artefacto CBCT

Scientific Reports volumen 12, Número de artículo: 15276 (2022) Citar este artículo

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Los artefactos de endurecimiento del haz inducidos por material muy denso (p. ej., metal) son un problema de calidad común en las imágenes de tomografía computarizada de haz cónico (CBCT-) maxilofacial. Este estudio experimental y analítico investigó los patrones de atenuación de dos materiales típicos de implantes dentales: zirconia-cerámica y titanio puro. Mediante la aplicación de diferentes energías de haz de rayos X (60, 70, 80, 90 [kVp]) se evalúa la atenuación dependiente de la energía de estos materiales y se evalúa la inducción de artefactos resultante en las imágenes CBCT resultantes. Se expuso un implante de zirconio (Y-TZP-) (\(\varnothing\): 4,1 mm) y una varilla de titanio puro (\(\varnothing\): 4,0 mm) en un CBCT comercial (3D Accuitomo 170). Las radiografías de proyección bidimensional (2D) sin procesar que utiliza el CBCT para la reconstrucción tridimensional se aplican para la adquisición de perfiles de atenuación a través del corte central circular de las imágenes del fantasma del implante. Se calcularon las distancias que atraviesan los rayos X a través de los fantasmas de implante en esta ubicación. Utilizando esta información y el coeficiente de atenuación lineal, se calculó la transmisión y la atenuación para cada material y energía del haz. Estos datos estaban relacionados con los artefactos de endurecimiento del haz que se evaluaron en las reconstrucciones axiales de las imágenes CBCT de los implantes. La transmisión de titanio para todos los picos de kilovoltaje (kVp) fue mayor y aproximadamente un 200 % la de Y-TZP a 60 kVp frente al 530 % a 90 kVp. Con un diámetro de 4 mm, la transmisión para Y-TZP fue solo de aproximadamente el 5 % para las cuatro energías del haz. De acuerdo con este hallazgo, los artefactos de endurecimiento del haz para Y-TZP no pudieron reducirse utilizando energías más altas, mientras que para el titanio disminuyeron al aumentar la energía. Para el espectro de energía utilizado en este estudio (60–90 kVp), el endurecimiento del haz causado por el titanio se puede reducir utilizando energías más altas, mientras que este no es el caso de la cerámica de circonio (Y-TZP).

La tomografía computarizada de haz cónico (CBCT) juega un papel importante en la planificación preoperatoria de los implantes dentales1. Como los implantes se han convertido en una restauración común en muchos países, a menudo también se mostrarán en los escaneos CBCT adquiridos de sus portadores. La gran mayoría de los implantes dentales están hechos de titanio de alta pureza con una superficie de óxido químicamente muy estable2. Su influencia como artefacto en las exploraciones CBCT se ha descrito experimentalmente3,4,5 y también se ha explicado analíticamente6. En los últimos años, los implantes dentales hechos de zirconio son cada vez más comercializados e insertados7. Estos están hechos de dióxido de circonio cristalino generalmente estabilizado con 3 mol% de itrio (Y-TZP)8. Las dimensiones y diseños son aproximadamente los mismos que en los implantes de titanio. La parte fundamental de los artefactos de endurecimiento del haz se produce debido al efecto de filtrado del cuerpo del implante altamente denso, es decir, muy atenuante, que cambia el espectro de energía del haz de rayos X. Después de la penetración de tales cuerpos altamente densos (fuertemente atenuantes), el haz contiene relativamente más rayos X de mayor energía (longitud de onda más corta) que el espectro emitido por la fuente. Este proceso se denomina endurecimiento del haz. Desafortunadamente, la reconstrucción asume energías idénticas en los espectros y este error se propaga al proceso de reconstrucción tridimensional (3D)9. Explicado brevemente, la energía relativamente demasiado alta que llega al detector "detrás" del objeto atenuante (aquí: el implante) se proyecta hacia atrás en el volumen reconstruido, lo que da como resultado líneas oscuras (hipodensas) en la dirección del haz. La atenuación es causada principalmente por dos mecanismos principales: la dispersión Compton y el efecto fotoeléctrico10. Mientras que el primero es bastante estable en el espectro de energía que normalmente se aplica para CBCT, el efecto fotoeléctrico depende en gran medida de la energía10. Aquí, la energía del haz es capaz de eliminar un electrón de la órbita k interna, produciendo así un ion con carga positiva. A energías justo por encima de la energía requerida para sacar el electrón de la órbita k del material respectivo, hay un aumento abrupto de la atenuación del material. Este llamado "borde k" es específico del material y aumenta con el aumento del número atómico. La energía de atenuación del borde k de los dos materiales investigados aquí es de 4966,4 eV para el titanio frente a 17997,6 eV para el zirconio como compuesto principal de zirconia-cerámica. Se han publicado estudios empíricos que investigan artefactos en imágenes CBCT causados ​​por zirconio11,12,13. Sin embargo, para comprender mejor el fondo y minimizar potencialmente sus efectos, estos artefactos también deben estudiarse desde una perspectiva analítica utilizando datos físicos y conocimientos sobre el proceso de reconstrucción 3D.

A pesar de la gran cantidad de literatura existente para datos experimentales sobre artefactos CBCT de titanio y zirconia-cerámica (Y-TZP), hasta donde sabemos, no hay datos analíticos sobre las diferencias de atenuación subyacentes y su efecto en los artefactos para diferentes energías de haz. han sido publicados hasta ahora. Este trabajo pretendía discutir los antecedentes e investigar la carga de artefactos que surgen de los implantes de zirconio (Y-TZP-) y titanio cuando se obtienen imágenes en una máquina CBCT utilizando diferentes energías de haz. Para este propósito, a partir de las radiografías de proyección utilizadas para la reconstrucción CBCT, se calculó la atenuación real para ambos materiales y cuatro energías de haz diferentes. Posteriormente, los resultados de los experimentos de atenuación se compararon con los artefactos de endurecimiento del haz medidos en las imágenes del implante reconstruido.

Los artefactos de endurecimiento del haz se producen al filtrar las longitudes de onda más largas del espectro de rayos X emitidos, de modo que el haz "detrás" (en la trayectoria del haz de rayos X) del objeto de filtrado (por ejemplo, un implante dental) difiere significativamente del haz emitido en composición. Dado que solo contiene las longitudes de onda más cortas (más energéticas), el haz se "endurece". Desafortunadamente, el proceso de reconstrucción asume la igualdad entre el haz emitido y el que llega al detector. Esta discrepancia induce un error en el proceso de reconstrucción visible como líneas y franjas más oscuras (combinadas con algunas más brillantes) que siempre están orientadas en la dirección del haz de rayos X. Esta última es la dirección opuesta (inversa) del proceso de reconstrucción que se basa en la retroproyección (filtrada)9. Se ha demostrado que el titanio con un número atómico de 22 altera considerablemente el espectro de rayos X para las energías típicas (60–120 kVp) utilizadas en las máquinas CBCT dentomaxilofaciales6. El zirconio como sustancia base para los implantes de zirconia tiene un número atómico de 40, por lo tanto, inevitablemente, el efecto de endurecimiento por haz será más prominente en comparación con el titanio. Los implantes Y-TZP están compuestos de óxido de circonio e itrio. Desafortunadamente, no hay coeficientes de atenuación de masa exactos disponibles en el sitio web del Instituto Nacional de Estándares y Tecnología (physics.nist.gov). Por lo tanto, para una evaluación analítica de los artefactos esperados causados ​​por Y-TZP, se requieren mediciones de atenuación experimental. Obtendremos la atenuación de la zirconia y el titanio a partir de las radiografías de proyección 2D (PROJ) (Fig. 1) adquiridas en una máquina CBCT durante la exposición. Estas radiografías digitales se utilizan directamente para la reconstrucción 3D del volumen CBCT. Lamentablemente, en la radiografía digital no existe una relación directa entre el valor de gris y la dosis14. Por lo tanto, una medición directa de los valores de gris dentro de las imágenes de proyección utilizadas para la reconstrucción 3D no es indicativa de la energía del haz incidente. Esto se debe a que, en comparación con la película, hay un rango dinámico extremadamente amplio de receptores digitales y al procesamiento requerido de las imágenes para su visualización. En otras palabras, el valor de gris de un determinado píxel que finalmente se muestra al observador solo puede examinarse de forma relativa. Sin embargo, la idea básica detrás de esta investigación es seguir utilizando los valores de gris medidos dentro de las imágenes de proyección utilizadas para la reconstrucción CBCT. Al exponer aire de baja absorción además de Y-TZP o titanio, se puede calcular un coeficiente de atenuación "relativo" que luego puede ingresar a la evaluación con respecto a los artefactos de endurecimiento del haz. Como no hay información fácilmente disponible sobre la intensidad de salida \(I_{0}\) de la fuente, el enfoque asume que la intensidad que incide en el detector donde solo hay aire en la trayectoria del haz se aproxima más a \(I_{0} \). La absorción de aire de aproximadamente la misma dimensión también se encuentra en la trayectoria del haz para todas las demás estructuras expuestas, por lo tanto, el uso de valores grises dentro de una zona de aire frente a los de la imagen del implante parece proporcionar una aproximación razonable. Este enfoque asume linealidad en el procesamiento de imágenes por parte del fabricante. Dado que los fabricantes utilizan los valores de intensidad (grises) medidos en el detector de la multitud de PROJ directamente para su proceso de reconstrucción, esta es sin duda una suposición significativa.

Radiografía de proyección 2D ejemplar del 3D Accuitomo con el implante Y-TZP colocado en el centro del FOV. La línea blanca representa la línea a lo largo de la cual se midió y evaluó el perfil de valores grises, de modo que finalmente solo se usaron los valores dentro de la imagen del implante para la transmisión informática.

Para investigar la proporción de radiación transmitida (no atenuada), despreciando la atenuación por el aire, asumimos que la radiación emitida es igual a la radiación incidente en áreas donde solo se representa el aire. El coeficiente de atenuación lineal se obtiene de:

que se puede reescribir como

con I y \(I_{0}\) representando la intensidad incidente y emitida, respectivamente, y x la distancia que los rayos X atraviesan el absorbedor. \(\mu\) en la ecuación. (2) denota el coeficiente de atenuación de masa "relativo" bajo el supuesto de que la intensidad emitida puede derivarse de los píxeles en regiones donde solo el aire actuaba como absorbente. La proporción de Intensidad medida "detrás" de un absorbedor define la Transmisión T, donde \(T=\frac{I}{I_{0}}\). Después de reorganizar la Ec. (2) e introduciendo el logaritmo decimal obtenemos la atenuación \(A=\log \frac{I_{0}}{I}\). Como absorbedor se supone un implante dental con radio r colocado a una distancia de objeto focal f (conocida por las especificaciones del fabricante de CBCT) de la fuente de rayos X en forma de punto o que está a una distancia h del detector D ( Figura 2A).

(A) Vista superior de la geometría de imágenes donde el implante con radio r está expuesto desde el punto focal o en un detector D. La radiografía central está representada por la línea discontinua. A modo de ejemplo se indican los píxeles \(P_{1},P_{2}\) de dimensión p y las respectivas distancias \(x_{P_{1}},x_{P_{2}}\). Sus centros se encuentran en \(p_{1/2},p_{3/2}\). (B) Distancias y ángulos dentro de la sección transversal del implante utilizados para el cálculo de las trayectorias de rayos X a través del implante.

El modelo se basa en el cálculo de la distancia x que atraviesa el haz a través del implante (Fig. 2) en la parte de la imagen del implante, que representa la sección transversal circular del implante, es decir, aquella parte que es atravesada por la x central -rayo. Esta distancia x está dada por

para todos los ángulos \(\gamma \in \left( 0,\gamma _{max}\right)\) (Fig. 2B) con:

donde d denota la distancia desde o hasta el punto tangencial donde la radiografía toca el implante. Nuestro objetivo es obtener x para los píxeles \(P_{i}\) con \(i\in (1,\ldots,k)\) que denotan los k píxeles con longitud lateral p que están cubiertos por la sombra del implante (Fig. 2) cuando se cuenta desde la radiografía central (\(\gamma =0\)) hacia la periferia de la imagen de la sección transversal de los implantes. En consecuencia, el ángulo \(\gamma _{P_{i}}\) entre la radiografía central y el i-ésimo píxel \(P_{i}\) se obtiene de:

Los escaneos CBCT se adquirieron de (a) un implante de circonia Y-TZP (Patente, Zircon Medical Management AG Altendorf, Suiza) de 4,1 mm de diámetro y una barra de titanio puro (TICO, Titan Concept, Berlín, Alemania) de 4,0 mm de diámetro. Todos los parámetros de exposición (Tabla 1) se mantuvieron constantes excepto las cuatro energías de haz diferentes (kilovoltajes pico: 60, 70, 80, 90 [kVp], Tabla 1). Los CBCT se adquirieron con la máquina 3D Accuitomo 170 (J Morita Corp, Kyoto, Japón; filtro interno: aluminio de 3,1 mm) y el modo de exposición estándar. Para este propósito, el implante se colocó exactamente alineado verticalmente fijado en una varilla de madera en el centro del campo de visión (FOV), es decir, donde la parte del implante utilizada para la evaluación se centró exactamente dentro del campo de visión de modo que la parte central x- rayo pasa a través de él. Bajo esta suposición, la línea en la Fig. 1 representa ese plano donde se captura la imagen de una sección transversal circular del implante. Cabe señalar que solo en esta posición se aplica con precisión la distancia f de la fuente al objeto especificada por el fabricante (Tabla 1). Esto se aseguró por medio del láser de posicionamiento xyz más la función de exploración implementada en este dispositivo CBCT. Este último permite un refinamiento preciso de la posición inicial definida por láser colocando posteriormente un rectángulo de puntería accionado por ratón en el monitor en las dos radiografías de exploración perpendiculares. De acuerdo con este perfeccionamiento, la máquina corrige la posición de la unidad de fuente-detector con respecto al objeto por medio de un movimiento xyz accionado por motor. El implante Y-TZP coronalmente contiene una caverna de aprox. 3 mm de profundidad para el pilar. Por lo tanto, la parte de material completo debajo de esa caverna pero por encima del hilo tuvo que colocarse en el centro del campo de visión para garantizar que el diámetro total de 4,1 mm Y-TZP se colocara en el lugar donde posteriormente se realizaron las mediciones en la proyección. imágenes (fig. 3). Al colocar con precisión la parte medida de los implantes en el centro del FOV, las suposiciones geométricas descritas anteriormente (Fig. 2) se cumplen con la mayor precisión posible.

Para evaluar la repetibilidad, en condiciones idénticas, se adquirió un segundo conjunto de CBCT varias semanas después de la primera adquisición.

Configuración con el implante Y-TZP centrado y expuesto en el dispositivo CBCT. Por medio del rayo láser integrado, el rayo central se centró exactamente en el campo de visión, de modo que la sección transversal requerida del implante se centró en cada PROJ.

El 3D Accuitomo permite la exportación de los 578 PROJ como archivo tiff de varias capas. Los archivos tiff individuales (radiografías de proyección) se extrajeron usando ImageJ (https://imagej.nih.gov/ij/download.html) y se guardaron en la profundidad original de 16 bits (ver ejemplo en la Fig. 1). Descartando las primeras 50 radiografías de proyección que en el Accuitomo no contienen datos de imagen, los 528 PROJ restantes se dividieron por 10 para que cada 52 PROJ se extrajera para asegurar imágenes distribuidas equitativamente sobre el arco de exploración de 360 ​​\ (^ \ circ \) del dispositivo. En cada una de las 11 radiografías de proyección por kilovoltaje resultantes, se construyó una línea horizontal a través de toda la radiografía a través del cuerpo del implante (Fig. 1) en el centro vertical de la radiografía en la misma coordenada y. El perfil de escala de grises resultante de esa línea se guardó como valores numéricos. Debido a los pequeños errores de posicionamiento inevitables del implante en el dispositivo, los perfiles de los implantes diferían ligeramente en su posición de coordenadas x en los PROJ. Para reducir tales errores, era necesario promediar los 11 perfiles obtenidos en el rango de 360\(^\circ\). Para este propósito, utilizando el lenguaje R y el entorno para computación estadística (R Foundation for Statistical Computing, Viena, Austria), se calculó una derivada numérica de cada perfil con sus máximos nítidos indicando el ancho de la imagen del implante en cada perfil de línea. Los perfiles se truncaron simétricamente a ambos lados de esos máximos para que encajaran exactamente entre sí. Al hacerlo, ahora solo se obtuvieron los valores a lo largo de la imagen del implante que posteriormente se promediaron (11 perfiles por voltaje y material) para obtener un perfil de atenuación del implante estable para su posterior procesamiento. Además del perfil de línea dentro de los 11 PROJ por adquisición, se identificó un área de 10 x 10 píxeles en la que solo se representaba aire en la periferia aproximadamente a 1/4 del límite de la imagen. Dado que el Accuitomo integra un reposacabezas de carbonio no extraíble, para los valores de aire no se utilizó ningún área que contuviera la imagen de este reposacabezas. Estos valores de aire se promediaron sobre los 11 PROJ y se definieron como la intensidad máxima \(I_{0}\) incidente en el detector para el kilovoltaje respectivo. Los PROJ de ambas instancias de adquisición se evaluaron de manera idéntica.

Cálculo de la distancia x Debido a la geometría de imagen conocida y el tamaño de píxel en el detector, la longitud del cable x define la distancia que un "rayo X" detectado en el centro de un píxel viaja a través del implante. Para este propósito, solo se puede calcular el ángulo \(\gamma _{p_{i}}\) para el i-ésimo píxel \(p_{i}\) y su valor se puede insertar en la ecuación. (4) para obtener la longitud de x. Esto se hace para todos los píxeles a lo largo del perfil de línea promediado para cada kilovoltaje.

Cálculo de artefactos de endurecimiento del haz en los datos CBCT reconstruidos Los resultados de la atenuación se compararon con el endurecimiento del haz real que se produce dentro de las imágenes ficticias del implante reconstruidas exportadas como cortes DICOM. Aquí se evaluaron las imágenes reconstruidas del primer experimento. Para comparar cuantitativamente los efectos de endurecimiento del haz entre los dos materiales y las energías, para las cuatro energías se generaron gráficos de líneas centrados en el centro de las secciones transversales (Fig. 5) que se extendían sobre los bordes de la imagen del implante. Esto se hizo en un rango de 170\(^\circ\) para que hubiera 17 parcelas disponibles por energía. Estos se promediaron (por energía) y se calculó la derivada numérica para cada perfil medio. Utilizando los valores máximos de la primera derivada, los perfiles se centraron posteriormente entre sí y se promediaron. Al hacerlo, se calculó un perfil de valor de gris para cada energía del haz (Fig. 6). Además, se calcularon las diferencias relativas máximas entre el valor de gris central dentro de las imágenes del implante entre 90 y 60 kVp para ambos materiales.

Error de método El error de método se describe como la diferencia en la transmisión calculada entre las dos adquisiciones. Estos fueron evaluados mediante la prueba T pareada y un nivel de significancia del 5%.

Perfiles de transmisión para ambos materiales y las cuatro energías de haz diferentes promediadas sobre ambas adquisiciones. Tenga en cuenta las diferencias de transmisión entre los materiales a distancias iguales dentro del material y la similitud de los perfiles de transmisión para Y-TZP y todas las energías.

Como era de esperar, la transmisión T promediada sobre ambas adquisiciones para los cuatro kilovoltajes fue significativamente mayor para el titanio que para Y-TZP (Fig. 4). Para titanio, T a cuatro milímetros de distancia x fue 196% la transmisión de Y-TZP a 60 kVp y 530% a 90 kVp (Fig. 4). T para Y-TZP en el diámetro completo del implante (4,1 mm) para las cuatro energías fue relativamente igual y solo alrededor del 5 % de \(I_{0}\) (Fig. 4). Para el titanio, la proporción de intensidad que incide sobre el detector en x = 4 mm (diámetro del implante) es de alrededor del 8 % a 60 kVp y del 26 % a 90 kVp. Para Y-TZP, el mismo rango es muy pequeño con aproximadamente 3-5% para todas las energías del haz. De (Fig. 4) es evidente que la transmisión de Y-TZP sobre todas las distancias x dentro del implante es muy similar para todas las energías del haz. En cuanto a la atenuación, para el material de 4 mm de espesor un Y-TZP atenuó un 68% más que el titanio a 60 kVp, frente a un 225% más a 90 kVp (Tabla 2).

Para ninguna de las energías se observó una diferencia de transmisión significativa entre la primera y la segunda adquisición (Tabla 3). Las diferencias absolutas entre los valores de transmisión fueron pequeñas, con valores absolutos que oscilaron entre −0,00138 y 0,02813 para titanio frente a 0,00589 y 0,02194 para Y-TZP (Tabla 3).

La energía de atenuación del borde k del titanio es de 4966,4 eV frente a los 17997,6 eV del circonio como compuesto principal de Y-TZP. Es probable que el espectro emitido por el tubo de rayos X del Accuitomo para las energías bajas (ie 60 kVp o 70 kVp) contenga una gran cantidad de rayos X en este rango de energía entre 4 keV y 17 keV. De la Fig. 7 es evidente que desde el borde k del Zirconio para energías de hasta 100 keV, el coeficiente de atenuación de masa de este último es considerablemente más alto que el del Titanio con las curvas casi paralelas entre sí (Fig. 7) . En este estudio, el gráfico de perfil a través de la reconstrucción CBCT del material del implante muestra el efecto de endurecimiento del haz mediante los valores de gris centralmente significativamente más bajos (Figs. 5 y 6). Este último es mucho más prominente para Y-TZP, donde la reducción del valor gris centralmente representa casi el 50 % del valor máximo en el borde del implante. Además, para Y-TZP solo hay una diferencia del 4,9 % entre los valores grises centrales cuando se comparan 90–60 kVp. Para el titanio, esta diferencia asciende al 39,8%.

Cortes a través de la reconstrucción DICOM CBCT de las muestras de implantes para materiales y energía de haz mínima (60 kVp) versus máxima (90 kVp). El endurecimiento del haz es claramente visible en el centro del implante homogéneo como valores de gris significativamente más oscuros. Esto se enfatiza particularmente en las reconstrucciones Y-TZP (fila inferior).

Comparación numérica del endurecimiento del haz que se produce realmente en las imágenes CBCT 3D reconstruidas de las muestras de implantes. El gráfico muestra los perfiles de valores grises promediados a lo largo de la sección transversal del implante (consulte la Fig. 5). Tenga en cuenta el artefacto de endurecimiento del haz significativo para Y-TZP igual para las cuatro energías y que representa una reducción significativa en el valor de gris en el centro de la imagen del implante de aproximadamente el 50 %.

Gráfico del coeficiente de atenuación de masa para titanio y circonio (como compuesto principal de Y-TZP) para energías de haz de 1 a 100 kVp (datos tomados de: physics.nist.gov).

El error inducido por el endurecimiento del haz es una representación incorrecta de la composición del objeto (representada como valores de gris) a lo largo de las líneas de proyección (reconstrucción) en el volumen reconstruido. Hablando clínicamente, aparecen rayas oscuras a lo largo de esta dirección que a menudo comprometen la legibilidad de las imágenes CBCT. Cuanto mayor sea el número atómico, mayor será el endurecimiento del haz15. Este trabajo proporciona una evaluación analítica a nivel de artefactos causados ​​por los implantes de zirconio (Y-TZP) frente a los implantes de titanio puro. La composición de Y-TZP como material típico de óxido de zirconio con aditivo de óxido de itrio se seleccionó como representante de los implantes de zirconio. Mediante el uso de imágenes de proyección radiográfica 2D adquiridas durante un escaneo CBCT como entrada para la evaluación y los cálculos matemáticos, se evaluó la atenuación y transmisión causada por los diámetros de implante típicos (titanio: 4,0 mm, Y-TZP: 4,1 mm) y se relacionó con kilovoltaje y material. Para los picos de kilovoltaje típicos (60–90 kVp) empleados en las máquinas CBCT dentales, se observó hasta un 225 % más de atenuación del haz de rayos X para Y-TZP en comparación con el titanio, cuyos coeficientes de atenuación de masa se pueden encontrar en el Base de datos del sitio web del Instituto Nacional de Estándares y Tecnología (physics.nist.gov). Desafortunadamente, no existe tal información fácilmente disponible para la zirconia. Por lo tanto, para un enfoque matemático puro, faltan datos físicos y deben derivarse de experimentos apropiados. El enfoque de este estudio experimental fue utilizar una submuestra de los varios cientos de PROJ adquiridos en cada escaneo CBCT como entrada para las evaluaciones. La lógica detrás de esto fue que los fabricantes utilizan estas radiografías para la reconstrucción 3D del volumen CBCT. Por lo tanto, parece seguro asumir que no se debe realizar un procesamiento excesivo de estas imágenes de entrada (que normalmente no son utilizadas ni vistas por el médico). Al menos, parece muy probable que solo se apliquen operaciones lineales ya que las densidades (que representan la energía incidente en el detector) medidas en los píxeles del detector se propagan directamente en la transformada inversa de radón aplicada para la reconstrucción 3D. Bajo esta suposición, el rango entre "sin atenuación" representado solo por imágenes de aire en los PROJ y la atenuación en la sombra del implante se definió como rango de intensidad. Aunque físicamente no es realmente correcto, a la luz de un espectro desconocido emitido por la fuente, el modelo simplificado utilizado en este estudio permite un modelado razonable de la intensidad emitida. Dado que la geometría de adquisición de todos los PROJ era idéntica, el error inducido por esta simplificación será pequeño. Además, dado que el mismo error entra en la ecuación (Ec. (2)) para todos los cálculos, el error resultante será insignificante para la evaluación comparativa. La intensidad medida "detrás" de un implante se calculó como una fracción de este rango de intensidad. Se obtuvo un coeficiente de atenuación relativa \(\mu\) a partir del coeficiente de atenuación lineal (Ec. (2)) para cada uno de los cuatro ajustes de exposición definidos en la Tabla 1. La diferencia en los números atómicos de los principales componentes del implante (40 para el elemento zirconio versus 22 para el titanio) sugieren obviamente que un implante de zirconia absorberá significativamente más energía de rayos X que el titanio. Sin embargo, Y-TZP es una mezcla bastante compleja de óxido de circonio (aproximadamente 92 %), óxido de itrio (aproximadamente 5,5 %) más algunos componentes menores (p. ej., aproximadamente 1,9 % de óxido de hafnio y 0,25 % de óxido de aluminio)16. En consecuencia, el coeficiente de atenuación de masa total del compuesto ciertamente difiere del del metal puro circonio. Además, la diferencia del coeficiente de atenuación de masa no está relacionada linealmente con la energía del haz. El endurecimiento del haz real en las imágenes CBCT reconstruidas reveló una diferencia de aproximadamente el 50 % entre los artefactos que se producen a 60 kVp frente a los 90 kVp para el titanio. Sin embargo, para el mismo rango de energía, para Y-TZP esta diferencia máxima solo asciende a aproximadamente el 5 %. Esto respalda claramente los resultados de atenuación, donde la atenuación de Y-TZP solo difirió muy levemente entre 60 y 90 kVp (diferencia de intensidad del 3,5 % frente al 4,5 %). Estos hallazgos también están respaldados por la literatura. Vasconcelos et al. para 70 kVp, 80 kVp y 90 kVp encontraron artefactos significativamente pronunciados para la zirconia en comparación con un implante de titanio17. Para energías idénticas, la misma relación fue reportada por Freitas y colegas18. De los datos experimentales se puede concluir que el endurecimiento del haz para Y-TZP en comparación con el titanio no puede reducirse notablemente con voltajes más altos de hasta 90 kVp. Este hallazgo también está de acuerdo con la evaluación de los datos CBCT reconstruidos (Fig. 5). Para el médico, este resultado puede traducirse en que los artefactos Y-TZP no pueden reducirse significativamente con kilovoltajes más altos en el rango aplicado en esta evaluación. En qué medida los kilovoltajes por encima de 90 kVp pueden reducir tales artefactos no se puede concluir directamente a partir de este estudio. Sin embargo, la pendiente de la curva en la Fig. 7 sugiere que este efecto al menos es cierto hasta 100 kVp. Para el titanio, sin embargo, se observaron diferencias de atenuación bastante grandes de aproximadamente el 77 % entre 60 y 90 kVp. De acuerdo con este hallazgo, los artefactos de endurecimiento del haz para titanio fueron significativamente menos pronunciados en 90 kVp (Fig. 6). Este experimento presenta algunas deficiencias que requieren ser mencionadas. En primer lugar, desafortunadamente el dispositivo Accuitomo solo emplea un rango de energía entre 60 y 90 kV pico. Por lo tanto, no fue posible investigar energías más altas de hasta 120 kV de pico, que también se utilizan a menudo en las máquinas dentales CBCT19. Por otro lado, el enfoque requería acceso a las radiografías de proyección sin procesar que se pueden exportar fácilmente en este dispositivo específico, mientras que en la mayoría de los otros CBCT este no es el caso. Teniendo en cuenta el aumento lineal con kVpico de la diferencia de transmisión entre Y-TZP y titanio, parece seguro concluir que esto continuará también en energías de kVpico ligeramente más altas. También respalda esta suposición el hecho de que las energías más altas mueven el espectro también más lejos de ambas energías de atenuación del borde k. Otra deficiencia de este estudio es la ligera diferencia de diámetro entre el Y-TZP y el implante de titanio. Esto se debió únicamente a la disponibilidad de la respectiva muestra de implante y la barra de titanio puro que representaba un implante de titanio. Sin embargo, debe tenerse en cuenta que esto solo afecta la comparación directa de los artefactos de endurecimiento del haz en las imágenes CBCT reconstruidas (Fig. 6), pero no los resultados de atenuación que se calcularon para las distancias exactas que los "rayos X" atraviesan el implantes

A partir de los experimentos y el modelado matemático del proceso de atenuación, observamos que los implantes Y-TZP-zirconia en los rangos de energía típicos empleados en CBCT dentales y maxilofaciales (60–90 kVp) atenuarán hasta un 225 % más de energía del haz en comparación con implantes de titanio puro. Para el espectro de energía utilizado en este estudio, el endurecimiento del haz causado por el titanio se puede reducir utilizando energías más altas, mientras que este no es el caso de la cerámica de circonio (Y-TZP).

Los conjuntos de datos utilizados y/o analizados durante el estudio actual están disponibles del autor correspondiente a pedido razonable.

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Se agradece a Zircon Medical Management AG Altendorf, Suiza, por proporcionarnos el implante Y-TZP.

División de Ciencias de Diagnóstico Oral, Facultad de Odontología, Universidad de Berna, Berna, 3010, Suiza

ralph schulze

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RS concibió y llevó a cabo todo el estudio. También hizo la evaluación de datos, escribió y revisó el manuscrito.

Correspondencia a Ralf Schulze.

El autor declara que no hay conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Schulze, R. Carga de artefactos CBCT de implantes basados ​​en zirconia en comparación con implantes de titanio para diferentes energías de haz: un enfoque analítico. Informe científico 12, 15276 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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Recibido: 14 Abril 2022

Aceptado: 29 de agosto de 2022

Publicado: 10 septiembre 2022

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

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