CT近三十年发展史（下）：双能量CT与光子计数CT |
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CT近三十年发展史（下）：双能量CT与光子计数CT
很少有人预测到X射线计算机断层扫描（CT）技术的巨大发展，甚至更少有人在20世纪80年代末就预见到CT临床应用的快速发展。事实上，人们对磁共振（MR）成像热情如此之高，以至于MR取代CT成像的预测被许多人接受。30多年后的今天，CT不仅经受住了来自其他成像方式的挑战，而且已经走到医院诊断成像的前线。
促成CT成功的因素很多，总结过去30年的技术进步有多种方法。这些进步可以根据其临床影响、性能改进或底层技术本身进行检验。从临床影响的角度来看，冠状动脉CT血管造影（CCTA）无疑是许多技术发展的主要驱动力之一。它需要快速的数据采集来冻结心脏运动，更高的空间分辨率来描述小的病变，以及足够的覆盖范围，以便能够在一个或几个心动周期内对整个心脏进行成像。多年来几乎所有的技术进步都以某种方式促成了CCTA今天的成功。当然，对其他临床应用的严格要求，如创伤、肿瘤和卒中，也对技术发展起到了关键作用。从CT性能的角度来看，技术进步可以按时间顺序分为三大类：各向同性的容积覆盖、卓越的时间分辨率和用于材料分类和区分的光谱信息。最初的CT发展主要集中在为静态物体生成良好的图像：通过引入螺旋采集实现一次屏气全器官覆盖，随后通过引入多层CT实现全身的各向同性空间分辨率。下一个发展前沿主要集中在扫描的时间方面：通过更快的机架旋转、宽锥CT（wide-cone CT）、双源CT（DSCT）、更大的螺距和先进的算法，冻结患者运动并获得更大扫描范围的动态信息。CT发展的第三个前沿是在纯粹的解剖成像之后，通过利用双能量或多能量数据采集为CT图像提供 "色彩"。这些数据采集模式建立在各向同性容积覆盖范围和时间分辨率改进类别的所有先前进展的基础上。从底层技术的角度来看，CT的发展可分为五大类：螺旋数据采集、多层CT、宽锥CT、DSCT和光谱CT。尽管不同类别之间存在一些重叠，但与临床影响的角度或性能角度相比，这种分离更加清晰。因此，我们采用这种方法来概述CT的发展历史。本文的第二个目的是提供一个关于CT的未来前景。毋庸置疑，未来的技术既令人兴奋又多样化。如今，人工智能（AI）和深度学习技术已经并将继续成为推动CT前进的强大工具和颠覆性技术。AI支持的CT扫描工作流程的改进和自动化以及增强CT图像临床信息的方法改变了技术人员和放射科医生的工作方式。作为标准图像重建任务的一部分，现代CT扫描仪提供与解剖结构一致的重建和高级可视化，甚至病理过程的自动识别和量化也正在常规集成到CT工作流程中。在信息展示方面，增材制造（或3D打印）将继续影响放射科医生与其他医疗专业人员和患者
的
互动
方式。
虚拟现实和增强现实的快速发展已经并将继续影响放射科，从培训到操作，以及新的工作流程。
有趣的是，尽管有所有的技术进步和改进，所有现代CT扫描仪仍然基于第三代旋转-旋转的几何结构。
X射线管技术有了新的发展，可以将多个X射线源放置在同一个CT机架上，并可能导致新一代CT扫描仪具有更少或无机械运动。
其他方法，如相位对比CT，最近在科学文献中获得了相当大的关注，但尚未导致临床上可用的全身CT系统。
这个名单可以一直列下去。
鉴于本评论文章的范围有限，不可能涵盖使CT增长的所有方面。
因此，最后一节仅致力于即将到来的CT技术之一：
光子计数CT。上一篇文章中我们介绍了螺旋CT、多层CT、宽锥CT和双源CT，今天我们继续分享双能量CT和光子计数CT。双能量CT近年来，双能CT（DECT）在临床实践中的应用稳步增加。虽然DECT的概念是在CT发明后不久提出的，与CT硬件和软件相关的技术挑战使其无法成为一种临床有用的工具。DECT的优势在于它能够提供超出扫描对象密度的信息以及区分材料的潜力。如图18所示，使用两种不同类型的插入物（一种是10mg/ml碘和水混合物，另一种是50mg/ml钙和水混合物）对Gammex体模进行CT扫描。当使用140 kV设置扫描模型时，两个插图均显示相同的CT值，如图18（a）所示。显然，仅仅根据这张图片是不可能区分这些物质的。然而，当使用80 kV扫描同一个体模时，重建插入物的CT值明显不同，碘插入物显示出更高的强度，如图18（b）所示。 图18 在Gammex体模上使用DECT区分材料的图示（窗宽500 HU，窗位100 HU）：（a）140 kV图像和（b）80 kV图像。DECT利用了不同的X射线光子与物质的相互作用，主要是光电效应和康普顿散射（相干相互作用可以忽略）。在光电效应中，原始的X射线光子不再存在，而在康普顿相互作用中产生了散射X射线光子（对于人体而言，X射线荧光可以忽略）。如图19所示，光电效应（绿色曲线）在低X射线能量光子中占主导地位，康普顿散射（蓝色曲线）在高能量光子中变得更加重要。此外，光电吸收和康普顿散射的相对贡献因材料而异。因此，为了利用这些特性，DECT收集低能量和高能量的CT数据，可以为对象中的每个体素求解两个未知量（光电和康普顿）。 图19 作为X射线光子能量函数的X射线质量衰减系数：（a）水和（b）钙。虽然从理论上来说，检查光电和康普顿图像非常有趣，但在临床环境中，它们有些难以解释。然而，可以证明，任何材料的衰减特性都可以描述为两种“基本”材料（例如水和碘）的线性组合。该过程称为材料分解，其中任何材料“分解”为两种其他材料。因此，与其求解光电和康普顿图像，不如求解具有明确物理或临床意义的两种基本材料的密度图像。为了便于说明，图20描绘了图18所示的使用DECT扫描和重建的相同Gammex体模，使用水和碘作为基本材料对。在水（碘）图像[图20（a）]中，去除碘成分[类似地，在图20（b）所示的碘（水）图像中去除水成分]。这导致10 mg/ml碘插入物的密度与图20（a）中的纯水背景相似。另一方面，50 mg/ml的钙插入物对水（碘）和碘（水）图像都有贡献，因为钙既不是水也不是碘。如果我们选择水和钙作为基础材料对，50 mg/ml钙插入物的水（钙）图像将具有与纯水背景相似的密度。 图20 Gammex体模上材料分解的图示：（a）水（碘）图像（mg/ml）和（b）碘（水）图像（mg/ml）。获取双能数据有不同的方法，采集可分为“源驱动”或“探测器驱动”。在源驱动方法中（带附加过滤的X射线管），在探测器不提供光谱信息的情况下，对输入的X射线光谱进行修改，以提供不同的X射线能谱，从而实现双能量采集。另一方面，对于探测器驱动的方法，探测器提供有关X射线光谱的必要信息，并且X射线源在数据采集期间不会发生变化。表1概述了DECT数据收集中使用的一些方法。每种方法都有优点和缺点，参见：双能量CT的实现方法。 图21 DECT改善胰腺癌患者对比噪声比和病变检测能力的图示：（a）40keV虚拟单色图像，（b）70keV虚拟单色图像，（c）碘（水）图像和（d）彩色叠加图像。 DECT应用的另一个例子是帮助放射科医生在肺栓塞的情况下轻松确定灌注缺损的区域。血栓通常导致肺部受影响区域的血液灌注不足。由于DECT可以提供碘的图谱，因此可以很容易地确定肺中碘摄取不足的情况。图22描述了肺栓塞阳性的患者检查，其中蓝色突出显示的区域识别了受影响区域。这些区域可以很好地追踪到图22（a）中红色箭头所示的检测到的血栓。 图22 用于肺栓塞检测的DECT图示（a）70keV图像，显示血栓（b）彩色叠加图像，突出显示受影响的肺区域。 光子计数CT光子计数探测器是一种新技术，有可能以极高的空间分辨率提供CT数据，无电子噪声，并具有固有的光谱信息。10多年前，在原型CT台式系统中对光子计数探测器进行了评估。然而，这些早期系统中使用的探测器的性能不足以进行临床CT成像，主要是因为它们不能耐受医用CT的高X射线通量率。同时，探测器材料合成方面的重大进展使临床前人体光子计数CT原型的安装成为可能。为了理解光子计数CT探测器的优点，有必要简要回顾一下目前所有医用CT扫描仪中使用的固态闪烁探测器的特性。它们由边长为0.8至1 mm的单个探测器单元组成，由闪烁体（例如氧化钆或硫氧化钆[GOS]、Lumex和LuTag）制成，其背面连接有光电二极管（见图23）。吸收的X射线在闪烁体中产生可见光，由光电二极管检测并转换为电流。闪烁光的强度和感应电流脉冲的振幅与吸收的X射线光子的能量E成正比。在一个投影的测量时间内记录的所有电流脉冲被积分。携带大部分软组织低对比度信息的低能光子对能量积分探测器信号的贡献小于高能光子。这种能量加权主要在对比增强CT扫描中降低对比度噪声比，因为碘的X射线吸收在较低能量时最高（在33 keV的K边界以上）。 图23 能量积分闪烁探测器示意图：（a）侧视图和（b）俯视图。z方向是患者的纵向。由闪烁体（如GOS）制成的探测器单元吸收X射线（红色箭头）并将其能量转换为可见光（橙色圆圈）。光电二极管的低电平模拟电信号被电子噪声破坏，电子噪声在低X射线通量下变得比量子噪声（泊松噪声）更大，并导致图像噪声不成比例地增加和CT值的不稳定性（例如，在低剂量肺CT成像中）。这种强噪声的增加和CT值的漂移限制了医用CT进一步降低辐射剂量的可能性。单个探测器单元由基于TiO2或Cr2O3的光学不透明反射层隔开，以防止光学串扰（见图23）。它们的宽度约为0.1 mm，降低了探测器的几何剂量效率。分离层中吸收的X射线光子即使已穿过患者，也不会对测量信号产生影响。当前的医用CT探测器的有效单元尺寸约为0.8×0.8m
²
至1×1mm²，几何剂量效率为70%至80%。如果分离层的宽度保持不变，显著减小单元的尺寸（以提高空间分辨率）将进一步降低几何效率。因此，提高固态闪烁探测器的空间分辨率是一个挑战。光子计数探测器由半导体制成，如碲化镉（CdTe）、碲化镉锌（CZT）或硅（Si）。在顶部的阴极和半导体层底部的像素化阳极电极之间施加高压（800至1000 V）（见图24）。被吸收的X射线产生电子-空穴对，这些电子-空穴对被强电场隔开。电子漂移到阳极上，产生纳秒级的短电流脉冲。脉冲整形电路将其转换为半高宽为10至15纳秒的电压脉冲。电压脉冲的脉冲高度与X射线光子的能量E成正比。一旦这些脉冲超过阈值，就会对其进行计数（见图25）。 图24 直接转换光子计数探测器的示意图：（a）侧视图和（b）俯视图。在半导体（如CdTe或CZT）中吸收的X射线（红色箭头）产生电子-空穴对，这些电子-空穴对在阴极和像素化阳极之间的强电场中分离。为三个左侧探测器单元指示了潜在的亚像素结构。然后必须相应地构造像素化阳极（此处未显示）。 图25 光子计数探测器中吸收的x射线感应的信号脉冲一旦超过阈值T0（蓝色虚线，“计数”用蓝色圆点表示）即被计数。T0的典型能量为25keV，远高于低振幅基线噪声。在更高能量下的三个附加阈值（50keV下的T1、75keV下的T2和90keV下的T3）也被指示，在不同能量阈值下的计数的同时读出（在本例中为4）提供光谱解析的探测器信号。根据材料的不同，探测器由1.4至30 mm厚的半导体层组成。由于CdTe和CZT基CT探测器具有较高的原子序数，因此较薄的层足以用于此类探测器。硅基CT探测器，如图26所示，由于探测器材料的原子序数较低，使用较厚的层。更大的厚度使得光子计数能够被分割成更大的体积，从而潜在地减轻脉冲堆积效应。 图26 光子计数探测器的边缘实现。该设计适用于具有较低X射线衰减系数的探测器材料，如硅。相互作用在更大体积上的分布可能有助于缓解脉冲堆积效应。与固态闪烁探测器相比，光子计数探测器有几个优点。探测器单元由公共阴极和像素化阳极之间的强电场定义（图24），没有额外的分离层。几何剂量效率仅因不可避免的抗散射准直器叶片或格栅而降低。与基于闪烁体的探测器不同，由准直器叶片限制的每个“宏像素”可分为更小的子像素，分别读出以提高空间分辨率[见图24(b)]。在一次投影的测量时间内，吸收的X射线产生的所有电流脉冲一旦超过阈值能量，就会被计数。低振幅基线噪声远低于此水平，即使在低X射线通量下也不会触发计数，只有信号中存在X射线量子的统计泊松噪声。因此，与使用闪烁探测器的相应扫描相比，在极低辐射剂量下的CT扫描或肥胖患者的CT扫描显示出更少的图像噪声、更少的条纹伪影和更稳定的CT值。辐射剂量减少超过今天的限制似乎是可能的。在固态闪烁探测器中，低能量X射线光子的权重不会降低。因此，光子计数探测器可以提供具有潜在改善CNR的CT图像，特别是在使用碘造影剂的CT扫描中。在更高级的读出模式中，引入几个在不同阈值能量下工作的计数器以进行能量辨别（见图25）。在此示例中，使用四个不同的能量阈值T0、T1、T2和T3，并且光子计数探测器同时提供具有不同较低能量阈值的四个信号S0、S1、S2和S3。从这些原始数据重建的CT图像如图27所示。通过减去具有相邻能量阈值的探测器信号，可以生成“能量箱”数据。例如能量箱b0=S0−S1，包含在T0和T1之间的能量范围内检测到的所有X射线。 图27 如图25所示，在140 kV的X射线管电压下，使用具有四个低能阈值（25、50、75和90 keV）的临床前光子计数CT原型进行对比增强肾脏扫描。能量阈值越高，碘对比度越低，重建图像中的图像噪声越高，因为对图像有贡献的低能X射线光子越少。硅探测器已经实现了八个能量箱，这可以在信号能量加权方面提供额外的灵活性，以优化特定的基于任务的性能，以及容纳更多可能同时使用的对比材料。与用于双能量数据采集的其他探测器驱动方法类似，带有光子计数探测器的CT系统通过在不同能量箱中同时读取CT数据，在任何CT扫描中实现光谱分辨率测量和材料区分。如今，主要基于分解成两种基本物质（如碘和水）的双能源应用通常是可行的。如果向两种基本材料中添加了K-edge在CT（40至100 keV）相关能量范围内的材料（如钆），则使用两个以上能量箱进行数据采集可实现多材料分解。不幸的是，三个或三个以上能量箱中CT数据的三个或三个以上物质分解将仅限于临床场景，其中已向患者施用K-edge元素以分离两种造影剂（例如碘和钆或碘和铋）或其他重元素（例如钨或金纳米颗粒）。与现有的双能量采集技术相比，光子计数探测器通常被认为能提供更好的能量分离和更少的光谱重叠。然而，不可避免的物理效应降低了能量分离。在像素边界附近被吸收的X射线产生的电流脉冲在相邻探测器单元之间被分割（“电荷共享”）。这导致将一个高能X射线光子错误计数为几个较低能量的碰撞。Cd和Te的K边分别为26.7和31.8keV。入射X射线可能使探测器材料的K电子电离。立即重新填充空的K-壳层，释放K-壳荧光能量E
fluro
处的特征X射线，这些X射线被重新吸收，并在探测器单元本身或相邻单元中计数（“K-逃逸”）。入射的X射线以较低的能量E
fluro
计数(探测器信号中产生的峰值称为“K逃逸峰”（K-escape peak）。总之，高能X射线光子可能在较低能量下被错误计数，光谱分离以及空间分辨率可能会降低。电荷共享、荧光和K-逃逸如图28所示。对于包含电荷共享、荧光和K-逃逸的真实探测器模型，具有两个能量箱的光谱分离可能相当于具有优化预过滤的双kV扫描。 图28 像素边界的电荷共享和K逃逸引起的能量损失示意图，这会导致错误能量下的X射线脉冲重复计数，并减少光谱分离。E
fluro
是K壳层荧光X射线能量。如果探测器像素太大，太多的X射线光子在几乎相同的时间上击中一个像素而无法单独记录，然而医用CT通常都在高X射线通量率下运行的，最高可达每秒
10
⁹
个计数/mm
²
。然后将几个重叠脉冲算作一次击中，但能量更高（“脉冲堆积”）。脉冲堆积导致非线性探测器计数率，最终导致探测器饱和。即使信号可以在饱和开始之前线性化，也无法避免显著的量子损耗、增加图像噪声和降低能量分辨。解决这一问题的一个办法是减小探测器单元的尺寸，然而，更小的单元会导致更多的电荷共享和K逃逸。在光子计数探测器的设计中，寻找探测器单元的最佳尺寸以平衡脉冲堆积、电荷共享和K逃逸是一项具有挑战性的任务。图26所示的硅上边缘探测器受K逃逸的影响较小，因为硅的K边缘远低于诊断能量范围。然而，它们受到探测器内康普顿散射的影响，康普顿散射会产生较低的能量散射光子并增加串扰。这些散射事件也用于图像形成过程，通常在能量方面与主要事件很好地分离，并且可以通过探测器进行区分。光子计数探测器是未来医用CT的一项有前途的新技术。目前，原型用于评估光子计数CT在临床实践中的潜力和局限性。硅基光子计数探测器最初用于乳腺CT成像，但其应用范围很快扩展到其他应用。同时，提出了一种具有全视场硅基光子计数探测器的单源CT扫描仪原型，该探测器能够扫描患者。有几个实验原型CT系统配备了CdTe或CZT探测器。基于具有八个能量箱的Medipix探测器的小孔径光谱微型CT已转化为大孔径光子计数CT，然而，尚未公布进一步的结果。最近，安装了带有CZT探测器和五个能量阈值的单源光谱光子计数CT系统。该扫描仪有64排采集数据，重建
FOV
50 cm
，在等中心的z轴覆盖范围为17.6 mm，并基于先前具有较小FOV和z轴覆盖率的系统。
该系统通过以下两种方法进行评估：
模型和动物扫描，展示了改进的空间分辨率和光谱能力，如区分几种造影剂。
之前的文献描述了一种混合双源CT扫描仪原型，配备了传统闪烁探测器和CdTe光子计数探测器。
最近，另一个单源CdTe光子计数CT扫描仪具有四个能量阈值，已安装在三个临床前设置中。
该系统能够使用典型的临床扫描协议对患者进行扫描。 图29 74岁女性乳腺癌患者的肺部图像和放射治疗后的纤维化征象，使用带光子计数探测器的单源CT原型获得。
实现了纤维化和细微细节（如裂缝）的出色可视化。 图30 （a） 镫骨（黄色圆圈）的大小约为2×3mm。通过（b）最先进的医用CT和（c）带光子计数探测器的单源CT原型获取样本图像。
空间分辨率显著提高。 图31 在狗模型中通过多物质分解同时成像三种不同造影剂（碘、钆和铋）。扫描数据由临床前光子计数CT原型获得，并在四个能量箱（25至50、50至75、75至90和90至140 keV）中读取。在扫描一天前服用铋。静脉注射钆造影剂，然后在3分钟后静脉注射碘造影剂，以同时观察肾脏增强的不同阶段(a） 在肾皮质钆增强峰值开始注射钆后30秒获得的图像(b） 在肾皮质碘增强峰值220秒时获得的图像(c） 主动脉、肾皮质、髓质和骨盆中钆和碘的增强曲线。 光子计数CT的一个主要优点是提高了空间分辨率。图29显示了高分辨率胸部CT中光子计数探测器可实现的图像质量。图30显示了颞骨解剖的分辨率改进。另一个关键优势是在两个以上的能量箱中常规提供光谱CT数据，从而在特定条件下实现多材料成像。图31展示了利用光子计数CT和四个能量箱在犬模型体内同时分解三种造影剂（铋、碘和钆）的可行性。一旦掌握了光子计数CT的剩余挑战，这项技术有可能使临床CT达到一个全新的性能水平。 |
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