雙能量CT聯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的廣泛應用，術后療效評價和遠期隨訪成為臨床醫師關注的重要內容。相對于普通X線檢查的物體重疊問題及磁共振檢查的金屬安全性問題，CT成為術后評價的首選檢查技術。然而，CT圖像中金屬植入物通常會造成偽影，嚴重影響對鄰近結構的觀察。因此，削減金屬偽影成為CT技術的研究重點之一。對于傳統單能量CT(single-energy CT，SECT)掃描，通過提高管電壓、管電流，減小螺距，縮小準直范圍等手段可在一定程度上減小金屬偽影的影響，但對金屬植入物本身及臨近組織的觀察仍受到一定干擾[1-3]。

圖1 長度為150 mm的不銹鋼股骨柄假體懸吊于水箱中心。

近年來，雙能量CT(dual-energy CT，DECT)掃描技術已得到廣泛應用并成為研究熱點。利用雙能量掃描獲得的數據，可重建出虛擬單色譜圖像(virtual monochromatic spectral，VMS)，再經過金屬偽影削減(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象，評價單能量及雙能量兩種掃描模式及相關掃描、重建參數對CT圖像金屬偽影范圍及程度的影響。

材料與方法

1.研究對象

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

2.掃描方法及參數

掃描設備選擇單球管單層探測器雙能量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，掃描參數及容積CT劑量指數(volumetric CT dose index，CTDIvol)見表1。雙能量掃描時管電壓在80、140 kVp間反復快速切換；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)，單能量掃描時針對不同管電壓選擇相應管電流及球管轉速。兩種掃描模式準直寬度均為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 掃描參數及輻射劑量

3.圖像重建算法及參數

圖像重建類型均選擇標準類型。混合迭代重建(adaptive statistical iterative reconstruction veo，ASIR-V)的權重均選擇50%。一次單能量掃描獲得的數據重建一組圖像。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據重建6組圖像，分別是40、90、140 keV單色譜圖像，及經過金屬偽影削減(MAR)算法改善的40、90、140 keV單色譜圖像(表2)。

4.評價方法

16組圖像傳至后處理工作站(advantage workstation，AW 4.7)。兩名放射診斷醫師在橫軸面圖像上勾畫橢圓形興趣區(region of interest，ROI)，ROI恰好包括偽影范圍，工作站自動計算ROI面積，即該層面內金屬偽影面積(artifact area，AA)，見圖2。在金屬假體上、下、左、右分別放置矩形ROI，獲得ROI內CT值標準差(standard deviation，SD)。四個ROI內的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相同ROI。四個ROI內的SD取平均值記為SD本底。以SD平均-SD本底作為該層面內金屬偽影指數(artifact index，AI)，用以評價偽影程度[6]。四個ROI，應盡量包括水箱內假體以外的全部范圍，見圖3。

圖2 偽影面積測量。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 偽影指數計算。a) 140 kVp圖像偽影指數32 HU； b) 80 kVp圖像偽影指數103 HU； c) 140 keV 485 mA VMS+MAR圖像偽影指數0.06 HU。

序列光子能量(keV)是否經過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個層面，偽影面積與偽影指數取5個層面測量值的平均值。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。全部測量指標(共計96項)由每位觀測者測量三次求平均值。兩位觀測者測量結果求平均值，記為該項指標最終結果。

5.統計學分析

采用SPSS 20.0進行統計學分析，兩位觀測者間測量結果采用配對t檢驗分析，P<0.05視為差異有統計學意義。

結 果

兩位觀測者測量結果差異無統計學意義(t=0.792，P=0.430)。

對于單能量CT掃描所得圖像，輻射劑量大致相等時，管電壓越大，則管電流越小，金屬偽影面積越小，偽影指數越小(表4、圖4～6)。對于雙能量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、偽影指數越小；管電流越高，則金屬偽影面積、偽影指數越小。掃描條件、重建參數一致的前提下，經過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，金屬偽影最小；k)40keV 200 mA，金屬偽影最嚴重；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

金屬假體置換術后療效評價和并發癥診斷過程中，傳統單能量CT掃描獲得的混合色譜圖像中金屬假體通常會引起放射狀或條索狀偽影，嚴重影響對金屬植入物本身及鄰近組織的觀察。金屬偽影主要是由射線硬化效應、光子饑餓效應等原因造成的[1,7]。對于單能量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。這些方法對金屬偽影的抑制十分有限，還存在增加輻射劑量的缺點。在不增加輻射劑量的前提下，有效抑制金屬偽影成為CT技術研究的重點之一。

近年來，雙能量CT掃描技術已得到廣泛應用。通過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掃描物體時獲得的圖像[8-10]。由于射線中光子能量相同，因此不會發生射線硬化效應。同時， MAR算法可以糾正X線穿過金屬后出現的光子饑餓現象導致的數據丟失。因此，經過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。

本研究數據顯示：對于單能量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，經過MAR算法改善的單色譜圖像，金屬偽影得到進一步抑制。

本文的不足在于模型中假體周圍是水，而人體中假體周圍組織結構復雜，包括骨組織、軟組織、血管等。作為研究對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，但過高的光子能量水平會降低軟組織間對比度，不利于對假體周圍結構的觀察。有研究表明，中等能量水平如70～90 keV較140 keV更有利于對軟組織的觀察[13-14]。因此，較高的光子能量水平不是最佳選擇。在實際工作中需要綜合考慮金屬偽影、軟組織對比度等因素，根據不同解剖部位、不同金屬材質及大小適當選擇光子能量。

總之，雙能量CT掃描獲得的單色譜圖像，結合MAR算法可有效抑制金屬偽影的影響，改善CT圖像質量，為假體植入術后療效評價提供更可靠的影像信息。