原创 赵喜同学 XI区 收录于合集 #双能量 63个
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能进行双能量CT（DECT）检查的CT设备越来越多，配备DECT扫描仪的医院也越来越多，然而常规使用DECT的医疗机构却很少。
DECT以两种不同的能量扫描物体；根据在不同能量下获得的材料衰减系数的差异，它可用于执行材料分解，还可以识别常规单能CT扫描无法评估的材料特性。通过应用虚拟单能谱图或材料分解，可以提高检测病变的能力。有效的原子序数和电子密度分析可以揭示在常规CT扫描中难以评估的材料特性。
今天我们系统讲解一下双能CT的基本原理及其在日常临床实践中的应用。
X射线的产生和能谱
在CT中，球管发出X射线（图1a）。为了产生X射线束，从阴极发射的电子流被聚焦成窄束，轰击钨靶阳极上的一个小焦点。X射线束由光子组成，其能量具有很宽的连续性（keV；千电子伏）；这些光束被称为“多色X射线（polychromatic x-rays）”，形成X射线光谱（图1b）。X射线光谱中光子能量的最大值与管电压千伏（kV）相匹配；如果管电压为120kV，光谱的最大能量为120keV（图2）。X射线光谱取决于管电压；图2显示了X射线管电压为70、80、100、120和140 kV时的X射线光谱）。
关于双能量CT的发展历程，参见：。
图1 当阴极发射的加速电子轰击钨靶阳极时，产生X射线束（a）。X射线束由光子组成，光子具有广泛的连续能量，形成X射线光谱（b）。
图2 X射线光谱随管电压的不同而变化。X射线光谱（keV）的最大值等于管电压千伏（kV）
扫描和分析方法
双能CT基本原理
一般来说，一种材料在不同的能量下具有不同的CT值；这种差异的程度取决于材料的组成元素（图3）。材料的CT值与其线衰减系数有关，对于任何给定的材料都不唯一。即使在元素组成不同的情况下，材料也可能具有相似的CT值。
图3 一种材料在不同的能级上有不同的CT值。差异的程度取决于材料的元素组成
在传统CT图像上，通常很难区分两种材料（例如钙和碘），因为它们的CT值有相当大的重叠。因此，传统CT产生的组织材料组成信息有限（图4）。在双能CT图像上，通过比较两种不同能量水平下的CT值，可以区分和量化具有不同元素成分的材料（图4）。
图4 在传统CT图像上，由于两种材料的CT值有相当大的重叠，通常无法区分。在双能CT扫描中，通过比较两种不同能量水平下的CT值，可以区分和量化具有不同元素成分的材料。
双能CT扫描仪的类型
我们在市面上可以看到不同供应商生产的临床使用的扫描仪，应用了不同的双能量技术。kV快速切换、两次序列扫描和双源CT系统使用两条独立的X射线能量。通常，双能CT扫描的高低管电压通常设置70–100 kV和135–150 kV。一些供应商只使用一个X射线能量；在探测器（双层探测器系统）或球管输出（同源双光束系统）处，光束被分为低能光谱和高能光谱。
图5 不同双能量实现方法
双能CT扫描的通用要求
对于精确的双能量分析，使用两种不同能量（电压）获取的图像应在时间和空间上匹配。
以下是双能CT扫描的常见要求：
高能和低能数据应同时采集或以较小的间隔采集。由于患者的运动、胃肠蠕动或对比剂的流动，时间间隔延长会导致两个数据集之间的空间不匹配。
两个数据之间的能量差应该很大。由于双能CT分析基于两种能量数据的X射线吸收对比度，因此能量差越小，对比度噪声比越低。
图像质量，尤其是低管电压和高管电压扫描的图像噪声水平，应该几乎相同。如果一次扫描的图像质量较差，最终图像的质量也会较差。对于低电压扫描，需要增加管电流。
这些要求越能满足，双能量分析的准确性就越好。
双能CT分析方法
双能量分析方法可分为基于图像数据域的分析和基于原始数据域的分析。双能扫描在重建高能和低能图像之前（基于原始数据的分析）或之后（基于图像的分析）进行后处理，以创建各种双能CT应用。
对于基于原始数据的分析（图6），高管电压和低管电压的X射线路径必须精确匹配。在通过材料分解直接处理材料原始数据（基物质对，如碘和水为参考材料）后，进行图像重建。人体被认为含有两种不同物质的混合物，每种物质的含量都是根据原始数据集计算出来的，可以获得比如碘基图和水基图，所有衰减与水不同的物质均有一部分会计算到碘基图中。
图6 基于原始数据的分析
对于基于图像的分析（图7），只要两个重建图像在空间上匹配，高管电压和低管电压的X射线路径就不需要完全匹配。在重建高能和低能图像后，对双能数据进行处理，以创建各种双能CT应用。通过混合高能和低能图像（混合图像），可以获得不同管电压下的加权平均图像。碘图可以通过提取碘（物质分解）来创建；通过从加权平均图像中减去碘图，获得虚拟平扫图像。通常认为，基于图像空间的双能量实现方式不如基于原始数据的方法理想，但是实际临床应用中，两者是等效的。
图7 基于图像空间的分析
选择基于原始数据域和基于图像域的分析取决于双能量CT硬件。目前，基于原始数据的分析用于快速管电压切换、两次序列扫描和双层探测器系统。双源CT扫描仪使用基于图像的分析。
关于不同双能量CT技术的实现方法，参见：。
单能量类图像
虚拟单能图像
使用单能量CT传输的多色X射线束由构成X射线光谱的多个能级的光子组成。VMI是模拟使用任意能量的单色X射线获得的CT图像。
在双能量处理中，特定体素内的线衰减系数（μ）可以用以下公式表示：
μ(E)=μ1(E)c1+μ2(E)c2，
其中，两种基物质（c1，c2）的质量密度通过材料分解估算，两种基物质的线衰减系数[μ1(E)，μ2(E)]已知。特定能级（keV）下的CT值由以下公式定义：
CT值(E)=1000·[μ(E)−μ水(E)]/μ水(E)，
其中μ水(E)是水的线衰减系数。使用这两个公式，可以得到任意能级（keV）下的CT值（图8）。
图8 25岁男性，胰腺尾部撕裂伤，在常规混合图像和40至100keV的VMI上显示。所有图像都具有相同的显示窗位（360HU）和相同的窗宽（160 HU）设置。
虚拟单能谱图像（VMI）并不能等效于在某一个kV（如120kV）下采集的混合能量的数据，通常会受到患者体型和衰减的直接影响。VMIs上约65–70 keV的CT衰减值大约相当于120 kV下获得的单能量CT扫描的衰减。因此，该能量范围内的VMI通常被选为标准图像。
与在低管电压下进行的传统CT扫描一样，碘对比度随着VMI能级的降低而增加；这改善了增强病变的可视化。通过利用这一特性，双能CT扫描产生的40–50 keV的VMI允许对比剂剂量减少40–60%，这对肾功能不全患者尤其重要（图9）。由于某些VMIs上的图像噪声在较低keV设置下会增加，建议采用降噪技术，例如迭代重建。
图9 患有肝细胞癌的64岁女性。由于肾功能不全（eGFR，21ml/min/1.73 m2），动脉期CT图像是以低对比剂剂量（220mgI/kg）获得。在70keV的虚拟单色图像（a）上，肝脏病变的可视化不够充分，而在40keV图像（b）和碘图（c）上可以清楚地检测到。
当VMI的能量水平增加（即高于80 keV）时，组织之间的对比度降低，导致金属伪影减少。尽管如此，为了克服密集材料（如金属夹、线圈和支架）产生的严重伪影，可以使用专用的金属伪影减少软件（图10）。
图10 显示了从左至右分别以70、90、130和190 keV提取的单色图像：放置在胫骨中的钛髓内钉（上图）和用于固定胫骨远端不愈合和胫距关节融合术的不锈钢钢板固定（下图）。髓内钛植入物的伪影较少，在较高能量下几乎没有观察到伪影减少。对于不锈钢植入物，每增加一个能量都会导致伪影减少。
关于单能谱临床价值的