CT能量成像五十年（1971-2021）：从双能量到多能量的探索

1968年，英国唱片公司工程师亨斯菲尔德申请了CT的专利，并在1971年首次应用于临床，进行了人类第一次头颅的断层成像。[参见：回望：CT五十年（1968-2018）；理查德辍学、高弗雷参军、披头士狂热与CT的发明（上述两篇原创文章均已获得著作权，内容受《中华人民共和国著作权法》保护）]。

而关于CT双能量成像的故事，几乎与CT应用于临床同时开始。实际上，CT出现后不久就出现了双能CT，并在临床中得到了应用。今天我们就一块来回顾一下CT能量成像五十年的发展历程。

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我们知道，球管发出的X光是一个混合能量的数据，而双能量成像，要从这个混合能量的数据开始。

早期计算机模拟的X光光谱。

EppER, Weiss H. Experimental study of the photon energy spectrum of primarydiagnostic x-rays. Phys Med Biol. 1966 Apr;11(2):225-38.

1973年亨斯菲尔德在一篇文章中提到，在100kV和140kV扫描的相同物质的两幅图像，如果调整一张图片的比例，使两张图片上的正常组织值相同，则含有高原子序数材料的图片在100 kV图片上的相应位置将具有更高的值。试验表明，碘（Z=53）很容易与钙（Z=20）区分开来。早期双能量CT的探索就是从这两次不同千伏的扫描开始的。

Hounsfield GN. Computerized transverse axial scanning (tomography). 1. Description of system. Br J Radiol. 1973 Dec;46(552):1016-22.

01

20世纪70年代-80年代

两次独立扫描

早期探索通常使用两次独立的扫描获得两种不同能量的数据。这种方法一直沿用至今。在两次不同的电压设置下，连续扫描两次数据。通过模体测量，研究者可以验证物理概念的正确性，例如得到电子云密度和有效原子序数。

使用模型进行双能量测试，可见不同物质的光电效应和康普顿散射有明显差别。早期的双能量成像都是为了重建光电效应图和康普顿散射图。

AlvarezR E , MacovskiA . Energy-selective reconstructions in X-ray computerized tomography. Physicsin Medicine and Biology, 1976, 21(5):733-744.

这种方法在两个机架旋转之间没有患者运动的情况下，可以获得原始数据域投影的理想对齐。剂量优化方面，这种方法允许用户利用自动曝光控制（AEC）系统根据患者的衰减来调整管电流。同时，这种方法采集过程中具有稳定的管电压值。

1977年的一篇文献，第一次定义了CT值的单位（HU），并对物质的康普顿散射和光电吸收进行了计算。通过将这种分析应用于双能扫描，可以很容易地获得未知物质的康普顿系数和光电系数。

BrooksRA. A quantitative theory of the Hounsfield unit and its application to dualenergy scanning. J ComputAssist Tomogr.1977 Oct;1(4):487-93. 

然而，两次独立扫描只有当两次扫描时被扫描物体没有运动的情况下才有效，在医疗应用中，这显然是一个限制，特别是在慢速扫描的情况下。因为DECT是一种基于扫描测量的衰减值差异的方法，运动产生的微小差异都可能会被解释成不同能谱产生的差异，从而导致结果出现误差。

头部胶样囊肿，两次扫描的双能量CT（100,140kV）。CT值和电子密度图。

当时CT值还不叫HU值，而是EMI值。

Rutherford RA, Pullan BR, Isherwood I. Measurement of effective atomic number and electron density using an EMI scanner. Neuroradiology. 1976;11(1):15-21. 

使用单能和双能技术对于不同浓度矿物质（磷酸氢二钾）与酒精混合物的分离准确性。

研究发现，CT扫描允许测量松质骨、皮质骨或完整骨。使用单能量技术，精度高，CT扫描可能证明是评估轴向骨骼骨质疏松状况的重要工具。

Genant HK, Boyd D. Quantitative bone mineral analysis using dual energy computed tomography. Invest Radiol. 1977 Nov-Dec;12(6):545-51.

使用90和140kV两次扫描进行的头颅双能量分析。

包含液-液平面的鞍上包裹的病变显示在头颅平扫扫描中，患者的头部笔直（a）和倾斜（b）。双能量特征（c）揭示了囊内上清液的康普顿散射和光电吸收分别为17，97；更密集的底部液为28，69；囊为40，37；CSF为9，114。囊内液底部的强蛋白质成分支持肿瘤内出血的诊断可能性。在手术中，包含血液，坏死碎片和无色液体的包囊垂体腺瘤被发现。

ChiroG D, Brooks R A, Kessler R M, et al. Tissue signatures with dual-energy computed tomography. Radiology, 1979, 131(2):521.

在早期的CT双能量成像探索中，就有科学家尝试使用锡滤过低能X射线，在双能量的应用中，两个不同能量光子的能量重叠越小，能谱越纯，得到的双能量结果就越准确。

左图为使用双层探测器获得的光谱分布图，右图为70/Sn180kV获得的光谱分布图像。通过锡过滤的应用，高低能量之间的重叠变的更小。

Kelcz F , Joseph P M , Hilal S K . Noise considerations in dual energy CT scanning. Medical Physics, 1979, 6.

左图为100/140kV的光谱分布图，高能量下没有额外的滤过。右图为70/Sn140kV的光谱分布图，高能量下使用了0.5mm锡滤过。可见高低能量差距越大，高能量越高，两者的重叠就越少。 Kelcz F , Joseph P M , Hilal S K . Noise considerations in dual energy CT scanning. Medical Physics, 1979, 6.

1980年，有作者探讨了从标准CT采集中获取双能信息的简单技术。作者提出用不同的方法对X射线扇形光束的两半进行滤波，并用360°扫描获得两个光谱的完整投影数据。这种技术的改进后来衍生了同源双光束双能量成像技术。

双扇形束滤波的双能量成像探索。 Rutt B, Fenster A. Split-filter computed tomography: a simple technique for dual energy scanning. J Comput Assist Tomogr. 1980;4(4):501-509.

02

20世纪80年代-90年代

kV快速切换

为了避免扫描之间的移动，快速管电压转换技术发展起来。最早应用于临床的kV快速切换技术出现在20世纪80年代，使用SOMATOM DRH的75-96和125kV快速切换，实现了CT双能量成像技术的临床应用，主要临床应用是骨密度成像。

kV快速切换的后处理过程示意图。 KalenderWA, PermanWH, Vetter JR, Klotz E. Evaluation of a prototype dual-energy computedtomographic apparatus. I. Phantom studies. Med Phys. 1986 May-Jun;13(3):334-9. doi:10.1118/1.595958.

kV快速切换获得的铝等效图像和有机玻璃等效图像。 KalenderWA, PermanWH, Vetter JR, Klotz E. Evaluation of a prototype dual-energy computedtomographic apparatus. I. Phantom studies. Med Phys. 1986 May-Jun;13(3):334-9. doi:10.1118/1.595958.

在SOMATOM DR上，可以使用5s或10s的时间获得腰部椎骨骨密度的精确测量，这种方法的结果非常可靠，但是当扫描时间为1s和螺旋扫描时，它会不连续。

最早用于商用的CT双能量成像系统。使用kV切换技术，主要用于骨密度分析。 Kalender W A . Vertebral bone mineral analysis : An integrated approach with CT. Radiology, 1987, 164(2):419-23.

早期的单能谱研究发现，在单能图像中，线束硬化伪影比高kV混合图像低60-90%，而噪声水平相当。 HemmingssonA, Jung B, Ytterbergh C. Dual energy computedtomography: simulated monoenergetic and material-selective imaging. J ComputAssist Tomogr. 1986May-Jun;10(3):490-9.

这种方法在2007年受到GE的考虑，并得到应用。其基础是一台新的能够提供非常短的脉冲和高切换效率的X光发生器和非常高的读出效率的快速探测器。低、高管电压设置之间的有限切换时间和探测器的有限时间响应都会在低、高能量测量之间引入信号污染，降低了材料量化的精度，增加了基于材料分解的图像噪声。对不同电压下的电流进行改变，目前仍然是一个挑战。

03

20世纪90年代-21世纪00年代

双层探测器

20世纪90年代，避免电压切换的方法出现了。所谓的三明治探测器或者双层探测器，它是由两种不同厚度的物质探测器层构成。每一层的敏感程度由相应的闪烁体物质决定，比如上层的ZnSe或CsI，下层的Gd2O2S。

三明治结构探测器的早期试验配置图

Sones RA, Barnes GT. Noise correlations in images acquired simultaneously with a dual-energy sandwich detector. Med Phys. 1989 Nov-Dec;16(6):858-61.

这种探索的灵感来源于双层探测器的X光平片扫描，最早可以检索到的文献可以追溯到1985年。

双层探测器X光平片的探测器示意图 BarnesGT, Sones RA, TesicMM, Morgan DR, Sanders JN. Detector for dual-energy digital radiography. Radiology. 1985 Aug;156(2):537-40.  

使用双层探测器的X光平片和80/140kV两次扫描获得的X光平片的图像质量比较。 BarnesGT, Sones RA, TesicMM, Morgan DR, Sanders JN. Detector for dual-energy digital radiography.Radiology. 1985 Aug;156(2):537-40. 

双层探测器可以在一个固定电压值下得到两组必要的DECT数据，这种基于探测器的双能量实现方式只要选择的kV合适，则可以回顾性地进行双能量的分析。

由于光谱数据集的能量分离受到固定探测器设计的限制，只能使用在120或140kV管电压下进行的扫描进行光谱分析。使用双层探测器的光谱分离比使用两种不同管电位设置和滤除其中一束光的方法更差，原则上，这将要求患者获得更高的辐射剂量，以实现光谱图像中的等效对比度与噪声比。

双层探测器CT的早期探索，使用140kV进行扫描，上层探测器和下层探测器获得的X光的光谱分布。

Carmi R ,  Naveh G,  Altman A . Material separation withdual-layer CT[C]// Nuclear Science Symposium Conference Record. IEEE, 2005.  

双层探测器的另一个限制是电子噪声加倍，因为每次读取都基于两个数据通道。电子器件的探测器设计和工作参数有助于将电子噪声的影响降到最低。电子噪声贡献通常保持在量子噪声贡献以下，因此量子噪声贡献通常定义了低剂量扫描的极限。最后，层之间可以发生探测器串扰，由此一个探测器像素中的光子相互作用导致散射光子在不同像素中相互作用。

04

21世纪00年代-21世纪10年代

双源CT

21世纪初出现的双源CT不仅有高效的旋转速度还有两倍的X光功率，而且为双能量扫描提供了一种很好的解决方案。目前这也是双能CT最可行的选择。

利用DSCT系统，两种测量系统的扫描参数（如管电流和电压）都可以单独调整，从而在低能量和高能量扫描之间实现辐射剂量均衡分布。有多种常规扫描协议可供选择，扫描参数的选择没有限制，如机架旋转时间。使用解剖管电流调制允许根据患者的解剖调整辐射剂量。

第一代双源CT双能量成像的kV选择只有一个80/140kV，由于没有能谱纯化技术，高低能量的重叠较多，为了解决这一问题，在第二代双源CT上科学家们在高能射线下加了一个0.4mm的锡滤过，成功地将高能射线的水平提高了一个档次。

左图为相同管电流不同能量组合的光谱重叠程度，右图为使用管电流调制的不同能量组合的光谱重叠程度。通过使用能谱纯化技术和管电流调制，可以达到高低能量最少的重叠。 Johnson T R C . Dual-Energy CT: General Principles. Ajr Am J Roentgenol, 2012, 199(5 Suppl):3-8.

不太能量组合和能谱纯化技术的双源CT双能量实现方法的X光光谱分布。

Carrascosa P M, Cury R C, García, Mario J, et al. Dual-Energy CT in Cardiovascular Imaging. 2015, 10.1007/978-3-319-21227-2.

30cm模体的虚拟平扫图（上）和碘图（下），从左往右每列图像分别采集自80/140kV; 80/Sn140kV; 80/Sn150kV的能量组合。虚拟平扫图像的噪声分别为101, 67和50HU。可见，使用Sn能谱纯化技术可以显著提高图像质量。 Krauss B, Grant KL, Schmidt BT, et al. The importance of spectral separation: anassessment of dual-energy spectral separation for quantitative ability and doseefficiency. Invest Radiol. 2015 Feb;50(2):114-8. 

双源CT由于两个球管的电压和电流都可以分开调制，可以使用自动管电流技术进行管电流的优化，因此剂量效率更高。由于高低能差别较大，因此两个能量的重叠很少。相对于之前的各种双能量实现方法，可以获得最高的能谱分离度，从而更准确地进行物质的鉴别和定量分析。

有研究发现，双源双能量是目前所有双能量实现方法中最接近光子计数探测器CT多能量成像的方法。

双源双能量评估仅限于较小探测器B的较小中心扫描视野，在整个50cm扫描视野内获得混合图像。

使用锡滤过可以显著提高CT双能量的图像质量和碘比率。 Krauss B, Grant KL, Schmidt BT, et al. The importance of spectral separation: anassessment of dual-energy spectral separation for quantitative ability and doseefficiency. Invest Radiol. 2015 Feb;50(2):114-8. 

在双源CT实现双能量成像的基础上，有学者进行了更进一步的探索和改进，尝试进行多能量成像。在双源CT的基础上，联合同源双光束增加两个不同的滤板，从而获得更多的能量，实现多能量成像。目前这种方法还没有应用于临床。

a 同源双光束双能量成像；b 双源三能量能像；c 双源四能量成像。 Yu L, Leng S, McCollough CH. Dual-Source Multi-Energy CT with Triple or Quadruple X-ray Beams. Proc SPIE Int Soc Opt Eng. 2016 Feb;9783:978312. Yu L, Ren L, Li Z, Leng S, McCollough CH. Dual-source multienergy CT with triple or quadruple x-ray beams. J Med Imaging (Bellingham). 2018 Jul;5(3):033502. 

a 三能量成像的光谱；b 四能量成像的光谱。   对于三能量成像配置，低电压为70 kV，高电压为150 kV，但通过0.6 mm的Sn和0.08 mm的Au加0.1 mm的Bi进行过滤。添加铋是为了在高能范围内进一步减少与锡过滤光束的重叠。 Yu L, Leng S, McCollough CH. Dual-Source Multi-Energy CT with Triple or Quadruple X-ray Beams. Proc SPIE Int Soc Opt Eng. 2016 Feb;9783:978312.

利用双源多能量成像的方法进行多物质的鉴别，这里同时鉴别碘，金和水。 Yu L, Leng S, McCollough CH. Dual-Source Multi-Energy CT with Triple or Quadruple X-ray Beams. Proc SPIE Int Soc Opt Eng. 2016 Feb;9783:978312.

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21世纪10年代-未来 光子计数探测器CT   当今医学CT系统中使用的固体闪烁探测器将X光转换为可见光，可见光由与闪烁体耦合的光电二极管检测。每个吸收的X射线光子产生的光强度，以及因此每个吸收的X射线光子产生的电信号，与X射线能量E成正比。能量积分检测器中的信号是来自所有吸收的X射线通量N（E）的信号在所有能量E上的积分，权重因子与E成正比。 光子计数探测器原理示意图   Taguchi K. Energy-sensitive photon counting detector-based X-ray computed tomography. Radiol Phys Technol. 2017 Mar;10(1):8-22. 固体闪烁探测器不提供能量分辨信号。因此，携带物体（特别是含碘组织）大部分低对比度信息的低能X射线量子比集成信号中的高能量子的权重小。 基于半导体的光子计数探测器，如碲化镉（CdTe）或碲锌镉（CZT）直接将X射线转换成电信号。

吸收的X射线产生电子-空穴对，在探测器顶部和底部的阴极和像素化阳极电极之间的强电场（电压~106 V/m）中分离。移动电子产生短电压脉冲，脉冲高度与X射线能量E近似成正比，一旦超过给定的能量阈值，就单独计算。

在基本工作模式下，仅使用一个能量阈值E1，该阈值能量以上的所有X射线光子都以相同的权重计数，从而产生探测器信号。

使用光子计数探测器（PCD）CT对犬进行活体多k边界材料成像的示例。A、 从骨盆水平检测到的所有光子重建的灰阶PCD图像，显示校准瓶、腹主动脉和肾脏中的致密对比材料。单能CT不同造影剂之间无法区分。B、 PCD多材料图可区分碘、钆和铋造影剂。C、碘、D钆（Gd）、E铋（Bi）和F钙材料图显示了含有不同造影剂的校准瓶，动脉皮质髓质碘增强和静脉肾源性和/或肾内排泄增强。 Willemink MJ, Persson M, Pourmorteza A, Pelc NJ, Fleischmann D. Photon-counting CT: Technical Principles and Clinical Prospects. Radiology. 2018 Nov;289(2):293-312.

低能量X射线量子信号的低加权不存在可以提高结果图像的对比度噪声比（CNR），特别是在使用碘造影剂的CT扫描中。由于只检测到高于能量阈值的信号，因此低于阈值的低水平电子噪声不会影响光子计数探测器的计数率。这是与传统能量积分探测器的一个主要区别，它可以减少图像噪声，降低肥胖患者或极低辐射剂量扫描的剂量。

不同的能量阈值允许区分光子能量。光子计数探测器可以同时提供具有不同低能量阈值E1、E2的CT数据，用于光谱分辨测量。在物理上，阈值是通过输入脉冲高度比较器电路的不同电压来实现的。从探测器获得的脉冲高度几乎与探测到的X射线光子的能量成正比。

光子计数CT是一种非常有前途的技术，有可能在未来几十年内显著改变CT的临床应用。

通过使用能量分辨率探测器代替能量积分探测器（EID），光子计数CT系统能够计算单个入射X射线光子并测量其能量。利用光子计数探测器CT，可以大幅度降低图像噪声，提高空间分辨率，并且可以使用k边界成像来测量特定元素的浓度。这些技术进步将使CT成像时的辐射剂量减少至少30%-40%。提高的空间分辨率将有助于颞骨、胸部、冠状动脉和其他动脉、头颈部、骨科创伤和其他可能的应用。其他优点是减少束硬化伪影和晕状伪影，从而改进管腔血管评估。光子计数CT有可能改善与当前碘造影剂的对比度，或减少碘负荷（如果临床需要）。此外，它还提供了使用其他造影剂的机会，如钆、金和铂，这可能对不能应用碘造影剂的患者有益。光子计数CT可以利用靶向纳米颗粒进行分子成像，从而改善早期癌症诊断和动脉粥样硬化斑块成分的表征。在光子计数CT扫描中，可以单独使用和评估多种造影剂，从而实现单次采集的多相扫描。最后，在光子计数CT中，每个像素将给出精确的物理材料和/或组织信息，从而在降低辐射剂量水平下实现更精确的组织表征和增强灌注成像。

我们相信，光子计数探测器CT将双能量成像带入一个全新的领域-多能量成像。让我们拭目以待吧！

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2021年12月27日

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