基于一种体模对能谱CT去除金属伪影的研究

胡志，余晓锷，康立丽，陈宏文，杨绍洲，王凡

1.南方医科大学 生物医学工程学院，广东 广州 510515；2.南方医科大学南方医院 a.设备器材科；b.健康管理中心，广东 广州 510515

引言

在一般CT的混合能量扫描中，被检查者体内植入的金属假牙、颈椎内固动、动脉瘤介入手术的弹簧圈和金属支架、外科手术的银夹、穿刺活检的穿刺针、心脏起搏器和骨科置换的人工关节等金属物体，通常会产生影响诊断的金属伪影[1]。因为X射线通过金属物体时衰减程度很高，多数光子在与金属物质相互作用时被吸收，到达探测器的光子数目十分稀少，导致探测器接收到的投影数据失真，丧失了部分X射线的衰减信息，所以计算机重建出来图像会形成金属伪影[2]。这些伪影的存在会严重降低断层图像中金属周围的图像清晰度，进而影响医生对断层结构的诊断分析。此外，金属伪影还会导致错误的CT剂量的计算，直接影响医生放疗诊疗计划的实施。因此，如何有效地去除金属伪影的影响成为影像学的热门话题[3-8]。

与传统CT相比，能谱CT把传统CT扫描技术引入到能量CT扫描的发展领域，能谱成像技术可以提供更多的成像参数和功能成像，获得更多更精准的临床图像数据，能谱CT的临床应用，为降低金属伪影的影响提供一个有效的途径[3-8]。在本文研究中，我们选用GE公司的Discovery 750HD宝石能谱CT作为实验工具。

本研究通过Discovery 750HD宝石能谱CT对自制的原型体模进行能谱扫描，分别采用单能量图像和能谱成像的去金属伪影技术多伪影去除技术（Multi Artifact Reduction System，MARS）技术进行扫描试验，探讨能谱CT的去金属伪影能力。

1　实验材料与方法

1.1　实验材料

原型体模为亚克力材料（有机玻璃）制作的空心圆柱体，高200 mm、外径200 mm、内径190 mm，体模里面的底部中心位置固定一个白色的特氟龙实心圆柱体（CT值为940 HU，和人体骨骼CT值相近）高为160 mm、直径为30 mm。特氟龙旁边用环氧树脂固定一根不锈钢金属钉，长140 mm、直径为5 mm（图1）。整个体模灌满纯净电离水（接近标准CT值0），使体模里面的电离水静置，不留气泡和杂质，然后用环氧树脂体模的充水口进行密封处理，保证原型体模整体不渗水。

图1　原型体模扫描的整体结构

该模体的优点在于，模拟骨骼的特氟龙材料和不锈钢金属钉直接浸泡在水模里面，纯净的电离水溶液可以提高整个模体的图像均匀性和突出不同扫描物体的对比度，从而更加凸显由不锈钢金属钉引起的金属伪影。

1.2　扫描方案和参数

采用宝石能谱CT对原型体模进行扫描数据采集，扫描工作分3组完成，具体操作如下：

（1）第一组采用传统的螺旋扫描，头颅模式，管电压为临床上最常用、最具有代表性的120 kVp，管电流为600 mA，FOV=25 cm，层厚为5 mm，层间距为5 mm，螺距为0.969:1，球管旋转速度为0.8 s/r。

（2）第二组采用能谱采集扫描单能量成像（Monoenergetic，MONO）模式（管电压为80/140 kVp，瞬时管电压切换），其它的扫描条件和第一组相同，管电流为600 mA，FOV=25 cm，层厚为5 mm，层间距为5 mm，螺距为0.969:1，球管旋转速度为0.8 s/r。用宝石CT能谱成像（Gemstone Spectral Imaging，GSI）Viewer软件对能谱扫描获取第二组图像数据进行单能量重建，选取60、70、80、100、120、140 keV共6组临床常用模式的单能量图像。

（3）第三组把GSI Viewer重建的60、70、80、100、120、140 keV共6组单能量图像数据再结合宝石能谱CT的MARS去金属伪影技术再进行重建。

1.3　图像测量方法

对原型体模进行能谱CT的GSI能谱扫描，并获取能谱扫描数据。通过宝石能谱CT专用的GSI Viewer软件进行单能量图像重建，重建40～140 keV共11组单能量图像数据。在本实验选取60、70、80、100、120、140 keV共6组临床常用模式的单能量图像数据进行讨论。

把第一组120 kVp传统混合能量螺旋扫描的数据、第二组MONO扫描的图像数据、第三组单能量MONO及MARS重建的图像数据分别归类统计。每组图像随机选择两个伪影最严重感兴趣区域（Region Of Interest，ROI），记为“1”、“2”；一个无伪影区域的ROI，记为“3”；ROI=20 mm²，分别记录其“1”、“2”、“3”的CT值和方差值，然后取“1”、“2”两个伪影区的ROI方差值的平均值，记为“SD”；无伪影区域的ROI的方差值记为“SDr”；利用金属伪影指数AI(Artifact Index)计算公式：

以上3组数据分别进行3次测量，计算出各种条件下的伪影指数，进行统计学评价。

1.4　统计学分析

针对本实验，我们使用SPSS软件进行统计学分析，对MONO图像、MONO+MARS图像、120 kVp图像AI值之间有无差别，其中以P＜0.05为差异具有统计学意义。

2　结果

2.1　3种条件下的金属伪影图像

宝石能谱CT在去除金属伪影的技术主要体现在以下两方面：单能量成像技术和MARS技术。单能量成像技术主要通过单源瞬时管电压切换技术，在极短时间内（＜0.5 ms）完成高低能量80 kVp和140 kVp的切换来获取数据[2]，然后采用原始数据投影的模式对这两组数据进行重建出40～140 keV的单能量图像，重建得到的单能量图像可以有效减少线束硬化伪影，减少金属伪影[9]。MARS技术则为多种去除金属伪影算法的集合，通过将光子饥饿区的信息替换为投射测得的信息，对光子饥饿现象产生的低信号进行校正，进而将准确的投射数据提供给金属植入物及其周边组织，最终达到减少金属伪影的效果[10]。

在原型体模的能谱实验中，我们选取该模体在120 kVp、70 keV单能量MONO、70 keV MONO+MARS三种条件下的3幅金属伪影图像（图2），按照临床上相关的实验方法，金属伪影对图像质量的影响程度采用盲法进行独立评分，记为3、2、1、0分（3分为图像质量好，基本无伪影；2分为图像质量较好，有部分伪影；1分为伪影较重，图像尚能观察；0分为伪影很重，图像无法观察）[11-13]。由有经验的影像医生对这3幅图像进行主观评定，MONO及MARS条件下的图像质量符合2分内容，不锈钢钉周围重建出来的图像结构分辨率最高，有部分伪影但不影响临床诊断；MONO的图像质量符合1分的内容，伪影还是较重但图像尚能观察，假若应用于临床，不能给予诊断医生足够信息，容易误诊；120 kVp条件下，不锈钢钢钉的金属伪影影响很重，很难辨别周围组织的数据，所以评为0分。

图2　3种条件下的金属伪影图像

2.2　3种条件下AI值的对比

根据伪影指数公式(1)，我们知道AI值越小，说明金属伪影的影响越少，反之则越大，3种条件下3次测量的AI值，见表1。

3种条件下所得AI值的多重对比结果，见表2、图3。由表2可见，3种条件AI值的多重对比下，在60～140 keV范围内，100 keV的P值为0.053，120 keV的P值为0.115，均大于0.05，统计学上不存在显著性差异；其它各个能量点P＜0.05，存在着显著性差异，见图3(b)。由图3(a)可直观反映出，MONO图像的AI值在60～140 keV 范围内均低于120 kVp图像，而MONO+MARS图像的AI值全部低于MONO图像和QC图像，且MONO+MARS图像的AI值在140 keV能量点处降为最低。对比120 kvp混合能量模式下的图像、MONO模式下的图像和MONO+MARS模式下的图像，MONO的图像在60 keV以上对比120 kVp的图像，AI值开始迅速降低，说明伪影开始减少。MONO+MARS的图像AI值在60 keV能量点上开始减少，到80 keV处开始趋向平缓，在140 keV处达到最低。所以，我们可以发现MONO+MARS的图像无论在何种条件下，其AI值均低于其它两种模式图像的AI值，图像质量和去金属伪影效果在3组图像里面表现最好。

2.3　3种条件下SD值的对比

我们随机选取不锈钢钉和特氟龙周围伪影区域CT值的方差值记为SD值（表3），作为背景噪声和图像质量的评估。标准差越小，噪声值越小，代表选取的感兴趣区域ROI的像素值越趋于平均值，则其图像越平滑，噪声或伪影影响就越小。由表3可见，MONO 图像的SD值在60 keV以下和120 kVp的图像SD值相差不大，但在60 keV以上范围则开始与120 kVp的图像开始拉开距离，表明MONO模式图像的噪声值相对于120 kVp模式的图像在60 keV单能量以上开始有明显的优势。同样可见，MONO+MARS模式的图像在60～140 keV范围内与120 kVp模式的图像存在显著性差异，其SD值明显低于MONO的图像和120 kVp的图像。MONO+MARS模式的图像在70 keV能量点下的SD值下降趋向平稳，在140 keV处降为最低水平。在60～140 keV这个阶段中，MONO+MARS图像存在显著性差异，SD值均小于其它两组图像数据的均值，噪声明显低于120 kVp模式的图像和MONO图像。

图3　3种条件下AI值的对比

经过利用能谱CT对原型体模进行了一系列的能谱扫描实验，结果符合相关的研究报道，如：高keV水平的单能量图像能有效减除硬化伪影，同时能谱成像技术结合宝石能谱CT的MARS技术可以有效地消除金属植入物引起的金属硬化伪影，使图像质量得到显著提高[12]；在临床应用中，被检查部位中金属植入物周围结构的CT值与距离成正比，距离越远，越能真实反映组织的CT值；能谱CT的MONO成像联合MARS技术可明显降低金属植入物的伪影效果，具有广泛的临床应用价值[2]；MONO联合MARS技术重建图像和普通CT图像对比分析，SD值随着能量值的增加而降低；平均标准偏差显著小于单独使用MARS技术重建的图像，且重组技术下的图像可视化效果更好[1]。

表1　3种条件下3次测量的AI值

表2　3种条件下所得AI值的多重对比

表3　3种条件下SD值的对比

3　讨论

传统的CT检查时，金属植入物会产生严重伪影，影响邻近组织结构的观察，导致图像不能为临床提供更多的诊断信息。本次实验的局限性：研究仅从实验的角度，运用单一的体模对图像的噪声和硬化伪影进行了评价，不同部位、不同材料以及不同重建参数等都会产生不一样的效果。而在临床实际工作中，除了要考虑上述因素之外，还要考虑信噪比和对比噪声比的情况，即既要消除硬化伪影，又要能清晰显示正常及病理解剖结构，在不同解剖部位及观察侧重点不同的情况下，最佳能量可能会相应有所变化[12]。对于具体如何去金属伪影，临床还有更多的方法。低能量的单能量图像中组织对比度较大，而高能量的单能量图像中组织对比度较小，在具有金属伪影的图像中，需要重点判断金属周围的结构，由于金属与周围组织的对比度本身较大，高能量的单能量图像降低的组织对比度对于观察的重点没有多大的影响，所以，在有金属伪影的图像中，可以选择较高能量的单能量图像[12]。本次实验刚好吻合这一说法。

另外，结合临床对宝石能谱CT的实际应用经验，CT图像的伪影影响还取决于金属内在的一些特性参数，如密度、厚度及形状等[14]。具体的金属伪影可以结合临床实际情况进行选择处理方式，譬如在股骨转子间骨折植入的动力髋引起的伪影用单能量成像就能去掉，而对于假牙引起的伪影，需要用单能量成像结合MARS技术才能有效去除金属伪影[15]。另外，金属植入物的形状及数量也是重要的影响因素，形状规则或单个的金属植入物可以应用单能量成像或单能量结合MARS可以明显减少金属伪影，提高图像质量；而形状不规则或有多个金属植入物，因厚度及金属部件增多会增加X线束的衰减，所以应用单能量图像结合MARS技术可以更加有效去除金属伪影[16]。

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