1、能谱CT发展历史

 

能谱CT在两种不同的能量下扫描物体，可根据在不同能量下获得的物质衰减系数的差异进行物质分解，以实现传统单能量 CT（single-energy CT，SECT） 扫描无法评估的材料特性。

 

此外，能谱CT能够通过虚拟单能量图像或物质分解图像提高临床实践中遇到的病变的能力。

 

有效的原子序数和电子密度分析可揭示常规单能 CT 扫描难以评估的物质特性。

 

能谱 CT 扫描可用于多种专业领域，如急诊医学、放射治疗和尸检成像等。

 

Alvarez 和 Macovski 于 1976 年研究了 CT 的双能量（dual-energy）方法，他们证明，即使使用多能 X 射线光谱，仍可将测得的衰减系数分离为光电效应和康普顿散射过程的贡献。

 

双能量CT（dual-energy CT，DECT）最初的应用主要集中在肺部、肝脏和软组织成分的表征上。

 

最早的DECT依靠在两个管电压下分别进行先后两次时间顺序扫描（two temporally sequential scan）以获取数据。

 

如上图所示，在最早的DECT中，扫描方式为先扫其中一个电压，完成该电压的全部扫描之后，回床，扫第二个电压的数据。

 

先后两次时间顺序扫描（two temporally sequential scan）的扫描方式，由于数据不是同时获取的，因此两次扫描之间病人的移动会导致结果图像的严重质量下降，并且会影响扫描结果的准确性。

 

为了最大限度地减少对整个感兴趣的解剖容积进行两次连续扫描所固有的时间延迟，

 

Carmi R提出了一种改进的方法，即在工作台增量之前，在高电压和低电压各进行一次轴扫（扫两圈，高电压一圈，低电压一圈，然后进床）。

 

上述扫两圈的方案减少了低能量和高能量图像之间的扫描延迟。

 

在这种情况下，使用部分扫描重建技术可以获得最佳的时间分辨率。

 

在扫两圈的方案中，每个电压都需要采集 180° 加扇形角的投影数据（CT成像需要最少采集180°+扇形角），在扫描之中，高低电压的切换以及床的步进和停止会造成扫描时间的少量延迟。

 

由于两次扫描之间的时间延迟仍然相对较长，低能量和高能量数据集之间容易发生运动错位，扫两圈的方案比较适用于相对静态的器官或组织。

 

对于 Z 轴覆盖范围相对较窄的扫描仪来说，总扫描时间的增加也是扫两圈方案的限制因素。

 

2、X射线发生和能谱

 

X射线的发生

如下图所示，在 CT 扫描仪中，X 射线是在 X 射线球管中产生的。

 

为了产生 X 射线束，从阴极发射的电子（electrons）流被聚焦成一束窄束，轰击钨靶阳极（Tungsten target）上的一个小焦点。

 

能谱

产生的X 射线束是由各种能量（千电子伏特，keV）的光子组成的——这些光束被称为 “多色 X 射线（polychromatic x-rays）”，这些多色X射线，构成了 X 射线谱（x-ray spectrum）。

 

X 射线光谱中光子能量（keV）的最大值与 X 射线管的千伏（kV）相匹配：

 

如果 X 射线管电压为 140 kV，则光谱的最大能量为 140 keV

如果 X 射线管电压为 120 kV，则光谱的最大能量为 120 keV

如果 X 射线管电压为 100 kV，则光谱的最大能量为 100 keV

如果 X 射线管电压为 80 kV，则光谱的最大能量为 80 keV

电子能量和球管电压的关系

有效X射线能量（effective x-ray energy）是将多色 X 射线的能量表示为具有等效相互作用的单色 X 射线的能量，有效 X 射线能量通常用作多色 X 射线光子能谱的代表值。

 

具体来说，有效能量是使用由铝（Al）或铜（Cu）组成的吸收体来测量的。

 

在大约 65keV-70keV的虚拟单能量图像（virtual monochromatic image，VMI）上，以 Hounsfield 单位（HU）表示的 CT 衰减数相当于在 120 kV下获取的单能量 CT 图像上的 HU 。

 

因此，在 65keV-70keV获得的 VMI 几乎等同于在 120kV获得的单能量 CT 图像。

 

值得注意的是，精细的VMI图像与SECT的等效与成像技术方式与SFOV相关，下表为GE平台上的VMI在不同SFOV下与SECT的等量关系。

 

SFOV	100kVp-like	120kVp-like
小，Small	63keV	70keV
中，Medium	66keV	73keV
大，Large	68keV	74keV

 

3、CT探测器

 

探测器在双能量/能谱 CT 中起着至关重要的作用。

 

因此，在此简要介绍一下辐射探测器的类型。

 

一般来说，有三种探测器可以检测电离辐射。

 

气体探测器

固态闪烁体探测器

半导体探测器

最简单的是气体探测器，由两个电极之间充满惰性气体的腔体组成

当一束 X 射线照射到腔体内时，腔体内的气体被电离，由此产生的带电粒子被电极收集，从而产生可记录和数字化的电信号。

 

在诊断成像中，辐射探测器元件由固态闪烁体或半导体组成。

 

闪烁体通常用于制造目前的临床用能量积分 CT 扫描仪，而半导体则用于光子计数 CT 扫描仪。

 

闪烁体探测器

闪烁体是一种与电离辐射相互作用后会发出可见光或紫外线的材料。

 

当入射的 X 射线光子照射到晶体闪烁体（scintillator）上时，会产生光电效应，由此产生的光电子在闪烁体内移动一小段距离，在此期间，其能量会沉积到周围的电子中。

 

受激电子最终返回各自的基态能级，并以可见光或紫外线的形式发出特征辐射，即二次光子（Light photons）。

 

光电二极管（Photodiode）收集这些二次光子，然后产生一个电信号，其大小与测量间隔内光子沉积的总能量成正比。

 

在能谱实现当中，与 kV 快速切换技术相关的一个技术问题是两个能量数据集之间的能量污染（串扰）。

 

为了克服这一问题，一家供应商为 X 射线探测器元件引入了一种新型闪烁材料（石榴石晶体和稀土荧光粉成分），即业内俗称的宝石探测器，这在过去二十年中尚属首次。

 

与目前固态探测器常用的钨酸镉和硫化钆（Gd2O2S）相比，“宝石探测器”材料具有更优越的光学特性，包括更快的初级速度（0.03 微秒，比常用的 Gd2O2S 快 100 倍）

初级速度指的是受激电子返回其基态能量级所需的时间，初级速度取决于原子的电子构型。

 

通常情况下，由于闪烁晶体中的杂质，一小部分激发电子在返回基态能量级之前会在高能态停留较长时间。

 

更短的余辉（比 Gd2O2S 低 25%）

余辉是对上述激发电子在返回基态能量级之前会在高能态停留导致的衰减时间的延长测量 。

 

因此，初级速度和余辉决定了探测器从快速采集中区分连续信号的能力。

 

宝石探测器的这一性能使得其可以最大限度地减少在相距不到 0.5 ms的连续视图中获取的低能和高能投影之间的能量重叠问题。

 

光子计数探测器（半导体探测器）

半导体是导电率低于金属但高于绝缘体的材料。

 

根据量子物理学，原子的电子具有离散的能级（bands）。

 

在半导体材料中，占据最外层能带（valence band，价带）的电子如果获得外部能量（如来自入射 X 射线的能量），就可以提升到下一个能带（conduction band，导带），以克服两个能带之间的禁用能隙。

 

导带电子具有流动性和高导电性。

当一个电子离开价带进入导带时，会在价带留下一个带净正电荷的空穴，从而产生一对正负电荷（空穴-电子）。

 

由于在半导体（Semi-conductor）上施加了外部电压，X 射线相互作用产生的带负电和带正电的粒子（Charged particles）被迅速拉向相反的方向，并被电子读出电路记录为电信号。

图片值得注意的是，半导体通常会掺杂少量杂质，以减小外加电压诱导的电流大小，从而便于检测较弱的辐射诱导信号。

 

在基于半导体的探测器中，每次 X 射线相互作用产生的电信号都可以单独记录下来，该信号的大小与入射 X 射线光子沉积的能量成正比。

 

为实现多能量成像，电子系统可应用多个能量阈值，并可计算落入每个能量仓的电脉冲数量，以便根据能量水平对 X 射线光子进行分类 。

 

此外，最低能量阈值可以设置在高于电子噪声电平的水平，以消除信号计数中的电子噪声。

 

与能量积分探测器相比，这是光子计数探测器的一个显著优势，因为在能量积分探测器中，测量区间内的所有光子能量和电子噪声都被合并在一起。

 

脉冲堆积效应产生于 CT 中遇到的极高计数率（大约为每秒每平方毫米 109 个），是光子计数 CT 面临的最大挑战之一。

 

如果校正不当，脉冲堆积效应会导致大量计数丢失和能量分辨率下降。

 

光子计数 CT 面临的另一个重大挑战是电荷共享效应，这种效应表现为 X 射线相互作用发生在两个探测器元件的边界附近，由此产生的电荷粒子云从一个探测器元件 “溢出 ”到相邻的探测器元件。

 

散射的 X 射线光子也会造成串扰效应，因为偏离原路径的光子可能携带一部分入射能量，并再次沉积在不同的位置。

 

电荷共享效应可能导致信号重复计数和空间分辨率的损失。 

 

迄今为止，最有前途的 CT 光子计数探测器材料似乎是碲化镉锌（CZT）、碲化镉（CdTe）和硅（Si）。

 

4、能量CT的实现方式

 

目前能够进行双能量采集的所有临床 CT 扫描仪可分为两大类：

 

基于球管（源）的扫描仪

基于探测器的扫描仪。

 

基于源的扫描仪使用不同能量谱的 X 射线束进行成像，实现这一功能的方法有两种：

 

使用两个独立的球管，每个球管在不同的管电压下工作

使用一个能在低管电压和高管电压之间快速切换的球管

 

基于探测器的扫描仪依靠 X 射线探测器的能量分辨能力，将低能 X 射线光子信号与高能光子信号分离开来。按照探测器的类型又可以分为：

 

使用光子计数探测器实现的能量分离

使用双层能量积分探测器实现的能量分离

 

主流的商用能量CT成像方式对比如下表所示：

参数	双源（双球管）	电压（电流）瞬切	单源双能剪影	射线分隔	双层探测器	光子计数探测器
英文	dual-source DECT	Rapid kVp （and mA）switching DECT	Rotation and Rotation	DE acquisition with split filter	dual-layer DECT	photon-conting dectcor CT
常用英文简写	dsDECT	rsDECT	Rot-Rot	TwinBeam	dlDECT	PCCT
主流厂家	西门子	GE	佳能；联影；东软	西门子	飞利浦	西门子；GE；飞利浦；佳能；联影
典型设备	Somatom Force（西门子）	双瞬切：Revolution Apex（GE）；单瞬切：Revolution CT（GE）	Aquilion One（佳能）	Somatom Definition Edge（西门子）	Spectral CT 7500（飞利浦）	NAEOTOM Alpha（西门子）
X射线球管数量	2	1	1	1	1	1
转速	快	慢	快	快（慢螺距）	快	快
FOV	小	全FOV	全FOV	全FOV	全FOV	全FOV
交叉散射	有	没有	没有	有	没有	没有
时空配准	微小的时空错位	好	差	好	好	极佳
能谱重建方式	图像域	投影域和图像域	轴扫模式：投影域；螺旋扫模式：图像域	图像域	投影域和图像域	投影域和图像域
是否支持不同能量箱的mAs优化	是	电压切换：否；电压电流切换：是	是	否	否	是（能量阈值优化）
是否需要筛选	是	是	是	是	否	否
工作流变化	需要	需要	需要	需要	不需要	不需要
能量分离	好	好	好	受限	好	极佳
z轴覆盖率	8cm	8-16cm	最大16cm	4cm	4cm	8-16mm

 

能够进行超快电压（电流）切换的单源CT

一种基于放射源的能谱CT实现方法是使用单个 X 射线球管，该球管能够在一个完整的机架旋转周期内快速重复切换低电压和高电压（ultra-fast kV switching）

 

例如，Discovery CT750 HD和Revolution CT，GE HealthCare；Aquilion ONE Prism，Canon。

甚至在一个完整的机架旋转周期内快速重复切换低电压高电流和高电压低电流（Simultaneous kVp and mA switching）。

 

例如，Revolution Apex CT，GE HealthCare：

由于电压（电流）的切换速度极快（大约0.25 ms），因此 80 kV和 140 kV的投影集实际上是从同一视角（view）获取的。

 

由于近乎同时采集，低能量和高能量投影集之间的view不匹配极小，这有利于在投影域进行物质分解。

 

在之前的研究中得到证实，使用瞬切技术的能谱CT，可在测量投影和物质分解中进行更精确的硬化线束校正。

 

然而，瞬切技术的能谱CT系统的局限性在于：

 

为了减少快速连续采集之间的光谱污染，X 射线探测器元件需要搭配使用主衰变时间超快、余辉（延迟荧光）极低的闪烁材料。

 

不能够进行快速切换的单源CT

通过单源扫描仪进行双能量成像的另一种方法是在轴扫或螺旋扫模式的连续机架旋转之间切换管电压（Rot-Rot），而不是在每次机架旋转的过程中切换管电压，如 Aquilion One，Canon。

 

理论上，Rot-Rot方式中的不同能量水平对应的投影集可以在完全相同的视角下采集，但Rot-Rot这种采集方法被认为不如快速 kV 切换法理想，尤其是在心脏和腹部应用中，因为在两个完整的机架旋转过程中，心脏和呼吸运动可能会导致两个能量投影集出现较大程度的不一致。

 

带滤光片的单源扫描仪

通过单源扫描仪进行双能量成像的另一种方法是通过在 X 射线管前直接放置一个分隔滤光片，从单源扫描仪获取双能量投影，

 

例如，西门子医疗集团 SOMATOM Edge 的 TwinBeam 双能量技术。

 

滤光片由金和锡沿纵向相邻堆叠而成，以实现混合能量的 X 射线束的光谱分离。

 

例如，在 120 kV的能谱中，金和锡的过滤可分别产生平均光子能量为 68 kV的低能谱和平均能量为 86 kV的高能谱。

 

这种技术的主要优点是，通过加装分光滤波器，目前许多临床 CT 扫描仪都可以轻松升级，以进行双能量成像。

 

不过，与其他DECT扫描仪相比，分光滤波器实现的能量分离较差，导致物质分解性能较差。

 

双源CT

另外一种基于源的双能量成像方法是采用双光源系统，如西门子的 SOMATOM Force。

 

其中两个独立的光源-探测器对以大约 90° （第一代双源：90°，第二代双源95°）的偏移安装在同一龙门架上。

 

一个 X 射线球管在低管电压（如70kV）下工作，而另一个管在高管电压（如120kV）下工作。

 

这种扫描仪设计在双能量成像方面有几个显著优势：

 

可以单独优化某一个球管的电流，以确保低能量和高能量投影组之间的噪音水平相当。

可以在一个球管中使用额外的滤波器（如锡滤波器），以进一步提高两个能谱之间的分离度。

下图为使用不同的能量以及滤波器能够实现的碘分离度的提升。

 

双源扫描仪的局限：

 

一个探测器的扫描视场比另一个小（33 厘米对 50 厘米），因此对成像物体的大小有所要求。

当两个 X 球管同时工作时，尽管已经开发出先进的算法来校正因光子交叉散射而增加的投影噪声，仍然需要留意大量的光子交叉散射问题。

由于低能量和高能量投影集的视角几乎正交，与物质分解相关的信息可能会受到影响，尤其是在两次采集过程中病人发生移动（如心脏和/或呼吸运动）时。

 

5、双层探测器CT

 

除了上述3种基于源的双能量成像方式外，还存在基于探测器的双能量成像方案，如，双层探测器能谱CT。

 

如IQon Spectral CT，Philips。分层探测器由两种具有不同 X 射线衰减特性的材料制成。

 

在这种配置中，阻挡能力较低的材料（yttrium-based garnet，钇基石榴石）被置于阻挡能力较高的材料（gadolinium oxysulphide，硫化钆）之上。

 

下图所示为16x16 pixels的双层探测器探测单元。

这种设计使低能 X 射线光子主要从顶部探测器层收集，而高能光子则从底部探测器层收集。

 

这种方法的主要优点是：

 

低能和高能投影集是以相同的视角同时采集的，这有利于更准确地进行物质分解。

低能和高能投影集的噪声水平不一致，可以通过改变两个探测器层的厚度来纠正。

下图为目前上下层不同厚度的双层探测器的设计：

 

 

然而，这种双能量采集技术的机制依赖于以下假设：

 

所有低能光子都在顶层探测器中衰减，高能光子在到达底层探测器时不会与顶层材料发生相互作用。

 

在现实中，显然高能光子在到达底层探测器时已经与顶层材料发生了相互作用，尽管存在相关的校正算法，但是上层探测器对下层探测器成像的影响会造成能谱分离的不理想以及材料分解不准确 。

 

光子计数探测器

上述所有 CT 系统都使用 能量积分 X 射线探测器，因此需要额外的光束、探测器和/或滤波器来实现 X 射线光子的光谱分离。

 

光子计数 CT （PCCT）系统采用了完全不同的方法，PCCT使用的探测器能够直接从多色 X 射线束中分辨出单个光子的能量。

 

用于制造PCCT的材料与能量积分探测器的材料不同，通常为半导体材料。

 

PCCT的这种能量分辨能力的一个优点是，检测到的 X 射线光子可被归类为若干预设的能量阈值级别，从而实现多能量成像。

 

此外，能量阈值可设置在高于系统电子噪声水平的级别，以消除测量投影中的噪声。 

 

因此，与目前的双能量 CT 技术相比，PCCT 的剂量效率更高，也是目前正在积极研究的课题。

 

目前，NAEOTOM Alpha（西门子）已经投入了临床使用，多 CT 供应商也已开发出PCCT系统原型。

 

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