸，假體長(zhǎng)軸與Z軸重合。

2.掃描方法及參數(shù)

掃描設(shè)備選擇單球管單層探測(cè)器雙能量CT掃描儀(Revolution CT，GE Healthcare)。分別以單能量模式、雙能量模式掃描水箱，掃描參數(shù)及容積CT劑量指數(shù)(volumetric CT dose index，CTDIvol)見(jiàn)表1。雙能量掃描時(shí)管電壓在80、140 kVp間反復(fù)快速切換；管電流分別選擇最高(485 mA)、最低(200 mA)兩檔。為保持與雙能量485 mA掃描模式相近的輻射劑量水平(CTDIvol=12.64 mGy)，單能量掃描時(shí)針對(duì)不同管電壓選擇相應(yīng)管電流及球管轉(zhuǎn)速。兩種掃描模式準(zhǔn)直寬度均為40 mm，螺距均為0.984：1。單能量與雙能量掃描范圍、掃描視野、顯示視野保持一致。

表1 掃描參數(shù)及輻射劑量

3.圖像重建算法及參數(shù)

圖像重建類(lèi)型均選擇標(biāo)準(zhǔn)類(lèi)型?；旌系亟?adaptive statistical iterative reconstruction veo，ASIR-V)的權(quán)重均選擇50%。一次單能量掃描獲得的數(shù)據(jù)重建一組圖像。4次單能量掃描共重建4組圖像，分別為80、100、120、140 kVp。一次雙能量掃描獲得的能譜數(shù)據(jù)重建6組圖像，分別是40、90、140 keV單色譜圖像，及經(jīng)過(guò)金屬偽影削減(MAR)算法改善的40、90、140 keV單色譜圖像(表2)。

4.評(píng)價(jià)方法

16組圖像傳至后處理工作站(advantage workstation，AW 4.7)。兩名放射診斷醫(yī)師在橫軸面圖像上勾畫(huà)橢圓形興趣區(qū)(region of interest，ROI)，ROI恰好包括偽影范圍，工作站自動(dòng)計(jì)算ROI面積，即該層面內(nèi)金屬偽影面積(artifact area，AA)，見(jiàn)圖2。在金屬假體上、下、左、右分別放置矩形ROI，獲得ROI內(nèi)CT值標(biāo)準(zhǔn)差(standard deviation，SD)。四個(gè)ROI內(nèi)的SD均值記為SD平均。將假體從水箱中取出，以相同條件掃描，在相同位置放置四個(gè)相同ROI。四個(gè)ROI內(nèi)的SD取平均值記為SD本底。以SD平均-SD本底作為該層面內(nèi)金屬偽影指數(shù)(artifact index，AI)，用以評(píng)價(jià)偽影程度[6]。四個(gè)ROI，應(yīng)盡量包括水箱內(nèi)假體以外的全部范圍，見(jiàn)圖3。

圖2 偽影面積測(cè)量。a)140 kVp圖像偽影面積843 mm2； b) 80 kVp圖像偽影面積2817 mm2； c) 140 keV 485 mA VMS+MAR圖像偽影面積145 mm2。 圖3 偽影指數(shù)計(jì)算。a) 140 kVp圖像偽影指數(shù)32 HU； b) 80 kVp圖像偽影指數(shù)103 HU； c) 140 keV 485 mA VMS+MAR圖像偽影指數(shù)0.06 HU。

序列光子能量(keV)是否經(jīng)過(guò)MAR處理序列描述540否40keV 485mA VMS640是40keV 485mA VMS+MAR790否90keV 485mA VMS890是90keV 485mA VMS+MAR9140否140keV 485mA VMS10140是140keV 485mA VMS+MAR1140否40keV 200mA VMS1240是40keV 200mA VMS+MAR1390否90keV 200mA VMS1490是90keV 200mA VMS+MAR15140否140keV 200mA VMS16140是140keV 200mA VMS+MAR

AI=SD平均-SD本底

在16組圖像中各選擇5個(gè)層面，偽影面積與偽影指數(shù)取5個(gè)層面測(cè)量值的平均值。各組間層面選擇保持一致、ROI保證相同位置、相同大小。選擇的層面應(yīng)保證偽影范圍不能超出水箱范圍。窗寬、窗位始終保持400 HU、40 HU。全部測(cè)量指標(biāo)(共計(jì)96項(xiàng))由每位觀(guān)測(cè)者測(cè)量三次求平均值。兩位觀(guān)測(cè)者測(cè)量結(jié)果求平均值，記為該項(xiàng)指標(biāo)最終結(jié)果。

5.統(tǒng)計(jì)學(xué)分析

采用SPSS 20.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)學(xué)分析，兩位觀(guān)測(cè)者間測(cè)量結(jié)果采用配對(duì)t檢驗(yàn)分析，P<0.05視為差異有統(tǒng)計(jì)學(xué)意義。

結(jié) 果

兩位觀(guān)測(cè)者測(cè)量結(jié)果差異無(wú)統(tǒng)計(jì)學(xué)意義(t=0.792，P=0.430)。

對(duì)于單能量CT掃描所得圖像，輻射劑量大致相等時(shí)，管電壓越大，則管電流越小，金屬偽影面積越小，偽影指數(shù)越小(表4、圖4～6)。對(duì)于雙能量CT掃描所得虛擬單色譜圖像，光子能量越大，則金屬偽影面積、偽影指數(shù)越??；管電流越高，則金屬偽影面積、偽影指數(shù)越小。掃描條件、重建參數(shù)一致的前提下，經(jīng)過(guò)金屬偽影削減算法改善的虛擬單色譜圖像使金屬偽影面積、偽影指數(shù)明顯減小。在與單能量掃描輻射劑量水平相近的前提下，90 keV、140 keV單色譜圖像金屬偽影范圍及程度低于單能量CT掃描獲得的混合色譜圖像，但40 keV單色譜圖像金屬偽影范圍及程度高于混合色譜圖像。

圖4 依次是序列1-16相同位置的橫軸面圖像。a)140kVp；b)120kVp；c)100kVp；d)80kVp；e)40keV 485mA；f)40keV 485mA MAR；g)90keV 485mA；h)90keV 485mA MAR；i)140keV 485mA；j)為140keV 485mA MAR，金屬偽影最??；k)40keV 200 mA，金屬偽影最嚴(yán)重；l)40keV 200mA MAR；m)90keV 200mA；n)90keV 200mA MAR；o)140keV 200mA；p)140keV 200mA MAR。

序列序列描述AA(mm2)SD平均(HU)SD本底(HU)AI(HU)1140kVp78732.359.622.752120kVp108843.359.733.653100kVp149967.989.458.58480kVp2133103.1510.692.55540keV 485mA5664218.9823.8195.18640keV 485mA MAR65027.3323.83.53790keV 485mA66530.487.123.38890keV 485mA MAR1727.457.10.359140keV 485mA27913.585.77.8810140keV 485mA MAR1575.755.70.051140keV 200mA7603263.1832.9230.281240keV 200mA MAR88637.8532.94.951390keV 200mA80335.2310.424.831490keV 200mA MAR23811.8310.41.4315140keV 200mA42319.888.910.9816140keV 200mA MAR1729.008.90.10

討 論

金屬假體置換術(shù)后療效評(píng)價(jià)和并發(fā)癥診斷過(guò)程中，傳統(tǒng)單能量CT掃描獲得的混合色譜圖像中金屬假體通常會(huì)引起放射狀或條索狀偽影，嚴(yán)重影響對(duì)金屬植入物本身及鄰近組織的觀(guān)察。金屬偽影主要是由射線(xiàn)硬化效應(yīng)、光子饑餓效應(yīng)等原因造成的[1,7]。對(duì)于單能量CT掃描，常用的抑制金屬偽影的方法是提高管電壓或管電流等。這些方法對(duì)金屬偽影的抑制十分有限，還存在增加輻射劑量的缺點(diǎn)。在不增加輻射劑量的前提下，有效抑制金屬偽影成為CT技術(shù)研究的重點(diǎn)之一。

近年來(lái)，雙能量CT掃描技術(shù)已得到廣泛應(yīng)用。通過(guò)雙能量掃描獲得的虛擬單色譜圖像，模擬了單一光子能量的射線(xiàn)掃描物體時(shí)獲得的圖像[8-10]。由于射線(xiàn)中光子能量相同，因此不會(huì)發(fā)生射線(xiàn)硬化效應(yīng)。同時(shí)， MAR算法可以糾正X線(xiàn)穿過(guò)金屬后出現(xiàn)的光子饑餓現(xiàn)象導(dǎo)致的數(shù)據(jù)丟失。因此，經(jīng)過(guò)MAR算法處理的單色譜圖像，理論上可以有效抑制金屬偽影[11-12]。

圖5 16組圖像偽影面積。 圖6 16組圖像偽影指數(shù)。

本研究數(shù)據(jù)顯示：對(duì)于單能量CT掃描，管電壓的提高可在一定程度上抑制金屬偽影。在與單能量掃描輻射劑量水平相近的前提下，雙能量CT掃描獲得的90 keV、140 keV單色譜圖像金屬偽影范圍及程度較單球管電壓能量CT掃描獲得的混合色譜圖像均明顯降低，且隨著管電流的升高偽影減輕，隨著光子能量的增加偽影減輕。另外，經(jīng)過(guò)MAR算法改善的單色譜圖像，金屬偽影得到進(jìn)一步抑制。

本文的不足在于模型中假體周?chē)撬梭w中假體周?chē)M織結(jié)構(gòu)復(fù)雜，包括骨組織、軟組織、血管等。作為研究對(duì)象的水箱不能完全反映人體情況。盡管光子能量越高金屬偽影程度就輕，但過(guò)高的光子能量水平會(huì)降低軟組織間對(duì)比度，不利于對(duì)假體周?chē)Y(jié)構(gòu)的觀(guān)察。有研究表明，中等能量水平如70～90 keV較140 keV更有利于對(duì)軟組織的觀(guān)察[13-14]。因此，較高的光子能量水平不是最佳選擇。在實(shí)際工作中需要綜合考慮金屬偽影、軟組織對(duì)比度等因素，根據(jù)不同解剖部位、不同金屬材質(zhì)及大小適當(dāng)選擇光子能量。

總之，雙能量CT掃描獲得的單色譜圖像，結(jié)合MAR算法可有效抑制金屬偽影的影響，改善CT圖像質(zhì)量，為假體植入術(shù)后療效評(píng)價(jià)提供更可靠的影像信息。