双源CT双能量成像技术在骨关节金属内固定术后的应用

曹永杰，周　俊，姜　楠

（1.兰州石化总医院放射科，甘肃 兰州　730060；2.兰州大学第一临床医学院，甘肃 兰州　730000）

◁影像技术▷

双源CT双能量成像技术在骨关节金属内固定术后的应用

曹永杰1，周俊1，姜楠2

（1.兰州石化总医院放射科，甘肃 兰州730060；2.兰州大学第一临床医学院，甘肃 兰州730000）

目的：探讨双源CT双能量成像技术在骨关节骨折金属内固定术后的应用价值。方法：骨关节外伤金属内固定术后复查47例患者，采用双源CT双能量扫描模式，一次扫描同时采集2个不同能量的数据，对所得140 kV、80 kV能量数据及平均加权120 kV数据传至后处理站，用能谱软件不同能谱值（keV）进行金属伪影减影后处理，包括多平面重组（MPR）、容积再现（VR）和最大密度投影（MIP）。结果：用低能谱值如40 keV时，图像质量不佳，金属伪影多，随着能谱值的增加，如90 keV及以上时，图像质量明显改善，金属伪影明显减少或无伪影，局部骨质结构、固定器材均显示清晰，与平均加权120 kV图像比较，差异有统计学意义（F=209.774，P＜0.05）。结论：双源CT双能量成像技术用高能谱值处理，能够有效去除金属内固定器材线束硬化伪影，能清晰显示局部细微结构，是骨关节金属内固定术后影像复查的有效方法。

骨；关节；外伤；骨折固定术；体层摄影术，X线计算机

骨关节外伤患者金属器材内固定手术广泛应用，患者手术后影像复查时金属内固定器材线束硬化伪影造成局部结构显示不清，对观察骨折断端对位、骨痂形成及内固定器材是否有断裂等情况造成很大困难。随着双源CT（DSCT）双能量成像技术的应用，其有2套X线球管-探测器系统，2个X线球管同时扫描但管电压不同，一次扫描可同时得到2组不同的数据，称为双能扫描（Dual energy scan，DE）模式。具有不同信息的两组数据能够对成像区域的组织进行区分，可获得不同于形态学信息的特殊信息，开辟了新的临床应用领域［1］。将数据用能谱软件处理后，可有效消除骨关节金属内固定器材线束硬化伪影。

1　资料与方法

1.1一般资料

搜集2012年12月—2014年3月来我院放射科双源CT室检查的47例骨关节外伤金属内固定术后患者的影像资料，其中男28例，女19例，年龄16～62岁，平均（36±5.3）岁。其中锁骨骨折4例，尺桡骨骨折3例，股骨颈骨折16例，股骨外髁骨折8例，胫腓骨骨折11例，跟骨骨折5例。

1.2检查方法及参数

用德国西门子第二代双源CT机 （SOMATOM Definition Flash），双能量扫描模式，首先常规扫描正、侧位定位像，设定扫描范围。扫描参数：A、B球管电压值分别为140 kV、80 kV，参考毫安秒分别为45mAs、191mAs，准直器宽度40×0.6mm，矩阵512×512，螺距0.7，球管旋转时间0.5 s/转，开启适时动态曝光剂量调节（CARE Dose 4D）。扫描完成后，重组层厚为0.75mm，层间距为0.5mm的Kernel为B20s或B30f的图像，将3组重组数据即140 kV、80 kV及2种能量的融合数据（相当于常规120 kV单能扫描）传输至西门子工作站（Syngo MultiModality Workplace）。

1.3图像处理

所有病例后处理均使用MPR、VR和MIP技术，相同的后处理技术图像的窗宽、窗位、对比度、透明度等相关数值均一致。

将双能量扫描获得的140 kV、80 kV重组数据同时加载入能谱软件（Monoenergetic）中，能谱值可调范围为40～190keV，通过调整控制区浮动条每间隔50keV分别选择40keV、90keV、140 keV和190 keV能谱值进行图像后处理。

将140 kV和80 kV平均加权的120 kV融合图像数据用MPR、VR、MIP后处理方法进行处理。

1.4图像评价

由两名影像科主治以上医师独立对上述5组后处理图像进行评价、打分，结果不一致时两人重新评价、打分，以意见一致为准。图像质量评价标准：4分：无金属伪影，骨折处解剖细节显示清晰；3分：金属伪影不明显，骨折处解剖细节显示较好；2分：金属伪影较多，骨折处解剖结构尚可观察；1分：金属伪影明显，骨折处解剖结构不能观察。

1.5统计学分析

用SPSS 19.0版本，用Kruskal-Wallis检验金属内固定患者在不同能谱值及平均加权120 kV图像质量，以P＜0.05为差异有统计学意义。

2　结果

不同能谱值图像及平均加权图像质量得分情况见表1。

表1　不同能谱值、平均加权图像质量得分比较及统计分析

2.1不同能谱值之间图像质量比较

在40 keV时，金属伪影明显，图像质量不能满足诊断（图1）；随着能谱值的增加，图像质量明显改善，如90 keV时，金属伪影明显减少，局部骨质结构显示较清晰（图2）；当能谱值增加到140 keV及以上时，无明显金属伪影或无伪影，图像质量清晰，对骨折对位及骨痂形成等情况能作出准确评价（图3～5）。

图140 keV MIP图。骨质结构无法观察，金属伪影明显，不能做出诊断。图290 keV MPR图。无明显金属伪影，局部骨质结构及断端显示较清晰。图3140 keV MIP图。无金属伪影，局部骨质细微结构显示清晰。图4190 keV MPR图。无金属伪影，局部骨质结构及断端显示非常清晰。

Figure 1.40 keV MIP image.Bone structure can not be observed，with metal artifacts，and the diagnosis cannot be made.Figure 2. 90 keV MPR image.Without obvious metal artifacts，local bone structure and the broken ends are showed clearly.Figure 3.140 keV MIP image.Local bone microstructures are showed clearly，without metal artifacts.Figure 4.190 keV MPR image.Without metal artifacts，local bone structure and the broken ends are showed very clearly.

图5140 keV VR图。无金属伪影，图像质量佳，胫腓骨断端均显示清晰。图6120 kV（平均加权）MIP图。金属伪影较明显，局部骨质结构显示不清。图7120 kV（平均加权）MPR图。金属伪影明显，局部骨质结构显示不清。图8120 kV（平均加权）VR图。金属伪影明显，局部骨质结构不清，腓骨断端无法观察。

Figure 5.140 keV VR image.Without metal artifacts，the broken ends of the tibia and fibula are showed clearly，with good image quality.Figure 6.120 kV（weighted average）MIP image.Metal artifacts are obvious，and the local bone structure is not showed clearly. Figure 7.120 kV（weighted average）MPR image.Metal artifacts are significant，and local bone structure is not displayed clearly.Figure 8. 120 kV（weighted average）VR image.Metal artifacts are significant，and local bone structure is not clear.The broken ends of the fibula are not observed.

2.2平均加权120 kV图像与不同能谱值图像比较

平均加权图像金属伪影和图像质量较40 keV图像好（图1，6～8），但随着能谱值的增加，如到90 keV及以上时，能谱图像质量明显优于平均加权图像（图2～8）。

3　讨论

骨关节外伤患者金属器材内固定手术临床应用日趋广泛，术后影像学检查对观察骨折对位、骨痂生成及固定器材是否断裂等情况非常重要，能及时发现对位不佳和骨痂形成不良的病例，为临床医生提供及时的信息，但普通X线片由于金属伪影和结构重叠严重影响观察。近年来，常规CT骨关节重建成像的报道［2］越来越多，但由于线束硬化伪影的影响，对金属固定器材的准确位置及局部骨质结构的显示始终不满意。夏春潮等［3］认为，常规螺旋CT的SSD、VR成像技术产生的伪影较大，不能整体地显示固定物材料的形状和位置，不利于术后对细微结构的精确评价。

双能量减影的概念早在1925年即被提出，20世纪70年代才开始真正在临床上被研究和应用［4］。用于临床的能量CT设备，一种是以瞬时双kVp为核心技术的能谱CT，另一种是以双X线管技术为核心技术的双源CT［5］。近年来随着CT技术的发展，重新开启了双能量的应用，并且在成像技术方面获得了一定的成就及经验，尤其是能谱分析的出现拓展了双能量成像的应用空间，例如双能量技术在骨关节领域的临床研究及应用［6］。

双源CT双能量成像技术，A、B两个球管用不同能量同时产生射线，如A球管为140 kV，B球管为80 kV，一次扫描同时采集两组不同能量的数据，根据X线成像原理及衰减特性，利用能谱软件计算出该组织的曲线，再进行金属伪影减影后处理，并且可以通过调整控制区浮动条选择不同的能谱值（keV）进行减影处理，得到不同质量的图像。选择低能谱值如40 keV时，由于射线能量穿透力不足，图像质量和金属伪影减影效果不佳，随着能谱值的增加，如到90 keV时，金属伪影明显减少，局部结构显示清晰，图像质量明显提升，当能谱值增加到120 keV及以上时，几乎无金属伪影，克服了X线和常规螺旋CT图像存在线束硬化伪影的不足，能更清晰地显示病变及其与周围结构的关系，有助于骨折固定术后的疗效评价。单能量图像（keV图像）的噪声比明显优于常规CT图像（kVp图像）［7］。

Bauer等［8］研究认为，在双能量成像时，140 kV射线中含有的低能量射线增加了人体的吸收剂量，第二代双源CT采用多种措施来降低辐射剂量，一是采用锡（Sn）作为滤过材料的能谱纯化（Selective photon shield，SPS）技术，绝大部分低能量射线被滤过，提高了射线有效利用率，二是动态曝光剂量调控系统（CARE Dose 4D），能根据病人的解剖结构调节管电流，从而减少人体吸收剂量，达到降低辐射剂量的目的。研究表明，绝大多数患者双能量CT扫描与单源CT相比并不会明显增加辐射剂量［9］。第二代双源CT增加了B球管的视野（FOV）到33.4 cm2，克服了第一代双源CT B球管的视野限制。总之，随着软件功能的不断开发和各种相关研究的开展，双能量成像技术在骨关节系统的应用会越来越广。

［1］Schmidt B.Dual source CT technology［M］//Seidensticker PR.Dual source CT imaging.Heidelberg：Springer Berlin，2008：19-33.

［2］胡小新，陈时洪.螺旋CT三维重建成像在骨关节外伤中的临床应用价值探讨［J］.中华放射学杂志，2002，36（8）：758-760.

［3］夏春潮，李真林，陈宪，等.螺旋CT最大密度投影技术在脊柱骨折内固定术后的临床应用价值 ［J］.实用放射学杂志，2009，25（8）：1187-1190.

［4］Johnson TR，Krauss B，Sedlmair M，et al.Material differentiation by dual energy CT：initial experience［J］.Eur Radiol，2007，17（6）：1510-1517.

［5］林晓珠，沈云，陈克敏.CT能谱成像的基本原理与临床应用研究进展［J］.中华放射学杂志，2011，45（8）：798-800.

［6］曾宪春，韩丹.双能量CT成像在骨关节系统的应用进展［J］.中华放射学杂志，2013，47（10）：958-960.

［7］石国明，杨勇.新CT新技术-“后64排CT”的发展方向［J］.医疗卫生装备，2010，31（1）：1-4.

［8］Bauer RW，Kramer S，Renker M，et al.Dose and image quality at CTpulmonary angiography-comparisonof first andsecond generation dual-energy CT and 64-slice CT［J］.Eur Radiol，2011，21（10）：2139-2147.

［9］彭晋，张龙江，吴新生，等.双源CT双能量上腹部虚拟平扫临床应用价值的初步探讨［J］.临床放射学杂志，2009，28（12）：1680-1684.

Clinical app lication of dual energy imaging technology of dual-source CT in the bone and joint with internalmetal fixer

CAO Yong-jie1，ZHOU Jun1，JIANG Nan2
（1.Department of Radiology，General Hospital of Lanzhou Petrochemical Company，Lanzhou 730060，China；2.The First Clinical Medical College of Lanzhou University，Lanzhou 730000，China）

R684；R687.32；R814.42

B

1008-1062（2015）02-0143-03

2014-09-09

曹永杰（1977-），男，甘肃定西人，主管技师。