朱純生 ZHU Chunsheng

洪國斌2 HONG Guobin

何 強1 HE Qiang

黃 樺1 HUANG Hua

黃惠蓮1 HUANG Huilian

1. 東莞市人民醫(yī)院放射科 廣東東莞

523000

2. 中山大學附屬第五醫(yī)院放射科 廣東珠海519000

三維數字減影血管造影（3D-DSA）可清晰顯示血管的三維立體結構，廣泛運用于臨床實踐中[1]，如在分析動脈瘤頸部結構和復雜動脈瘤結構方面有較大優(yōu)勢，尤其是在神經介入中的應用[2]，在介入手術時，雖然選擇合適的暴露靶血管的工作位置非常重要，但選擇合適的彈簧圈或支架大小也是治療的關鍵，其前提是準確測量目標物的大小。傳統(tǒng)2D-DSA的測量一般利用參照物，如導管或鋼球，或利用床高等參數進行測量，但平板DSA的3D-DSA重建圖像測量一般不需要利用參照物，其測量值誤差是多少及能否反映真實目標物的大小都是值得介入手術醫(yī)師關注的問題。本研究旨在運用自制模體評價3D-DSA的測量誤差及變形情況，為介入手術醫(yī)師提供更為全面、真實的圖像，從而保證介入手術的安全、順利進行。

1 材料與方法

1.1 材料 采用GE Innova 3100平板DSA系統(tǒng)，矩陣1024×1024，將28 cm×19 cm×14 cm的泡沫盒子盛滿水作為頭顱模體放置于導診床頭部，將9個直徑為10 mm的鋼球呈十字排列，鋼球間距3.5 cm，從左到右依次命名為A1、A2、O、B2、B1，從上到下（頂端頭側為上）依次為C1、C2、O、D2、D1，即十字交叉點為O（圖1A）,鋼球十字平面距床面10 cm，盡量水平于床面，側位透視下左右鋼球重疊，鋼球縱橫軸與平板縱橫軸一致。

1.2 方法 首先對DSA 機器系統(tǒng)進行3D校準，然后將頭顱模體做3D采集，參數：視野20 cm，機架選擇速度40°/s，小焦點，焦片距120 cm，透視下將O點置于視野中心（正側位均在視野中心，橫軸側位鋼球重疊），采集完后傳至ADW 4.3工作站，進行3D重建（矩陣512×512，無骨模式）。使用容積再現（VR）顯示3D重建影像，重建閾值1800。

1.3 測量 以O點為圓心，用弧線分別將A1、B1、C1、D1點連接，A2、B2、C2、D2點連接，呈同心圓形狀。故將A1、B1、C1、D1點連接成的圓形作為外帶區(qū)，A2、B2、C2、D2點連接成的圓形作為內帶區(qū)，O作為中央區(qū)。以O點為圓心，分別以A1、A2、O點連線，B1、B2、O點連線，C1、C2、O點連線，D1、D2、O點連線作為半徑。利用系統(tǒng)自帶測量方法直接測量每個鋼球直徑在正位、左側位、左前斜45°、右前斜45°、頭位30°和尾位30°6個體位的直徑（由于A1、A2、B1、B2和O在側位鋼球重疊，不能測量真實直徑，故不作測量要求），每個鋼球測量3次后取平均值，并計算其放大率。為保證測量的精確性，將重建視野放大至6.5 cm。

1.4 統(tǒng)計學方法 采用SPSS 15.0軟件，縱橫軸的各組（各條半徑）平均值行單因素方差分析，并利用最小顯著差數法對各條半徑上的數值進行兩兩比較，即對比內帶區(qū)、外帶區(qū)與中心區(qū)測量值（即放大率）的差異，P<0.05表示差異有統(tǒng)計學意義。

2 結果

2.1 不同體位鋼球的直徑 不同體位的鋼球直徑測量結果見表1，組間差異有統(tǒng)計學意義（F=73.454,P<0.001），即內帶區(qū)、外帶區(qū)及中央區(qū)的鋼球直徑有差異。

2.2 不同體位鋼球的放大率 不同體位鋼球的放大率見表2，各體位的最大放大率為外帶區(qū)（1.70%），最小放大率為中央區(qū)（－0.30%）。同一體位在不同角度測量的放大率變化不大，最大相差0.70%。通過相鄰3個鋼球即內帶區(qū)、外帶區(qū)與中心區(qū)的平均值的兩兩比較得出，外帶區(qū)大于內帶區(qū)和中心區(qū)（P<0.01），內帶區(qū)大于中心區(qū)（P<0.01）。

2.3 不同體位鋼球的變形 在不同角度觀察所有鋼球均呈圓形，未見明顯失真（圖1B~D）。

圖1 A. 9個鋼球的放置，鋼球間距3.5 cm，呈十字排列；B. 正位顯示球體邊緣清晰，無變形失真；C. 右前斜20°+頭19°顯示球體邊緣清晰，無變形失真；D. 左前斜109°顯示球體邊緣清晰，無變形失真

表1 不同體位鋼球的直徑測量值（ mm）

3 討論

目前新興的無創(chuàng)血管成像技術，包括磁共振血管成像（MRA）、CT血管成像（CTA）、超聲等，均以DSA為“金標準”來評估其對血管病變測算的敏感性及特異性。這對DSA測量的準確性提出了更高的要求，而且介入手術也是一種相對高風險的診療活動。3D-DSA可以從各個角度清晰顯示顱內血管的3D動態(tài)結構、形態(tài)、大小、位置及毗鄰關系，為腦血管疾病的診斷提供了更多信息，準確率達89%~95%[3-5]。

在介入診療過程中，準確的測量結果對手術的成功十分關鍵。如在行動脈瘤栓塞術中，選擇彈簧圈大小及是否需要支架輔助等非常重要，若彈簧圈選擇過大，不容易塞入瘤體中；若選擇過小，容易掉出來引起遠端血管栓塞以及其他并發(fā)癥。任何測量都會有誤差，將誤差控制在最小范圍或盡可能可以接受的最小區(qū)間是介入治療的前提。DSA有多種測量方法，包括自動等中心校準法、自動床面與靶血管距離校準法、導管校準法、距離校準法和球體校準法，每一種測量方法都有各自的特點，各自的誤差已有不少研究，誤差為3.41%~12.42%[6]。

表2 不同體位鋼球的測量放大率（%）

關于平板DSA三維重建后的測量誤差研究較少，或由于機器性能的差異，研究結果也不相同[6-8]。GE Innova 3100平板DSA的3D功能無需先進行旋轉采集蒙片，而是必須每隔一段時間進行3D校準一次，將測試模塊采集的數據儲存起來，然后運用于3D造影圖像，采用基本代數迭代算法包括原始扭曲的幾何影像和球管發(fā)出的椎體射線束精確糾正獲取的信息，重建出血管的真實三維空間結構。由于X線管的焦點是面光源，呈錐形放射，根據投照幾何學原理，任何方向、任何位置都有放大，而且外帶區(qū)相比中心區(qū)放大率大，中心區(qū)相對放大率小。因此，為彌補C形臂機架的不穩(wěn)定和探測器尺寸及重建錐角的限制，有研究提出基于椎體束射線對物體進行三維照射時采用加權濾波和反投影方法重建以達到更精確的重建數據[9]。另外，平板DSA在三維重建中需事先進行校準以糾正錐形射線束引起的變形放大[10]。運用Feldkamp算法[11]，對機架不穩(wěn)定性進行補償，在評價顱內血管的細節(jié)上更可靠。

本研究由于條件限制，缺乏測量3D-DSA的專用工具，便利用鋼球代表靶血管，以與頭顱大小相當的泡沫盒盛滿水作為模體。本研究發(fā)現，中心區(qū)的鋼球放大率變化不大，各體位的測量值為－0.30%~0.30%,而在外帶區(qū)放大率為0.70%~1.70%，內帶區(qū)放大率為0.30%~1.00%，說明距離中心束越遠，放大率越大，符合錐形射線的幾何成像原理。這就要求在進行三維采集時盡量將感興趣區(qū)置于中心。但從測量數據分析，本研究中最大誤差為1.70%，即0.17 mm，不大于2%的放大率在介入診療過程中是可以接受的誤差范圍。另外，本研究中未發(fā)現鋼球在任何位置發(fā)生變形失真現象，與國內其他研究有所區(qū)別，主要原因是本研究測量的是3D重建后的圖像，而不是旋轉采集的圖像[5]。因此，嚴格地說，3D-DSA測量的數據放大率不大，基本能反映所測試物體的真實大小和形狀，為介入治療手術提供了前提保障。本研究中重建成像采用VR技術測量，原因是VR技術是3D-DSA中評價顱內動脈瘤的最佳技術[12]。本研究所選擇的6個體位是所有DSA設備所能達到的角度，基本能代表三維空間位置。在普通DSA頭顱測量中運用的參考標記物基本都是直徑為10 mm的鋼球，故本研究以其作為對比物體。本研究的不足之處在于：鋼球在嚴格意義上不能代表血管，因其是固體，而動脈血管是有彈性的且可以搏動，而且鋼球是金屬物體，其密度與水之間的差異大，在VR重建時選擇的閾值可能偏大，其邊緣過于銳利。

綜上所述，在3D-DSA中測量數據比較真實可靠，完全滿足診療的需要，本研究結果同樣適用于其他運用三維重建的介入手術測量。為了更好地控制測量誤差，應該做到：①定期嚴格進行DSA機器系統(tǒng)校準；②將感興趣區(qū)盡量置于視野中心；③采用大矩陣、小視野；④測量時用放大測量。

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