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随着外科手术的发展，金属内固定植入已成为主流术式之一，涉及到医学的多个领域：如骨折部位内固定、关节置换、牙科植入物、心脏起搏器及导丝等。

作为传统的影像学方法，电子计算机断层扫描仪（computedtomography，CT）被广泛地应用于评估植入物的合并情况及邻近骨骼及软组织中的异常情况。

适用于揭示术中及术后可能出现的问题，如植入物松动、假体周围骨折及周围软组织感染等并发症。

然而，在临床实践中，患者体内金属植入物的周围会在CT图像上产生较明显的金属伪影，造成邻近骨质、骨-金属交界、软组织甚至同一平面的器官组织显影模糊，降低了图像质量，影响临床医师对图像资料的判断。

因此，减少金属伪影带来的影响成为研究人员重点关注及研究的热点问题。

产生金属伪影的原因：

当X线束穿过金属时，根据其大小、密度及原子序数，不同的物理效应会对测量产生负面影响。

其中最明显的影响因素是线束硬化、光子饥饿、散射、噪声及非线性分布效应。X线的成像主要基于光电效应和康普顿散射两种方式。

在光电效应中，入射光子的全部能量发生转移，使得原子的最内层射出电子，在这个过程中入射光子的能量被完全吸收。

在康普顿散射中，入射光子与原子外壳中的自由电子撞击后损失部分能量，之后向不同方向散射。金属伪影的产生大多基于以上两种原理。

1线束硬化：X线束是多色的，并不是由单一的能量组成，当穿过物质时，其通量呈指数衰减。

大多数金属具有较高的密度和原子序数，对于低能光子的吸收相比于高能光子更明显，导致到达探测器的低能光子较少而高能光子较多，造成了X线束的“硬化”。

光束变“硬”后，其传输的物理性质也相应地发生了变化，剩余的平均能量较高的光子受到康普顿散射的影响而衰减。

从而改变了X线的路径，在透射光子击中探测器时偏离了入射时的中心线，到达了通常不会到达的区域，导致对衰减系数的低估，产生低密度条形伪影。

2光子饥饿：根据公式（Z/E）3，可知光电效应的概率与X射线能量的原子序数的立方呈正比，因此X线在穿过金属时相比于软组织的衰减更大。

这种衰减在穿过原子序数更高的金属时更加明显。当X线束穿过金属后明显衰减，使得到达探测器的光子数量不足，这种现象被称为光子饥饿。

3散射：假设从射线发出点到探测器是一条直线，到达探测器的X射线分为原射线与散射线，其中散射的光子进入了错误的探测器，增加了探测到的光子强度，导致对CT衰减的低估，从而在图像中产生暗条纹。

另有学者认为散射伪影是由金属植入物和邻近软组织间的巨大差异所引起。

4噪声：噪声是CT扫描中由层厚、管电压、螺距、扫描方式等多种因素综合影响产生的变量，较强的噪声足以影响图像的诊断效果。

通常可以通过修改参数的方式减轻噪声的影响，但无法将其完全消除。

5非线性分布效应：当金属物体的边缘跨越投影线时引起垂直于X线束传播方向的衰减系数的改变，从而导致探测器测量到的该区域的强度不再是线性函数，使得投影数据出现误差。

去金属伪影的方法：

金属植入物方面

去除金属伪影最简便且直接的方法是从金属物体本身入手。

在临床应用中，为了防止在扫描视野中出现金属伪影，首先应考虑的是在CT扫描前从病人身上去除金属。

研究显示，在头颈部放疗中，通过令患者取出牙齿填充物可使伪影被完全消除，但这种方式在实际操作中并不容易实现，因为除了少数如可拆卸义齿及随身携带的金属制品外，大多数金属物件是通过侵入性手术植入患者体内的，无法在CT检查前去除。

金属植入物材质的优化

金属硬件的大小和组成不同，会造成不同程度的X线物理效应，因此大多研究将注意集中在筛选能产生更小金属伪影的金属材质上。

由原子序数较低的金属制成的小型金属植入物，如钛制手术夹，只会造成轻微的伪影。

相应的，由原子序数高的较大的金属植入物，如由钴铬合金、不锈钢合金制成的髋关节假体及由铂制成的血管内线圈，会导致明显的光子饥饿现象，从而产生严重的金属伪影。

已有研究将不同种类的金属在CT图像上产生的伪影情况进行了比较，钛和不锈钢制成的手术夹产生的伪影明显少于钽材质的手术夹。

钛类植入物相比于不锈钢植入物在保证了骨盆骨折后的固定稳定性的同时产生了更少的伪影。

先前的一项动物研究发现，镁制螺钉可在促进小鼠骨生长的同时保持其形状和强度，三个月后在植入物周围形成成熟的骨，同时这种螺钉可实现体内生物降解。

因此，在保证治疗效果的同时选择产生较少伪影的材料和控制植入材料的降解程度可能是未来对金属植入物优化的研究方向。

CT图像获取方面

一般来说，CT图像的获取需要经过投影数据采集、图像重建、图像后处理三个步骤来实现，在以上步骤中，可以通过不同操作提高图像质量，减少金属伪影的影响，以下为针对各步骤的不同干预方式：

图像采集

一般情况下，可以通过调整管电压、管电流的方式改善光子饥饿的现象。

光子饥饿是金属伪影产生的原因之一，解决的最直接办法是增加到达探测器的光子数量。理论上，增加管电压可以增加光子的穿透性，使得更多的光子穿透金属物体被探测器接收；

而增加管电流可以产生更多的光子，在不增加光子透过性的同时使更多的光子到达探测器。然而，有研究表明，较高的管电压可以导致更少的金属伪影，但管电流的变化对金属伪影并没有产生显著的影响。

虽然调整管电压及管电流的方式可以在一定程度上减少金属伪影的影响，但也带来了更多的辐射暴露。

有研究称，减少探测器宽度可以一定程度上减少散射和部分容积效应，但会增加扫描时间。此外，降低扫描螺距是减少图像噪声的方式之一，然而，当mAS不匹配时会增加辐射暴露的风险。

减小层厚也是减少图像噪声较常用的方法，更小的层厚可以极大地减少不锈钢类植入物在股骨中的金属伪影，但这种方式会引入部分体积伪影。

有研究通过调整扫描层面及扫描角度的方式提高轴向采集的图像质量，同时结果显示改变扫描层面将会减少CT扫描的体积覆盖。

近年来有研究报道可使用双能CT（dual-energyCT，DECT）对同一解剖位置以高、低两种不能的能谱完成数据采集，通过对数据集的重建，生成虚拟单能量图像（virtualmonoenergeticimage，VMI），产生更少的线束硬化伪影。

图像重建

CT重建算法分为解析重建算法和迭代重建算法，滤波反投影算法（filteredbackprojection，FBP）是目前应用最广泛的重建算法。

作为模型的基础算法，其特点是在反投影前将每一个采集投影角度下的投影进行卷积处理，重建的图像质量较好，但噪音较大，且常造成图像边缘失锐和星形伪影。

近年来逐渐用迭代重建（iterativereconstruction，IR）及基于模型的迭代重建（model-basediterativereconstruction，MBIR）代替FBP，相比于FBP，IR和MBIR重建通过使用校正算法使散射和边缘效应最小化。

减轻了伪影的程度，使整体图像质量得到提升，但在一定程度上可能降低空间分别率。研究MBIR与FBP在减少金属伪影中的价值，发现MBIR减少了金属伪影，可与FBP同样或更好的观察骨-金属界面，并更适用于评估金属植入物周围的软组织。

另外，可通过软窗重建及扩大HU范围的方式降低金属伪影的视觉显著性，但有可能导致空间分辨率的降低。

图像后处理

去金属伪影算法（metalartifactreductionalgorithm，MAR）是一种基于投影的去伪影算法，其算法基于迭代重建，通过重复地对金属植入物导致的损坏的投影数据进行替换及校正，最终达到最小化金属伪影的目的。

目前常用的两种去金属伪影技术：

MAR

MAR算法的基本概念是检测和分割与金属植入物对应的损坏投影数据，然后用修正值的估计替换损坏数据来修改损坏数据。

具体步骤：首先，通过阈值对输入的原始CT图像进行组织分类，产生两个独立图像，一个仅包含金属植入物，一个包含原始图像除金属以外的所有组织。

随后，将两个独立图像和原始图像向前投影形成各自的正弦图，从原始正弦图中减去组织正弦图，产生“差异正弦图”。

之后，将金属正弦图作为掩模，从差异正弦图中移除非金属像素成分，创建生成“掩模正弦图”。

通过滤波反投影算法将掩模正弦图转换为“校正图像”，在原始图像中减去校正图像，生成校正后的图像，对校正后的图像进行迭代循环，以达到预期标准。

目前各开发商推出的MAR技术多是基于组织建模、自适应滤波及迭代重建算法或这些技术的组合，常见的有：IMAR（西门子）、O-MAR（飞利浦）、MARS（GE）、SEMAR（东芝），以上技术均可有效抑制金属硬件造成的伪影，但尚未有研究对比各MAR算法之间的效果差异。

发展至今，MAR算法具有其独特的优点。首先，作为后处理算法，能够在不增加辐射剂量的同时保证图像质量。

在一项体膜研究中，使用MBIR和MAR重建相比于仅采用FBP相比，CT辐射剂量减少了50%，且不会影响对金属周围病变的检测。

此外，由于MAR算法是利用相邻未损坏投影的差值来代替由金属造成的损坏投影的方法。

因此只针对于被分类于金属的像素，可在降低金属伪影的同时保留碘对比剂的增强效果，可应用于CT增强患者。

Kidoh一项关于膝关节置换术后CT静脉造影的研究显示，SEMAR成像可以明显减少金属伪影，同时获得较高的静脉对比度增强。

相比于其他去金属伪影技术，MAR可明显减少金属伪影的程度，尤其适用于铬钴合金、不锈钢等高密度金属及较大的金属植入物引起的严重伪影。

通过体膜比较了四种MAR算法在不同植入物中的应用，发现与钛植入物相比，MAR对于不锈钢和钴铬合金植入物的去金属伪影效果更加显著。

另有大量数据表明，相比于VMI，MAR更适用于对软组织的结构进行观察，该技术在减少金属伪影的同时进一步显示软组织的细节。

除此之外，MAR可用于回顾性应用，可在临床医师审阅图像后决定是否采用该算法。

但MAR算法本身存在一定的缺陷。有研究表明，MAR会造成植入物周围骨质边缘的模糊，不利于对金属-骨质的观察。

同时，在应用了MAR算法后，会降低对骨小梁及骨皮质的描绘。多项研究发现，MAR算法会在降低原始金属伪影的同时引入新的伪影，尤其在应用于如钛等较轻的、小的金属硬件时。

双能CT

作为一种新的功能成像方式，双能量CT可利用物质在不同X线束能量中的吸收不同提供相比于传统CT扫描更多的信息。

其可在几乎相同的角度上对同一解剖部位分别使用低、高能量进行采集，获得两组原始的能量数据，通过对采集的数据在投影空间上进行优化进一步生成虚拟单能量图像，在VMI上通过调整keV水平可进行对比度优化和减少金属伪影的大小。

通过外推更高的虚单色能量，低能量光子的影响变得更小，从而产生更少的线束硬化伪影。

目前各公司已推出了商业化的双能量CT，其采集图像的方式有所区别，如：快速开关管电压（GE）、多管（西门子）、双层探测器（飞利浦）、采用分束滤波器（西门子）。

各研究表明，较高能级的VMI可明显减少金属物体所产生的的金属伪影。

如脊柱植入物、牙科植入物、血管内金属夹及假关节等，但基于VMI重建的物理特性，也会导致周围组织对比度降低。

此外，由于金属植入的部位、材质、大小、形状及采集参数的差异，VMI对各类金属植入物并无广义上的最优能级。

由DECT推出得到的虚拟单能量图像在去除金属伪影方面的优势如下。

高keV能级的VMI图像能有效减少线束硬化产生的低密度伪影，另外，影像医师可根据金属植入物的形状、大小、材质及植入部位调整能级，选取最适合的能级水平，以最小化金属伪影造成的影响。

一项研究显示，相比于CI及MAR，VMI图像上骨质内噪声明显减低，证明VMI更适合对骨骼的显示，其结果还显示68%的MAR图像中出现了新的伪影和图像失真现象，而VMI中无任何次级伪影的引入。

另有研究指出，VMI在处理由金属螺钉等造成的轻度金属伪影的效果更好。

然而DECT在减少金属伪影方面尚存在以下不足，其一，对设备要求高，无法在老一代的CT扫描仪上获取虚拟单能量图像。

其二，对于关节假体等大型金属植入物产生的严重伪影，单独使用虚拟单能量成像的效果不佳。

另外，对于CT增强的患者，VMI在减少金属伪影的同时会降低碘对比剂增强程度。有研究显示，在植入左心室起搏装置患者的增强CT图像中。

与65keV能级的VMI相比，90keV重建得到的VMI中由金属引起的亮暗带明显减少，但起搏装置流出管、血管及肝肾实质的碘对比增强程度同时减少。