双层探测器光谱CT使用单能量成像结合金属伪影减少算法去除骨搬移金属伪影的价值

高思齐,赵卫东,张永红,李海涛,刘少皇,高 萍,苏 琳,薛莉雅(山西医科大学医学影像学院,太原 0000;山西医科大学第二医院影像科;山西医科大学第二医院骨科;山西医科大学第二临床医学院;通讯作者,Email:zwdau@yahoo.com)

创伤、感染、先天畸形及恶性肿瘤常会导致大段长骨骨缺损[1,2]。自体、异体及合成替代物的骨移植[2]、膜诱导技术[3]和Ilizarov骨搬移技术,是解决骨缺损常用的外科手段。骨搬移技术利用牵拉成骨原理,促进骨、血管及软组织再生[4],其优点在于完全通过自身的再生修复即可达到治疗目的,在临床上广泛使用[3,5,6],大大提高了患者的生活质量。骨搬移术中需安置环形外固定架进行后续搬移[7],搬移期间要对牵拉区物质组成成分、骨痂矿化量、新骨生长方向、对接点是否契合等[8]进行监测。光谱CT在术后影像检查中观察效果优于X线,为临床治疗提供了宝贵信息。然而环形外固定架造成的金属伪影大大降低了图像质量,影响诊断准确性。光谱CT单能量成像和金属伪影减少算法(metal artifact reduction,MAR),在不增加辐射剂量的同时,能够减少多种类型的金属伪影[9],尤其是内固定物所致伪影,但目前对于减少骨搬移外固定架伪影的研究较少。本研究对12例长骨骨缺损搬移术后患者行光谱CT扫描,评价单能量成像结合金属伪影减少算法在去除骨搬移外固定架伪影方面的效果,寻找适合临床观察的成像点。

1 资料与方法

1.1 一般资料

收集2021年5月至2021年10月在山西医科大学第二医院接受Ilizarov骨搬移手术,治疗股骨及胫骨骨缺损的患者12例,男9例,女3例,年龄27～53岁,平均(33.7 ±9.4)岁。12例中,左侧骨缺损7例,右侧5例;11例位于胫骨,1例位于股骨。术后患者均使用环形外固定架,签署手术治疗知情同意书。

1.2 检查方法

所有患者于术区行低能量截骨,术中安置环形外固定架,术后12 d通过外固定架进行搬移。搬移开始1个月至搬移结束过程中使用双层探测器光谱CT扫描复查。扫描方式:嘱患者取仰卧位,双下肢并拢,贴紧床面,足尖向上,以足先进方式进行扫描。扫描范围:股骨骨缺损搬移者包含髋臼上缘至胫骨上缘,胫骨骨缺损搬移者包含髌骨上缘至胫骨下缘。扫描参数:管电压120 kVp,自动管电流,层厚5.0 mm,层间距5.0 mm,转速0.4 s,准直64×0.625 mm,螺距1.234,矩阵512×512。

1.3 图像分析

将所有患者全息光谱图像(spectral based image, SBI)数据进行重建,层厚、层间距均为1 mm,得到常规CT图像和MAR图像。将两组图像的SBI数据传输至SDCT后处理工作站(IntelliSpace Portal, Philips Healthcare, Best, The Netherlands),使用Spectral CT viewer软件对图像进行后处理,把常规CT图像(conventional image,CI)及MAR再各自分为11组单能量图像,能量范围为40～140 keV,每间隔10 keV为一组。获得CI、MAR、VMI(40～140 keV)、VMI+MAR(40～140 keV)共24组图像。

量化分析:在各组图像上进行感兴趣区(region of interest, ROI)的勾画,ROI设定于牵拉区金属伪影最重层面及无伪影层面,通过复制粘贴,保证各组ROI的大小及位置完全相同,ROI面积为5 mm2。测量各组图像ROI区域的CT值、标准差(standard deviation,SD),标为CT伪影、CT无伪影、SD伪影、SD无伪影。量化指标包括ΔCT值、伪影指数(artifact index,AI)、伪影去除率(hardening artifacts removal rate,BAR),其计算公式如下:

ΔCT=CT伪影-CT无伪影

1.4 主观评价

由山西医科大学第二医院放射科两位高年资医师对各组图像进行评分,标准为:1分,伪影严重,骨痂观察受阻,图像质量差;2分,伪影较大,骨痂观察受阻,图像质量差;3分,伪影一般,骨痂显示可辨,图像质量尚可;4分,伪影少,骨痂显示明显,图像质量好;5分,基本无伪影,骨痂清晰,图像质量优秀。评分结果:评分≤2分不符合图像要求,≥3分符合图像要求。统计≥4分图像的后处理方式。

1.5 统计学分析

2 结果

2.1 ΔCT值的比较

40～60 keV VMI图像的ΔCT值较CI图像低,MAR、70～140 keV VMI及40～140 keV VMI+MAR图像的ΔCT值较CI图像高。MAR、110～140 keV VMI及40～140 keV VMI+MAR图像的ΔCT值显著增加,差异有统计学意义(P<0.05,见表1);且MAR、40～140 keV VMI+MAR图像较110～140 keV VMI图像的ΔCT值更高。40～100 keV VMI图像与CI图像之间的ΔCT值差异无统计学意义(P>0.05,见表1)。各相同能级的VMI与VMI+MAR图像相比,VMI+MAR图像的ΔCT值均显著增加,差异均有统计学意义(P<0.05,见表2)。胫骨骨折患者骨搬移术后双层探测器光谱CT扫描典型图像见图1。

表1 CI图像、MAR图像、VMI图像和VMI+MAR图像的ΔCT、AI和BAR值的比较

2.2 AI值的比较

与CI图像相比,40～90 keV VMI图像的AI值高,MAR、100～140 keV VMI及40～140 keV VMI+MAR图像的AI值低。MAR、50～140 keV VMI+MAR图像的AI值显著减低,差异有统计学意义(P<0.05,见表1)。与CI图像相比,各能级VMI及40 keV VMI+MAR图像的AI值差异无统计学意义(P>0.05,见表1)。各相同能级的VMI与VMI+MAR图像相比,VMI+MAR图像的AI值显著降低,且差异均有统计学意义(P<0.05,见表2)。

双层探测器光谱CT扫描软组织窗窗宽360 HU,窗位60 HU;a.CI图像,牵拉区见明显低密度伪影(箭头指示处);b.MAR图像,较CI相比金属伪影明显减少;c1～11.分别对应40～140 keV VMI图像,随着能量级增加,金属伪影逐渐减少,但仍可见伪影存在;d1～11.分别对应40～140 keV VMI+MAR图像,金属伪影明显减少,50～140 keV VMI+MAR图像噪声明显减低,110～140 keV VMI+MAR图像骨痂边缘清晰,软组织显示良好,可满足临床诊断需要图1 一例31岁胫骨骨折男性患者骨搬移术后双层探测器光谱CT扫描图像Figure 1 Dual-layer spectral detector CT scanning of a 31-year-old male patient after tibia fracture bone transport

表2 相同能量级VMI图像与VMI+MAR图像的ΔCT和AI值比较

2.3 BAR的比较

40～90 keV VMI图像的BAR为负值,MAR、100～140 keV VMI及40～140 keV VMI+MAR图像的BAR均为正值。MAR图像的BAR为68.41%。在40～140 keV VMI图像中,140 keV VMI的BAR最高,达23.69%。在40～140 keV VMI+MAR图像中,140 keV VMI+MAR的BAR最高,达88.48%。且MAR与40～140 keV VMI+MAR图像的BAR均高于40～140 keV VMI图像。BAR随着能量级的增加而增加(见表1)。

2.4 主观评分比较

2分以下图像为CI、40～100 keV VMI图像;2～3分(包含2分)图像为110～140 keV VMI、40～60 keV VMI+MAR图像;3～4分(包含3分)图像为70～100 keV VMI+MAR图像;4分及以上图像为MAR图像、110～140 keV VMI+MAR图像;两位医师评分的一致性较好(见表3)。

3 讨论

3.1 骨搬移技术及影像学应用

对于长骨骨缺损,通常需要外科干预治疗。当骨缺损面积较大、伴有软组织感染及长骨畸形时,可优先考虑骨搬移治疗[4]。骨搬移技术依据牵拉成骨原理,在牵拉区形成新骨,可有效治疗大段骨缺损及肢体长度不均[2]。该技术操作过程大致为:将环形外固定架与受损长骨固定,在长骨近端或远端行低能量截骨,产生搬移骨段。经1～2周潜伏期后,以1 mm/d的速率,分2～4次/d缓慢牵拉搬移骨段,直至对接到骨残端。依靠新生骨填充缺损区,达到治疗目的。该手术不仅创伤小,而且对纠正下肢短缩畸形具有较好疗效。

表3 CI图像、MAR图像、VMI图像和VMI+MAR图像的主观评分及一致性分析

骨搬移过程依赖持续的影像学评估,对观察骨痂形态及矿化量、调整搬移速度、预估外固定架移除时间等至关重要。超声声波仅能穿透低密度骨质,所以只适用于骨痂生成早期的观察;普通X线扫描只能提供定性判断,且外固定架的存在严重影响对接区域的显示;光谱CT可以准确评估愈合进程,及时识别并发症,从而优化治疗方案。但外固定架造成的伪影降低了图像质量,影响了诊断的准确性。如何去除金属伪影是放射科医师和临床医师共同面临的一项难题。

3.2 金属伪影的产生机制及解决方法

由金属植入物引起的伪影是CT图像中伪影的主要来源[10],它由多种机制产生,包括光子饥饿、线束硬化、散射、噪声、部分容积效应、欠采样和患者运动等,其中最主要因素是光子饥饿和线束硬化。当X射线束通过金属硬件,部分光子吸收,较少数量光子到达探测器,即光子饥饿产生[11]。常规CT使用多能量X射线束,在穿透物体过程中低能光子优先衰减,导致X线束能谱发生变化,其平均能量增加[12],即线束硬化产生。

光谱CT使用VMI及MAR可有效减少线束硬化和光子饥饿导致的伪影。光谱CT采用双层探测器,由钇基闪烁体构成的上层选择性吸收低能光子,稀土陶瓷组成的下层吸收高能光子[13],从而获取两种能量数据,通过集合后处理得到虚拟单能量图像,从根源上避免了线束硬化的产生。本文中使用的MAR技术,基本原理是:首先检测并分割金属植入物相对应的被破坏的投影数据,然后用校正后的估计值替换被破坏的数据,通过多次迭代过程,提高MAR每一步质量,减少金属伪影。

3.3 VMI及MAR的优势

本研究分析显示,VMI及MAR可不同程度地减少骨搬移外固定架伪影。两者优势为:前者纠正线束硬化伪影,后者纠正光子饥饿伪影。本研究中VMI、VMI+MAR的能量范围为40～140 keV,随着能量级的增加,CT值逐渐改善,伪影指数降低。同时Wellenberg等[14]研究发现,高能量级图像能够降低金属植入物的噪声值,显著减少条纹伪影。这是由于图像噪声值是根据SD值进行计算的,随着能量级升高,SD值逐渐降低,图像噪声逐渐减小。SD值同时与AI、BAR相关联,这与本研究中高能量级的VMI及VMI+MAR图像AI更低、BAR更高相印证。

本研究结果还观测到,单独应用MAR就可有效减少伪影。在其他不同种类的骨科硬件(包括髋关节、膝关节及肩关节假体)中,MAR能够提高诊断性能的有效性已被证明[15-17]。这是由于MAR是在组织分类图像上进行组织分割,而不是在原始图像上分割,低能量级引起的原始图像伪影并不会影响组织分割的准确性[15]。

3.4 VMI及MAR的局限性

本研究表明,单独应用VMI在减少骨搬移外固定架伪影效果方面不如MAR及VMI+MAR。这是由于VMI对减少高密度线束硬化伪影较有效,低密度光子饥饿伪影效果较差[18,19]。而骨搬移外固定架伪影主要由低密度光子饥饿伪影组成,即便使用高能级的VMI,仍会保留部分伪影。

MAR的局限性在于可能产生新的伪影。Wayer等[20]对脊柱术后成像进行研究,观测到的新伪影包括:硬件透明带、脊髓造影中蛛网膜下腔物质产生以及骨水泥的错误显现,造成硬件松动、断裂,蛛网膜炎、肿瘤,骨水泥碎裂、填充不均的假象。

使用VMI结合MAR算法可以进一步减少金属伪影,提高图像质量;这一观点在部分研究中得到证实[21-23]。与本研究中,VMI+MAR较CI、MAR及VMI主客观图像质量更好的结论相一致。

综上所述,与常规CT图像相比,光谱CT使用单能量成像结合金属伪影减少算法能够有效减少骨搬移环形外固定架伪影,更好地显示骨痂及周围软组织情况。其中110～140 keV VMI+MAR在减少伪影方面效果较好,140 keV VMI+MAR可作为最佳成像点,应用于临床实践中。本研究的不足在于,仅针对去除骨搬移外固定架的低密度伪影进行了分析,今后还会对不同金属植入物的低密度及高密度伪影做更细化的研究。