CBCT アーティファクト | 広州ピンクローズグループ

Scientific Reports volume 12、記事番号: 15276 (2022) この記事を引用

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高密度の材料（金属など）によって引き起こされるビーム硬化アーティファクトは、顎顔面のコーンビームコンピュータ断層撮影（CBCT）画像における一般的な品質問題です。この実験的および分析的研究では、ジルコニアセラミックと純チタンという 2 つの典型的な歯科用インプラント材料の減衰パターンを調査しました。異なる X 線ビームエネルギー (60、70、80、90 [kVp]) を適用することにより、これらの材料のエネルギー依存の減衰が評価され、結果として得られる CBCT 画像におけるアーティファクトの誘発が評価されます。ジルコニア (Y-TZP-) インプラント (\(\varnothing\): 4.1 mm) と純チタンロッド (\(\varnothing\): 4.0 mm) が市販の CBCT (3D Accuitomo 170) で露出されました。 CBCT は、生の 2 次元 (2D) 投影放射線写真を 3 次元再構成に利用し、インプラントファントム画像の円形の中央スライスを介して減衰プロファイルを取得します。この位置で X 線がインプラントファントムを通過する距離が計算されました。この情報と線減衰係数を使用して、各材料とビームエネルギーの透過率と減衰率が計算されました。これらのデータは、インプラントの CBCT 画像の軸方向再構成で評価されたビーム硬化アーティファクトに関連していました。すべてのピークキロ電圧 (kVp) でのチタンの透過率は高く、60 kVp では Y-TZP の透過率が約 200% であるのに対し、90 kVp では 530% でした。直径 4 mm では、Y-TZP の透過率は 4 つのビームエネルギーすべてに対してわずか約 5 % でした。この発見と一致して、Y-TZP のビーム硬化アーチファクトは、より高いエネルギーを使用しても低減できませんでしたが、チタンの場合、ビーム硬化アーチファクトはエネルギーの増加とともに減少しました。この研究で使用したエネルギースペクトル (60 ～ 90 kVp) では、チタンによって引き起こされるビーム硬化は、より高いエネルギーを使用することで軽減できますが、ジルコニアセラミック (Y-TZP) の場合はそうではありません。

コーンビームコンピュータ断層撮影法 (CBCT) は、歯科インプラントの術前計画において重要な役割を果たします1。インプラントは多くの国で一般的な修復物となっているため、キャリアから取得した CBCT スキャンでもインプラントが描写されることがよくあります。歯科インプラントの大部分は、化学的に非常に安定した酸化物表面を備えた高純度のチタンで作られています2。 CBCT スキャンにおけるアーティファクトの影響は実験的に説明されており 3、4、5 、また分析的にも説明されています 6。近年、ジルコニア製の歯科インプラントが販売され、挿入されることが増えています7。これらは、通常 3 mol% イットリウム (Y-TZP)8 で安定化された結晶質二酸化ジルコニウムでできています。寸法やデザインはチタンインプラントとほぼ同じです。ビーム硬化アーティファクトの基本的な部分は、X 線ビームのエネルギースペクトルを変化させる高密度、つまり大幅に減衰するインプラント本体のフィルタリング効果によって発生します。このような高密度 (減衰が強い) 物体を透過した後のビームには、線源から放射されるスペクトルよりも比較的高エネルギー (波長が短い) X 線が含まれます。このプロセスはビーム硬化と呼ばれます。残念ながら、再構成ではスペクトル内のエネルギーが同一であると想定されており、この誤差が 3 次元 (3D) 再構成プロセスに伝播します 9。簡単に説明すると、減衰物体 (ここではインプラント) の「後ろ」にある検出器に到達する比較的高すぎるエネルギーが再構成されたボリュームに逆投影され、ビーム方向に暗い (低密度の) 線が生じます。減衰は主に、コンプトン散乱と光電効果という 2 つの主要なメカニズムによって引き起こされます10。前者は CBCT に通常適用されるエネルギースペクトルにわたってかなり安定していますが、光電効果はエネルギーに強く依存します 10。ここで、ビームのエネルギーは内側の k 軌道から電子を除去し、それによって正電荷をもつイオンを生成することができます。それぞれの材料の k 軌道から電子を除去するのに必要なエネルギーをわずかに超えるエネルギーでは、材料の減衰が急激に増加します。このいわゆる「k エッジ」は材料に特有であり、原子番号の増加とともに増加します。ここで調査した 2 つの材料の k エッジ減衰エネルギーは、チタンでは 4966.4 eV であるのに対し、ジルコニアセラミックの主化合物であるジルコニウムでは 17,997.6 eV です。ジルコニアによって引き起こされる CBCT 画像内のアーティファクトを調査する実証研究が発表されています 11、12、13。ただし、背景をよりよく理解し、その影響を最小限に抑えるためには、物理データと 3D 再構成プロセスに関する知識を使用して、これらのアーティファクトを分析的な観点からも研究する必要があります。

チタンおよびジルコニアセラミック (Y-TZP) CBCT アーティファクトの実験データに関するかなり大量の文献が存在するにもかかわらず、我々の知る限り、根底にある減衰の違いと、異なるビームエネルギーにおけるアーティファクトに対するそれらの影響に関する分析データはありません。これまでに出版されています。この研究は、背景を議論し、異なるビームエネルギーを使用して CBCT 装置で画像化したときにジルコニア (Y-TZP) およびチタンインプラントから生じるアーチファクトの負担を調査することを目的としていました。この目的のために、CBCT 再構成に使用される投影 X 線写真から、両方の材料と 4 つの異なるビームエネルギーについて実際の減衰が計算されました。その後、減衰実験の結果は、再構成されたインプラント画像で測定されたビーム硬化アーティファクトと比較されました。

ビーム硬化アーティファクトは、放出された X 線スペクトルから長波長をフィルタリングして、フィルタ対象物 (歯科インプラントなど) の「背後」(X 線ビームの経路内) のビームが対象物 (歯科インプラントなど) のビームと大幅に異なることによって発生します。合成で放出されたビーム。より短い（よりエネルギーの高い）波長のみが含まれるため、ビームは「強化」されます。残念ながら、再構成プロセスでは、放出されたビームと検出器に到達するビームが等しいことを前提としています。この不一致により、再構成プロセスにエラーが生じ、常に X 線ビームの方向を向いた暗い (明るいものと組み合わされた) 線や縞として表示されます。後者は、（フィルタリングされた）逆投影9に基づく再構成プロセスの反対（逆）方向です。原子番号 22 のチタンは、歯顎顔面用 CBCT 装置で使用される典型的なエネルギー (60 ～ 120 kVp) の X 線スペクトルを大幅に変えることが示されています6。ジルコニアインプラントの母材であるジルコニウムの原子番号は 40 であるため、必然的にチタンに比べてビーム硬化効果がより顕著になります。 Y-TZP インプラントは、酸化ジルコニウムと酸化イットリウムで構成されています。残念ながら、正確な質量減衰係数は米国標準技術研究所の Web サイト (physics.nist.gov) から入手できません。したがって、Y-TZP によって引き起こされる予想されるアーティファクトを解析的に評価するには、実験による減衰測定が必要です。照射中に CBCT 装置で取得した 2D 投影放射線写真 (PROJ) (図 1) から、ジルコニアとチタンによる減衰を導き出します。これらのデジタル X 線写真は、CBCT ボリュームの 3D 再構成に直接使用されます。残念ながら、デジタル X 線撮影では、グレー値と線量の間に直接の関係はありません 14。したがって、3D 再構成に使用される投影画像内のグレー値の直接測定は、入射ビームのエネルギーを示すものではありません。これは、フィルムと比較してデジタル受容体のダイナミックレンジが非常に広いことと、表示のために画像を処理する必要があるためです。言い換えれば、最終的に観察者に表示される特定のピクセルのグレー値は、相対的な方法でしか調べることができません。それにもかかわらず、この研究の背後にある基本的な考え方は、CBCT 再構成に使用される投影画像内で測定されたグレー値を依然として使用することです。 Y-TZP またはチタンに加えて低吸収空気を曝露することにより、「相対」減衰係数を計算でき、これをビーム硬化アーティファクトに関する評価に含めることができます。線源の出力強度 \(I_{0}\) に関する情報は簡単に入手できないため、このアプローチでは、ビームの経路に空気だけが存在する検出器に当たる強度が \(I_{0}\) に最も近いと仮定します。 \)。ほぼ同じ寸法の吸収空気も、露出される他のすべての構造のビーム経路内にあるため、空気のゾーン内のグレー値とインプラント画像内のグレー値を使用すると、合理的な近似値が得られると思われます。このアプローチは、メーカーによる画像処理の線形性を前提としています。メーカーは、多数の PROJ から検出器で測定された強度 (グレー) 値を再構成プロセスに直接使用しているため、これは確かに意味のある仮定です。

Y-TZP インプラントが FOV の中心に配置されている 3D Accuitomo からの例示的な 2D 投影 X 線写真。白い線は、グレー値プロファイルが測定および評価された線を表しており、最終的にはインプラント画像内の値のみが透過率の計算に使用されます。

空気による減衰を無視して、透過した（減衰していない）放射線の割合を調べるために、空気のみが描かれている領域では放出された放射線が入射放射線と等しいと仮定します。線形減衰係数は次から得られます。

これは次のように書き換えることができます

ここで、I と \(I_{0}\) はそれぞれ入射強度と放出強度を表し、x は X 線が吸収体を横切る距離を表します。式の \(\mu\) (2) は、空気のみが吸収体として作用している領域のピクセルから放射強度を導き出すことができるという仮定の下での「相対」質量減衰係数を示しています。吸収体の「後ろ」で測定された強度の割合が透過率 T を定義します。ここで \(T=\frac{I}{I_{0}}\) です。式を整理すると、 (2) そして 10 進対数を導入すると、減衰 \(A=\log \frac{I_{0}}{I}\) が得られます。吸収体として、歯科インプラントは、検出器 D から距離 h にある点状 X 線源 o から焦点物体距離 f (CBCT メーカーの仕様から既知) に位置する半径 r を想定しています (図2A）。

(A) 半径 r のインプラントが検出器 D 上の焦点 o から露出しているイメージング形状の上面図。中心の X 線は破線で表されます。例として、次元 p のピクセル \(P_{1},P_{2}\) とそれぞれの距離 \(x_{P_{1}},x_{P_{2}}\) が示されています。それらの中心は \(p_{1/2},p_{3/2}\) にあります。 (B) インプラントを通る X 線経路の計算に使用されるインプラント断面内の距離と角度。

このモデルは、インプラント画像の一部 (図 2) でビームがインプラントを通過する距離 x の計算に基づいています。これは、インプラントの円形断面を表します。つまり、中心 x が横切る部分です。 -レイ。この距離 x は次の式で与えられます。

すべての角度 \(\gamma \in \left( 0,\gamma _{max}\right)\) (図 2B):

ここで、d は o から X 線がインプラントに接触する接線点までの距離を示します。 \(i\in (1,\ldots ,k)\) を使用して、インプラントの影で覆われた辺の長さ p の k 個のピクセルを表す \(P_{i}\) の x を取得することを目的としています (図. 2) インプラントの断面画像の中心 X 線 (\(\gamma =0\)) から周囲まで数えた場合。その結果、中心 X 線と i 番目のピクセル \(P_{i}\) の間の角度 \(\gamma _{P_{i}}\) は次のように求められます。

CBCT スキャンは、(a) 直径 4.1 mm の Y-TZP サーコニアインプラント (特許、Zircon Medical Management AG Altendorf、スイス) および直径 4.0 mm の純チタンロッド (TICO、Titan Concept、ベルリン、ドイツ) から取得されました。 4 つの異なるビームエネルギー (ピークキロ電圧: 60、70、80、90 [kVp]、表 1) を除いて、すべての露光パラメーター (表 1) は一定に保たれました。 CBCT は、3D Accuitomo 170 マシン (J Morta Corp、京都、日本、内部フィルター: 3.1 mm アルミニウム) および標準露出モードを使用して取得されました。この目的のために、インプラントは視野 (FOV) の中心にある木製の棒に固定して正確に垂直に配置されました。つまり、評価に使用されるインプラント部品が視野内の正確に中央に配置されるため、中央の x 軸が一致します。光線はそれを通過します。この仮定の下では、図 1 の線は、インプラントの円形断面が画像化される平面を表します。この位置でのみ、製造元が指定した光源から物体までの距離 f (表 1) が正確に適用できることに注意してください。これは、xyz ポジショニングレーザーと、この CBCT デバイスに実装されたスカウト機能によって保証されました。後者では、続いて 2 つの垂直なスカウト X 線写真上のモニター上にマウス駆動の照準長方形を配置することにより、レーザーで定義された最初の位置を正確に微調整することができます。この改良によると、機械はモーター駆動の xyz 運動によって物体に対する線源検出器ユニットの位置を修正します。 Y-TZP インプラントは冠状に約 10 mm の空洞を含んでいます。アバットメントの深さは 3 mm。したがって、4.1 mm Y-TZP の全直径が投影内でその後に測定が行われる位置に確実に配置されるように、空洞の下でねじ山の上にある全材料部分を FOV の中心に配置する必要がありました。画像（図3）。インプラントの測定部分を FOV の中心に正確に配置することで、上記の幾何学的仮定 (図 2) が可能な限り正確に満たされます。

再現性を評価するために、同一条件下で、最初の取得から数週間後に 2 番目の CBCT セットを取得しました。

Y-TZP インプラントを CBCT デバイスの中心に配置し、露出させてセットアップします。統合されたレーザービームにより、中心光線が視野の中心に正確に配置されるため、必要なインプラント断面が各 PROJ の中心に配置されます。

3D Accuitomo では、578 個のプロジェクトをマルチレイヤー tiff ファイルとしてエクスポートできます。単一の tiff ファイル (投影放射線写真) は、ImageJ (https://imagej.nih.gov/ij/download.html) を使用して抽出され、元の 16 ビット深度で保存されました (例は図 1 を参照)。 Accuitomo に画像データが含まれていない最初の 50 枚の投影 X 線写真を破棄し、残りの 528 個の PROJ を 10 で割って、52 番目の PROJ ごとに抽出して、画像が 360\(^\circ\) のスキャンアーチ全体に均等に分散されるようにしました。デバイス。得られたキロ電圧ごとの 11 枚の投影 X 線写真のそれぞれでは、X 線写真全体を通る水平線が、同じ y 座標にある X 線写真の垂直方向の中心にあるインプラント本体 (図 1) を通って構築されました。その線のグレースケールプロファイルが数値として保存されました。デバイス内のインプラントの避けられない小さな位置決め誤差により、インプラントのプロファイルの X 座標位置が PROJ 内でわずかに異なりました。このような誤差を減らすには、360\(^\circ\) の範囲で取得した 11 個のプロファイルを平均する必要がありました。この目的のために、R 言語と統計計算環境 (R Foundation for Statistical Computing、オーストリア、ウィーン) を使用して、各プロファイルの数値導関数が計算され、その鋭い最大値が各ラインプロファイルのインプラント画像の幅を示しました。プロファイルは、相互に正確に適合するように、最大値の両側で対称的に切り取られています。そうすることで、インプラント画像に沿った値のみが取得され、その後平均化されて (電圧および材料ごとに 11 のプロファイル)、さらなる処理のための安定したインプラント減衰プロファイルが得られました。取得ごとの 11 個の PROJ 内のラインプロファイルに加えて、空気のみが描かれている 10 x 10 ピクセルの領域が、画像境界から約 1/4 の周囲で特定されました。アキュイトモには取り外し不可能なカーボニウム製ヘッドレストが組み込まれているため、空気値ではこのヘッドレストの画像を含む領域は使用されませんでした。これらの空気値は 11 個の PROJ にわたって平均され、それぞれのキロ電圧の検出器に入射する最大強度 \(I_{0}\) として定義されました。両方の取得インスタンスからの PROJ は同じ方法で評価されました。

距離 x の計算検出器の既知の画像形状とピクセルサイズにより、ピクセルの中心で検出された「X 線」がインプラントを通過する距離を定義するコード長 x が決まります。この目的のために、i 番目のピクセル \(p_{i}\) の角度 \(\gamma _{p_{i}}\) のみを計算し、その値を式 (1) に挿入できます。 (4) xの長さを求めます。これは、各キロ電圧の平均線プロファイルに沿ってすべてのピクセルに対して行われます。

再構成された CBCT データにおけるビーム硬化アーティファクトの計算減衰結果は、DICOM スライスとしてエクスポートされた再構成インプラントファントム画像内で発生する実際のビーム硬化と比較されました。ここでは、最初の実験の再構成画像を評価しました。 2 つの材料とエネルギー間のビーム硬化効果を定量的に比較するために、4 つすべてのエネルギーについて、断面の中心を中心とする線のプロット (図 5) がインプラント画像の端に広がるように生成されました。これは 170\(^\circ\) の範囲で行われたため、エネルギーごとに 17 のプロットが利用可能になりました。これらは（エネルギーごとに）平均され、各平均プロファイルの微分係数が計算されました。一次導関数の最大値を使用することにより、プロファイルは互いに中心を合わせられ、平均化されました。その際、ビームエネルギーごとに 1 つのグレー値プロファイルが計算されました (図 6)。さらに、90 kVp と 60 kVp の間のインプラント画像内の中央グレー値間の最大相対差が、両方の材料について計算されました。

メソッドエラーメソッドエラーは、2 つの取得間の計算された透過の差として表されます。これらは、対応のある T 検定および 5% の有意水準によって評価されました。

両方の材料と 4 つの異なるビームエネルギーの透過プロファイルを両方の取得で平均化しました。材料内の等距離にある材料間の透過の違いと、Y-TZP およびすべてのエネルギーの透過プロファイルの類似性に注目してください。

予想通り、4 キロ電圧の両方の取得で平均した透過率 T は、Y-TZP よりもチタンの方が大幅に高かった (図 4)。チタンの場合、4 ミリメートルの距離 x での T は、60 kVp で Y-TZP の透過率の 196%、90 kVp で 530% でした (図 4)。インプラントの全直径（4.1 mm）における Y-TZP の T は、4 つのエネルギーすべてにおいて比較的等しく、\(I_{0}\) のわずか約 5% でした (図 4)。チタンの場合、x = 4 mm (インプラント直径) で検出器に影響を与える強度の割合は、60 kVp で約 8%、90 kVp で 26% です。 Y-TZP の場合、同じ範囲は非常に小さく、すべてのビームエネルギーに対して約 3 ～ 5% です。 (図 4) から、インプラント内のすべての距離 x にわたる Y-TZP の透過率は、すべてのビームエネルギーに対して非常に類似していることが明らかです。減衰に関しては、厚さ 4 mm の材料の場合、Y-TZP は 60 kVp でチタンより 68% 多く減衰し、90 kVp では 225% 多く減衰しました (表 2)。

どちらのエネルギーについても、最初の取得と 2 番目の取得の間に有意な透過の差は観察されませんでした (表 3)。透過率間の絶対値の差は小さく、絶対値の範囲はチタンでは -0.00138 ～ 0.02813 であるのに対し、Y-TZP では 0.00589 ～ 0.02194 でした (表 3)。

チタンの k エッジ減衰エネルギーは 4966.4 eV であるのに対し、Y-TZP の主化合物であるジルコニウムの場合は 17,997.6 eV です。おそらく、低エネルギー (つまり 60 kVp または 70 kVp) の Accuitomo の X 線管によって放出されるスペクトルには、4 keV と 17 keV の間のこのエネルギー範囲の大量の X 線が含まれていると考えられます。図 7 から、最大 100 keV のエネルギーに対するジルコニウムの k-egde から、後者の質量減衰係数はチタンの質量減衰係数よりもかなり高く、曲線は互いにほぼ平行であることが明らかです (図 7)。。この研究では、インプラント材料の CBCT 再構成によるプロファイルプロットは、中央の著しく低いグレー値によるビーム硬化効果を示しています (図 5 および 6)。後者は Y-TZP ではるかに顕著であり、グレー値の減少が中心でインプラントの端のピーク値のほぼ 50% を占めます。また、Y-TZP の場合、90 ～ 60 kVp を比較した場合、中央のグレー値の差はわずか 4.9% です。チタンの場合、この差は 39.8% になります。

両方の材料および最小 (60 kVp) と最大 (90 kVp) のビームエネルギーについて、DICOM CBCT 再構成によるインプラントサンプルをスライスします。ビーム硬化は、均一なインプラントの中心で、かなり濃い灰色の値としてはっきりと見えます。これは、Y-TZP 再構成 (下の行) で特に強調されます。

インプラントサンプルの再構成された 3D CBCT 画像で実際に発生するビームハードニングの数値比較。プロットは、インプラント断面全体の平均グレー値プロファイルを示しています (図 5 を参照)。 Y-TZP の顕著なビーム硬化アーティファクトは 4 つのエネルギーすべてに等しく、インプラント画像の中心のグレー値が約 50% 大幅に減少していることに注目してください。

1 ～ 100 kVp のビームエネルギーに対するチタンとジルコニウム (Y-TZP の主化合物として) の質量減衰係数のプロット (データは、physics.nist.gov から取得)。

ビームハードニングによって引き起こされるエラーは、再構成されたボリューム内の投影 (再構成) ラインに沿ったオブジェクトの構成 (グレー値で表される) の不正確な表現です。臨床的に言えば、この方向に沿って暗い縞が発生し、CBCT 画像の可読性が損なわれることがよくあります。原子番号が大きいほど、より多くのビーム硬化が発生します15。この研究では、ジルコニアインプラント (Y-TZP) と純チタンインプラントによって引き起こされるアーティファクトレベルの分析評価を提供します。酸化イットリウム添加剤を含む典型的な酸化ジルコニウム材料である Y-TZP 組成が、ジルコニアインプラントの代表として選択されました。 CBCT スキャン中に取得された 2D 放射線投影画像を評価と数学的計算の入力として使用することにより、典型的なインプラント直径 (チタン: 4.0 mm、Y-TZP: 4.1 mm) によって引き起こされる減衰と透過が評価され、キロ電圧と材質。歯科用 CBCT 装置で使用される典型的なピークキロ電圧 (60 ～ 90 kVp) では、Y-TZP ではチタンと比較して最大 225% 多くの X 線ビームの減衰が観察されました。チタンの質量減衰係数は次のとおりです。米国国立標準技術研究所の Web サイト (physics.nist.gov) データベース。残念ながら、ジルコニアに関して簡単に入手できるそのような情報はありません。したがって、純粋な数学的アプローチには物理データが不足しているため、適切な実験から得る必要があります。この実験的研究のアプローチは、各 CBCT スキャンで取得された数百の PROJ のサブサンプルを評価の入力として使用することでした。この背後にある合理的な理由は、メーカーが CBCT ボリュームの 3D 再構成にこれらの X 線写真を使用しているということでした。したがって、これらの入力画像 (通常は臨床医が使用したり表示したりしない) の処理はあまり行わないほうがよいと考えて間違いありません。少なくとも、検出器のピクセルで測定された密度 (検出器に入射するエネルギーを表す) が 3D 再構成に適用される逆ラドン変換に直接伝播されるため、線形演算のみが適用される可能性が非常に高いと思われます。この仮定の下で、PROJ 上の空気画像のみで表される「減衰なし」とインプラントの影の減衰との間の範囲が強度範囲として定義されました。物理的には実際には正しくありませんが、発生源から放射される未知のスペクトルを考慮すると、この研究で使用される単純化されたモデルにより、放射強度の合理的なモデル化が可能になります。すべての PROJ の取得ジオメトリは同一であるため、この単純化によって生じる誤差は小さくなります。さらに、すべての計算について同じ誤差が方程式 (式 (2)) に入力されるため、結果として生じる誤差は比較評価では無視できる程度になります。インプラントの「背後」で測定された強度は、この強度範囲の一部として計算されました。相対減衰係数 \(\mu\) は、表 1 で定義された 4 つの露光設定のそれぞれの線減衰係数 (式 (2)) から取得されました。元素ジルコニウムとチタンの元素 22）は、ジルコニアインプラントがチタンよりも大幅に多くの X 線エネルギーを吸収することを明らかに示唆しています。ただし、Y-TZP は、酸化ジルコニウム (約 92%)、酸化イットリウム (約 5.5%)、およびいくつかの微量成分 (例えば、約 1.9% のハフニウム酸化物と 0.25% の酸化アルミニウム) のかなり複雑な混合物です16。したがって、化合物の全体の質量減衰係数は、純粋な金属ジルコニウムの質量減衰係数とは確実に異なります。さらに、質量減衰係数の差はビームエネルギーと線形に関係しません。再構成された CBCT 画像における実際のビーム硬化により、60 kVp で発生したアーチファクトとチタンの 90 kVp で発生したアーチファクトとの間に約 50% の違いがあることが明らかになりました。ただし、同じエネルギー範囲の場合、Y-TZP の場合、この最大の差は約 5 % にすぎません。これは、Y-TZP 減衰が 60 kVp と 90 kVp の間で非常にわずかに異なるだけである減衰結果を明確に裏付けています (3.5% 対 4.5% の強度差)。これらの発見は文献によっても裏付けられています。バスコンセロスら。 70 kVp、80 kVp、および 90 kVp では、チタンインプラントと比較した場合、ジルコニアの顕著なアーティファクトが見つかりました 17。同一のエネルギーについては、同じ関係が Freitas らによって報告されました 18。実験データから、チタンと比較した場合の Y-TZP のビーム硬化は、90 kVp までのより高い電圧によって著しく低下させることはできないと結論付けることができます。この発見は、再構成された CBCT データの評価とも一致しています (図 5)。臨床医にとって、この結果は、Y-TZP アーチファクトは、この評価で適用される範囲のより高いキロ電圧によって大幅に低減できないというように解釈できます。 90 kVp を超えるキロ電圧がそのようなアーチファクトをどの程度低減できるかは、この研究から直接結論付けることはできません。しかし、図 7 の曲線の傾きは、この効果が少なくとも 100 kVp までは当てはまることを示唆しています。しかし、チタンの場合、60 kVp と 90 kVp の間で約 77% というかなり大きな減衰の差が観察されました。この発見によれば、チタンのビーム硬化アーティファクトは、90 kVp では著しく目立たなくなりました (図 6)。この実験には、言及しなければならないいくつかの欠点があります。まず第一に、残念なことに、Accuitomo デバイスは 60 ～ 90 kVpeak のエネルギー範囲のみを採用しています。したがって、歯科用 CBCT 装置でもよく使用される 120 kVpeak までのより高いエネルギーを調査することはできませんでした19。一方、このアプローチでは、この特定のデバイスでは簡単にエクスポートできる生の投影放射線写真へのアクセスが必要ですが、他のほとんどの CBCT ではこれは当てはまりません。 Y-TZP とチタン間の透過率の差が kVpeak とともに直線的に増加することを考慮すると、これはわずかに高い kVpeak エネルギーでも継続すると結論付けるのが安全であると思われます。また、この仮定を裏付けるのは、より高いエネルギーがスペクトルを両方の k エッジ減衰エネルギーからさらに遠ざけるという事実です。この研究のもう 1 つの欠点は、Y-TZP とチタンインプラントの直径がわずかに異なることです。これは、それぞれのインプラントサンプルとチタンインプラントを表す純チタンロッドが入手可能だったからに他なりません。ただし、これは再構成されたCBCT画像（図6）内のビーム硬化アーティファクトの直接比較にのみ影響し、「X線」が画像を横切る正確な距離を計算して計算された減衰結果には影響しないことに注意する必要があります。インプラント。

実験と減衰プロセスの数学的モデリングから、歯科および顎顔面の CBCT で使用される典型的なエネルギー範囲 (60 ～ 90 kVp) の Y-TZP ジルコニアインプラントは、他のインプラントと比較して、ビームエネルギーが最大 225% 多く減衰することが観察されました。純チタンインプラント。この研究で使用したエネルギースペクトルの場合、チタンによって引き起こされるビーム硬化は、より高いエネルギーを使用することで軽減できますが、ジルコニアセラミック (Y-TZP) の場合はそうではありません。

現在の研究中に使用および/または分析されたデータセットは、合理的な要求に応じて責任著者から入手できます。

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Zircon Medical Management AG、スイスのアルテンドルフは、当社にY-TZPインプラントを提供していただき、感謝の意を表します。

ベルン大学歯学部口腔診断科学部門、ベルン、3010、スイス

ラルフ・シュルツ

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RS が研究全体を構想し、実施しました。彼はまた、データの評価、原稿の執筆、修正も行いました。

ラルフ・シュルツ氏への手紙。

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転載と許可

Schulze, R. さまざまなビームエネルギーにおけるチタンインプラントと比較したジルコニアベースの CBCT アーティファクト負荷: 分析的アプローチ。 Sci Rep 12、15276 (2022)。 https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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受信日: 2022 年 4 月 14 日

受理日: 2022 年 8 月 29 日

公開日: 2022 年 9 月 10 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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