常規(guī)CT 成像、虛擬單能量成像、MARs技術去除金屬植入物偽影的對比研究
——人工全髖關節(jié)置換術后

包衛(wèi)兵

（甘肅省中醫(yī)院，甘肅 蘭州 730050）

全髖關節(jié)置換術（THR）是嚴重骨關節(jié)炎的有效治療方式，由此產(chǎn)生的金屬偽影（MA）是影響CT 圖像質量的一個常見問題。在美國，全髖關節(jié)置換術（THR）每年應用于28 萬多例患者，其中每年因松動、感染、脫位和溶骨性病變而需要修復的患者多達5 萬例[1-4]。全髖關節(jié)置換術失效的早發(fā)現(xiàn)和早治療需要可靠的影像學評價，但金屬偽影會嚴重干擾假體及假體周圍組織影像學評估[5]。此外，全髖關節(jié)置換術后的金屬偽影還會干擾腹部盆腔結構的顯示，特別是對腫瘤性疾病的分期評估[6]。本研究旨在評估常規(guī)臨床實踐中THR 患者使用能譜虛擬單能圖像（Virtual monoenergetic imaging，VMI）技術和（Metal artifacts reduction software，Mars）技術的有效性，以及可適用于周圍不同組織診斷評估的能譜重建標準。

1 資料與方法

1.1 研究對象

回顧性分析甘肅省中醫(yī)院2018 年10 月-2020年12 月，27 例接受能譜CT 檢查的THR 患者。34例患者中女性18 例，男性16 例，平均年齡75.6±8.1歲（54-88 歲）。雙側THR14 例，單側THR20 例。本研究得到了甘肅省中醫(yī)院倫理委員會的批準，倫理委員會同意放棄知情同意書的填寫，受試者的CT 檢查均符合臨床指征。

1.2 檢查及重建方法

CT 數(shù)據(jù)采集使用GE Revolution HD CT 掃描儀。掃描參數(shù)如下：（a）螺距：0.485,（b）準直：64x0.625 mm，（c）旋轉時間：0.33 s，（d）管電流：＞116 mAs（劑量調制）,（e）管電壓：120 kVp,（f）CT 劑量指數(shù)（CTDI）11.9 mGy,（g）重建層厚：2 mm。一次掃描得到常規(guī)CT 圖像（CI）、MARs 技術重建圖像及40～140kev 不同能量級水平的VMI 圖像。使用GE 的ASIR-V(40%)迭代重建算法進行臨床常規(guī)CT 圖像重建。此外，使用金屬偽影迭代重建算法（MARs）重建圖像。虛擬單能圖像重建在40～140 keV 下以20 keV 為增量進行客觀評估，并在70 keV、110 keV、140 keV 下進行視覺評估。

1.3 客觀評價

對軸位圖像重建層厚2 mm，軟組織窗窗位窗;寬分別是60mm、360mm，偽影寬度在THR 旁偽影最重區(qū)域測量（一般選取人工股骨頭水平），同時在置換術內側和外側測量偽影寬度。測量ROI 區(qū)域的平均衰減密度（HU）和噪聲（SD），ROI 區(qū)域的選擇如圖1 所示，分別在：（a）偽影最大區(qū)域;（b）鄰近的臀大肌;（c）鄰近恥骨（髖臼前柱）;（d）膀胱。在常規(guī)CT、VMI、MARs 圖像中手動放置ROI 區(qū)域，保持相同大小、位置和層厚。CNR=（|CTlocation|-|CTfat||)/SQRT（SDlocation+SDfat)，對比噪聲比（CNR）定義為目標ROI 區(qū)域的平均CT 值減去背景脂肪區(qū)域的平均CT 值，再除以兩個ROI 區(qū)域的標準差之和開平方?？陀^評價由兩位高年資放射科醫(yī)生獨立完成，最終結果取其平均值。

圖1 客觀測量指標ROI 區(qū)域的放置示例

1.4 主觀評價

對于圖像的主觀評價應用以下參數(shù)：層厚2mm，軸位，軟組織窗設置，允許評估人員手動調整窗位設置，特別是在評估骨骼情況的時候。窗寬窗位設置對骨的平滑度、keV 水平和偽影情況都有顯著的影響，因此我們讓評估者自行決定調整窗位。兩位具有4 年和7 年肌骨影像學經(jīng)驗的放射科醫(yī)生使用Likert 5 分量表法評估金屬偽影消除情況：（1）無偽影；（2）較小的偽影；（3）中等偽影；（4）明顯偽影；（5）大量金屬偽影。骨盆器官、鄰近臀大肌和鄰近恥骨的視覺評估采用以下Likert 排序評分：（1）完全滿足診斷質量；（2）可診斷不受微小條紋的影響；（3）微小偽影對可圖像產(chǎn)生輕微影響；（4）診斷可解釋性受限；（5）受偽影影響不能診斷。此外，有研究發(fā)現(xiàn)，對MARs 可能引入的額外的條紋偽影和圖像失真模糊情況評分：（1）圖像失真不存在；（2）輕微；（3）中等；（4）明顯；（5）大量。對于視覺評估，我們選擇了增量較大的重建級別，選取70keV 是因為70keV 的單能量圖像最接近常規(guī)CT 圖像；110 keV提供了足夠的能級增加，以允許識別圖像評估中的相關變化，并且不會通過重復（太）相似圖像的評級來掩蓋差異；140 keV 是設備可用的最高keV 值。

1.5 分析方法及統(tǒng)計學處理

使用SPSS 22.0 軟件進行統(tǒng)計分析。定量結果用平均值±標準差（`X±SD）表示，定性結果顯示為計數(shù)資料和百分比表示。數(shù)值變量比較使用秩和檢驗，例如對偽影和圖像診斷質量的評價（因相關的非正態(tài)分布樣本）。采用Fisher 雙尾精確檢驗比較單側和雙側THR 區(qū)別。統(tǒng)計學意義設為P＜0.05。

2 結果

2.1 常規(guī)CT 圖像、不同能量級水平的VMI 圖像及MARs 技術重建圖像客觀指標對比分析

THR 引起的最強偽影是THR 內側和外側的消光偽影。THR 內側和外側的消光偽影對比測量了衰減系數(shù)HU 和偽影寬度?；赗OI 的HU 測量，關于THR 內側的消光偽影，在CI 成像時，顯示平均CT值為-406.2±212.5HU，平均偽影寬度30.2±7.1mm。在VMI 成像時，平均CT 值隨著keV 水平的升高而逐漸增加，直到140Kev 的-301.7±261.2HU（P＜0.05)，而偽影寬度顯著降低至16.4±14.8mm（如圖1、2 所示，見表1）。關于衰減系數(shù)和偽影寬度方面的最佳偽影消除能量級是140keV。與140keV 時的VMI 相比，MARs 重建有更強的偽影消除效果，衰減系數(shù)-115.8±101.5HU、偽影寬度16.4±14.8mm。

表1 金屬偽影消除效果及周圍組織結構的客觀評價

在140 keV 的VMI 成像和MARs 重建比較時，5 名患者（16%）偽影寬度減少是可比的（小于5%的差異）。16 例患者（48%）在140keV 時MARs 偽影寬度減小優(yōu)于VMI（差異大于5%）。在5 個病例中，140keV 的VMI 顯示出比MARs 更好的偽影寬度減少（5%以上的差異）。兩組比較，在140keV 時MARs和VMI 在偽影寬度減少方面有顯著性差異（P＜0.05）。在14 例雙側THR 患者中，7 例MARs 重建在降低偽影寬度方面優(yōu)于VMI（P＜0.05）。

當雙側人工髖關節(jié)存在時，雙側THR 內側的偽影相互增加，出現(xiàn)強烈的內消光偽影，嚴重影響骨盆器官的評價。在這些病例中，只有MARs 能夠充分減少內側消光偽影，從而可以對盆腔器官進行評估。

圖2a-2e 單側全髖關節(jié)置換術后的患者，圖2a’-2e’雙側全髖關節(jié)置換術后的患者。圖2a、2a’是常規(guī)CT 圖像，圖2b-2d、2b’-2e’ 分別是70,110,140keV 單能量重建的圖像，圖2e、2e’是MARs 技術處理后圖像。

與CI 相比，140keV 的VMI 成像和MARs（圖2，表1）均顯著降低了肌肉和膀胱內的圖像噪聲。在消光偽影中，只有MARs（P＜0.001）能顯著降低圖像噪聲。另一方面，與CI 和MAR 相比，VMI 對骨組織圖像的降噪效果更好。此外，只有MARs 重建的CNR 值能顯著改善肌肉和膀胱圖像質量（圖2，表1），而骨的CNR 值在70kev 的VMI 中最高。在骨中，70kev 的VMI 和CI 圖像的CNR 均顯著高于MAR 成像。

2.2 圖像質量的主觀評價

在主觀評價中，MA 在CI 中最為明顯（平均Likert 評分4.6±0.6，見表2），而VMI 和MARs 均顯著減少了這些偽影。VMI 的MA 降低隨著keV 值的增加而穩(wěn)步改善，在140keV 時最佳（見表2）。與CI相比，MARs 顯示出最強的視覺偽影減少，平均評分為2.8±0.7。與CI 相 比，70～140 keV 的VMI 和MARs 顯著改善了對盆腔器官和鄰近肌肉的評估（如圖2 所示，見表2）。與客觀圖像評估一致，骨的診斷最佳評估范圍在110～140keV（見表2）。MARs可提高骨結構顯示效果，但略低于VMI。同時，主觀評價時發(fā)現(xiàn)通過MARs 重建減少偽影會導致額外的條紋偽影，從而導致明顯的圖像失真。但是在VMI 成像中沒有這種情況。MARs 的失真度在5 分Likert 量表上評定，平均值為2.7±0.6（2=輕微；3=中度失真）,有68%的病例發(fā)現(xiàn)了MARs 導致的圖像失真。

表2 金屬偽影去除效果及周圍組織的主觀評價（X±SD）

3 討論

金屬植入物會導致三種不同類型的CT 成像偽影：低能光子吸收導致光束硬化偽影、光子完全吸收導致光子匱乏或光子饑餓效應、由于金屬植入物和鄰近軟組織的衰減差異很大造成的散射偽影，這些偽影會造成嚴重的干擾，妨礙對植入物本身及其周圍組織的評估[7]。影響偽影嚴重程度的因素主要有以下三條：（1）金屬植入物的成分；（2）圖像采集方法；（3）圖像重建參數(shù)。與已知會產(chǎn)生強烈偽影的不銹鋼相比，由鈦構成的植入物產(chǎn)生的偽影要少得多。通過對采集協(xié)議和重建參數(shù)的優(yōu)化，可以減少傳統(tǒng)混合能量CT 成像（CI）中的偽影[8]。此外，高管電壓（kV）、高管電流（mAs）、窄準直器、增加層厚和合適的重建濾波算法可顯著降低MA，此外，有幾種專用的迭代后處理算法可用于減少MA。在本研究中應用的專用去金屬偽影算法（MARs 技術）使用從原始輸入數(shù)據(jù)中減去輸出修正資料的迭代回路算法。迄今為止，MARs 技術在THR 和椎體螺釘?shù)呐R床前期體模研究以及涉及齒科植入物的臨床應用中顯示了很好的應用的結果[9-10]。

自從雙能量CT 技術應用以來，雙能CT 已被作為去除金屬偽影的新思路?；谇蚬芎吞綔y器的雙能CT 技術可用于生成高能和低能數(shù)據(jù)集。4 個基于球管的雙能概念目前已應用于臨床：（1）雙自旋，在不同的管電位下使用兩個旋轉;（2）雙源，在不同的管電位下使用兩個正交定位的球管-探測器;（3）分裂或雙光束，通過光束濾波器分裂一個x 射線源的輸出，產(chǎn)生兩個高能量和低能量的部分光束;（4）kVp 切換，利用一個x 射線源在一個旋轉過程中管電位的瞬時切換。臨床應用中唯一可用的基于檢測器的變體是雙層光譜檢測器CT（SDCT）方法。它使用一個單一的x 射線源和一個雙層探測器，其中上層吸收低能光子，而下層吸收更高能量的光子。虛擬單能量圖像（VMI）依賴于兩次能量圖像采集使其看起來類似于真實的單能數(shù)據(jù)采集模式（40～200kev）VMI 虛擬單能量成像的高kev 能量水平已經(jīng)被用來消除圖像的金屬偽影，因為他們更少受射線束硬化偽影的影響。此外，它旨在確定可適用于周圍不同組織的診斷評估能譜重建標準。先前的研究已經(jīng)探討了體外實驗時光譜CT 降低MA 的作用[2,3]，然而，據(jù)作者所知，在人體內關于THR 患者消除金屬偽影的VMI 和MARs 的研究仍然缺乏。

先前的研究已經(jīng)探討了體外實驗時光譜CT 降低MA 的作用，然而，在人體內關于THR 患者消除金屬偽影的VMI 和MARs 的研究仍然缺乏[11]。與傳統(tǒng)的CT 成像相比，能譜單能量重建和MARs 技術都可以顯著減少THR 引起的偽影。虛擬單能圖像對于評估和描繪種植體附近的骨結構尤其有利，因為它們造成其他額外的偽影。相比之下，由于軟組織對比度高于常規(guī)成像和VMI，MARs 可以更好地評估盆腔器官和鄰近肌肉。此外，MARs 在減輕嚴重的MA（如雙側THR 所致）方面更為優(yōu)越，因為在常規(guī)CT 圖像上，雙髖關節(jié)置換術后的偽影嚴重損害了盆腔器官的評價。因此，推薦的最佳虛擬單能量去偽影和THR 術后組織的最優(yōu)顯示圖像質量的單能量級范圍在110～140keV 之間。

綜上所述，140keV 的VMI 成像和MARs 技術顯著降低了全髖關節(jié)置換術后的金屬偽影，VMI 技術和MARs 技術在骨結構和周圍軟組織的評估上有各自的優(yōu)勢。