能譜CTMARs與單能量成像技術去除骨關節金屬置入物偽影的效果

廖建勇，杜靜波，勾振恒，郭小會，蘇曉華，曹琬鈺，陳天金

對金屬置入物患者的影像評價，多層螺旋CT較普通X線平片具有軟組織分辨率高及多方位重建等優勢，但金屬置入物引起的金屬偽影嚴重影響對周圍軟組織及骨質的觀察[1]，甚至造成誤診或漏診[2, 3]。GE公司能譜成像(gemstone spectral imaging，GSI)技術很好地解決了這一問題[4]，但關于最佳圖像質量的單能量成像點尚無明確診斷標準及定論[5]。本研究通過對常規混合能量(quality check, QC)圖像與單能量(monoenergetic, Mono)疊加金屬偽影消除技術(metal artifact reduction software, MARs)圖像進行比較研究，探討GSI在去金屬置入物偽影方面的作用，并尋找最佳圖像質量的單能量成像點。

1 資料與方法

1.1 一般資料 收集大興教學醫院2019-01至2019-12 骨關節內固定術后行能譜成像CT掃描的患者30例，其中男18例，女12例，年齡31～68歲，平均(42.7±18.2)歲。其中脊柱螺釘內固定16例,人工髖關節置換4例，股骨鋼板內固定3例,脛骨鋼板內固定7例。入組標準：(1)骨關節內固定術后復查者；(2)CT掃描除金屬偽影外無其他偽影。排除標準：(1)臨床資料與影像圖像不完整者；(2)合并其他偽影者。本研究通過本單位倫理委員會批準，所有患者檢查前均簽署知情同意書。

1.2 設備與檢查方法 采用美國GE公司Revolution CT進行GSI掃描，所有患者均行平掃，掃描條件:管電壓在0.5 ms內完成80 kVp和140 kVp能量切換，管電流600 mA，層厚5.0 mm,間隔5.0 mm，螺距0.984，X線管旋轉速度0.8 s/r。掃描完成后重建成層厚為1.25 mm的140 kVp常規QC圖像傳至AW4.6工作站,啟動能譜分析軟件GSI viewer,每隔10 keV分別獲得40～140 keV共11組Mono疊加MARs圖像。

1.3 圖像評價

1.3.1 主觀評價 所獲得的全部圖像均由2名高年資放射科醫師獨立評分, 評分內容包括金屬置入物金屬偽影的大小、周圍骨質細微結構的顯示及周圍軟組織顯示。評分標準采用4分法[6, 7]：0分為圖像質量差，偽影很重，圖像無法觀察；1分為圖像質量較差，偽影較重，近處軟組織無法觀察，遠處軟組織部分模糊，近處骨質顯示不清；2分為圖像質量較好,有部分偽影，肌肉邊界部分模糊，部分骨皮質模糊，骨骼形態清晰；3分為圖像質量好,基本無偽影，肌肉顯示清晰，骨皮質及骨小梁清晰，置入物邊緣清晰。骨窗的窗寬/窗位設定為2000 HU/350 HU，軟組織窗的窗寬/窗位設定為400 HU/40 HU[8]。

1.3.2 客觀評價 分別選取QC及Mono+MARs圖像偽影最重層面(A)及鄰近無偽影層面(B)的同一組織(肌肉)，測量相應的CT值和噪聲(standard deviations, SD)值，分別記錄為CTA、CTB和SDA、SDB。同一患者所選層面的測量位置、大小保持一致，感興趣區(regions of interest, ROI)大小約1 cm2。比較QC組與不同keV的Mono+MARs組圖像金屬偽影指數(artifacts index, AI)和對比噪聲比(contrast-to-noise ratio, CNR)，計算公式見文獻[9]。

2 結 果

2.1 兩組圖像主觀評價結果 2位醫師對觀察結果一致性顯示Kappa值為 0.835，具有較好的一致性。

2.2 兩組圖像客觀評價結果 QC圖像(圖A～C,F)與不同keV的Mono+MARs圖像AI及CNR比較見表1。除了單能量70keV時，其余keV值均有統計學差異(P<0.05),而且隨著keV值的上升，AI值逐步下降；單能量在110 keV(圖D,E)時，AI值最小(26.56±9.47)，說明單能量110 keV時，偽影去除最佳。在兩組的CNR比較中發現，除了單能量80 keV時，其余keV值的CNR差異均有統計學意義(P<0.05),而且隨著keV值的上升，CNR值逐步下降，單能量在90 keV時，CNR值達到最小(1.92±1.42)，然后不斷增大，于120 keV時達到最大值(4.98±3.87)，說明單能量120 keV時，圖像質量最優。

表1 骨關節金屬置入物QC圖像與不同KeV的Mono疊加MARs圖像AI及CNR比較

圖1 腰椎骨折金屬內固定術后能譜成像CT掃描

3 討 論

偽影是指在CT圖像上出現各種非真實的干擾或陰影[10]。金屬偽影產生是由于X線通過更多原子數和更高密度的金屬置入物時引起急劇衰減，導致周圍骨質及軟組織對X線衰減的數據缺失，引起數據失真出現金屬偽影[11]。線束硬化偽影是因為混合能量的X線穿過人體時，低能量的射線迅速衰減，導致穿過人體的光子平均能量升高，反應到圖像上為高密度亮帶[12]。影響圖像質量的因素眾多，如管電壓、層厚、偽影及噪聲等，偽影及噪聲是最重要的因素[13]。

傳統CT可以通過骨算法重建、降低窗位和擴大窗寬的方法減少金屬置入物偽影[14]，但缺點在于噪聲太大導致圖像質量差，周圍軟組織根本無法評價，而且X線束產生的硬化偽影仍無法消除[6]。能譜CT的出現打破了傳統CT檢查的禁區[4]，其球管及探測器可以同源、同時、同向瞬間采集高低兩組能量數據，在投影空間的解析中得到Mono重建圖像，有效地減少X線因能量不純而產生的散射、反射，從而有效地消除金屬偽影和硬化偽影[15]。而且MARs技術通過軟件對因偽影產生信號缺失進行數據處理，有針對性對金屬置入物及周圍骨質、軟組織進行準確的數據投射，更加有效地減少各種偽影[16]。

本研究顯示，Mono在40～60 keV時，AI值較大，圖像偽影較重，考慮與管電壓較低及X射線穿透力較弱有關。隨著管電壓的上升，圖像質量得到顯著改善。在70～80 keV時，AI值迅速下降，而在90～140 keV，AI值趨于平緩。在110 keV時，AI值最小，說明此為去除金屬置入物偽影的最佳成像點，與文獻[6, 17, 18]報道一致。除偽影外，噪聲是影響圖像質量的一個重要因素。在CNR的比較中發現，在單能量較低時，噪聲隨著keV的上升而下降，但是偽影依然較大，從而CNR表現不佳，而在較高單能量時，偽影減除明顯，噪聲進一步降低，圖像質量顯著變好，于120 keV時CNR達到最大。綜合考慮，單能量在110～120 keV時，去除偽影的效果及圖像軟組織分辨率最佳，從而能夠為臨床術后評價療效提供客觀、詳實的影像資料。由于本研究未對金屬置入物的材質、位置、形態及大小進行細分分析，且樣本量較小，結果可能存在偏差，有待今后進一步總結分析。

綜上所述，CT能譜成像技術中的單能量成像疊加MARs可以有效地降低金屬置入物偽影，降低噪聲，清晰顯示周圍細微骨質結構及軟組織，獲得優良的圖像，具有較好的臨床應用價值。110～120 keV為金屬置入物患者最佳的單能量成像點。