运用自制模体定量评价三维数字减影血管造影测量误差的初步实验研究

朱纯生 ZHU Chunsheng

洪国斌2 HONG Guobin

何 强1 HE Qiang

黄 桦1 HUANG Hua

黄惠莲1 HUANG Huilian

1. 东莞市人民医院放射科 广东东莞

523000

2. 中山大学附属第五医院放射科 广东珠海519000

三维数字减影血管造影（3D-DSA）可清晰显示血管的三维立体结构，广泛运用于临床实践中[1]，如在分析动脉瘤颈部结构和复杂动脉瘤结构方面有较大优势，尤其是在神经介入中的应用[2]，在介入手术时，虽然选择合适的暴露靶血管的工作位置非常重要，但选择合适的弹簧圈或支架大小也是治疗的关键，其前提是准确测量目标物的大小。传统2D-DSA的测量一般利用参照物，如导管或钢球，或利用床高等参数进行测量，但平板DSA的3D-DSA重建图像测量一般不需要利用参照物，其测量值误差是多少及能否反映真实目标物的大小都是值得介入手术医师关注的问题。本研究旨在运用自制模体评价3D-DSA的测量误差及变形情况，为介入手术医师提供更为全面、真实的图像，从而保证介入手术的安全、顺利进行。

1 材料与方法

1.1 材料 采用GE Innova 3100平板DSA系统，矩阵1024×1024，将28 cm×19 cm×14 cm的泡沫盒子盛满水作为头颅模体放置于导诊床头部，将9个直径为10 mm的钢球呈十字排列，钢球间距3.5 cm，从左到右依次命名为A1、A2、O、B2、B1，从上到下（顶端头侧为上）依次为C1、C2、O、D2、D1，即十字交叉点为O（图1A）,钢球十字平面距床面10 cm，尽量水平于床面，侧位透视下左右钢球重叠，钢球纵横轴与平板纵横轴一致。

1.2 方法 首先对DSA 机器系统进行3D校准，然后将头颅模体做3D采集，参数：视野20 cm，机架选择速度40°/s，小焦点，焦片距120 cm，透视下将O点置于视野中心（正侧位均在视野中心，横轴侧位钢球重叠），采集完后传至ADW 4.3工作站，进行3D重建（矩阵512×512，无骨模式）。使用容积再现（VR）显示3D重建影像，重建阈值1800。

1.3 测量 以O点为圆心，用弧线分别将A1、B1、C1、D1点连接，A2、B2、C2、D2点连接，呈同心圆形状。故将A1、B1、C1、D1点连接成的圆形作为外带区，A2、B2、C2、D2点连接成的圆形作为内带区，O作为中央区。以O点为圆心，分别以A1、A2、O点连线，B1、B2、O点连线，C1、C2、O点连线，D1、D2、O点连线作为半径。利用系统自带测量方法直接测量每个钢球直径在正位、左侧位、左前斜45°、右前斜45°、头位30°和尾位30°6个体位的直径（由于A1、A2、B1、B2和O在侧位钢球重叠，不能测量真实直径，故不作测量要求），每个钢球测量3次后取平均值，并计算其放大率。为保证测量的精确性，将重建视野放大至6.5 cm。

1.4 统计学方法 采用SPSS 15.0软件，纵横轴的各组（各条半径）平均值行单因素方差分析，并利用最小显著差数法对各条半径上的数值进行两两比较，即对比内带区、外带区与中心区测量值（即放大率）的差异，P<0.05表示差异有统计学意义。

2 结果

2.1 不同体位钢球的直径 不同体位的钢球直径测量结果见表1，组间差异有统计学意义（F=73.454,P<0.001），即内带区、外带区及中央区的钢球直径有差异。

2.2 不同体位钢球的放大率 不同体位钢球的放大率见表2，各体位的最大放大率为外带区（1.70%），最小放大率为中央区（－0.30%）。同一体位在不同角度测量的放大率变化不大，最大相差0.70%。通过相邻3个钢球即内带区、外带区与中心区的平均值的两两比较得出，外带区大于内带区和中心区（P<0.01），内带区大于中心区（P<0.01）。

2.3 不同体位钢球的变形 在不同角度观察所有钢球均呈圆形，未见明显失真（图1B~D）。

图1 A. 9个钢球的放置，钢球间距3.5 cm，呈十字排列；B. 正位显示球体边缘清晰，无变形失真；C. 右前斜20°+头19°显示球体边缘清晰，无变形失真；D. 左前斜109°显示球体边缘清晰，无变形失真

表1 不同体位钢球的直径测量值（ mm）

3 讨论

目前新兴的无创血管成像技术，包括磁共振血管成像（MRA）、CT血管成像（CTA）、超声等，均以DSA为“金标准”来评估其对血管病变测算的敏感性及特异性。这对DSA测量的准确性提出了更高的要求，而且介入手术也是一种相对高风险的诊疗活动。3D-DSA可以从各个角度清晰显示颅内血管的3D动态结构、形态、大小、位置及毗邻关系，为脑血管疾病的诊断提供了更多信息，准确率达89%~95%[3-5]。

在介入诊疗过程中，准确的测量结果对手术的成功十分关键。如在行动脉瘤栓塞术中，选择弹簧圈大小及是否需要支架辅助等非常重要，若弹簧圈选择过大，不容易塞入瘤体中；若选择过小，容易掉出来引起远端血管栓塞以及其他并发症。任何测量都会有误差，将误差控制在最小范围或尽可能可以接受的最小区间是介入治疗的前提。DSA有多种测量方法，包括自动等中心校准法、自动床面与靶血管距离校准法、导管校准法、距离校准法和球体校准法，每一种测量方法都有各自的特点，各自的误差已有不少研究，误差为3.41%~12.42%[6]。

表2 不同体位钢球的测量放大率（%）

关于平板DSA三维重建后的测量误差研究较少，或由于机器性能的差异，研究结果也不相同[6-8]。GE Innova 3100平板DSA的3D功能无需先进行旋转采集蒙片，而是必须每隔一段时间进行3D校准一次，将测试模块采集的数据储存起来，然后运用于3D造影图像，采用基本代数迭代算法包括原始扭曲的几何影像和球管发出的椎体射线束精确纠正获取的信息，重建出血管的真实三维空间结构。由于X线管的焦点是面光源，呈锥形放射，根据投照几何学原理，任何方向、任何位置都有放大，而且外带区相比中心区放大率大，中心区相对放大率小。因此，为弥补C形臂机架的不稳定和探测器尺寸及重建锥角的限制，有研究提出基于椎体束射线对物体进行三维照射时采用加权滤波和反投影方法重建以达到更精确的重建数据[9]。另外，平板DSA在三维重建中需事先进行校准以纠正锥形射线束引起的变形放大[10]。运用Feldkamp算法[11]，对机架不稳定性进行补偿，在评价颅内血管的细节上更可靠。

本研究由于条件限制，缺乏测量3D-DSA的专用工具，便利用钢球代表靶血管，以与头颅大小相当的泡沫盒盛满水作为模体。本研究发现，中心区的钢球放大率变化不大，各体位的测量值为－0.30%~0.30%,而在外带区放大率为0.70%~1.70%，内带区放大率为0.30%~1.00%，说明距离中心束越远，放大率越大，符合锥形射线的几何成像原理。这就要求在进行三维采集时尽量将感兴趣区置于中心。但从测量数据分析，本研究中最大误差为1.70%，即0.17 mm，不大于2%的放大率在介入诊疗过程中是可以接受的误差范围。另外，本研究中未发现钢球在任何位置发生变形失真现象，与国内其他研究有所区别，主要原因是本研究测量的是3D重建后的图像，而不是旋转采集的图像[5]。因此，严格地说，3D-DSA测量的数据放大率不大，基本能反映所测试物体的真实大小和形状，为介入治疗手术提供了前提保障。本研究中重建成像采用VR技术测量，原因是VR技术是3D-DSA中评价颅内动脉瘤的最佳技术[12]。本研究所选择的6个体位是所有DSA设备所能达到的角度，基本能代表三维空间位置。在普通DSA头颅测量中运用的参考标记物基本都是直径为10 mm的钢球，故本研究以其作为对比物体。本研究的不足之处在于：钢球在严格意义上不能代表血管，因其是固体，而动脉血管是有弹性的且可以搏动，而且钢球是金属物体，其密度与水之间的差异大，在VR重建时选择的阈值可能偏大，其边缘过于锐利。

综上所述，在3D-DSA中测量数据比较真实可靠，完全满足诊疗的需要，本研究结果同样适用于其他运用三维重建的介入手术测量。为了更好地控制测量误差，应该做到：①定期严格进行DSA机器系统校准；②将感兴趣区尽量置于视野中心；③采用大矩阵、小视野；④测量时用放大测量。

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