種植修復(fù)中金屬材料對(duì)頭頸部磁共振成像的影響

付栩楠，謝志剛

(昆明醫(yī)科大學(xué)附屬口腔醫(yī)院種植科，昆明 650106)

磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)是通過(guò)在磁場(chǎng)中施加特定頻率的射頻脈沖，激發(fā)人體中的氫原子核(質(zhì)子)發(fā)生磁共振現(xiàn)象，產(chǎn)生磁共振信號(hào)，經(jīng)過(guò)梯度線(xiàn)圈解讀信號(hào)內(nèi)的空間信息，通過(guò)頻率編碼和相位編碼進(jìn)行空間定位，從而產(chǎn)生三維編碼數(shù)據(jù)，經(jīng)過(guò)計(jì)算機(jī)重建處理就可獲得MRI圖像[1]。MRI因具有無(wú)創(chuàng)、軟組織分辨力高、無(wú)輻射等優(yōu)點(diǎn)，已成為臨床醫(yī)學(xué)檢查的重要手段之一。MRI在頭頸部疾病的診斷中具有重要作用，在口腔頜面部也具有廣闊的應(yīng)用前景，可用于頜骨病變、顳下頜關(guān)節(jié)疾病、正畸治療、牙髓治療以及種植修復(fù)的診斷和制訂治療計(jì)劃等[2]。但金屬的存在會(huì)導(dǎo)致鄰近組織結(jié)構(gòu)的MRI圖像產(chǎn)生偽影，尤其是口腔內(nèi)金屬材料的存在會(huì)影響頭頸部MRI的質(zhì)量，降低診斷的準(zhǔn)確性。隨著種植修復(fù)的廣泛使用，對(duì)MRI的影響也是不可避免的，如為了做MRI檢查而取出種植體，患者需要承受較大的經(jīng)濟(jì)和心理代價(jià)。導(dǎo)致金屬偽影產(chǎn)生的因素有金屬材料成分、金屬物體方向、主磁場(chǎng)方向、磁場(chǎng)強(qiáng)度、脈沖序列類(lèi)型及MRI參數(shù)(如頻率編碼梯度、體素尺寸)等。現(xiàn)就種植修復(fù)中常用的金屬材料，相關(guān)因素對(duì)頭頸部MRI圖像的影響，減小金屬偽影的相關(guān)措施予以綜述。

1 種植義齒對(duì)MRI金屬偽影的影響

種植義齒包括種植體、基臺(tái)以及各種上部修復(fù)結(jié)構(gòu)，如單冠、固定橋、覆蓋義齒等，常用的材料包括純鈦、鈦合金、金合金、鈷鉻合金、二氧化硅和二氧化鋯等。

1.1金屬材料種類(lèi) 任何物體在一定磁場(chǎng)強(qiáng)度的外磁場(chǎng)作用下都會(huì)被磁化，并顯示出一定特征的磁性。該磁性通常用磁化強(qiáng)度來(lái)表示，磁化強(qiáng)度與磁場(chǎng)強(qiáng)度的比值即為磁化率。金屬材料根據(jù)磁化率可分為磁化方向與磁場(chǎng)方向相反的抗磁性物質(zhì)，如銅、金、鋅、鉛、碳、鉍等；磁化方向與磁場(chǎng)方向一致的順磁性物質(zhì)，如鉻、錳、鋁等；即使外部磁場(chǎng)消失，仍能保持磁化狀態(tài)的鐵磁性物質(zhì)，如鐵、鈷、鎳等。金屬與鄰近組織磁化率的差異使局部磁場(chǎng)不均勻，從而改變了金屬與人體組織內(nèi)部氫核-質(zhì)子的自旋，使其失相位，異常的自旋相位造成映射到圖像中的位置錯(cuò)誤，最終導(dǎo)致圖像變形失真、物體周?chē)盘?hào)較低或丟失[3]、金屬物體周?chē)霈F(xiàn)高信號(hào)強(qiáng)度邊緣[4]。研究表明，鐵磁性物質(zhì)具有較高的MRI偽影潛力，表現(xiàn)為金屬周?chē)鸁o(wú)信號(hào)，或鄰近組織和器官圖像發(fā)生變形[5-9]。有學(xué)者認(rèn)為，有種植體的患者其偽影僅局限在口腔局部，不會(huì)影響腦部成像的質(zhì)量[10]。但Costa等[11]認(rèn)為，鈦種植體對(duì)腦部圖像有一定的影響。對(duì)于有磁性附著體的種植支持式覆蓋義齒，口內(nèi)銜鐵會(huì)導(dǎo)致腦部MRI圖像發(fā)生變形[12]。

種植修復(fù)中常用的金屬材料并不只是單一的某種金屬，是含有不同比例成分的合金，如貴金屬合金，包括金、鉑、鈀、銀；賤金屬合金包括鈷、鉻、鎳。合金的磁性取決于所含的金屬成分，盡管金屬合金中單一金屬是具有磁性的，但金屬合金可能是非磁性的，反之亦然[13]。金屬合金材料中所含的磁體成分比例越多，所形成的偽影就越明顯[14]。臨床及實(shí)驗(yàn)研究的種植體材料主要有純鈦(其中溶有不同含量的鐵、氫、氧、氮和碳)、鈦合金、鈦鋯合金以及陶瓷(主要為三氧化二鋁和二氧化鋯)，而不同種植體的具體成分組成是各個(gè)廠(chǎng)家的技術(shù)秘密。有學(xué)者在相同MRI掃描條件下對(duì)不同品牌的種植體進(jìn)行掃描，其產(chǎn)生的偽影范圍有較大差別[15]。Smeets等[16]發(fā)現(xiàn)，全瓷、鈦鋯合金及鈦種植體在MRI中的偽影依次增大。種植義齒本身就是由多種金屬和合金組合而成的一個(gè)復(fù)合體，王成潔等[17]發(fā)現(xiàn)，種植體黏結(jié)烤瓷全冠后其MRI偽影面積較黏結(jié)前有所增加。Hilgenfeld等[18]比較了分別佩戴鈷鉻合金冠、金合金冠以及氧化鋯全瓷冠的鈦種植體對(duì)MRI的影響發(fā)現(xiàn)，最明顯的是鈷鉻合金組，金合金組和氧化鋯組影響相對(duì)較小。

1.2金屬材料的體積、數(shù)量及形狀 金屬體積增大，導(dǎo)致磁場(chǎng)不均勻區(qū)域增大，同時(shí)內(nèi)部失相位的質(zhì)子數(shù)量也會(huì)增加，故偽影可隨著種植修復(fù)體體積的增大而增加[19]。國(guó)內(nèi)學(xué)者比較了直徑相同、長(zhǎng)度不同的2枚種植體發(fā)現(xiàn)，長(zhǎng)度較長(zhǎng)的種植體偽影較大，偽影面積與種植體的體積相關(guān)[20]。偽影大小與金屬的數(shù)量亦成正比[21]。對(duì)于多牙或全口種植修復(fù)義齒對(duì)頭頸部MRI的影響程度目前尚無(wú)報(bào)道。此外，金屬的幾何形狀也會(huì)影響偽影的大小，球形物體的圖像失真率最高，圓柱形物體的最低[22]。對(duì)于金屬材料的體積、數(shù)量及形狀以及金屬材料本身，哪種因素對(duì)偽影的影響更大仍需進(jìn)一步研究。

1.3種植修復(fù)部位和種植體方向 后牙牙冠體積較前牙牙冠大，故偽影也較前牙大[23]。以檢測(cè)部位為中心，半徑10 cm范圍內(nèi)有金屬存在會(huì)導(dǎo)致信號(hào)丟失[24]。該研究提示，不同修復(fù)牙位的種植義齒會(huì)對(duì)鄰近組織如腮腺、上頜竇、舌體等的MRI圖像產(chǎn)生干擾。偽影的形狀、范圍與金屬物體方向有關(guān)。Lee等[3]發(fā)現(xiàn)，金屬螺絲長(zhǎng)軸與主磁場(chǎng)平行時(shí)，金屬偽影呈圓形或橢圓形，范圍相對(duì)較小；當(dāng)螺絲長(zhǎng)軸與主磁場(chǎng)的夾角增大時(shí)，偽影范圍也增大；垂直時(shí)，偽影范圍最大，呈“cloverleaf”形。Murakami等[25]的研究結(jié)果與此一致。盡管如此，偽影最大的影響因素還是金屬材料的成分[26]。

2 MRI參數(shù)對(duì)金屬偽影的影響

金屬偽影除了與金屬材料有關(guān)外，也與所使用的MRI參數(shù)有關(guān)。磁場(chǎng)強(qiáng)度、掃描序列等掃描參數(shù)，編碼強(qiáng)度、體素等成像參數(shù)同樣會(huì)影響金屬偽影的程度及大小。

2.1磁場(chǎng)強(qiáng)度 MRI根據(jù)磁場(chǎng)強(qiáng)度分為低場(chǎng)MRI(磁場(chǎng)強(qiáng)度為0.23～0.3 T)、高場(chǎng)MRI(磁場(chǎng)強(qiáng)度為1.5～3.0 T)和超高磁場(chǎng)MRI(磁場(chǎng)強(qiáng)度為7.0～10 T)。低場(chǎng)MRI通常為開(kāi)放式MRI掃描儀，圖像質(zhì)量相對(duì)較差，掃描時(shí)間長(zhǎng)；高場(chǎng)MRI通常為閉合式MRI掃描儀，1.5 T的MRI掃描儀圖像質(zhì)量較高，掃描時(shí)間相對(duì)較短，能夠很好地評(píng)估某些結(jié)構(gòu)的功能，3.0 T掃描儀可用于某些器官的精細(xì)結(jié)構(gòu)如大腦或心臟血管的檢查；超高磁場(chǎng)MRI多用于實(shí)驗(yàn)研究[27]。磁敏感性與磁場(chǎng)強(qiáng)度的平方成正比，磁場(chǎng)強(qiáng)度越高，所產(chǎn)生的磁敏感性偽影越大[28]。高磁場(chǎng)的成像雖然更清晰，但是偽影更大，更易產(chǎn)生圖像變形。研究表明，在保證圖像清晰度的情況下，相對(duì)低的磁場(chǎng)強(qiáng)度(1.5 T)可以減小金屬偽影[7,29-30]。但是在實(shí)際臨床應(yīng)用中，尤其是口腔頜面部的MRI，1.5 T MRI對(duì)除顳下頜關(guān)節(jié)外的其他口腔及頜面部結(jié)構(gòu)，如牙周組織、牙齒等的成像并不可行。相比之下，3.0 T MRI對(duì)(如唾液腺、口底軟組織囊性病變、鼻竇炎等)頭面部結(jié)構(gòu)的成像更好[31]。

2.2掃描序列 MRI常采用自旋回波序列，采用90°和180°脈沖組合，其中180°重聚脈沖可以恢復(fù)因靜磁場(chǎng)不均勻以及物體磁化率差異所致的橫向信號(hào)丟失，梯度回波序列不包括180°重聚脈沖，會(huì)導(dǎo)致局部信號(hào)丟失，因此對(duì)于口腔內(nèi)存在不可取出的金屬修復(fù)體的患者應(yīng)盡量避免使用梯度回波序列進(jìn)行投照[32-33]。回波時(shí)間短的快速自旋回波(fast spin echo，F(xiàn)SE或turbo spin echo，TSE)序列較回波時(shí)間長(zhǎng)的FSE序列或傳統(tǒng)的自旋回波序列的偽影小，短回波時(shí)間序列可減少自旋失相時(shí)間，從而減小偽影產(chǎn)生。

2.3弛豫時(shí)間 MRI中T1、T2分別指的是質(zhì)子縱向和橫向弛豫時(shí)間，由相關(guān)參數(shù)構(gòu)成的圖像通常被描述為T(mén)1加權(quán)像和T2加權(quán)像。T1和T2加權(quán)像是通過(guò)改變射頻脈沖時(shí)間，從而改變射頻脈沖序列重復(fù)時(shí)間、回波時(shí)間、圖像對(duì)比獲得。T1加權(quán)像重復(fù)時(shí)間和回波時(shí)間短，通常用于顯示正常的解剖結(jié)構(gòu)，而T2加權(quán)像重復(fù)時(shí)間和回波時(shí)間長(zhǎng)，可用于檢測(cè)感染、出血和腫瘤。T2加權(quán)序列更易受磁化率的影響，因此信號(hào)更易衰減[34]。

2.4成像參數(shù) 沿頻率編碼方向的偽影程度與頻率編碼梯度強(qiáng)度或讀出梯度強(qiáng)度成反比[35]。這種失真可以通過(guò)讀出時(shí)使用高頻編碼梯度部分抵消，相當(dāng)于增加接收器帶寬，但這項(xiàng)技術(shù)會(huì)導(dǎo)致信噪比降低。

體素大小由圖像矩陣、視野大小以及圖像層厚度決定。運(yùn)用增大圖像矩陣、減小視野以及層厚可降低體素大小，從而使偽影最小化[36]。但較小的體素尺寸也存在信噪比降低(每個(gè)體素中獲得信號(hào)的質(zhì)子更少)的問(wèn)題。一種補(bǔ)償損失信噪比的方法是增加激發(fā)次數(shù)，但這將導(dǎo)致成像時(shí)間增加。

3 減小偽影的方法

3.1種植修復(fù)材料選擇 部分患者存在鈦過(guò)敏，且金屬基臺(tái)在前牙修復(fù)時(shí)會(huì)導(dǎo)致軟組織變色而影響美觀。因此，氧化鋯種植體及基臺(tái)被認(rèn)為是鈦種植體及金屬基臺(tái)的潛在替代品。雖然初衷并不是為了解決MRI中的金屬偽影，但研究已證明其MRI偽影明顯小于鈦種植體及金屬基臺(tái)[37]。目前因氧化鋯種植體和氧化鋯基臺(tái)的機(jī)械強(qiáng)度以及表面處理技術(shù)等仍有待優(yōu)化，因而臨床應(yīng)用較少[38]。

種植上部修復(fù)，尤其是固定修復(fù)時(shí)，應(yīng)盡量選擇偽影小的氧化鋯冠或貴金屬冠。采用螺絲固位的修復(fù)體可在行頭頸部MRI前暫時(shí)卸下種植體上部修復(fù)體，對(duì)于覆蓋義齒，尤其是有磁性附著體的覆蓋義齒，應(yīng)在MRI前將口內(nèi)銜鐵卸下，以減少口腔中金屬的存在。MRI掃描時(shí)，盡可能使種植體方向與外磁場(chǎng)方向平行，以使磁敏感性偽影最小化。但在大部分情況下，因種植體數(shù)量、幾何形態(tài)及部位的限制，很難做到與外磁場(chǎng)方向平行。

3.2MRI參數(shù)調(diào)節(jié) MRI常用的降低偽影的技術(shù)有：①低磁場(chǎng)強(qiáng)度，運(yùn)用1.5 T代替3.0 T；②用FSE代替梯度回波序列；③減少回波時(shí)間；④增加接收器帶寬；⑤適當(dāng)增加頻率編碼梯度場(chǎng)強(qiáng)度，或切換頻率和相位編碼方向；⑥增加圖像矩陣大小；⑦減少層厚；⑧脂肪抑制時(shí)采用反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列或水脂分離序列；⑨先進(jìn)的圖像采集和重建技術(shù)，如并行采集成像技術(shù)、部分傅立葉技術(shù)/欠采樣、壓縮感知等[39]。

上述方法可以用于大部分沒(méi)有特殊軟件或硬件修改的MRI系統(tǒng)，因金屬成分、尺寸以及形狀造成的偽影仍然會(huì)存在。一些金屬偽影抑制技術(shù)或偽影抑制序列正在被開(kāi)發(fā)使用，如螺旋槳技術(shù)、視角傾斜、層間編碼金屬偽影矯正(slice-encoding for metal artefact correction，SEMAC)、超短回波時(shí)間序列、多采集與可變諧圖像結(jié)合序列及基于SPACE的多層采集視角傾斜(multi-slab acquisition with VAT,based on the SPACE，MSVAT-SPACE)序列，目前這些序列多用于整形外科或神經(jīng)外科[40-41]。視角傾斜和SEMAC技術(shù)可明顯減輕口腔金屬造成的偽影[42-43]。使用視角傾斜，在讀出過(guò)程中，沿切片選擇長(zhǎng)軸的附加梯度，這一附加梯度與脈沖發(fā)射的層面選擇梯度完全一致，MRI信號(hào)在兩梯度作用下，形成一傾斜角，減少層面內(nèi)的變形，從而造成圖像切片內(nèi)的剪切效果，減少金屬偽影。此項(xiàng)技術(shù)最主要的缺點(diǎn)是圖像模糊。SEMAC在切片選擇方向上應(yīng)用附加相位編碼以校正層面間的變形，但其圖像采集時(shí)間較長(zhǎng)。兩者聯(lián)合使用可很大程度地減輕金屬偽影[44]。

不同技術(shù)抑制偽影的效果也不同。Hilgenfeld等[45]比較了TSE-短時(shí)間反轉(zhuǎn)恢復(fù)(short time inversion recovery,STIR)序列、SEMAC-STIR序列、SPACE-STIR序列、MSVAT-SPACE-STIR序列在種植體單冠3D偽影中的畫(huà)面質(zhì)量，并進(jìn)行定量評(píng)估(標(biāo)準(zhǔn)化信噪比)和定性評(píng)估。研究發(fā)現(xiàn)，MSVAT-SPACE-STIR序列因具有更高的分辨率和歸一化信噪比而優(yōu)于SPACE-STIR序列；對(duì)于磁化率高的材料，SEMAC-STIR序列能明顯減小偽影體積，而對(duì)于磁化率低的材料，SEMAC-STIR序列和MSVAT-SPACE-STIR序列無(wú)明顯差異；在有限的采集時(shí)間內(nèi)，SEMAC-STIR無(wú)法充分發(fā)揮其優(yōu)勢(shì)以抑制金屬偽影[45]。此外，該學(xué)者還比較了標(biāo)準(zhǔn)TSE序列、SEMAC序列、MSVAT-SPACE序列、PETRA(pointwise encoding time reduction with radial acquisition)序列種植義齒偽影，其中PETRA序列是一種能提供更高信噪比的特殊超短回波時(shí)間序列，而SEMAC序列的偽影抑制并不優(yōu)于TSE序列；MSVAT-SPACE序列能在抑制偽影的同時(shí)保證圖像質(zhì)量；PETRA序列抑制偽影的能力取決于材料成分，在鈷鉻烤瓷冠-鈦種植體中，偽影體積較大，在氧化鋯冠-鈦種植體中，偽影體積與其他序列無(wú)差異，且PETRA序列的圖像質(zhì)量較差[46]。

4 小 結(jié)

口腔內(nèi)金屬材料對(duì)MRI有影響已成為共識(shí)，傳統(tǒng)固定修復(fù)義齒結(jié)構(gòu)相對(duì)簡(jiǎn)單，而種植義齒包括的種植體、基臺(tái)、牙冠或上部修復(fù)結(jié)構(gòu)所用的材料和形狀多種多樣，不同于傳統(tǒng)修復(fù)義齒，其是由多種金屬和非金屬材料組成的三維物體，因此以往對(duì)某一種金屬材料的研究并不能完全代表種植義齒對(duì)MRI的影響，需要更多關(guān)于種植義齒對(duì)MRI偽影影響的研究。對(duì)于有金屬固定修復(fù)體，尤其是有種植修復(fù)的患者進(jìn)行MRI檢查時(shí)，如何在保存修復(fù)體及種植體的前提下，根據(jù)金屬的大小、材料、植入位置、方向等因素綜合考慮，通過(guò)調(diào)節(jié)參數(shù)或采用更有效的方法以避免偽影的干擾，是影像醫(yī)師和口腔醫(yī)師共同需要攻克的難題。