種植修復中金屬材料對頭頸部磁共振成像的影響

付栩楠，謝志剛

(昆明醫(yī)科大學附屬口腔醫(yī)院種植科，昆明 650106)

磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)是通過在磁場中施加特定頻率的射頻脈沖，激發(fā)人體中的氫原子核(質子)發(fā)生磁共振現象，產生磁共振信號，經過梯度線圈解讀信號內的空間信息，通過頻率編碼和相位編碼進行空間定位，從而產生三維編碼數據，經過計算機重建處理就可獲得MRI圖像[1]。MRI因具有無創(chuàng)、軟組織分辨力高、無輻射等優(yōu)點，已成為臨床醫(yī)學檢查的重要手段之一。MRI在頭頸部疾病的診斷中具有重要作用，在口腔頜面部也具有廣闊的應用前景，可用于頜骨病變、顳下頜關節(jié)疾病、正畸治療、牙髓治療以及種植修復的診斷和制訂治療計劃等[2]。但金屬的存在會導致鄰近組織結構的MRI圖像產生偽影，尤其是口腔內金屬材料的存在會影響頭頸部MRI的質量，降低診斷的準確性。隨著種植修復的廣泛使用，對MRI的影響也是不可避免的，如為了做MRI檢查而取出種植體，患者需要承受較大的經濟和心理代價。導致金屬偽影產生的因素有金屬材料成分、金屬物體方向、主磁場方向、磁場強度、脈沖序列類型及MRI參數(如頻率編碼梯度、體素尺寸)等?，F就種植修復中常用的金屬材料，相關因素對頭頸部MRI圖像的影響，減小金屬偽影的相關措施予以綜述。

1 種植義齒對MRI金屬偽影的影響

種植義齒包括種植體、基臺以及各種上部修復結構，如單冠、固定橋、覆蓋義齒等，常用的材料包括純鈦、鈦合金、金合金、鈷鉻合金、二氧化硅和二氧化鋯等。

1.1金屬材料種類 任何物體在一定磁場強度的外磁場作用下都會被磁化，并顯示出一定特征的磁性。該磁性通常用磁化強度來表示，磁化強度與磁場強度的比值即為磁化率。金屬材料根據磁化率可分為磁化方向與磁場方向相反的抗磁性物質，如銅、金、鋅、鉛、碳、鉍等；磁化方向與磁場方向一致的順磁性物質，如鉻、錳、鋁等；即使外部磁場消失，仍能保持磁化狀態(tài)的鐵磁性物質，如鐵、鈷、鎳等。金屬與鄰近組織磁化率的差異使局部磁場不均勻，從而改變了金屬與人體組織內部氫核-質子的自旋，使其失相位，異常的自旋相位造成映射到圖像中的位置錯誤，最終導致圖像變形失真、物體周圍信號較低或丟失[3]、金屬物體周圍出現高信號強度邊緣[4]。研究表明，鐵磁性物質具有較高的MRI偽影潛力，表現為金屬周圍無信號，或鄰近組織和器官圖像發(fā)生變形[5-9]。有學者認為，有種植體的患者其偽影僅局限在口腔局部，不會影響腦部成像的質量[10]。但Costa等[11]認為，鈦種植體對腦部圖像有一定的影響。對于有磁性附著體的種植支持式覆蓋義齒，口內銜鐵會導致腦部MRI圖像發(fā)生變形[12]。

種植修復中常用的金屬材料并不只是單一的某種金屬，是含有不同比例成分的合金，如貴金屬合金，包括金、鉑、鈀、銀；賤金屬合金包括鈷、鉻、鎳。合金的磁性取決于所含的金屬成分，盡管金屬合金中單一金屬是具有磁性的，但金屬合金可能是非磁性的，反之亦然[13]。金屬合金材料中所含的磁體成分比例越多，所形成的偽影就越明顯[14]。臨床及實驗研究的種植體材料主要有純鈦(其中溶有不同含量的鐵、氫、氧、氮和碳)、鈦合金、鈦鋯合金以及陶瓷(主要為三氧化二鋁和二氧化鋯)，而不同種植體的具體成分組成是各個廠家的技術秘密。有學者在相同MRI掃描條件下對不同品牌的種植體進行掃描，其產生的偽影范圍有較大差別[15]。Smeets等[16]發(fā)現，全瓷、鈦鋯合金及鈦種植體在MRI中的偽影依次增大。種植義齒本身就是由多種金屬和合金組合而成的一個復合體，王成潔等[17]發(fā)現，種植體黏結烤瓷全冠后其MRI偽影面積較黏結前有所增加。Hilgenfeld等[18]比較了分別佩戴鈷鉻合金冠、金合金冠以及氧化鋯全瓷冠的鈦種植體對MRI的影響發(fā)現，最明顯的是鈷鉻合金組，金合金組和氧化鋯組影響相對較小。

1.2金屬材料的體積、數量及形狀 金屬體積增大，導致磁場不均勻區(qū)域增大，同時內部失相位的質子數量也會增加，故偽影可隨著種植修復體體積的增大而增加[19]。國內學者比較了直徑相同、長度不同的2枚種植體發(fā)現，長度較長的種植體偽影較大，偽影面積與種植體的體積相關[20]。偽影大小與金屬的數量亦成正比[21]。對于多牙或全口種植修復義齒對頭頸部MRI的影響程度目前尚無報道。此外，金屬的幾何形狀也會影響偽影的大小，球形物體的圖像失真率最高，圓柱形物體的最低[22]。對于金屬材料的體積、數量及形狀以及金屬材料本身，哪種因素對偽影的影響更大仍需進一步研究。

1.3種植修復部位和種植體方向 后牙牙冠體積較前牙牙冠大，故偽影也較前牙大[23]。以檢測部位為中心，半徑10 cm范圍內有金屬存在會導致信號丟失[24]。該研究提示，不同修復牙位的種植義齒會對鄰近組織如腮腺、上頜竇、舌體等的MRI圖像產生干擾。偽影的形狀、范圍與金屬物體方向有關。Lee等[3]發(fā)現，金屬螺絲長軸與主磁場平行時，金屬偽影呈圓形或橢圓形，范圍相對較??；當螺絲長軸與主磁場的夾角增大時，偽影范圍也增大；垂直時，偽影范圍最大，呈“cloverleaf”形。Murakami等[25]的研究結果與此一致。盡管如此，偽影最大的影響因素還是金屬材料的成分[26]。

2 MRI參數對金屬偽影的影響

金屬偽影除了與金屬材料有關外，也與所使用的MRI參數有關。磁場強度、掃描序列等掃描參數，編碼強度、體素等成像參數同樣會影響金屬偽影的程度及大小。

2.1磁場強度 MRI根據磁場強度分為低場MRI(磁場強度為0.23～0.3 T)、高場MRI(磁場強度為1.5～3.0 T)和超高磁場MRI(磁場強度為7.0～10 T)。低場MRI通常為開放式MRI掃描儀，圖像質量相對較差，掃描時間長；高場MRI通常為閉合式MRI掃描儀，1.5 T的MRI掃描儀圖像質量較高，掃描時間相對較短，能夠很好地評估某些結構的功能，3.0 T掃描儀可用于某些器官的精細結構如大腦或心臟血管的檢查；超高磁場MRI多用于實驗研究[27]。磁敏感性與磁場強度的平方成正比，磁場強度越高，所產生的磁敏感性偽影越大[28]。高磁場的成像雖然更清晰，但是偽影更大，更易產生圖像變形。研究表明，在保證圖像清晰度的情況下，相對低的磁場強度(1.5 T)可以減小金屬偽影[7,29-30]。但是在實際臨床應用中，尤其是口腔頜面部的MRI，1.5 T MRI對除顳下頜關節(jié)外的其他口腔及頜面部結構，如牙周組織、牙齒等的成像并不可行。相比之下，3.0 T MRI對(如唾液腺、口底軟組織囊性病變、鼻竇炎等)頭面部結構的成像更好[31]。

2.2掃描序列 MRI常采用自旋回波序列，采用90°和180°脈沖組合，其中180°重聚脈沖可以恢復因靜磁場不均勻以及物體磁化率差異所致的橫向信號丟失，梯度回波序列不包括180°重聚脈沖，會導致局部信號丟失，因此對于口腔內存在不可取出的金屬修復體的患者應盡量避免使用梯度回波序列進行投照[32-33]?；夭〞r間短的快速自旋回波(fast spin echo，FSE或turbo spin echo，TSE)序列較回波時間長的FSE序列或傳統(tǒng)的自旋回波序列的偽影小，短回波時間序列可減少自旋失相時間，從而減小偽影產生。

2.3弛豫時間 MRI中T1、T2分別指的是質子縱向和橫向弛豫時間，由相關參數構成的圖像通常被描述為T1加權像和T2加權像。T1和T2加權像是通過改變射頻脈沖時間，從而改變射頻脈沖序列重復時間、回波時間、圖像對比獲得。T1加權像重復時間和回波時間短，通常用于顯示正常的解剖結構，而T2加權像重復時間和回波時間長，可用于檢測感染、出血和腫瘤。T2加權序列更易受磁化率的影響，因此信號更易衰減[34]。

2.4成像參數 沿頻率編碼方向的偽影程度與頻率編碼梯度強度或讀出梯度強度成反比[35]。這種失真可以通過讀出時使用高頻編碼梯度部分抵消，相當于增加接收器帶寬，但這項技術會導致信噪比降低。

體素大小由圖像矩陣、視野大小以及圖像層厚度決定。運用增大圖像矩陣、減小視野以及層厚可降低體素大小，從而使偽影最小化[36]。但較小的體素尺寸也存在信噪比降低(每個體素中獲得信號的質子更少)的問題。一種補償損失信噪比的方法是增加激發(fā)次數，但這將導致成像時間增加。

3 減小偽影的方法

3.1種植修復材料選擇 部分患者存在鈦過敏，且金屬基臺在前牙修復時會導致軟組織變色而影響美觀。因此，氧化鋯種植體及基臺被認為是鈦種植體及金屬基臺的潛在替代品。雖然初衷并不是為了解決MRI中的金屬偽影，但研究已證明其MRI偽影明顯小于鈦種植體及金屬基臺[37]。目前因氧化鋯種植體和氧化鋯基臺的機械強度以及表面處理技術等仍有待優(yōu)化，因而臨床應用較少[38]。

種植上部修復，尤其是固定修復時，應盡量選擇偽影小的氧化鋯冠或貴金屬冠。采用螺絲固位的修復體可在行頭頸部MRI前暫時卸下種植體上部修復體，對于覆蓋義齒，尤其是有磁性附著體的覆蓋義齒，應在MRI前將口內銜鐵卸下，以減少口腔中金屬的存在。MRI掃描時，盡可能使種植體方向與外磁場方向平行，以使磁敏感性偽影最小化。但在大部分情況下，因種植體數量、幾何形態(tài)及部位的限制，很難做到與外磁場方向平行。

3.2MRI參數調節(jié) MRI常用的降低偽影的技術有：①低磁場強度，運用1.5 T代替3.0 T；②用FSE代替梯度回波序列；③減少回波時間；④增加接收器帶寬；⑤適當增加頻率編碼梯度場強度，或切換頻率和相位編碼方向；⑥增加圖像矩陣大小；⑦減少層厚；⑧脂肪抑制時采用反轉恢復序列或水脂分離序列；⑨先進的圖像采集和重建技術，如并行采集成像技術、部分傅立葉技術/欠采樣、壓縮感知等[39]。

上述方法可以用于大部分沒有特殊軟件或硬件修改的MRI系統(tǒng)，因金屬成分、尺寸以及形狀造成的偽影仍然會存在。一些金屬偽影抑制技術或偽影抑制序列正在被開發(fā)使用，如螺旋槳技術、視角傾斜、層間編碼金屬偽影矯正(slice-encoding for metal artefact correction，SEMAC)、超短回波時間序列、多采集與可變諧圖像結合序列及基于SPACE的多層采集視角傾斜(multi-slab acquisition with VAT,based on the SPACE，MSVAT-SPACE)序列，目前這些序列多用于整形外科或神經外科[40-41]。視角傾斜和SEMAC技術可明顯減輕口腔金屬造成的偽影[42-43]。使用視角傾斜，在讀出過程中，沿切片選擇長軸的附加梯度，這一附加梯度與脈沖發(fā)射的層面選擇梯度完全一致，MRI信號在兩梯度作用下，形成一傾斜角，減少層面內的變形，從而造成圖像切片內的剪切效果，減少金屬偽影。此項技術最主要的缺點是圖像模糊。SEMAC在切片選擇方向上應用附加相位編碼以校正層面間的變形，但其圖像采集時間較長。兩者聯合使用可很大程度地減輕金屬偽影[44]。

不同技術抑制偽影的效果也不同。Hilgenfeld等[45]比較了TSE-短時間反轉恢復(short time inversion recovery,STIR)序列、SEMAC-STIR序列、SPACE-STIR序列、MSVAT-SPACE-STIR序列在種植體單冠3D偽影中的畫面質量，并進行定量評估(標準化信噪比)和定性評估。研究發(fā)現，MSVAT-SPACE-STIR序列因具有更高的分辨率和歸一化信噪比而優(yōu)于SPACE-STIR序列；對于磁化率高的材料，SEMAC-STIR序列能明顯減小偽影體積，而對于磁化率低的材料，SEMAC-STIR序列和MSVAT-SPACE-STIR序列無明顯差異；在有限的采集時間內，SEMAC-STIR無法充分發(fā)揮其優(yōu)勢以抑制金屬偽影[45]。此外，該學者還比較了標準TSE序列、SEMAC序列、MSVAT-SPACE序列、PETRA(pointwise encoding time reduction with radial acquisition)序列種植義齒偽影，其中PETRA序列是一種能提供更高信噪比的特殊超短回波時間序列，而SEMAC序列的偽影抑制并不優(yōu)于TSE序列；MSVAT-SPACE序列能在抑制偽影的同時保證圖像質量；PETRA序列抑制偽影的能力取決于材料成分，在鈷鉻烤瓷冠-鈦種植體中，偽影體積較大，在氧化鋯冠-鈦種植體中，偽影體積與其他序列無差異，且PETRA序列的圖像質量較差[46]。

4 小 結

口腔內金屬材料對MRI有影響已成為共識，傳統(tǒng)固定修復義齒結構相對簡單，而種植義齒包括的種植體、基臺、牙冠或上部修復結構所用的材料和形狀多種多樣，不同于傳統(tǒng)修復義齒，其是由多種金屬和非金屬材料組成的三維物體，因此以往對某一種金屬材料的研究并不能完全代表種植義齒對MRI的影響，需要更多關于種植義齒對MRI偽影影響的研究。對于有金屬固定修復體，尤其是有種植修復的患者進行MRI檢查時，如何在保存修復體及種植體的前提下，根據金屬的大小、材料、植入位置、方向等因素綜合考慮，通過調節(jié)參數或采用更有效的方法以避免偽影的干擾，是影像醫(yī)師和口腔醫(yī)師共同需要攻克的難題。