孫源源，賈玉琳，孫重陽，肖喜剛

(哈爾濱醫(yī)科大學附屬第一醫(yī)院，黑龍江 哈爾濱 150001)

寶石能譜CT在顱內(nèi)動脈瘤夾閉及栓塞術后的應用進展

孫源源，賈玉琳，孫重陽，肖喜剛

(哈爾濱醫(yī)科大學附屬第一醫(yī)院，黑龍江 哈爾濱 150001)

寶石能譜CT；金屬偽影；顱內(nèi)動脈瘤；夾閉及栓塞術

隨著外科技術的發(fā)展,術后患者體內(nèi)植入物材料種類也在逐漸增多,尤其是金屬類材料會產(chǎn)生明顯的金屬偽影,給影像學檢查及診斷帶來了困難,進而影響患者術后復查及隨訪的質(zhì)量。對于CT檢查而言,金屬偽影會直接影響植入物及其鄰近結構的顯示與觀察，影響術后療效的判斷及其并發(fā)癥的診斷,而這也一直是臨床隨訪及療效評估的難題之一。寶石能譜CT的問世為金屬植入物術后的隨訪與療效的評估提供了可能，其在單能量成像的基礎上采用金屬偽影去除技術，可以很好地解決金屬植入物造成的偽影問題，為金屬植入物術后的檢查開辟了全新的成像模式，因此也能有效的消除顱內(nèi)動脈瘤夾閉及栓塞術后的金屬偽影，并在對周圍組織評估方面取得了很大的進步。

1 顱內(nèi)動脈瘤術后復查方法選擇

影響顱內(nèi)動脈瘤手術預后的主要因素有以下幾個：動脈瘤殘留(未夾閉或未完全栓塞)，殘留部分可造成術后出血而致命；若載瘤動脈或臨近的主要動脈被夾閉，造成患者術后肢體運動障礙，甚至可能出現(xiàn)大范圍腦梗死；動脈瘤夾或彈簧圈移位或脫落，可直接導致患者死亡。因此顱內(nèi)動脈瘤患者在手術后復查顯得尤為重要，目前動脈瘤術后的主要復查方法有數(shù)字減影血管造影(DSA)、磁共振血管造影(MRA)及CT血管造影(CTA)。

1.1DSADSA一直被認為是診斷血管性疾病的金標準[1-2]。蛛網(wǎng)膜下腔出血患者術前行DSA檢查可明確是否有動脈瘤及動脈瘤的位置、大小和形態(tài)，以利于不同患者治療策略的制定[3]。目前顱內(nèi)動脈瘤最常見治療方法為動脈瘤夾閉術及介入栓塞治療兩類，夾閉既能阻斷載瘤動脈與動脈瘤之間的血流，又保證了載瘤動脈的暢通，術后復查DSA可以明確動脈瘤頸部是否完全夾閉、明確動脈瘤夾對載瘤動脈和穿支的影響，栓塞術后行DSA檢查有助于檢出動脈瘤殘余，顯示血管通暢性或發(fā)現(xiàn)血管痙攣，這些優(yōu)點是任何其他物理檢查無法超越的。然而，DSA也存在局限性，其操作復雜、費用高且有一定的并發(fā)癥；另外，它不能對顱內(nèi)動脈瘤周圍腦組織水腫、血腫(顱內(nèi)動脈瘤破裂時可在動脈瘤周圍形成血腫)和腦缺血進行觀察、評估，在這些方面CTA則明顯優(yōu)于DSA。

1.2MRAMRA是無創(chuàng)傷、無輻射、快捷且敏感性高的腦血管造影技術，可以任意方向顯示動脈瘤的大小、部位及瘤頸，而且病變顯示不受顱骨影響，有血栓形成的動脈瘤仍可清晰顯示。但是，由于術后患者顱內(nèi)含有金屬夾或彈簧圈，這些金屬植入物等順磁性物質(zhì)會影響磁場的均勻性，使圖像中出現(xiàn)大片狀無信號偽影，不利于病灶及其周圍組織的顯示及評估。另外，僅少部分特殊材質(zhì)的金屬植入物植入體內(nèi)后可行MRA檢查，如電解可脫鉑金彈簧圈(GDC)等[4]，多數(shù)體內(nèi)金屬植入物者依然不適合做MRA檢查。

1.3CTACTA作為一種無創(chuàng)、快速且空間分辨率高的影像學檢查，廣泛應用于頭部血管及血管相關病變的臨床診斷中[3]，對顱內(nèi)動脈瘤、動靜脈畸形、血管狹窄及動脈粥樣硬化的診斷及鑒別診斷中是不可替代的。CTA不僅可以完整顯示顱內(nèi)供血動脈整體情況，還可以間接顯示病變區(qū)域的供血血管、評估血管狹窄程度、顯示斑塊性質(zhì)及狹窄原因，并且可以了解顱內(nèi)外側(cè)支循環(huán)情況[5]。對于顱內(nèi)動脈瘤夾閉及栓塞術后的復查，CTA可顯示動脈瘤夾及彈簧圈所在位置，但由于動脈瘤夾及彈簧圈產(chǎn)生金屬偽影，使組織結構的細節(jié)顯示不清，真實組織感興趣區(qū)域成像欠佳；且體積較大的偽影甚至會產(chǎn)生假象，使得部分圖像常無法滿足臨床診療需求[6-7]。

2 金屬偽影及其形成原因

金屬偽影是指X射線穿過高密度的金屬物質(zhì)后急劇衰減，導致相對應的投影數(shù)據(jù)失真，喪失了周圍組織對X射線的衰減信息，從而產(chǎn)生的大量黑色帶狀和明亮的放射狀偽影。金屬偽影產(chǎn)生的因素很多，比利時學者Bruno[8]指出造成金屬偽影的因素主要有噪聲、射束硬化、非線性部分容積效應和散射等；谷建偉等[9]認為造成金屬偽影的原因是X射線的能譜硬化，但是其根本原因仍然與金屬本身的高衰減特性相關。這些文獻中所指出的原因是產(chǎn)生金屬偽影比較重要的幾個間接因素，因此，可以采取相應的措施通過抑制這些間接影響因素的發(fā)生，進而消除金屬偽影。

3 傳統(tǒng)混合能量CT去除金屬偽影方法

近年來CT的探測技術及數(shù)據(jù)重建軟件不斷進步，多層螺旋CT擁有了掃描層厚更薄、重建算法更高級、后處理功能更強大等優(yōu)勢，但是各種偽影的存在依然困擾著影像醫(yī)生及臨床醫(yī)生的診斷和治療。對于金屬偽影的校正，多位學者都曾致力于這方面的研究，早在1982年，Lange等[10]將迭代算法中期望最大法(EM)應用到CT圖像重建中；2004年，Wei等[11]提出了分割金屬區(qū)算法，這種算法初步解決了單純通過閾值來分割金屬區(qū)域的局限性，使圖像中金屬區(qū)域獲得較為精確的分割，從而使得金屬偽影得到了更為有效的去除；2006年，Bal等[12]提出了K-均值聚類算法，能夠自適應選擇、優(yōu)化重建圖像中的金屬區(qū)域。故傳統(tǒng)混合能量CT去除金屬偽影的方法大體上可分為基于迭代重建算法的迭代校正法、基于濾波反投影重建算法(FBP)的插值校正法[13]及混合法。

3.1 迭代校正法 迭代校正法，也稱“逐步近似法”[14]，是解矩陣方程常用的方法。首先假設圖像是均勻的，然后將理論計算值與實測值比較，修正理論計算值與實測值之差，如此不斷重復，直至該差值為零或在允許的誤差范圍內(nèi)為止。迭代法的優(yōu)勢在于只要投影數(shù)據(jù)充分并且迭代次數(shù)足夠的情況下就可以有效減少金屬偽影，更好地處理斷層投影、有限角度斷層投影，并對各種噪聲具有良好的抑制效果[15-16]。然而，如果采用迭代法想得到理想的重建結果，需要迭代很多次，重建時間較長，計算量較大，在一定程度上束縛了它的應用。

3.2 插值校正法 插值校正法具有理論簡單、計算速度快等優(yōu)點，因而具有較高的應用價值。首先利用FBP算法對原始投影數(shù)據(jù)重建，從重建圖像中分割出金屬區(qū)，再對分割出的金屬區(qū)從各角度下投影以確定投影圖像金屬區(qū)域的范圍；然后用周圍非金屬區(qū)域?qū)饘賲^(qū)域插值，對插值后的投影圖像再用FBP重建；最后將得到的重建圖像疊加到金屬區(qū)，即為最終的重建圖像。但是插值校正法也具有自身的局限性，它對金屬等具有較高衰減性能的物質(zhì)較為敏感，對金屬區(qū)的精確區(qū)分要求較高，僅對形狀較為規(guī)則的金屬有一定作用，對結構較為復雜的金屬成分難以取得理想效果[17-19]，即當遇到數(shù)據(jù)突變時，圖像就會出現(xiàn)較明顯的偽影。

3.3 混合法 上述迭代校正法及插值校正法都具有各自的優(yōu)缺點，因此，混合法應運而生。CT成像包括數(shù)據(jù)采集及圖像重建兩個步驟。由于金屬的吸收系數(shù)遠大于非金屬部分，因此，每個投影角度下總有一段投影數(shù)據(jù)沒有檢測到任何射線，導致這部分投影數(shù)據(jù)過大，通過FBP重建圖像時，就會出現(xiàn)金屬偽影，這是投影數(shù)據(jù)不連續(xù)的表現(xiàn)?；旌戏ㄖ饕?步：首先確定投影數(shù)據(jù)中的金屬投影數(shù)據(jù)，然后分別重建兩部分數(shù)據(jù)，非金屬區(qū)域直接采用FBP重建，金屬區(qū)域通過迭代矯正法重建，這樣不但規(guī)避了兩者的缺點，還將其優(yōu)點有機地結合起來，得出更加清晰的圖像。

4 寶石能譜CT成像特點

寶石能譜CT采用全新的掃描技術，采用新型的紅石榴石探測器取代了傳統(tǒng)CT的稀土陶瓷探測器，其突出特性是：探測器材料對X線響應初始速度加快100倍，清空速度加快4倍；寶石材料硬度高，化學性質(zhì)更穩(wěn)定；寶石純度高，通透性強，光電轉(zhuǎn)換效率高[20]。能譜CT掃描時通過X線管高/低電壓(140 kVp/80 kVp)的瞬時切換(切換時間僅為0.5 ms)，產(chǎn)生2種不同能量譜的X射線，穿過人體后被寶石探測器獲取，從而實現(xiàn)了2組不同數(shù)據(jù)的同源、同向、同時采集。快速切換球管工作電壓時，產(chǎn)生了介于40～140 keV的單能圖像[17-18]。此外，寶石CT特有能譜成像技術(gemstone spectral imaging，GSI)和金屬偽影消除系統(tǒng)(metal artifact reduction system，MARS)對去除各類金屬偽具有良好效果，在金屬植入術后的隨訪和評估中獲得很好的應用,在顱內(nèi)動脈瘤夾閉及栓塞術后不僅可以消除金屬夾及彈簧圈所產(chǎn)生的偽影，還可以觀察金屬植入物相關的近期及遠期術后并發(fā)癥，包括植入物松動或脫落、夾閉不全、植入物周圍組織水腫及吸收情況、腦組織感染等，且可以任意分離瘤夾、血管、骨骼3種物質(zhì)，能夠及早發(fā)現(xiàn)有無動脈瘤復發(fā)、瘤夾脫落及栓塞不全等問題，因此，可常規(guī)用于腦血管病治療后的效果評估及跟蹤隨訪[21]。

4.1 單能量成像技術 傳統(tǒng)混合能量下，由于顱內(nèi)動脈瘤外科治療后金屬植入物產(chǎn)生的放射狀偽影的干擾，金屬夾或彈簧圈等植入物會影響周圍腦組織及血管結構的術后評估。GSI技術可將一組混合能量按照能量級圖像解析出40～140 keV能量范圍內(nèi)的衰減系數(shù)，從而重建出101種能量水平的單能量圖像，實現(xiàn)一次掃描、采集多幅圖像的目的，隨后通過比較不同能量級的圖像，選擇圖像質(zhì)量較好的單能量圖像，使得部分能量級的單能量圖像對減少金屬植入物偽影方面具有良好的效果。有研究發(fā)現(xiàn)，能量級較低的40～65 keV單能量圖像，由于X線能量較低，穿透能力弱，硬化偽影大，圖像質(zhì)量差，所以不能滿足診斷要求；稍高能量級70～100 keV單能量圖像偽影較低能量圖像有所改善，但偽影干擾仍較混合能量嚴重；高能量級110～140 keV圖像偽影情況明顯改善，對植入物周圍組織顯示較清楚，可對手術效果做出較準確評估[19]。在近期的研究中，105 keV被認為是顯示金屬植入物最清晰的單能量[22-23]。雖然110～120 keV單能圖像在偽影方面優(yōu)于傳統(tǒng)混合能量，但是隨著能量級的升高，金屬偽影情況明顯改善，但對應圖像的對比噪聲比(contrast-to-noise ratio,CNR)也隨之減小，因此，圖像質(zhì)量最佳時的單能量能級不是一個固定的點，而是諸多影響因素綜合決定的。

4.2 MARS MARS理論上是一系列去除金屬偽影算法的集合[24]，內(nèi)置于能譜CT后，使其具有校正金屬偽影的能力，通過MARS，使基于一個CT值閾值金屬植入物被分段，然后用周圍正常投射區(qū)的數(shù)據(jù)進行插值校正，用校正后的數(shù)據(jù)覆蓋原始數(shù)據(jù)，從而糾正因X線掃描金屬后產(chǎn)生光子饑餓現(xiàn)象而導致的低信號，對金屬移植物及周邊組織提供準確的投射數(shù)據(jù)，進而有效抑制臨床上常見的金屬偽影及其他射線硬化偽影[25-28]。但張秋航等[29]認為單能量成像加MARS雖然可以消除粗大高密度偽影，但是同時會消除部分金屬植入物影像，造成圖像失真，并產(chǎn)生較多的低密度線束狀偽影。因此，此技術還有進一步提升的空間。

5 小結與展望

常規(guī)CT掃描對射線束硬化偽影以及金屬植入物偽影無法有效去除，偽影會影響對鄰近重要結構的觀察，導致圖像不能為臨床提供準確的診斷信息，這對患者的病情診斷、病情評估和預后造成很大影響。寶石CT利用特有的能譜成像技術和金屬偽影消除系統(tǒng)，可以根據(jù)人體組織和病變成分對不同X線能量譜的吸收差異進行有效表達，獲取從40～140 keV范圍內(nèi)共101組不同X線能量的單能圖像，從而根據(jù)臨床診斷的不同需要選取最理想的單能量圖像，有效避免了傳統(tǒng)CT混合能量圖像中因能量不同的干擾可能導致的偽影。這種方法應用于臨床可以彌補傳統(tǒng)CT檢查的不足，給臨床帶來了諸多前所未有的突破，為臨床應用和科研提供了無限廣闊的前景。同時期待著CT的進一步發(fā)展，在提高圖像質(zhì)量的同時，可以進一步減少掃描產(chǎn)生的輻射劑量，使CT成為真正綠色、安全的檢查方法。

[1] Feng H,Tan H,Kiya K,et al. Three-di mensional CT angiography and surgical correlation in the evaluation of intracranial aneurysm[J]. Chin Med J ( Engl),2002,115:146

[2] Pechlivanis I,Schmieder K,Scholz M,et al. 3-D imensional computed tomographic angiography foruse of surgery planning in patients with intracranial aneurysms[J]. Acta Neurochir(Wien)，2005,147:1045

[3] 黨軍,王海濤,劉文亞，等. 減影CTA與常規(guī)CTA技術在腦動脈瘤夾閉術后的對照[J]. 臨床放射學雜志,2008,27(12):1629-1631

[4] 周明利,馮駿,屈天榮，等. 磁共振血管造影與數(shù)字減影血管造影在顱內(nèi)動脈瘤術后檢查中的價值比較[J]. 西安交通大學學報：醫(yī)學版,2013,34(1):101-105

[5] 顧海峰,周長圣,李林，等. 炫速雙源CT與普通雙源CT頭部血管雙能量成像輻射劑量與圖像質(zhì)量的對比研究[J]. 醫(yī)學研究生學報,2014,27(5):502-506

[6] Tomandl BF,Hammen T,Klotz E,et al. Bone-subtraction CT angiography for the evaluation of intracranial aneurysms[J]. AJNR Am J Neuroradiol, 2006,27(1):55-59

[7] Zhang Y,Zhang L,Zhu XR，et al. Reducing metal artifacts in con-beam CT images by preprocessing projection data[J]. Int J Radiat Oncol Biol Phys,2007,67(3):924-932

[8] Bruno. Iterative reconstruction for reduction of metal artifacts in computed tomography[M]. Publication：Katholieke University Leuven,2001

[9] 谷建偉,張麗,陳志強,等. CT 圖像中金屬偽影的快速校正[J]. 中國體視覺與圖像分析,2005,10(2):108-111

[10] Lange K,Carson R. EM reconstruction algorithms for emission and transmission tomography[J]. Computer Assisted Tomography,1984,8(2):306-316

[11] Wei J,Chen L,Sandison GA,et al. X-ray CT high-density artifact suppression in the presence of bones[J]. Physics in Medicine Biology,2004,49(24):5407-5418

[12] Bal M,Spies L. Metal artifact reduction in CT using tissue-class modeling and adaptive prefiltering[J]. Medical Physics,2006,33:2852-2859

[13] Wang Y,Qian B,Li B，et al. Metal artifacts reduction using monochromatic images from spectral CT:evaluationof pedicle screws in patients with scoliosis[J]. Eur J Radiol,2013,82(8):e360-e366

[14] 余曉鍔,盧廣文. CT 設備原理、結構與質(zhì)量保證[M]. 北京:科學出版社,2005：86

[15] Li M,Zheng X,Li J，et al. Dual-energy computed tomography imaging of thyroid nodule specimens: comparison with pathologic findings, 2012,47(1):58-64

[16] Prell D,Kyriakou Y,Kachelrie M，et al. Reducing metal artifacts in computed tomography caused by hip endoprostheses using a physics-based approach[J]. Invest Radiol,2010,45(11):747-754

[17] Wei J,Chen L,Sandison GA，et al. X-ray CT high-density artifact suppression in the presence of bones[J]. Physics in Medical Biology,2004,49(24):5407-5418

[18] Bal M,Spies L. Metal artifact reduction in CT using tissue-class modeling and adaptive prefiltering[J]. Medical Physice,2006,33(8):2852-2859

[19] Zhang X,Wang J,Xing L. Metal artifact reduction in X-ray computed tomography (CT) by constrained optimization[J]. Med Phys,2011,38(2):701-711

[20] 宣偉玲,趙凱宇,劉淼，等. 寶石能譜CT在去除常見CT圖像偽影中的應用[J]. 中國醫(yī)療設備,2013,28(1):157-158

[21] Lin XZ,Miao F,Li JY，et al. High-definition CT Gemstone spectral imaging of the brain:initial results of selecting optimal monochromatic image for beam-hardening artifacts and image noise reduction[J]. J Comput Assist Tomogr,2011,35 (2):294-297

[22] Zhou C,Zhao YE,Luo S，et al. Monoenergetic imaging of dual-energy CT reduces artifacts from implanted metal orthopedic devices in patients with factures[J]. Acad Radiol,2011,18(10):1252-1257

[23] 任慶國,滑炎卿,李劍穎. CT能譜成像的基本原理及臨床應用[J]. 國際醫(yī)學放射學雜志,2011,34(6):559-563

[24] Matsumoto K,Jinzaki M,Tanami Y，et al. Virtual monochromatic spectral imaging with fast kilovoltage switching:improved image quality as compared with that obtained with conventional 120-kVp CT[J]. Radiology,2011,259(1):257-262

[25] 沈海敏,李銘,劉奕，等. 應用能譜CT MARS技術評價脛骨平臺骨折內(nèi)固定術后療效[J]. 上海醫(yī)學影像,2012,21(3):179-181

[26] Lee YH,Park KK,Song HT，et al. Metal artefact reduction in gemstone spectral imaging dual-energy CT with and without metal artefact reduction software[J]. Eur Radio,2012,22(6):1331-1340

[27] Meinel FG,Bischoff B,Zhang Q，et al. Metal artifact reduction by dual-energy computed tomography using energetic extrapolation:a systematically optimized protocol[J]. Investigative Radiology,2012,47(7):406-414

[28] Bamberg F,Dierks A,Nikolaou K，et al. Metal artifact reduction by dual energy computed tomography using monoenergetic extrapolation[J]. Eur Radiol,2011,21(7):1424-1429

[29] 張秋航,高艷,李坤成，等. 能譜CT GSI與MARS在減除脊柱金屬植入物椎管內(nèi)偽影效果的研究比較[J]. 臨床放射學雜志,2012,31(9):1338-1342

肖喜剛，E-mail:xxqct_417@126.com

10.3969/j.issn.1008-8849.2015.22.042

R

A

1008-8849(2015)22-2503-03

2014-12-30