1、能譜CT發(fā)展歷史

 

能譜CT在兩種不同的能量下掃描物體，可根據(jù)在不同能量下獲得的物質(zhì)衰減系數(shù)的差異進行物質(zhì)分解，以實現(xiàn)傳統(tǒng)單能量 CT（single-energy CT，SECT） 掃描無法評估的材料特性。

 

此外，能譜CT能夠通過虛擬單能量圖像或物質(zhì)分解圖像提高臨床實踐中遇到的病變的能力。

 

有效的原子序數(shù)和電子密度分析可揭示常規(guī)單能 CT 掃描難以評估的物質(zhì)特性。

 

能譜 CT 掃描可用于多種專業(yè)領域，如急診醫(yī)學、放射治療和尸檢成像等。

 

Alvarez 和 Macovski 于 1976 年研究了 CT 的雙能量（dual-energy）方法，他們證明，即使使用多能 X 射線光譜，仍可將測得的衰減系數(shù)分離為光電效應和康普頓散射過程的貢獻。

 

雙能量CT（dual-energy CT，DECT）最初的應用主要集中在肺部、肝臟和軟組織成分的表征上。

 

最早的DECT依靠在兩個管電壓下分別進行先后兩次時間順序掃描（two temporally sequential scan）以獲取數(shù)據(jù)。

 

如上圖所示，在最早的DECT中，掃描方式為先掃其中一個電壓，完成該電壓的全部掃描之后，回床，掃第二個電壓的數(shù)據(jù)。

 

先后兩次時間順序掃描（two temporally sequential scan）的掃描方式，由于數(shù)據(jù)不是同時獲取的，因此兩次掃描之間病人的移動會導致結果圖像的嚴重質(zhì)量下降，并且會影響掃描結果的準確性。

 

為了最大限度地減少對整個感興趣的解剖容積進行兩次連續(xù)掃描所固有的時間延遲，

 

Carmi R提出了一種改進的方法，即在工作臺增量之前，在高電壓和低電壓各進行一次軸掃（掃兩圈，高電壓一圈，低電壓一圈，然后進床）。

 

上述掃兩圈的方案減少了低能量和高能量圖像之間的掃描延遲。

 

在這種情況下，使用部分掃描重建技術可以獲得最佳的時間分辨率。

 

在掃兩圈的方案中，每個電壓都需要采集 180° 加扇形角的投影數(shù)據(jù)（CT成像需要最少采集180°+扇形角），在掃描之中，高低電壓的切換以及床的步進和停止會造成掃描時間的少量延遲。

 

由于兩次掃描之間的時間延遲仍然相對較長，低能量和高能量數(shù)據(jù)集之間容易發(fā)生運動錯位，掃兩圈的方案比較適用于相對靜態(tài)的器官或組織。

 

對于 Z 軸覆蓋范圍相對較窄的掃描儀來說，總掃描時間的增加也是掃兩圈方案的限制因素。

 

2、X射線發(fā)生和能譜

 

X射線的發(fā)生

如下圖所示，在 CT 掃描儀中，X 射線是在 X 射線球管中產(chǎn)生的。

 

為了產(chǎn)生 X 射線束，從陰極發(fā)射的電子（electrons）流被聚焦成一束窄束，轟擊鎢靶陽極（Tungsten target）上的一個小焦點。

 

能譜

產(chǎn)生的X 射線束是由各種能量（千電子伏特，keV）的光子組成的——這些光束被稱為 “多色 X 射線（polychromatic x-rays）”，這些多色X射線，構成了 X 射線譜（x-ray spectrum）。

 

X 射線光譜中光子能量（keV）的最大值與 X 射線管的千伏（kV）相匹配：

 

如果 X 射線管電壓為 140 kV，則光譜的最大能量為 140 keV

如果 X 射線管電壓為 120 kV，則光譜的最大能量為 120 keV

如果 X 射線管電壓為 100 kV，則光譜的最大能量為 100 keV

如果 X 射線管電壓為 80 kV，則光譜的最大能量為 80 keV

電子能量和球管電壓的關系

有效X射線能量（effective x-ray energy）是將多色 X 射線的能量表示為具有等效相互作用的單色 X 射線的能量，有效 X 射線能量通常用作多色 X 射線光子能譜的代表值。

 

具體來說，有效能量是使用由鋁（Al）或銅（Cu）組成的吸收體來測量的。

 

在大約 65keV-70keV的虛擬單能量圖像（virtual monochromatic image，VMI）上，以 Hounsfield 單位（HU）表示的 CT 衰減數(shù)相當于在 120 kV下獲取的單能量 CT 圖像上的 HU 。

 

因此，在 65keV-70keV獲得的 VMI 幾乎等同于在 120kV獲得的單能量 CT 圖像。

 

值得注意的是，精細的VMI圖像與SECT的等效與成像技術方式與SFOV相關，下表為GE平臺上的VMI在不同SFOV下與SECT的等量關系。

 

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

 

3、CT探測器

 

探測器在雙能量/能譜 CT 中起著至關重要的作用。

 

因此，在此簡要介紹一下輻射探測器的類型。

 

一般來說，有三種探測器可以檢測電離輻射。

 

氣體探測器

固態(tài)閃爍體探測器

半導體探測器

最簡單的是氣體探測器，由兩個電極之間充滿惰性氣體的腔體組成

當一束 X 射線照射到腔體內(nèi)時，腔體內(nèi)的氣體被電離，由此產(chǎn)生的帶電粒子被電極收集，從而產(chǎn)生可記錄和數(shù)字化的電信號。

 

在診斷成像中，輻射探測器元件由固態(tài)閃爍體或半導體組成。

 

閃爍體通常用于制造目前的臨床用能量積分 CT 掃描儀，而半導體則用于光子計數(shù) CT 掃描儀。

 

閃爍體探測器

閃爍體是一種與電離輻射相互作用后會發(fā)出可見光或紫外線的材料。

 

當入射的 X 射線光子照射到晶體閃爍體（scintillator）上時，會產(chǎn)生光電效應，由此產(chǎn)生的光電子在閃爍體內(nèi)移動一小段距離，在此期間，其能量會沉積到周圍的電子中。

 

受激電子最終返回各自的基態(tài)能級，并以可見光或紫外線的形式發(fā)出特征輻射，即二次光子（Light photons）。

 

光電二極管（Photodiode）收集這些二次光子，然后產(chǎn)生一個電信號，其大小與測量間隔內(nèi)光子沉積的總能量成正比。

 

在能譜實現(xiàn)當中，與 kV 快速切換技術相關的一個技術問題是兩個能量數(shù)據(jù)集之間的能量污染（串擾）。

 

為了克服這一問題，一家供應商為 X 射線探測器元件引入了一種新型閃爍材料（石榴石晶體和稀土熒光粉成分），即業(yè)內(nèi)俗稱的寶石探測器，這在過去二十年中尚屬首次。

 

與目前固態(tài)探測器常用的鎢酸鎘和硫化釓（Gd2O2S）相比，“寶石探測器”材料具有更優(yōu)越的光學特性，包括更快的初級速度（0.03 微秒，比常用的 Gd2O2S 快 100 倍）

初級速度指的是受激電子返回其基態(tài)能量級所需的時間，初級速度取決于原子的電子構型。

 

通常情況下，由于閃爍晶體中的雜質(zhì)，一小部分激發(fā)電子在返回基態(tài)能量級之前會在高能態(tài)停留較長時間。

 

更短的余輝（比 Gd2O2S 低 25%）

余輝是對上述激發(fā)電子在返回基態(tài)能量級之前會在高能態(tài)停留導致的衰減時間的延長測量 。

 

因此，初級速度和余輝決定了探測器從快速采集中區(qū)分連續(xù)信號的能力。

 

寶石探測器的這一性能使得其可以最大限度地減少在相距不到 0.5 ms的連續(xù)視圖中獲取的低能和高能投影之間的能量重疊問題。

 

光子計數(shù)探測器（半導體探測器）

半導體是導電率低于金屬但高于絕緣體的材料。

 

根據(jù)量子物理學，原子的電子具有離散的能級（bands）。

 

在半導體材料中，占據(jù)最外層能帶（valence band，價帶）的電子如果獲得外部能量（如來自入射 X 射線的能量），就可以提升到下一個能帶（conduction band，導帶），以克服兩個能帶之間的禁用能隙。

 

導帶電子具有流動性和高導電性。

當一個電子離開價帶進入導帶時，會在價帶留下一個帶凈正電荷的空穴，從而產(chǎn)生一對正負電荷（空穴-電子）。

 

由于在半導體（Semi-conductor）上施加了外部電壓，X 射線相互作用產(chǎn)生的帶負電和帶正電的粒子（Charged particles）被迅速拉向相反的方向，并被電子讀出電路記錄為電信號。

圖片值得注意的是，半導體通常會摻雜少量雜質(zhì)，以減小外加電壓誘導的電流大小，從而便于檢測較弱的輻射誘導信號。

 

在基于半導體的探測器中，每次 X 射線相互作用產(chǎn)生的電信號都可以單獨記錄下來，該信號的大小與入射 X 射線光子沉積的能量成正比。

 

為實現(xiàn)多能量成像，電子系統(tǒng)可應用多個能量閾值，并可計算落入每個能量倉的電脈沖數(shù)量，以便根據(jù)能量水平對 X 射線光子進行分類 。

 

此外，最低能量閾值可以設置在高于電子噪聲電平的水平，以消除信號計數(shù)中的電子噪聲。

 

與能量積分探測器相比，這是光子計數(shù)探測器的一個顯著優(yōu)勢，因為在能量積分探測器中，測量區(qū)間內(nèi)的所有光子能量和電子噪聲都被合并在一起。

 

脈沖堆積效應產(chǎn)生于 CT 中遇到的極高計數(shù)率（大約為每秒每平方毫米 109 個），是光子計數(shù) CT 面臨的最大挑戰(zhàn)之一。

 

如果校正不當，脈沖堆積效應會導致大量計數(shù)丟失和能量分辨率下降。

 

光子計數(shù) CT 面臨的另一個重大挑戰(zhàn)是電荷共享效應，這種效應表現(xiàn)為 X 射線相互作用發(fā)生在兩個探測器元件的邊界附近，由此產(chǎn)生的電荷粒子云從一個探測器元件 “溢出 ”到相鄰的探測器元件。

 

散射的 X 射線光子也會造成串擾效應，因為偏離原路徑的光子可能攜帶一部分入射能量，并再次沉積在不同的位置。

 

電荷共享效應可能導致信號重復計數(shù)和空間分辨率的損失。 

 

迄今為止，最有前途的 CT 光子計數(shù)探測器材料似乎是碲化鎘鋅（CZT）、碲化鎘（CdTe）和硅（Si）。

 

4、能量CT的實現(xiàn)方式

 

目前能夠進行雙能量采集的所有臨床 CT 掃描儀可分為兩大類：

 

基于球管（源）的掃描儀

基于探測器的掃描儀。

 

基于源的掃描儀使用不同能量譜的 X 射線束進行成像，實現(xiàn)這一功能的方法有兩種：

 

使用兩個獨立的球管，每個球管在不同的管電壓下工作

使用一個能在低管電壓和高管電壓之間快速切換的球管

 

基于探測器的掃描儀依靠 X 射線探測器的能量分辨能力，將低能 X 射線光子信號與高能光子信號分離開來。按照探測器的類型又可以分為：

 

使用光子計數(shù)探測器實現(xiàn)的能量分離

使用雙層能量積分探測器實現(xiàn)的能量分離

 

主流的商用能量CT成像方式對比如下表所示：

參數(shù)	雙源（雙球管）	電壓（電流）瞬切	單源雙能剪影	射線分隔	雙層探測器	光子計數(shù)探測器
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
常用英文簡寫	dsDECT	rsDECT	Rot-Rot	TwinBeam	dlDECT	PCCT
主流廠家	西門子	GE	佳能；聯(lián)影；東軟	西門子	飛利浦	西門子；GE；飛利浦；佳能；聯(lián)影
典型設備	Somatom Force（西門子）	雙瞬切：Revolution Apex（GE）；單瞬切：Revolution CT（GE）	Aquilion One（佳能）	Somatom Definition Edge（西門子）	Spectral CT 7500（飛利浦）	NAEOTOM Alpha（西門子）
X射線球管數(shù)量	2	1	1	1	1	1
轉(zhuǎn)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	沒有	沒有	有	沒有	沒有
時空配準	微小的時空錯位	好	差	好	好	極佳
能譜重建方式	圖像域	投影域和圖像域	軸掃模式：投影域；螺旋掃模式：圖像域	圖像域	投影域和圖像域	投影域和圖像域
是否支持不同能量箱的mAs優(yōu)化	是	電壓切換：否；電壓電流切換：是	是	否	否	是（能量閾值優(yōu)化）
是否需要篩選	是	是	是	是	否	否
工作流變化	需要	需要	需要	需要	不需要	不需要
能量分離	好	好	好	受限	好	極佳
z軸覆蓋率	8cm	8-16cm	最大16cm	4cm	4cm	8-16mm

 

能夠進行超快電壓（電流）切換的單源CT

一種基于放射源的能譜CT實現(xiàn)方法是使用單個 X 射線球管，該球管能夠在一個完整的機架旋轉(zhuǎn)周期內(nèi)快速重復切換低電壓和高電壓（ultra-fast kV switching）

 

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

甚至在一個完整的機架旋轉(zhuǎn)周期內(nèi)快速重復切換低電壓高電流和高電壓低電流（Simultaneous kVp and mA switching）。

 

例如，Revolution Apex CT，GE HealthCare：

由于電壓（電流）的切換速度極快（大約0.25 ms），因此 80 kV和 140 kV的投影集實際上是從同一視角（view）獲取的。

 

由于近乎同時采集，低能量和高能量投影集之間的view不匹配極小，這有利于在投影域進行物質(zhì)分解。

 

在之前的研究中得到證實，使用瞬切技術的能譜CT，可在測量投影和物質(zhì)分解中進行更精確的硬化線束校正。

 

然而，瞬切技術的能譜CT系統(tǒng)的局限性在于：

 

為了減少快速連續(xù)采集之間的光譜污染，X 射線探測器元件需要搭配使用主衰變時間超快、余輝（延遲熒光）極低的閃爍材料。

 

不能夠進行快速切換的單源CT

通過單源掃描儀進行雙能量成像的另一種方法是在軸掃或螺旋掃模式的連續(xù)機架旋轉(zhuǎn)之間切換管電壓（Rot-Rot），而不是在每次機架旋轉(zhuǎn)的過程中切換管電壓，如 Aquilion One，Canon。

 

理論上，Rot-Rot方式中的不同能量水平對應的投影集可以在完全相同的視角下采集，但Rot-Rot這種采集方法被認為不如快速 kV 切換法理想，尤其是在心臟和腹部應用中，因為在兩個完整的機架旋轉(zhuǎn)過程中，心臟和呼吸運動可能會導致兩個能量投影集出現(xiàn)較大程度的不一致。

 

帶濾光片的單源掃描儀

通過單源掃描儀進行雙能量成像的另一種方法是通過在 X 射線管前直接放置一個分隔濾光片，從單源掃描儀獲取雙能量投影，

 

例如，西門子醫(yī)療集團 SOMATOM Edge 的 TwinBeam 雙能量技術。

 

濾光片由金和錫沿縱向相鄰堆疊而成，以實現(xiàn)混合能量的 X 射線束的光譜分離。

 

例如，在 120 kV的能譜中，金和錫的過濾可分別產(chǎn)生平均光子能量為 68 kV的低能譜和平均能量為 86 kV的高能譜。

 

這種技術的主要優(yōu)點是，通過加裝分光濾波器，目前許多臨床 CT 掃描儀都可以輕松升級，以進行雙能量成像。

 

不過，與其他DECT掃描儀相比，分光濾波器實現(xiàn)的能量分離較差，導致物質(zhì)分解性能較差。

 

雙源CT

另外一種基于源的雙能量成像方法是采用雙光源系統(tǒng)，如西門子的 SOMATOM Force。

 

其中兩個獨立的光源-探測器對以大約 90° （第一代雙源：90°，第二代雙源95°）的偏移安裝在同一龍門架上。

 

一個 X 射線球管在低管電壓（如70kV）下工作，而另一個管在高管電壓（如120kV）下工作。

 

這種掃描儀設計在雙能量成像方面有幾個顯著優(yōu)勢：

 

可以單獨優(yōu)化某一個球管的電流，以確保低能量和高能量投影組之間的噪音水平相當。

可以在一個球管中使用額外的濾波器（如錫濾波器），以進一步提高兩個能譜之間的分離度。

下圖為使用不同的能量以及濾波器能夠?qū)崿F(xiàn)的碘分離度的提升。

 

雙源掃描儀的局限：

 

一個探測器的掃描視場比另一個小（33 厘米對 50 厘米），因此對成像物體的大小有所要求。

當兩個 X 球管同時工作時，盡管已經(jīng)開發(fā)出先進的算法來校正因光子交叉散射而增加的投影噪聲，仍然需要留意大量的光子交叉散射問題。

由于低能量和高能量投影集的視角幾乎正交，與物質(zhì)分解相關的信息可能會受到影響，尤其是在兩次采集過程中病人發(fā)生移動（如心臟和/或呼吸運動）時。

 

5、雙層探測器CT

 

除了上述3種基于源的雙能量成像方式外，還存在基于探測器的雙能量成像方案，如，雙層探測器能譜CT。

 

如IQon Spectral CT，Philips。分層探測器由兩種具有不同 X 射線衰減特性的材料制成。

 

在這種配置中，阻擋能力較低的材料（yttrium-based garnet，釔基石榴石）被置于阻擋能力較高的材料（gadolinium oxysulphide，硫化釓）之上。

 

下圖所示為16x16 pixels的雙層探測器探測單元。

這種設計使低能 X 射線光子主要從頂部探測器層收集，而高能光子則從底部探測器層收集。

 

這種方法的主要優(yōu)點是：

 

低能和高能投影集是以相同的視角同時采集的，這有利于更準確地進行物質(zhì)分解。

低能和高能投影集的噪聲水平不一致，可以通過改變兩個探測器層的厚度來糾正。

下圖為目前上下層不同厚度的雙層探測器的設計：

 

 

然而，這種雙能量采集技術的機制依賴于以下假設：

 

所有低能光子都在頂層探測器中衰減，高能光子在到達底層探測器時不會與頂層材料發(fā)生相互作用。

 

在現(xiàn)實中，顯然高能光子在到達底層探測器時已經(jīng)與頂層材料發(fā)生了相互作用，盡管存在相關的校正算法，但是上層探測器對下層探測器成像的影響會造成能譜分離的不理想以及材料分解不準確 。

 

光子計數(shù)探測器

上述所有 CT 系統(tǒng)都使用 能量積分 X 射線探測器，因此需要額外的光束、探測器和/或濾波器來實現(xiàn) X 射線光子的光譜分離。

 

光子計數(shù) CT （PCCT）系統(tǒng)采用了完全不同的方法，PCCT使用的探測器能夠直接從多色 X 射線束中分辨出單個光子的能量。

 

用于制造PCCT的材料與能量積分探測器的材料不同，通常為半導體材料。

 

PCCT的這種能量分辨能力的一個優(yōu)點是，檢測到的 X 射線光子可被歸類為若干預設的能量閾值級別，從而實現(xiàn)多能量成像。

 

此外，能量閾值可設置在高于系統(tǒng)電子噪聲水平的級別，以消除測量投影中的噪聲。 

 

因此，與目前的雙能量 CT 技術相比，PCCT 的劑量效率更高，也是目前正在積極研究的課題。

 

目前，NAEOTOM Alpha（西門子）已經(jīng)投入了臨床使用，多 CT 供應商也已開發(fā)出PCCT系統(tǒng)原型。

 

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