我们平时常听到的能谱CT，光谱CT等，本质上都属于双能量CT（DECT）。双能量CT成像包括基于简单原理的独特一代CT系统，该原理利用了CT图像中存在的能量相关信息。在过去二十年中，随着双源CT（DSCT）系统的引入，DECT原理得到了扩展，能够克服传统CT遇到的组织特征限制。CT成像基于测量X射线束通过的不同组织的线性吸收系数。每个组织都有自己的线性吸收系数，这取决于其物理密度和原子序数以及光束能量。在X射线和物质之间的相互作用过程中，光子被生物介质根据指数定律衰减，这是光电效应和康普顿散射的一个因素。使用传统的CT，仅使用一个X射线光谱的混合能量，并集成衰减测量，因此失去了特定组织的所有能量依赖性。不幸的是，对于相同的X射线束能量，如果两个组织的衰减相似（例如钙和骨），则两个组织将被分配相同的HU值，并且很难区分它们。为了克服这一限制，CT技术的一个新领域被称为“双能量CT成像”。总的想法是利用组织的能量依赖性数据，主要基于组织的加权光电效应和康普顿散射来测量和区分组织。不同双能CT平台上可用的不同类型双能量图像
图像用途 | Canon | GE | Philips | Siemens |
模拟选定单一能量的衰减 | Virtual monochromatic images（35至135 keV或200 keV**） | Monochromatic images（40至140 keV） | Monoenergetic（40至200 keV） | Monoenergetic images（40到190 keV） |
模拟增强采集产生的虚拟平扫 | 虚拟平扫 | 虚拟平扫* | 虚拟平扫 | 虚拟平扫 |
碘含量物质分解 | 碘图 | 材料分解 | 无水碘图 | 碘图 |
碘含量物质抑制 | - | Materiel supress iodine (MSI) | 碘密度图 | 碘密度图 |
材料表征（Zeff） | Z effective image | Effective Z* | Z effective | DE Rho/z |
材料表征（电子密度） | Electron density image | - | Electron density | DE Rho/z |
钙含量物质分解 | Ca/H2O and H2O/Ca images | 材料分解 | Calcium suppression | Bone marrow image |
尿酸含量物质分解 | 尿酸曲线 | 材料分解 | Uric acid | DE gout image |
肝脏脂肪含量物质分解 | - | GSI Fat* | - | Liver VNC/Fat map image |
*仅在Apex平台上可用
**仅在Aquilion One Prism上可用
对于GE双能量CT平台，可以对不同元素进行材料分解，从而创建不同类型的双能量图像
对于佳能医疗系统，双能量是从五个CT系统的三种不同双能量采集技术获得。采集和重建参数取决于CT系统，详见下表。旋转-旋转-轴向kV切换（双能量旋转-旋转）模式包括在具有低管电压（80或100 kV）的容积上执行一次旋转，然后在具有高管电压（135 kV）相同容积上执行另一次旋转。在这两次旋转之间，在没有X射线发射的情况下进行另一次旋转，以使CT系统切换两个电压管。根据CT系统，在40和160 mm之间的相同轴向容积上执行两次采集。利用这种采集模式，可以使用管电流调制系统。材料分解过程是在原始数据上进行的，VMI能级范围为35至135 keV。在螺旋kV切换（双能量螺旋）模式中，通过在每次旋转时交替kV（80或100 kV和135 kV）以螺旋模式进行采集。为此，投影在360°范围内采集，切换时间为0.1至0.2秒。有一种用于剂量减少的部分扫描模式，可限制放射敏感器官的直接照射。当射线管处于零位置附近时，该模式会切断X射线，在达到0°之前没有曝光时间，而在0°之后的时间相同。检查床随着每次旋转缓慢移动，CT系统根据旋转时间自动设置低螺距。在这种采集模式下，不能使用管电流调制系统。材料分解过程在图像域中进行，VMI的能级范围为80至135 keV。快速kV切换包括当球管探测器围绕患者旋转时，从高（135 kV）快速重复切换（<1 ms）到低kV（80 kV）。在旋转过程中，旋转时间（或投影数）在两个电压管之间被分成两个相等的部分。这种管电压切换提供了从两个不同的能谱的数据采集，时间和空间上紧密对齐。双能量重建通过将用一种能量获取的视图转换为另一种能量来工作，以使用经过训练的深度神经网络创建深度学习视图。深度学习双能量采集模式仅适用于Aquilion ONE Prism CT系统。快速kV切换可以在螺旋（螺距在0.5和1.5之间，准直为40和80mm）或轴向（容积为40和160mm）采集中进行。可以使用管电流调制系统和具有门控的心脏模式。材料分解过程是在原始数据域本身中进行。VMI的能级在35至200keV的101个能级中的任何一个能级中提供灰度图像。对于所有采集模式，可用的最小重建层厚为0.5mm，重建视野（FOV）为50cm，矩阵为5122像素。迭代重建算法AIDR 3D适用于所有CT系统（除Aquilion ONE Prism，对于该系统，深度学习双能量重建算法可用）。GE Healthcare四个CT系统可实现快速kV切换（下表）。快速kV切换包括从80 kV快速切换到140 kV，这是保持两个光谱之间足够的能量分离所必需的。快速kV切换几乎同时提供投影的空间和时间配准。因此，可以在原始数据域中处理能谱数据。
该切换在Revolution GSI上需要0.5ms，在其他CT系统上需要0.25ms。大多数CT系统上的mA是固定的，但Revolution Apex平台的Quantix管提供了同步的kV和mA切换。在低kV和碘图下，kV和mA同时切换提高了图像质量（降噪10%以上）。使用Revolution CT和Revolution Apex平台，与经典的1D准直仪相比，增加了3D准直仪（患者后）以减少散射和线束硬化。kV切换可在螺距为0.5至1.5的螺旋模式和轴向模式下进行，但仅适用于40 mm的容积。在螺旋模式下，Revolution GSI和Revolution Frontier可使用20和40 mm的准直，Revolution CT和Revolution Apex平台可使用40和80 mm的准直。只有在Revolution GSI和Revolution Frontier上，才能对GSI采集进行心脏门控（智能心脏）扫描。对于所有系统，32cm和50cm扫描FOV都可用，准直为0.625mm。可以使用5至50cm的显示FOV、5122像素的矩阵大小和不同的算法代来重建图像：Revolution GSI上的ASIR、Revolution Frontier以及Revolution CT和Revolution Apex平台上的ASIR-V。新的深度学习图像重建算法TrueFidelityTM可用于后两个平台。该技术的优点包括低投影和高投影之间的延迟很少（<0.5 ms），提供了出色的时间分辨率、成本高效的设计和50 cm的FOV。此外，在投影域中执行材料分解。在切换期间电流调制的限制导致来自低能谱的信号的相对减少和来自高能谱的输出的增加。通过为低kV采集分配更多时间和能谱深度学习重建，部分补偿了这一点。其他缺点包括早期的机架旋转速度≥0.5s，光谱分离较低。此外，还需要专用硬件。Philips Healthcare选择使用双层检测器技术（即NanoPanel棱镜探测器）（下表）。与常规螺旋采集相比，除了某些管电压值之外，在没有任何附加约束的情况下同时获得双能量光谱。事实上，只有iQon的80和100 kV以及CT 7500的80 kV不能获得光谱信息。因此，在采集之前，无需确定是否需要光谱重建。这两台机器都有一个z轴飞焦点，iQon和CT7500的准直度分别为40 mm和80 mm。检查床移动速度为185（CT7500为600）mm/s，典型的螺距范围为0.07至1.5（CT7500的螺距为1.65）。心脏门控可以是前瞻性或回顾性的，时间分辨率可以低至135ms。管电流调制与常规CT采集相同：心脏采集中与Z-DOM或3D-DOM调制和心电图（ECG）相关的剂量调制。
材料分解过程在原始数据域中执行。在50 cm FOV和5122像素矩阵大小上，重建切片厚度可以从0.67到1 cm不等。光谱重建算法可用于不同的卷积核。
该扫描仪的优点包括两次能量采集之间没有延迟，提供了出色的时间分辨率，同时具有出色的空间分辨率。恒定的高kV允许更高的总X射线功率，这对于较大的患者来说是有价值的，并且顶层吸收大多数低能光子会使光谱硬化。获取的光谱数据的完美对齐允许在投影域中进行材料分解，迭代重建可用于剂量减少。最后，它可以始终以“双能量模式”运行，因此不需要事先的规划，在工作流程中很有价值，代价是重建时间相对较长。
缺点包括探测器对低能量光子和高能量光子的不清晰区分（其两个层的灵敏度分布之间的重叠），导致较低的能量分离（通过层间滤波器改善，此举降低了剂量效率）。另一个挑战是高衰减物体减少了光谱的较低能量分量。此外，发射的低能量和高能量光谱不能在球管处平衡；在两个探测器层之间存在交叉散射的敏感性，并且使用抗散射栅格降低了光学灵敏度。最后，专门的探测器硬件需求增加了技术挑战和成本。
西门子Healthineers
对于西门子Healthiners，在使用两个不同的双能CT平台进行采集期间获得了双能量光谱（下表）。
在双源CT（DSCT）平台上，使用SOMATOM Force和SOMATOM Drive的两个X射线管/探测器对采集图像数据集，这两个对的角度相差95°。一个X射线管使用低kV（70−100 kV），另一个使用高kV（带或不带锡滤波器（140 kV或Sn150 kV）），与其他平台相比，光谱分离更好。根据CT系统，可提供不同的kV组合，以适应患者的体型或CT检查的临床适应症。使用两个球管、较低的旋转时间和较小的螺距意味着可以以66至75ms的时间分辨率进行心脏门控CT扫描。然而，第二个球管的探测器阵列的宽度减小到33或35cm（第一个球管为50cm），从而将双能量采集和重建FOV限制在33或35cm。使用分离滤波器CT平台，一对具有120 kV（或140 kV）管电压的X射线管/探测器与两个滤波器耦合，以将能谱分离为一个低（0.05 mm金滤波器）和一个高（0.6 mm锡滤波器）光谱。采集和重建FOV的最大值均为50cm。旋转时间范围为0.25至1 s/rot，取决于CT系统，但螺距限制为0.25−0.45。时间分辨率范围从125到165ms，取决于系统。使用DSCT平台，可以使用多个准直，而分裂滤波器CT只能使用一个准直。此外，球管CAREDose 4D电流调制系统可以用于所有分裂滤波器CT和DSCT系统。此外，由于光谱图像是在图像域中获得，因此迭代重建算法ADMIRE或SAFIRE可用于0.5至10mm范围内的不同卷积核和层厚。双能量图像可使用两个平台的5122像素矩阵重建，而仅用于DSCT的7682和10242像素矩阵重建。第二代和第三代DSCT扫描仪在高能X射线管中添加了锡滤波器，提高了剂量效率和CNR。其他优点包括可能的管电压调整以最大化光谱对比度和辐射剂量效率，以及剂量减少技术（例如，自动管电流调制、迭代重建等）。缺点包括B探测器较小可用视野（FOV），因为第二探测器尺寸受CT机架尺寸的限制（尽管该视野之外的较大探测器数据仍然可用于单能量成像）。两种球管-探测器组合之间可能的交叉散射源于偏置和噪声（使用探测器元件从技术上减少，并通过成像重建方法进行校正）。球管之间的角度差阻碍了基于投影的材料分解。另一个相关的缺点是增加了硬件需求，增加了技术挑战和成本。在某些CT系统上，另一种技术也用于双能采集。该技术包括用低管电压进行第一次螺旋采集，然后用高管电压进行第二次螺旋采集（有或无额外滤过）。它的用途仍然局限于减少金属伪影、校正线束硬化或表征肾结石成分。事实上，第一次采集开始和第二次采集结束之间的长时间不允许该技术用于碘造影剂注射检查。双能量图像具有非常重要的定量能力，它们可以改善某些病变的检测和表征，并有助于患者的治疗决策。这些定量参数必须准确且可重复。为了评估单个DECT平台或采用不同技术的多个DECT平台上的双能量图像质量，在模型和患者身上使用了许多指标。在VMI中，可以从位于体模上插入物或患者图像中组织/病变上的感兴趣区域（ROI）计算。根据这些ROI，可以计算诸如HU值、图像噪声以及信噪比（SNR）和CNR等参数。特别是，这些指标使评估材料或组织/损伤的对比变化成为可能，这取决于单能量水平。此外，在模型上，为了确保双能量图像中计算的HU的准确性，测量了均方根偏差或单色偏差等参数。这些可以评估给定插入物中测量的HU值与其理论值之间的差异。这两个指标也用于评估碘图上碘浓度的准确性。HU和碘的准确度越高，双能量性能越好，与临床结果越相关。此外，这些指标还可用于确保电子密度和有效原子序数图的相关性，特别是在放疗部门。最近开发了新的方法以评估常规CT图像的质量。这些指标开始用于评估VMI的质量，因为它们允许评估其他图像特征。噪声功率谱（NPS）用于根据keV评估噪声的纹理和振幅。基于任务的传递函数（TTF）用于评估近临床对比度和噪声条件下的空间分辨率。因此，对于含有碘浓度的插入物，这将通过考虑噪声和对比度的变化（两者在低keV时增加）作为keV的函数来计算。最后，从模型观察者计算的可检测性指数也可用于评估模拟病变的可检测能力。该参数类似于CNR，但具有考虑噪声及其纹理、TTF的模糊以及模拟人眼响应的可视化功能的优点。该指标对于根据病变的大小和组成确定最佳单能量水平非常有用，这在临床常规中至关重要。要评估所有这些，必须使用合适的模型。对于经典测量参数，模型必须由足够大小的插入物和与双能量图像中存在的组织成分/密度相似的材料组成。因此，不同浓度的碘插入物用于评估HU和碘浓度的准确性。此外，必须了解线性衰减系数和理论HU值随每个插入物keV的变化。有许多模型可用于测量这些经典度量。然而，这些模体并不总是适用于评估高级参数。事实上，NPS必须在具有均匀横截面的模型中进行测量，这对于大多数经典图像质量模型来说都是如此，但对于那些用于测量经典参数的模型来说。必须在适当尺寸的插入物上计算TTF，插入物周围具有足够大的均匀面积。此外，对于双能量图像，必须在与所研究的临床病变相似的插入物上进行计算（即碘或钙插入物）。然而，到目前为止，市场上还没有同时满足这些不同要求的产品。因此，如果要使放疗更可靠，评估双能量图像质量以确保放射科医生能够做出准确的临床诊断至关重要。存在几种评估图像质量的指标。这些需要合适的模型，但现场并不总是可用。为确保随时间推移的一致性能，应实施双能量图像的质量控制。参考文献：Greffier J, Villani N, Defez D, Dabli D, Si-Mohamed S. Spectral CT imaging: Technical principles of dual-energy CT and multi-energy photon-counting CT. Diagn Interv Imaging. 2022 Nov 19:S2211-5684(22)00221-2. doi: 10.1016/j.diii.2022.11.003.Borges, A.P.; Antunes, C.; Curvo-Semedo, C. Pros and Cons of Dual-Energy CT Systems: “One Does Not Fit All” Tomography 2023, 9, 195–216. https://doi.org/10.3390/tomography9010017
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