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双能量CT成像设备的16个问题


双能量计算机断层扫描(DECT)是一种计算机断层扫描技术,它使用不同能量的X射线束来区分在特定能量下具有相同衰减的材料,因此无法与单能量CT(SECT)区分。这种成像技术在日常临床实践中越来越多地得到应用,与SECT相比,它提供了更好的诊断性能、描述和量化特定材料的可能性以及造影剂和辐射剂量的潜在降低。然而,目前在临床常规中使用的几个DECT系统在技术上不同,并且有各自的优势和局限性,这一点很重要。通过这种方式,可以使技术更容易地适应每个患者、临床场景和财务能力。

1 什么是DECT,它比传统混合能量CT增加了什么?

由于其线性衰减系数(μ) 可能重叠,在给定的X射线能量下CT图像上区分组织变得更加困难,这取决于材料组成、质量密度和与光子能量的相互作用DECT使用不同的能谱X射线束扫描,允许区分在特定能量下具有相同衰减(例如100 keV的碘和钙)但具有不同衰减曲线的材料(μ作为能量的函数)。

这一过程远不是新的:它最初于1973年使用两次不同能量的采集进行了描述,并于1976年进行了进一步研究,当时证明即使使用多能X射线光谱也可以区分衰减系数。从那时起,技术进步允许开发数个DECT系统,并于2006年引入临床应用,进一步完善。

DECT优于传统混合能量CT的优点包括由于较高的碘对比噪声比(CNR)、减少的线射束硬化伪影以及材料特定图像的可能性而提高的诊断性能。此外,它需要较低浓度的造影剂,并通过生成虚拟平扫(VNC)图像的能力减少辐射剂量

2 需要了解哪些重要的物理概念?

CT图像是由材料对X射线束的衰减产生,这主要取决于两种物理相互作用。由于入射光子的相互作用,原子内部K壳层电子的喷射被称为光电效应。它需要最小能量(K壳层结合能),每种材料的能量都不同(随着原子序数的增加而增加),超过该能量衰减峰值(元素K边界)。随后,相邻的壳层电子填充空隙。这种效应在较低的能量下占主导地位,并强烈依赖组织元素的原子序数(与其立方成正比)和光子能量(成反比)。


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光电效应和康普顿散射的示意图。光电效应是由于入射光子(Ph)的相互作用,原子的内部K壳层电子(e)喷出,随后由相邻壳层电子填充空隙(弯曲箭头)。康普顿散射是由入射光子(Ph)射出原子的外层电子(e),从而导致光子散射,能量有所降低

另一个重要的相互作用是康普顿散射,它由入射光子射出原子的外层电子,导致光子散射,能量有所减少。它在较高的能量下占主导地位,并取决于材料电子密度(主导因素)、管电压和能谱。

为了充分区分材料,它们的原子序数必须很高并且相差足够大。具有低相似序数的元素具有低且相似的衰减,无法区分,而具有高且很大程度上不同序数的元素则更好地描述和区分。因此,钙、碘、钡和氙等重原子可以通过微弱的光电效应与身体材料充分区分。

3 “双能”是否意味着双光子能量?

。它指的是使用两个多色光子光谱(因此是同义词“光谱CT”),其最大能量由峰值管电压(kVp)决定。

通常,使用80和140kVp的光谱,因为低于80kVp的能量很少产生光子,身体吸收更高,高于140kVp(或某些扫描仪为150kVp)的能量会增加剂量并降低软组织对比度。在一些双源模型中,低能量值可能更高(90/100kVp),尤其是在较大的患者中(因为它增加了低能量能谱的总输出并降低了图像噪声),对于儿科来说可以使用更低(70kVp)的管电压。在双源CT中,锡滤波器可用于从高能光谱中消除低能光子,减少与低能光谱的重叠。

4 哪些参数影响DECT的成像质量?

光谱分离对于可靠的物质分解和碘定量精度至关重要;检测到的低能量和高能量X射线光谱的重叠越少越好,意味着获得相同图像质量所需的剂量越少

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低和高能X射线光谱之间不同重叠的示意图。更少的重叠(即更大的光谱分离)允许更好的成像质量

空间分辨率与小对象的可视化(图像“清晰度”)相关。它对图像噪声有显著影响,并取决于焦点大小、探测器元件大小和每次旋转的投影数。

关于时间,DECT中有三个参数很重要。总扫描时间对于屏息和良好的对比增强非常重要。时间分辨率是分辨移动结构的能力,由收集给定图像体素或切片的全光谱数据的时间定义(在大多数扫描仪中约为旋转的一半,因此受到扫描架速度的影响)。最后,光谱投影延迟是高能量和低能量测量之间的延迟,对于投影域中的材料分解和重建算法非常重要,并且只有当低能量和高能量数据在时间和空间上对齐时才有可能。它与高能量和低能量测量之间的运动导致的误差和伪影有关,这是扫描仪设计固有的。

5 DECT成像中如何执行后处理?为什么有用?

双能量数据的后处理可以在高能量或低能量图像重建之前(投影空间域)或之后(图像空间域)执行,具体取决于扫描仪。前者具有减少线束硬化伪影的优点,但需要较高的计算能力。后者对重建图像的后处理可能更容易,但需要校正线束硬化伪影。


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DECT成像中的后处理。可以在高能量或低能量图像的重建之前(原始数据或投影空间域)或之后(图像空间域)执行后处理。前者减少了线束硬化伪影,但需要较高的计算能力。材料分解算法生成材料和能量选择性图像。可以从材料特定图像中减去碘,生成虚拟平扫图像(VNC),或进行颜色编码,创建碘图。虚拟单能谱图像(VMI)模拟单能量扫描。混合图像主要用于常规诊断解释。

材料选择信息由材料分解算法提取,该算法根据不同能量水平下的衰减图将未知组织分解为选定的材料。它们包括两种材料(应用于原始数据)和三种材料分解(应用于图像空间域,考虑质量守恒)。

可以从材料特定图像中减去碘,生成VNC图像。这些图像显示了与真实平扫图像相当的图像质量,潜在地消除了真实平扫采集(因此减少了辐射暴露和扫描时间)。然而,在扫描仪中,衰减值可能更高(尤其是脂肪)且不可复制,钙化的大小往往被低估(较小的可能被忽略)。此外,碘的不完全去除可能导致假阳性结果。可以类似地抑制骨或钙等其他组织(在血管造影检查和骨髓评估中有用)。碘可以进行颜色编码,生成碘覆盖图像用于量化。

能量选择性DECT应用包括Rho-Z图(基于材料半定量评估的有效原子数和电子密度图)和虚拟单能谱图像(VMI),其模拟在单个能量下获得的扫描,以千电子伏特(keV)而不是kVp(从40到200 keV,根据特定临床应用定制)描述。它们允许减少光子饥饿和线束硬化伪影,并优化图像质量。低keV图像提高了对比增强,这是因为碘对光束的衰减更高,但噪声更大(通过降噪技术和特定算法降低)。高keV图像具有较少的噪声,但提供较少的对比度,并且容易受到光子饥饿和金属伪影的影响。中等能量(60–75 keV)的对比度和图像噪声平衡,是评估软组织的理想选择。新的频率分割技术将低keV图像的高对比度与高keV图像中的低噪声相结合。

混合CT图像(模拟标准120 kVp数据集的低能量和高能量图像的加权平均值)主要用于常规诊断解释,未进行任何材料分解。

6 不同DECT系统之间的技术差异是什么?

商用DECT技术之间存在技术差异DECT系统以不同的方式获取高能量和低能量测量的单独记录。商用扫描仪可能有两个X射线源和两个探测器,或一个源和探测器。

双源DECT(dsDECT)扫描仪是2006年在临床常规中引入的第一项技术,由两个独立的X射线管和两个独立探测器组成,每组安装在机架内,偏移90或95°。通过在高能量和低能量光谱下使用每个球管探测器对同时扫描获得的图像进行重建,允许相对接近的空间配准。

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双源CT的DECT

所用能量通常为80–100 kVp和140–150 kVp,具体取决于型号,但其他组合可用于特定应用。第二代和第三代扫描仪在高能X射线管中添加了金属锡(Sn)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)。两种源-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)。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

第一台商业化的DECT扫描仪是1987年的西门子Somatom DRH,采用快速kV切换技术。它主要用于骨密度分析,但由于缺乏剂量调节,导致剂量损失,因此被放弃。该技术于2010年由GE Healthcare(Discovery CT 750 HD)重新引入,并于2017年进一步完善(Revolution CT)。最近(2020年),佳能医疗系统(Aquilion One Prism)推出了一个新平台,结合了基于深度学习的重建。该扫描仪包含一个能够在低能量和高能量投影之间快速切换的专用发生器,这些投影由能够快速采样的检测器单独采集。每次旋转时获得80和135/140 kVp的交替采集,偏移较小(<0.5°)。管电流是固定的,但每个电压的暴露时间不同(低能量约65%,高能量约35%)。

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kV快速切换DECT

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。新型Aquilion One Prism提供16厘米的纵向覆盖(320个探测器行),允许在一次旋转中获取整个器官,减少运动伪影。此外,其能谱深度学习重建显著降低了图像噪声。

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kVp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(最近的扫描仪为0.27–0.35s),光谱分离较低。此外,还需要专用硬件。用于减少辐射剂量的管电流调制仅适用于Aquilion One Prism平台。

飞利浦医疗于2005年推出了双层探测器DECT扫描仪。在固定的高能(120或140 kVp)下获得单次扫描,光谱分离在高度专业化检测器的水平,由具有不同能量灵敏度的两层(较低能量光子优选被顶层吸收,而底层吸收剩余的较高能量光子)和可选的层间滤波器组成。不同的探测器层厚度(可定制)允许在低能量和高能量图像中产生类似的噪声。

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双层探测器DECT

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kVp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。扫描可以在50cm的FOV下进行,而不限制旋转速度。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,尽管降低了剂量效率)。另一个挑战是高衰减物体减少了频谱的较低能量分量。此外,发射的低能量和高能量光谱不能在源处平衡;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,而其相对较新的引入意味着对临床效率的研究较少。

TwinBeam DECT技术由西门子医疗公司商业化。它有一个单独的球管和探测器,在X射线管上分别有一个由金和锡组成的分离滤光片,用于过滤低能量和高能量光束。光谱分为两个重叠的一半,每个一半在探测器的相应一半处捕获。

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TwinBeam DECT

最近的扫描仪允许选择120 kV或140 kV的管电压,后者增加了光谱分离和球管输出,这对较大的患者有用。扫描可以在50 cm的FOV下进行,单台快速扫描架旋转0.28秒。螺距值限制为0.5,以保持无间隙成像。

剂量减少技术是可能的,与SECT相比可以实现相同的剂量。最重要的是,它具有较低的硬件复杂性和较低的成本,并且可以作为某些扫描仪型号的升级。

缺点包括光束之间可能的交叉散射和光束中心2–3 mm处的光谱重叠,从而无法使用该部分进行材料辨别和限制对比度。由于半影效应,探测器边缘也存在光谱混合。低螺距会导致更长的扫描时间,这可能会影响CT血管造影术中动脉增强的程度。其他缺点是需要更高的球管功率来补偿吸收大约三分之二辐射的过滤,以及需要在两种能量下扫描每个体素,导致两种能量扫描之间的高延迟和低时间分辨率。此外,在低和高能光谱之间平衡光子通量的能力受限于滤波器容量。最后,最近该技术的推出意味着对该系统的研究较少。

在不同的能量水平下获取两次连续扫描是获取DECT数据的最直接方法,这两个制造商(西门子医疗和佳能医疗系统)都有售。低能量扫描通常使用80kVp,而高能量扫描可以使用130或140kVp。可以添加可选滤波器。扫描整个FOV(50 cm)。

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两次扫描DECT

其最大的优点是CT扫描仪不需要进行重大的硬件修改。此外,可以使用剂量减少技术。缺点包括高能量和低能量采集之间的显著时间延迟,引入时间配准错误,限制对运动器官的评估和对比增强的变化,因此其临床应用仅限于非增强检查。出于同样的原因,患者在采集之间的运动会严重扭曲光谱数据。这种延迟可以通过对每个机架旋转交替进行两次能量扫描来最小化,而不是以一种能量接着另一种能量进行多次旋转来扫描整个体积。部分扫描技术(仅获得部分机架旋转的投影数据)也可以提高相对静止器官的时间分辨率,尽管延迟仍然太长。

7 DECT成像是否适用于日常工作流程?

双能量CT成像与多个工作流程问题相关,包括调度困难、重建时间增加、图像数量增加(存储需求增加)和解释时间增加

后处理DECT数据有几个方面的影响,首先是访问软件,这是专有的和特定于供应商的。除成本影响外,还必须确定每种能力所能提供的所需能力的可用性。

有几种可用的工作流算法。必要的重建可以在采集之后手动生成,并将图像发送到图片存档和通信系统(PACS)。这有助于将DECT集成到常规临床工作流程中,但成像技术专家每次扫描可能花费更多时间,如果全光谱数据集不可用,则无法进行额外的后处理。此外,与高级工作站相比,PACS中某些重建的操作可能并不总是最佳的,尽管有先进的软件可以集成到远程工作站的PACS中,允许高级能谱CT分析、重建和创建材料分解图。或者,大多数供应商在与PACS相同的计算机上提供较轻的工作站版本,但用户需要较高水平的供应商特定扫描仪知识,陡峭的学习曲线可能会受到限制。

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不同的DECT工作流算法。可以在采集之后手动生成必要的重建,并将图像发送到图片存档和通信系统(PACS),以便在不同的站点(顶部表示)进行远程分析,这可以通过允许能谱CT分析和重建的高级软件来补充。或者,大多数供应商在与PACS(底部表示)相同的计算机上提供较轻的工作站版本,需要较高水平的供应商特定扫描仪知识

8 什么是线束硬化伪影?如何减少这些伪影?

由于低能光子的优先衰减,线束硬化伪影源于密集结构(例如骨骼),增加了检测到的X射线光谱的平均光子能量,并减少了重建图像中的测量CT值。非常致密的材料对X射线的几乎完全吸收导致光子饥饿。线束硬化倾向于激发密集物体附近的低密度带和条纹,而光子饥饿通常会产生显著的条纹伪影。这些可能会降低碘分布的代表性,并导致肾结石评估不准确。通过投影域中的图像重建,使用100kVp进行低能量采集,以及高keV VMIs(尽管这些也抑制了碘对比度),可以减少这些差异。

9 DECT成像是否也容易出现伪影?

是的,DECT扫描可能会产生一些伪影,其中一些伪影是扫描仪设计、采集协议和后处理技术所固有。事实上,一些平台显示出无法通过优化扫描参数来纠正的独特伪影。

关于重建方法,当应用于图像域时,图像噪声会增加。优化图像后处理参数(如重建卷积核和分解设置)对于提高DECT检查中的图像质量至关重要。卷积核是用于在反投影之前修改图像数据的频率内容的算法,允许图像锐化(更高的空间分辨率,但增加了图像噪声)或软化(低噪声,但相对较低的空间分辨率),这取决于每个图像研究的具体目标。例如,较软的核通常被推荐用于精确的衰减测量,而较尖的核可以减少动脉粥样硬化斑块的衰减。

与低光子计数相关的伪影(例如,像素被错误地解释为材料分解图像上的增强或痛风沉积)可以通过更平滑的卷积核选择以及将后处理限制为源数据来减少。由于线硬化伪影的减少,VMI可以减少伪增强(在70至140 keV的范围内)。可以在图像判读时调整分解设置,以减少伪影,包括软组织密度和分解比率(用于创建图像的两个能级之间)等。

值得注意的是,分解率受光谱分离的影响(一致增加),优化的设置因临床目的而异。此外,材料分解算法的不正确衰减阈值可能导致假阳性或阴性结果。对于虚拟去钙图像处理,所选抑制指数必须与局部钙含量相适应,以避免无意中抑制骨骼。

适当的窗值水平设置对于评估结构内的碘含量和避免解释错误至关重要。尽管如此,优化的碘图像仍然容易产生噪声。

10 患者体型如何影响DECT图像质量?

较大的物体可能会增加图像噪声并降低图像质量(到达探测器的光子数量不足),从而降低材料分解和组织表征。此外,由于X射线衰减的路径更大,线束硬化伪影在较大的患者尺寸中更为明显。因此,建议患者选择DECT腹部成像,方法是根据正位定位图使用体重和横向尺寸的最小截止值。

由于光子饥饿在低kVp时更为明显,因此当DECT扫描仪被限制在80 kVp的低能量选项(例如,快速kVp切换和一些dsDECT扫描仪)时,该问题更为明显。可以通过增加管电流、减慢旋转时间和减小螺距来提高图像质量,所有这些都增加了光子通量,但代价是更高的辐射剂量(通过管电流调制而降低)。dsDECT扫描仪中双能量成像的有限FOV对于较大的患者可能是一个问题,尽管他们可能被定位为感兴趣的区域/器官位于光谱FOV内。

光子计数探测器CT扫描仪有望为大型患者成像,减少电子噪声,并在低光子通量下提高CT值稳定性。目前,降噪迭代重建技术可用于改善大型患者的图像质量。

11 DECT如何改善对比增强?为什么它有优势?

鉴于其k边界为33.2keV,碘密度在低keV VMI上被放大。DECT提高碘敏感性的一个重要优势是碘剂量的潜在减少,这对肾功能受损的患者有用。

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DECT成像增强对比度。碘密度在低keV虚拟单色图像(VMI)上放大。DECT对碘的敏感性提高,可减少碘剂量,这对肾功能受损的患者有用,并减少开花伪影。其他优点包括改善病变的显著性,更好地检测出血和灌注评估。

碘图对比度的提高使增强的病变或血管更加明显,并能更好地描绘肠缺血和肺灌注不足。

另一方面,碘可能会产生开花伪影,尤其是口服造影剂,但通过改变窗口设置和降低碘浓度,这些伪影可能会得到缓解,这也提高了VNC图像的质量。

较DECT扫描仪碘敏感性的研究得出结论,它主要与更好的光谱性能相关,还受其他因素的影响,如图像重建技术、患者体型和病变位置。

12 DECT成像是否与更大的辐射暴露有关?

尽管DECT最初关注的是辐射剂量,但由于技术改进和改进,辐射剂量已不再是问题。事实上,几项研究发现,与SECT相比,辐射剂量相似或更低,图像质量无显著差异。尽管如此,不同扫描仪之间的辐射剂量可能存在显著差异,并因扫描类型、身体部位和患者特定因素而异。

剂量减少的策略包括使用VNC图像、降噪迭代重建算法以及将FOV限制在感兴趣的区域。扫描仪特定的策略包括在快速kVp切换DECT中在低kVp能量中分配相对更多的时间,调制管电流,并在dsDECT中对高能管应用滤波器,以及在分离滤波器DECT中去除低能光子。

在比较DECT扫描仪之间的辐射剂量时,光谱对比度也很重要,因为更好的光谱分离允许使用更少的剂量获得一定的图像质量。使用具有优化电压、电流和滤波的dsDECT系统可以最大限度地实现。

关于超低剂量方案,如儿科和CT结肠造影,目前,DECT的作用很小或不起作用,除了它最终有可能在减去造影剂标记的粪便物质的情况下实现最少的CT结肠造影准备。

13 DECT系统在成像质量方面有何不同?

目前市面上可买到的DECT平台存在技术差异,可能会影响光谱性能,从而影响病变定量和表征。一些扫描仪在图像质量方面已证明优于其他扫描仪,这可能是由于可变光谱重叠和重建算法。这些需要具有显著高性能的计算系统,并且对于常规实践来说成本较低。使用两个能级的序列扫描的更简单和更便宜的方法伴随着较差的时间分辨率的折衷。分离过滤器DECT技术可用于中等性能、更经济的系统。

14 DECT图像在不同扫描仪之间是否可再现?

可再现性在常规肿瘤成像中尤为重要。不幸的是,制造商之间材料特定分解方法的可变性仍然有限。事实上,几项研究报告了在单能谱数据和碘定量方面的显著供应商间差异,因此使用不同扫描仪和不同VMI能量的研究应谨慎解释。

15 DECT的主要临床应用是什么?

DECT在临床实践中提供了几个优点,包括更好的病变描述和表征(与CNR相关)的潜力;通过生成消除对平扫的需要的VNC图像来减少辐射剂量区分出血、强化或钙化;以及减少金属相关伪影等。对偶然发现的准确描述可以避免进一步成像的需要,降低成本、辐射剂量和患者焦虑。

它的优点在放射肿瘤学中也是众所周知的,即改进剂量计算、疾病可见性和个性化治疗特别适用于具有更陡剂量梯度的剂量输送技术,如近距离治疗和质子治疗。与SECT相比,它提供了更多的定量测量,不易出现图像噪声和束硬化或金属伪影,提高了计算剂量的准确性。DECT的主要临床应用列于下图。

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DECT的主要临床应用。双能量CT提供了几个优点,包括更好的病变描绘和表征的潜力、通过生成虚拟非对比度(VNC)图像减少辐射剂量、减少碘剂量和减少射束硬化伪影。它的益处在放射肿瘤学中也是众所周知的。这里列出了所有人体系统中报告的许多有用应用的示例

16 DECT成像的未来会发生什么?

光子计数扫描仪是一种更先进的多能量CT系统,已在研究和开发中超过十年。西门子医疗于2021推出了第一个使用该技术的临床CT系统。

这些扫描仪具有带有镉基半导体的探测器,可将单个X射线能谱分成两个以上的光子能量仓,从而实现材料分解的新方法,如K边界成像和极低浓度材料分类。它们可以减少电子噪声、电子束硬化和金属伪影;提高碘CNR、光谱分离和空间分辨率;并生成更高质量的VMI。此外,剂量效率提高。用K边界成像可能检测到的元素标记纳米颗粒可以进行分子CT成像,注射多种造影剂(如碘和钆)可以同时进行多相成像减少了采集次数和辐射剂量,尽管在人类扫描批准之前还需进一步研究。

由于高曝光率和CT所需的光子通量导致的重大技术限制,其在CT上的应用被推迟。一些物理挑战仍然存在:例如,不同能量箱之间存在大量重叠(可能已纠正),系统必须能够进行超快光子处理(可能是由于新的发展)。如果信号处理缓慢,则会发生电脉冲重叠(“脉冲堆积”),两个或多个光子被检测为一个更高能量的光子,从而低估了计数(可能通过几种策略减少)。

尽管如此,光子计数探测器CT成像的进一步改进仍有望实现,迭代重建和深度学习技术可能对其有用。扩展光谱CT多能量评估能力的其他研究方法包括结合双源和TwinBeam技术、使用多kVp成像以及在多个电压之间切换X射线管。

结论

DECT的附加值在许多环境中得到了广泛验证。材料分解技术和改进的图像质量在许多疾病过程中扩展了诊断能力和准确性。此外,减少造影剂和辐射剂量的可能性在当今广泛成像的时代是有价值的。

在一个充满多样性的世界中,承认不同DECT扫描仪的优点和缺点是极其重要的,这些扫描仪可以根据患者、临床问题和经济能力的具体情况进行调整。尽管“一台扫描仪不适合所有”临床、人口统计和金融场景,但DECT技术无疑在临床实践中很有价值,而且肯定会不断改进。



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