口腔內金屬植入物對影像學檢查影響的研究進展

王曉娜 綜述 石晶 審校

在口腔科的臨床診療過程中，金屬植入物發揮著不可或缺的作用，在口腔修復科固定修復體因其使用方便，穩定性能好已經成為修復牙列缺失、牙體缺損以及根管治療之后冠修復的常用方法之一，其中常見的固定修復體一般包括氧化鋯全冠、玻璃陶瓷（鑄瓷）全冠、貴金屬烤瓷冠、純鈦烤瓷冠、嵌體、固定橋以及種植固定修復體等；在口腔頜面外科許多頜面部外傷的患者均需要手術植入金屬板，金屬釘來進行內固定；在口腔正畸科為了達到矯治效果金屬矯治器必不可少；此外在口腔內科一些含金屬成分的充填材料（例如銀汞合金）也因其良好的耐磨性能常常被用作后牙充填材料。但是，口腔內有金屬植入物的患者在接受顱頸部影像學檢查時往往會產生金屬偽影，嚴重影響成像質量以及疾病的診斷。因此，評估口腔科常用的各類金屬植入物產生偽影的大小以及影響因素成為我們研究的重點，本文針對國內外學者的研究成果，就口腔內金屬植入物對MRI成像以及CT成像的影響加以綜述如下。

一、MRI的成像原理及其偽影概述

1.MRI的成像原理

磁共振成像（magnetic resonance imaging，MRI）的原理是核磁共振，通過圍繞在人體周圍的環形線圈將磁場所產生的能量收集起來產生電信號，隨后通過層面選擇，相位編碼，頻率編碼，K空間等進行圖像重建。層面選擇即選擇進行MRI掃描的體層，使得與RF脈沖頻率相同的層面內的質子發生共振因此只能收集到這一層的磁共振信號；相位編碼與頻率編碼可確定信號體素來源的行和列，由此可得到包含整個層面中所有體素的全部數據信息；然后將這些空間信號通過填入K空間轉換成數字信號，再通過計算機處理便可獲得所需的MRI圖像[1，2]。

2.金屬偽影產生的原因及形式

當患者攜帶有金屬植入物進行MRI檢查時，金屬的存在可使原有的磁場場強不均勻導致空間定位表達錯誤，使得金屬周圍的信號與該處解剖結構不符，從而產生偽影，嚴重影響圖像質量，甚至干擾臨床診斷[3]。

金屬偽影在MRI成像上的表現形式有3種，即組織形態發生畸變、組織周圍出現明顯的高信號區、組織周圍出現明顯的信號流空區域[4]。

二、口腔金屬植入物對MRI成像的影響

目前，臨床上常見的金屬植入物形式多種多樣，包括各種金屬固定修復體，金屬板，金屬釘，金屬矯治器以及含金屬成分的充填體等，這些金屬植入物其材料的磁化率，體積，形狀，位置，數目等都會對MRI成像金屬偽影的產生以及嚴重程度造成影響。

1.金屬植入物材料對MRI成像的影響

金屬材料根據磁化率的不同可分為3類[5，6]分別是鐵磁性金屬、順磁性金屬、抗磁性金屬。鐵磁性物質，其具有很強的磁性，很容易在磁場中磁化，且磁化方向與外磁場方向一致，使得原磁場顯著加強，如鎳鉻合金、鈷鉻合金、不銹鋼等，其對MRI影響較大，產生偽影的特征是組織畸變嚴重，鐵磁性物體周圍組織呈大面積無信號區，使周圍組織器官發生信號錯位而變形；順磁性金屬，其在外加磁場中呈現微弱的磁性，且磁化方向與外磁場方向一致，使原有磁場略有加強，如鋁、錳、鉑等，對MRI影響較小；抗磁性金屬，磁性較微弱，不易被磁化，在磁場中磁化時磁化方向與外磁場方向相反，使得原磁場強度減弱，如金、銀、銅、鉛、汞等，對MRI影響較小。順磁性和抗磁性這類非鐵磁性物質其偽影的特征是圓形的低或無信號區，邊緣呈高信號環帶，使相應區域影像消失、模糊，組織和結構變形等[7，8]。

2.金屬植入物所含金屬體積對MRI成像的影響

金屬植入物中所含金屬體積與金屬偽影的大小成正比，這是因為隨著金屬體積的增大，主磁場中不均勻的區域增大，使得修復體與人體組織的磁化率差異增大[9]，且同種金屬材料體積增大，其內部參與失相位的質子數也會增加，基于這兩點原因，金屬體積增大所產生的偽影必然會增大。王成潔等人[10]選取直徑相同、長度不同的ITI種植體行MRI檢查時，發現其對應的偽影面積分別為2.2cm2和3.5cm2，說明體積不同對MRI金屬偽影的面積影響不同。

3.金屬植入物形態對MRI成像的影響

金屬植入物的形態與金屬偽影的大小密切相關。Tominaga T等人[11]研究認為，形態較小的短絲、薄板狀的金屬植入物所產生的偽影最小。Beuf O等人[12]研究發現金屬形狀才是影響偽影面積的重點；王旭東[13]也發現鎳鉻合金的形狀是影響MRI偽影程度的重要因素。

4.金屬植入物位置對MRI成像的影響

金屬植入物位置對金屬偽影面積的影響在目前已有的研究中顯示：口腔內鎳鉻烤瓷固定修復體所產生的MRI偽影對軟硬腭、舌、頜骨、上頜竇底等處的影像可能會產生影響[14]；張蒙蒙[15]發現就單冠而言，錘造冠，鎳鉻，鈷鉻，純鈦等單冠所產生的偽影面積大小在前牙區和后牙區無明顯差異，但后牙區距離頭顱部重要解剖標志較近，所以上頜牙后牙區多單位的賤金屬修復體對頭顱部需要檢查的重要部位的MRI成像可能會產生影響，選擇時需慎重，尤其是頭顱部有病變需要進行MRI檢查者；國外有文獻認為[16]偽影的形狀受金屬植入物與磁場方向夾角的影響，當二者垂直時，偽影呈現四葉草狀，而二者平行時，偽影呈圓形或橢圓形。當金屬植入物與磁場方向平行時，金屬偽影的范圍最小，隨著二者夾角的增大，偽影的大小也成比例的倍增。

5.金屬植入物數目對MRI成像的影響

金屬植入物數目對金屬偽影的影響，國內孫櫻林等人[14]研究發現：鎳鉻合金冠數量増加，MRI影像上偽影的范圍會擴大，偽影涉及層數亦會增多，并且這種數量的改變發生在水平梯度磁場場強的方向和垂直梯度磁場場強的方向上引起偽影改變是不同的，在水平梯度磁場場強的方向上，各層偽影面積改變會更加明顯，并且每個實驗冠產生的偽影范圍都會有所擴大；如果這種數量的改變是在垂直梯度磁場場強的方向上，那么涉及偽影的層數會明顯增多，但每個實驗冠產生的偽影大小不會有明顯改變。

三、MRI成像減少金屬偽影的方法

金屬植入物在MRI成像中所產生的偽影可以通過MRI成像過程中的各個環節進行減少及矯正。但在臨床工作中考慮到磁場強度固定，金屬植入物材料、形態不易改變等因素，因此為了達到減少MRI成像中金屬偽影的目的，常常會選擇改進序列技術對金屬偽影進行矯正。國外學者[17，18]研究發現在頭頸部常規以及快速成像序列中產生偽影的比較中，相同合金中自旋回波序列（spin echo，SE）產生的偽影最小；Rudisch A等人[19]發現在T1加權的SE序列、T1或T2加權的FSE序列以及單次激發半傅立葉采集快速自旋回波（half-Fourier acquisition single-shot turbo spin-echo，HASTE）序列下，金屬體所產生的偽影都不大；Merkle EM等人[20]研究認為在GRE序列下產生的金屬偽影程度最重；劉廣順等人[21]的實驗結果表明Propeller DWI序列可以明顯消除金屬偽影；近年來有研究[22]提出了去金屬偽影序列（Syngo WARP），與常規序列相比，WARP主要采用了視角傾斜技術（view angle tilting，VAT）、層面編碼金屬偽影矯正技術（slice encoding for metal artifact correction，SEMAC）以及高帶寬技術三種方法，其中VAT技術在頻率編碼梯度給出并讀出回波信號的同時，額外添加一個層面選擇梯度，可明顯減少由磁場不均勻所引起的化學位移以及金屬偽影，主要用于校正層面內的偽影。SEMAC是在VAT技術的基礎之上，另外在層面選擇梯度上加一梯度脈沖，主要用于減少層面間的金屬偽影。高帶寬技術（約為常規序列帶寬的4倍）能夠降低接收噪聲，并能夠提高對金屬植入物周圍局部組織解剖細節的顯示能力[23～25]。

四、CT的成像原理及其偽影的概述

1.CT的成像原理

CT（computed tomography）是由X線發射源和一個探測器組成，從X射線管發出的X射線穿過被測物體時，X射線會與物體發生相互作用，這些相互作用的最終結果是部分X射線被吸收或散射，所以當X射線穿過一種材料時它的強度被衰減。受到被測物體的衰減，對面探測器接收含有沿途衰減信息數據，即投影值。然后X射線源和探測器沿順時針方向旋轉一個特定角度θ后繼續重復掃描，直至旋轉360°為止，即可得到所有角度上含有沿途衰減部分信息的投影數據，即可得到被測物體的CT圖像。CT值的范圍為-1024HU—+3071HU，在臨床上可以通過設置只顯示感興趣的那部分CT值范圍，即窗口。且可以通過調節窗口的中心（窗位）和寬度（窗寬）顯示該范圍內的細節信息，同時把高于這個范圍上限的CT值顯示為白色，低于范圍下限的CT值顯示為黑色，這就增強了各類型組織之間密度的細微差異，為實際應用提供更有價值的信息[26]。

2.金屬偽影產生的原因及形式

當X射線穿過金屬物質時，射線會發生急劇的衰減，導致對應的投影數據失真，并破壞投影數據的整體完備性和連續性，不同密度、不同尺寸的金屬物體，吸收X射線的能力不同[27，28]；如高密度金屬能夠遮擋大部分X射線，進而使探測器接收不到CT掃描信號；低密度的金屬物吸收一部分X射線，使探測器收集到的掃描信號減弱，CT數據不能準確反映掃描物體，使得投影數據出現了躍變，重建圖像之后，會在金屬周圍產生大量明暗相間的放射條紋狀偽影，即金屬偽影。這些偽影一般數量眾多，嚴重降低圖像質量，給疾病診斷帶來困難，甚至造成誤診，漏診，延誤病情[29，30]。

五、口腔金屬植入物對CT成像的影響

國外有文獻報道[31]CT圖像上的金屬偽影與金屬植入物內所含金屬的一些特性參數，如密度、厚度及形狀等相關，國內魏亦龍等人[32]研究發現，在金屬體積、厚度和位置完全一致的情況下密度成為影響金屬偽影的決定因素，在CT影像上可以看到偽影的范圍和密度值成正比，密度越大則產生偽影的面積越大。高密度的金屬（如金鈀合金、銀鈀合金）產生的CT偽影遮蓋范圍大影響CT的影像質量，對后期的CT診斷產生較大的影響；中等密度的金屬（如鎳鉻合金、鈷鉻合金）也會有偽影，對CT圖像的質量有影響，但是要小于高密度的金屬；密度較低的金屬（如鈦金屬）比其他四種金屬產生的金屬偽影要小的多，對CT的圖像質量影響也較小。從對于CT干擾的方面來講鈦金屬應該是首選的冠修復材料。此外國內有學者研究認為[33]CT產生偽影的大小與金屬的橫斷面積也有關，掃描時當金屬的位置與掃描平面相垂直所產生的橫斷面積最小，因此產生的偽影面積也較小。

六、CT成像減少偽影的方法

目前減少CT圖像產生的金屬偽影的方法主要有如下幾種：①雙能矯正法，它是1985年由Coleman[34]提出的，是指用兩種不同能量的X射線分別掃描被測物體，其在某一固定能量水平下它的X線衰減系數分布是確定的，從而減少了CT圖像中產生的金屬偽影，但是該方法因掃描方法復雜而使得成像效率低，因而無法在臨床上廣泛應用；②濾波片矯正方法，它是1976由Brooks[35]提出的一種矯正方法，是指在探測器前方和射線源出口放置金屬濾波片，它能夠吸收射線中的低能光子和散射光子，從而減小X射線的能譜寬度，達到減輕偽影的目的；③迭代校正法，是指通過反復的迭代計算來校正偽影，但是該方法操作步驟繁瑣，多次計算導致產生大量的數據，因此不適用于繁雜的臨床工作；④插值算法，該方法又包括線性插值法，多項式插值法，以及一些特殊函數插值法等多種方法[36～38]這些算法都需要經過再投影，根據閾值分割出的金屬區域再投影來確定金屬偽影在投影數據空間的范圍，再通過進一步的后處理來獲得校正數據，而通過這些步驟所獲取的信息只能確定金屬偽影的范圍，要想獲得被金屬遮蓋部分的信息則需要通過其他更加復雜的方法來恢復，因此大大提高了計算難度；由此可見以上幾種方法雖然在一定程度上可以減少CT圖像中所產生的金屬偽影，但因其操作復雜，耗時耗力在實際臨床工作中很難得到廣泛應用。隨著CT技術的不斷發展，能譜CT的出現為減少CT圖像中的金屬偽影提供了一種有效的途徑[39，40]。能譜CT與傳統CT相比其獨特的單能量圖像和多偽影去除技術（multi artifact reduction system，MARS）實現了在傳統混合能量X線圖像中獲得不同能量級的單能圖像，減少了X射線在穿透被測物體時因能量不純而產生的散射、反射從而達到減少金屬偽影的目的[41]。國內外大量文獻研究證實[42～44]在臨床工作中綜合考慮各種因素如不同解剖部位，被測物體的觀察重點等選擇最佳能量水平并適時的結合MARS技術能夠更加有效的去除不同金屬植入物產生的偽影，提高成像質量，為臨床提供更多有價值的診斷信息。

MRI、CT技術在疾病診斷中各有其優勢，在現代醫學中發揮著不可替代的作用，希望通過研究口腔內金屬植入物對其產生的影響及原因，能夠更好的控制和減少偽影的產生，獲得更高質量，更清晰的影像圖像，從而為疾病診斷提供更準確的依據。