基于顯微c及miminis的牙根表面積測(cè)量

基于顯微c及miminis的牙根表面積測(cè)量

牙齦周圍的面積通常對(duì)應(yīng)于牙齒的表面（ra），這是影響牙齒周圍、修復(fù)和正?；蔚闹匾蛩亍?zhǔn)確測(cè)量RSA可以幫助臨床醫(yī)師正確估量牙齒相關(guān)疾病的預(yù)后,并制定相應(yīng)的治療計(jì)劃。以往測(cè)量RSA的方法主要有4類:(1)涂膜法,即在牙根表面刷上或貼上一層材料(如:塑料多聚物前體、錫箔、薄紙或膠乳等),待形成薄膜后將其剝下,展開后測(cè)量薄膜的面積;(2)重量轉(zhuǎn)換法,即先在牙根表面均勻地刷上一層材料(如:蠟),然后稱量、計(jì)算牙齒涂刷前后的重量變化,最后根據(jù)已知的涂層厚度和涂層材料密度即可依次計(jì)算出整個(gè)牙根涂層的體積及表面積;(3)分層測(cè)量疊加法,垂直于牙根中心軸作連續(xù)片切,然后以每層的周長(zhǎng)乘以層厚分別計(jì)算各層的RSA,最后再將各層RSA相加即得到牙根總RSA;(4)根據(jù)不同角度拍攝的牙根2D光學(xué)照片或X線片進(jìn)行估算。然而,以上方法均有準(zhǔn)確性差,操作復(fù)雜等缺陷。顯微CT因其具有精度高,對(duì)樣本無(wú)破壞性等優(yōu)點(diǎn),近年來(lái)已被廣泛應(yīng)用于牙齒形態(tài)的研究;并且可通過三維重建軟件將2D掃描圖像進(jìn)一步重建為3D模型,而對(duì)牙齒的內(nèi)外結(jié)構(gòu)進(jìn)行定性或定量分析。然而,目前尚未見利用顯微CT技術(shù)測(cè)量RSA的相關(guān)報(bào)道;以往文獻(xiàn)也未提及牙根表面的光滑度、建模時(shí)體素尺寸等因素對(duì)RSA測(cè)量的影響。本實(shí)驗(yàn)的目的是利用顯微CT及三維重建軟件Mimics對(duì)RAS進(jìn)行測(cè)量;并著重探討建模時(shí)像素尺寸、層厚與模型光順度等對(duì)RSA測(cè)量值的影響。1材料和方法1.1顯微ct掃描臨床收集因牙周病或正畸減數(shù)拔除的牙體完整、根尖發(fā)育完成的恒牙10個(gè)(上頜中切牙及側(cè)切牙;下頜側(cè)切牙;上、下頜尖牙、第一前磨牙、第一磨牙;下頜第二磨牙各1個(gè)),去除牙齒表面的牙石及軟組織后,將各牙固定于2cm×2cm×3cm泡沫塑料方塊中(每個(gè)方塊最多平行固定4個(gè)多根牙或6個(gè)單根牙)。然后用顯微CT(Inveon,SiemensMedicalSolutions,德國(guó))進(jìn)行掃描,掃描軌跡垂直于牙體長(zhǎng)軸;掃描條件:體素設(shè)置為(15×15×15)μm;旋轉(zhuǎn)角度360°,電壓80kV,電流500μA,曝光時(shí)間500ms,0.5mm鋁過濾器。1.2牙體硬組織的數(shù)字化建模將掃描后獲得的二維CT圖像序列(DICOM3.0格式)導(dǎo)入Mimics10.01(Materialise,Leuven,比利時(shí))軟件,在Mimics10.01界面下,利用灰度閾值法分割工具定義合適的CT值范圍,并抽提出牙體硬組織的區(qū)域邊界;利用“孔洞充填”工具再?gòu)难荔w硬組織區(qū)域中抽提牙髓腔的區(qū)域邊界。然后,分別選擇不同的XY平面像素尺寸(30、60、90、120、150及300μm)及Z軸層厚(掃描層厚30、60和120μm)進(jìn)行三維重建,建立牙齒(牙體硬組織)及牙髓腔的三維模型,并通過布爾運(yùn)算將牙髓腔與牙齒硬組織數(shù)字化模型相加,取得不帶任何空腔的牙齒三維實(shí)心模型(按不同體素尺寸進(jìn)行3D重建時(shí),各標(biāo)本的CT閾值范圍保持不變)。Mimics能夠直接讀取每個(gè)模型的總體積、總表面積、三角面片數(shù)目。1.3牙髓腔實(shí)質(zhì)模型的切割設(shè)置不同的光順度參數(shù)(光滑因子依次為0.5、0.8、1.0,迭代次數(shù)依次為0、1、2、4、8、16、32、64,體積收縮補(bǔ)償分別選是與否)對(duì)牙齒實(shí)心模型進(jìn)行光順處理,并在不同參數(shù)組合下對(duì)各牙齒的RSA進(jìn)行測(cè)量分析。觀測(cè)不同模型精度、光順度下RAS測(cè)量值的變化。由于Mimics軟件只能直接讀取每個(gè)模型的總體表面積,測(cè)值不僅包括模型外部的表面積,也包括內(nèi)部空腔的表面積;并且無(wú)法自動(dòng)沿釉牙骨質(zhì)界(cemento-enameljunction,CEJ)將RSA從牙齒總面積中區(qū)分開來(lái)加以讀取。因此,利用布爾運(yùn)算中的加法運(yùn)算,將牙髓腔數(shù)學(xué)模型與牙齒數(shù)學(xué)模型相加,可建立牙齒的三維實(shí)心模型,以消除模型內(nèi)部牙髓腔的表面積。然后沿CEJ對(duì)實(shí)心模型進(jìn)行虛擬切割,將其分成冠部與根部2個(gè)部分,并通過Mimics直接讀模型切割前后的總體表面積及各部表面積。最后,利用以下公式計(jì)算切割面的橫截面面積(SS)。SS=(SC+SR-ST)/2,其中SC為切割后冠部模型總面積,SR為切割后根部模型總面積,ST為切割前牙齒模型總面積;再以SR-SS即可間接計(jì)算出RSA(圖1)。2結(jié)果2.1不同層厚厚度對(duì)初始模型體積的影響同一標(biāo)本在建立不同精度3D模型時(shí),若定義牙體組織的CT閾值范圍不變,初始模型(光順操作前)的體積將隨著XY平面像素尺寸變大而逐漸增加(圖2)。其中像素由30μm增大至90μm時(shí),模型體積增加達(dá)2.5%~4.0%;像素達(dá)120μm時(shí),體積增加達(dá)2.4%~5.9%;像素達(dá)150μm時(shí),體積增加達(dá)4.1%~6.3%;但層厚對(duì)初始模型體積影響較小(圖3)。若光順操作時(shí)未選“體積補(bǔ)償”項(xiàng),模型體積則會(huì)隨著光順計(jì)算迭代次數(shù)的增加而呈線性減小;像素越大、層厚越厚,模型體積的下降斜率越陡。2.2不同光順迭代次數(shù)時(shí)rsa的變化對(duì)模型進(jìn)行光順操作時(shí),隨著光滑因子的增大,以及光順迭代次數(shù)的增加,模型表面的毛刺逐漸消失,RSA測(cè)值隨之降低,兩者呈負(fù)相關(guān),但并非為線性關(guān)系(圖3~5)。若選擇體積補(bǔ)償,隨著光順迭代次數(shù)增加,RSA在開始階段快速減小,模型表面CT噪聲形成的毛刺越多,下降幅度越顯著。但當(dāng)?shù)螖?shù)>4~8次后,RSA下降趨勢(shì)明顯減弱,RSA與光順度關(guān)系曲線開始逐漸走平,RSA值趨于穩(wěn)定;模型像素尺寸越大,曲線平緩段位置越高,即相同光順度時(shí)像素越大,RSA值更大。而如果光順操作時(shí)未作體積補(bǔ)償,RSA測(cè)值往往比體積補(bǔ)償時(shí)更小,尤其在迭代次數(shù)>4~8次后,下降趨勢(shì)與初始階段比雖有所減弱,但仍然呈持續(xù)線性下降趨勢(shì);且模型體素尺寸越大,RSA減小趨勢(shì)越明顯,隨著迭代次數(shù)增加,牙齒的解剖形態(tài)明顯失真(圖6)。2.3初始3d模型毛刺效果建模時(shí),XY平面像素越細(xì)小,層厚越薄,其CT影像就越能顯示牙齒表面的細(xì)節(jié)及真實(shí)情況。但帶來(lái)的缺點(diǎn)是圖像及模型所含的數(shù)據(jù)成倍增加,磁盤占有空間大大增加,運(yùn)算速度下降。此外,體素尺寸減小會(huì)增加CT噪聲,圖像輪廓以及初始3D模型表面的毛刺更為明顯(圖6a),RSA將大于真實(shí)值。建模時(shí),增大像素尺寸、層厚能在一定程度上減小CT噪聲(圖6e),但將會(huì)增大圖像的模糊程度,從而使圖像及模型細(xì)節(jié)的可見度降低。因此,需要根據(jù)實(shí)際情況選擇合適的建模參數(shù)。本實(shí)驗(yàn)中,在XY平面像素尺寸≤60μm,層厚≤90μm時(shí),光順度與RSA關(guān)系曲線的重合度較高(圖4)。在光順度迭代次數(shù)達(dá)到4~8次(光滑因子=1)時(shí),模型表面的噪聲毛刺大多被有效消除,同時(shí)又有效保留了牙根表面根面溝、根面凹陷、CEJ邊界等固有的解剖細(xì)節(jié)。僅1例標(biāo)本(下頜第二磨牙)CT噪聲較大,光順迭代計(jì)算需達(dá)到16次才能達(dá)到滿意的去噪效果。10個(gè)標(biāo)本的RSA的測(cè)量值見表1。3牙根表面模擬切割牙周膜是牙周支持組織中最為重要的部分之一,具有支持、感覺、營(yíng)養(yǎng)及再生功能。牙周膜面積的大小基本等同于RAS,與其所能提供的支持力密切相關(guān)。目前測(cè)量牙周膜面積的方法較多,但現(xiàn)有的各類方法都存在一定的缺陷。采用涂膜法進(jìn)行RSA測(cè)量時(shí),需先在牙根表面刷上或貼上一層薄膜,然后再剝下并展開,通過測(cè)量薄膜的面積作為牙根的面積,若牙根外形不規(guī)則(如存在根面溝、根分叉、表面凹陷或凸起等)時(shí),薄膜將難以平整展開,勢(shì)必會(huì)影響測(cè)量的準(zhǔn)確性。采用重量置換法測(cè)量RSA時(shí),若涂層密度及厚度不均勻、牙齒稱重存在誤差,均會(huì)影響計(jì)算結(jié)果的準(zhǔn)確性。分層測(cè)量疊加法因需要對(duì)牙根進(jìn)行連續(xù)硬組織切片,不僅破壞了牙體組織,而且在減小切片厚度上也存在技術(shù)上的限制(切片越薄測(cè)量結(jié)果越準(zhǔn)確)。采用不同角度拍攝的二維X線片或光學(xué)照片來(lái)估算RSA時(shí),勢(shì)必會(huì)丟失不少3D牙根形態(tài)信息,而且也只適用于單根、直根的測(cè)量。田雨等報(bào)道,采用激光掃描待測(cè)牙根的石膏模型,然后通過計(jì)算機(jī)三維重建來(lái)分析、測(cè)量RSA;然而,應(yīng)用于多根牙時(shí),由于牙根間的相互阻擋以及牙根表面的凹陷等均會(huì)形成掃描死區(qū),同樣也不適合多根牙及復(fù)雜形態(tài)牙根。本研究采用的顯微CT,其空間分辨率可以達(dá)到10μm左右,而且X線可以在不破壞樣本的情況下穿透堅(jiān)硬的牙體組織,不存在掃描死區(qū)。所得三維圖像可通過Mimics軟件重新建立不同精度、不同光順度的牙齒3D模型;而模型實(shí)際上是由無(wú)數(shù)微小的三角形面片相互連接的“蒙罩”(mask)構(gòu)成。盡管Mimics軟件不能直接讀取牙齒的RSA值,但是通過建立實(shí)心的牙齒模型,并沿CEJ平面作虛擬切割后再讀取切模型切割前后的總表面積及各部表面積,則可間接計(jì)算出虛擬切割面的面積以及RSA(圖1)。按照這一方法,只需改變虛擬切割線在牙根上的位置,就能模擬計(jì)算不同牙周附著水平的剩余牙周膜面積。然而,國(guó)內(nèi)外學(xué)者在測(cè)量RSA時(shí),均忽略了一個(gè)牙根表面的光滑度問題。牙根表面并非絕對(duì)的光滑,如果將局部放大,在不同的微觀尺度下均存在凸起與凹陷,其中有些屬于根面固有的形態(tài)(如根面溝、根面吸收小窩、拔牙時(shí)鉗喙部留下的夾痕以及未去除干凈的細(xì)微牙石等),有些則為顯微CT的噪聲、偽影,均可在三維重建后形成大小不等的毛刺及凹陷,并影響RSA的數(shù)值。CT噪聲為CT值的隨機(jī)變化,是指均勻物體影像中CT平均值的上下隨機(jī)漲落,其來(lái)源包括量子噪聲、電子元件形成的噪聲及重建算法引起的噪聲;可使CT圖像出現(xiàn)斑點(diǎn)、細(xì)粒、網(wǎng)紋、雪花狀或結(jié)構(gòu)異常等。本實(shí)驗(yàn)中發(fā)現(xiàn),像素、層厚越小,CT噪聲越明顯,建模后表面形成的毛刺也越明顯(圖6),這將大大增加3D模型的表面積,從而降低測(cè)量結(jié)果的真實(shí)性;因此,需通過光順操作來(lái)優(yōu)化模型時(shí),并且需要設(shè)置更高的迭代次數(shù)才能消除毛刺。而在建模時(shí),如能適當(dāng)降低空間分辨率,提高體素的尺寸,則有利于減弱CT噪聲、提高計(jì)算機(jī)運(yùn)算速度,并且只需較少的光順迭代次數(shù),就能達(dá)到滿意的光順效果。在進(jìn)行光順計(jì)算時(shí),平滑因子為0~1的一個(gè)系數(shù),代表在對(duì)當(dāng)前單元重新賦值時(shí),要在多大程度上考慮相鄰單元的位置(值);而迭代次數(shù)代表光順計(jì)算的次數(shù),數(shù)值越高,平滑效果越好,運(yùn)算速度也越慢。但平滑效果好不一定代表模型就真實(shí),模型是否滿意,還要看其是否準(zhǔn)確代表客觀實(shí)體。本結(jié)果表明,Mimics軟件對(duì)模型進(jìn)行光順化操作時(shí),若不作體積補(bǔ)償,光順效果會(huì)更加明顯,一些較大尺度的不規(guī)則區(qū)可被消除;但在模型精度較低時(shí),若迭代次數(shù)過高,則易導(dǎo)致形態(tài)失真(圖6h),使其體積、表面積持續(xù)減小,并最終趨向于球體形態(tài)。模型體積是影響RSA大小的一個(gè)重要因素,如果在光順操作時(shí)選擇“體積補(bǔ)償”項(xiàng),模型體積將始終保持不變,這就排除了體積變化對(duì)RSA測(cè)值的影響。然而,在對(duì)高精度模型進(jìn)行光順化計(jì)算時(shí)若選擇體積補(bǔ)償,盡管只需較少的迭代次數(shù)就能使RSA測(cè)值趨于穩(wěn)定,但也會(huì)使其表面較粗的毛刺去除效果不佳。因此,測(cè)量者在選擇建模參數(shù)時(shí),需反復(fù)對(duì)照模型或牙齒的原形,以兼顧模型的真實(shí)性、代表性以及測(cè)量結(jié)果的穩(wěn)定性、可重復(fù)性。本結(jié)果還顯示,在當(dāng)前的顯微CT掃描條件下,將像素控制在≤60μm,層厚控制在≤90μm能較好地保證模型精度及真實(shí)性;當(dāng)在光滑因子=1時(shí),迭代次數(shù)達(dá)到4~8次即能較好地優(yōu)化模型,并提高測(cè)值的穩(wěn)定性;在能有效去除不規(guī)則噪聲毛刺的前提下應(yīng)盡可能控制模型的體積變化(光順操作時(shí)選擇體積補(bǔ)償)。需要指出的是,不同的顯微CT設(shè)備、不同的掃描參數(shù)設(shè)置以及每次掃描牙齒標(biāo)本的大小、數(shù)目及放置方法上的不同均會(huì)導(dǎo)致CT圖像質(zhì)量的差異;因此,在