医学影像技术体系 · 第 6 卷 / 共 44 卷
能量成像、剂量优势与早期证据
本卷导读
讨论光子计数 CT 的多能量采集、剂量优势、系统性能与早期临床研究，比较其与能量积分探测器和双能量 CT 的差异。
知识结构
- 多能量成像的物理与临床目的
- DECT成像的局限性
- 多能量CT的临床目的与物理原理
- 光子计数CT在肿瘤疾病中的应用
- 光子计数CT的基本原理与临床价值初探
- 腹部、胸部与心血管证据
- 心血管疾病PCCT临床价值
- 心血管疾病光子计数CT技术原理和冠脉评估
- 腹部光子计数CT成像技术特点和临床价值
- 如何获得高质量心脏CT延迟强化图像
- 剂量、分辨率与系统性能
- 技术局限与设备进展
多能量成像的物理与临床目的
1. DECT成像的局限性
双能CT（DECT）成像技术通过提供组织中的碘摄取信息，为关键临床任务提供了宝贵的信息，例如病变特征描述、肿瘤血管性评估、组织灌注及治疗反应监测（更多内容参见XI区：双能量CT入门；要实现双能量成像，有几种方法？你需要掌握的双能量CT基本知识）。然而，尽管双能成像技术取得了重大进展，目前的DECT技术仍存在许多局限性。
材料分解算法能够根据不同能量水平的衰减曲线，将未知组织分解为选定的材料。然而，这些假设可能解释了DECT成像的许多临床局限性。例如，双材料分解算法假设图像中的所有内容都由两种材料（如碘/水）以不同的比例组成，并将衰减信息数学转换为这两种预选材料的浓度。这并不意味着图像中存在纯水和纯碘，而是它们的X射线衰减与水和碘的特定组合相同。尽管这些算法在整个体素仅由两种材料组成时表现良好，但人体组织非常异质，同一体素中可能存在多种组织和材料。人体组织通常含有多种材料，我们事先并不知道具体有多少种材料。
难以用 DECT 分离原子序数相对接近的物质。当碘和水作为材料的基对时，钡或骨等元素会被误认为是碘。VUE 图像会抑制碘（Z = 53），但也会减去钡（Z = 56）对比度和部分皮质骨。就碘浓度和 Z 效应图而言，它们包括所有这三种元素。当只有两种材料存在时，材料分解和量化算法可以完美地工作（左下立方体和相应的彩色编码圆圈，右下），但人体成分是异质的（右下立方体）。例如，在材料分解[碘]和 VUE DECT 图像上都能看到含钙的体素，这会影响碘的量化或去除。
主要CT厂商为DECT成像实现了显著不同的硬件和软件解决方案。这导致了在材料标记和定量算法方面存在显著的厂商和扫描仪之间的变异性。使用不同扫描仪进行的研究结果需要谨慎解读。材料分解方法主要有两种：基于投影和基于图像的方法。基于投影的方法通常提供更好的准确性和图像质量（减少伪影），但需要两种能量水平的投影数据完美匹配，这通常具有挑战性。而基于图像的方法定量性稍差，但适用于三种或更多材料的分解。厂商间在材料特异性分解和定量方法上的变异性是双能成像标准化和不同DECT系统结果比较的一大限制。
DECT导出的测量值是相对的，而非绝对的。不同厂商的解决方案在测量参数时的方法存在显著差异，因此，碘的检测极限在不同扫描仪和厂商间有所不同。所有DECT系统都能够显示0.3到0.5 mg/mL范围内的碘浓度，并在0.5-1.0 mg/mL范围内进行定量。然而，需要注意的是，碘定量的极限高于最小碘浓度的检测，这限制了碘定量的准确性和临床价值。阈值的计算基于模体，并且由于人体组织复杂，阈值在不同DECT系统中可能存在显著差异。
碘浓度测量还取决于对比剂注射协议、采集时间或患者的因素（如心输出量）。影像采集的时机必须考虑，以避免由于碘定量不足而产生假阴性结果。碘定量并不是动态参数，仅表示在某一时间点对比剂的含量。在这种情况下，规范化到血管可能是定量评估碘浓度的一种解决方案，但已发布的数据对此存在分歧。
新辅助治疗后的直肠癌。磁共振成像序列（a），包括动态增强（+C）检查、曲线下面积（AUC）参数图、时间-强度曲线和轴向 T2 加权图像，显示直肠内有残留病灶（红色箭头），T2 明显低密度，1 型曲线逐渐增强，提示纤维化。注意继发性炎症改变（白色箭头），直肠左侧 T2 壁增厚，AUC 参数图信号增强。DECT 成像（b）显示病灶内碘摄取增加（碘浓度：1.85 mg/ml）。虽然 DCE-MRI 可以动态评估肿瘤的增强情况，但碘定量并非动态参数，只能在具体时间内表示物体内的碘对比度量。
体型和伪影等因素也会影响材料标记和定量的准确性。例如，大体型可能减少到达探测器的光子数量并增加图像噪声。影像伪影可能源自CT采集的技术特性（如一些厂商DECT模式下的扫描速度较慢）、图像重建算法、运动伪影或金属材料的存在。金属植入物可能优先吸收低能光子，导致线束硬化现象，干扰线性衰减系数的计算，产生条纹伪影或环形伪影。
病人的体型和大量腹水的存在会降低图像质量，无法充分量化所获得的参数（如有效原子序数Zeff）。
DECT可以计算从CT图像中去除碘含量，生成虚拟平扫（VUE）图像。然而，所用算法并不完美。在某些情况下，VUE图像中的衰减测量可能高于真实平扫图像（TUE）中计算的值。这些差异可能在评估肾上腺病变时带来问题，限制了使用常规10 HU阈值进行病变表征的有效性。碘去除不完全可能导致假阳性结果，尤其是在非常高碘浓度的情况下。
DECT 导出的虚拟平扫图像可能会高估肾上腺结节的衰减，导致使用既定的 10 HU 阈值诊断富脂腺瘤的灵敏度较低。注意使用真实（TUE）（8 HU）和虚拟（VUE）（16 HU）（蓝色圆圈，1）平扫图像获得的不同值。
DECT能够分离一些额外的材料，如钙、脂肪和尿酸，但这些发现有时难以解释。例如，虚拟去钙（VNCa）成像在评估骨髓时表现有限，尤其在硬化骨区域。DECT导出的脂肪分数作为肝脏脂肪含量的定量标志，与组织学检查的相关性较低。尿酸的分离在低尿酸负荷下可能不准确，导致在高钙结石或致密液体结节中存在误判。
根据需要回答的临床问题选择最合适的材料对进行有效的DECT成像至关重要。
多能量CT的临床目的与物理原理
美国放射物理师学会AAPM第291号报告，来自梅奥诊所、德克萨斯大学安德森癌症中心、德克萨斯大学西南医学中心、斯坦福大学以及西门子医疗、飞利浦医疗、通用电气医疗、佳能医疗的专家详细介绍了双能量的实现方法与临床应用，今天我们一块学习一下物理原理部分。
Report No. 291 - Principles and Applications of Multi-energy CT Report of AAPM Task Group 291 (2020)。
CT扫描仪形成材料线性衰减系数的图像，用水的线性衰减系数标准化，并以称为Hounsfield单位（HU）的单位显示。组织的线性衰减系数取决于其化学成分（有效原子序数、Zeff）、质量密度（ρ）和X射线束的有效能量。质量衰减系数定义为材料的线性衰减系数除以其质量密度，仅取决于材料的化学成分和有效X射线能量。通常，在给定的X射线能量下，较高的原子序数和较高的质量密度会导致较高的测量CT值。如果一种材料的有效原子序数较高，而另一种材料的质量密度较高，则两种不同材料的CT值可能相同。然而，虽然质量密度对CT值的影响与能量无关，但有效原子序数的影响随光子能量而显著不同。如果在多个能量下进行测量，就有可能消除质量密度和化学成分对CT值的影响。
在多个能量下进行的CT扫描可以用来提供有关材料成分的额外信息，这并不是一个新发现。在1973年的论文中，豪斯菲尔德写道，“在同一片上拍摄了两张照片，一张是在100kV，另一张是在140kV……因此，高原子序数的区域可以被增强……迄今为止进行的试验表明，碘（Z=53）可以很容易地与钙（Z=20）区分开来。”（参见：CT能量成像五十年（1971-2021）：从双能量到多能量的探索）。
对于与水具有相同有效原子序数的材料，CT值与能量无关，并且在数量上应反映材料与水之间的密度差。这是因为CT值是根据给定X射线光谱中水的衰减来定义的。对于任何其他材料，CT值将取决于能量，这使得在单一能量下对CT值的物理解释不明确，因为它可能是由密度或化学成分差异引起的。如果想要推断测量的CT值，以计算材料在另一能量下的衰减系数，例如用于SPECT或PET中的衰减校正，或用于放射治疗中的剂量测定，则需要对材料成分进行假设，这可能会导致错误的结果。
多能CT可以将测量的衰减分解为与CT值不同的量，这些量与X射线能量无关。例如，有效原子序数高于水的材料在能量较低时CT值会增加。相反，有效原子序数低于水的材料在较低能量下的CT值较低。对于诊断CT能量范围（>30 keV）内原子序数低到中等（例如，<50）的材料，预计会出现这种行为。原子序数较高的材料的K吸收边（K-edge）可以在测量的光谱范围内，K边界衰减系数的不连续性可以允许非常具体地测量其浓度。
导致单一能量下CT值含义不明确的物理原理也会导致线束硬化伪影。CT系统使用多色X射线束，不同能量的光子会经历与能量相关的衰减。只要衰减是由类似原子序数的材料引起的，用单一材料校准衰减可以校正线束硬化。如果情况并非如此（例如，同时包含软组织和骨骼的区域），则这种校正是不充分的，可能会产生伪影。多能CT可以更好地解释多色光谱，从而改进线束硬化校正。
多能CT的动机包括：（a）确定光子衰减（质量或电子密度和有效原子序数）的基本物理量的表征，（b）分离在单一能量下可能具有相同CT值的材料，（c）提高定量精度，（d）将光子衰减外推到其他能量（例如，用于放射性核素图像的衰减校正或放射治疗计划），（e）造影剂浓度的定量，甚至可能同时用于多个造影剂，（f）用于诊断特异性或图像分割的材料表征，（g）精确校正线束硬化效应，以及（h）增加碘造影剂的显著性。
X射线衰减对Z、密度和X射线能量的依赖性。多能CT依赖于X射线衰减特性与能量和材料有关这一事实。如果没有能量依赖性，用不同的能谱收集的衰减数据将无法提供额外的信息。没有材料依赖性，就无法区分不同类型的材料。在诊断能量范围内，X射线光子与物质的相互作用有三种类型：光电效应（photoelectric effect）、康普顿效应（Compton）和相干散射（coherent scatter）。材料的总质量衰减系数（µ/ρ）Total表示为这些相互作用的质量衰减系数之和：
三个质量衰减系数对输入X射线光子能量的依赖性不同。
为了更好地显示这些系数的整个动态范围，该图采用对数刻度。检查肌肉的质量衰减系数[（a）]，可以进行以下观察。在CT的X射线能量范围内，与光电效应或康普顿散射相比，相干散射的贡献相对较小。在讨论多能CT时，这种相互作用通常被忽略；在多能CT材料分解的理论推导中，只考虑了光电效应和康普顿散射。还观察到光电效应强烈依赖于X射线能量，在低能区，这种相互作用占主导地位。随着X射线能量的增加，光电效应的贡献迅速降低。在CT中使用的X射线能量范围内，康普顿散射的能量依赖性要弱得多。随着X射线能量的增加和光电相互作用的减少，康普顿散射成为主要的相互作用。多能CT利用这些特性进行材料鉴别和分解。
肌肉（a）和骨皮质（b）的质量衰减系数。请注意对数刻度，y轴上的衰减值范围在肌肉和皮质骨之间有所不同。
关于肌肉的观察结果也适用于皮质骨[（b）]。质量衰减系数通常对材料（或有效原子序数、Zeff）有很强的依赖性。在比较肌肉和皮质骨的衰减特性时，请注意两张图之间的垂直比例差异。
为了演示对多个唯一能量测量的要求，提供了以下示例。在12点钟位置放置带有10 mg/ml碘/固体水插入物的组织表征模型（型号467，Gammex，Middleton，WI），并在6点钟位置放置50 mg/mL钙/固体水插入物[（a）]。用140 kV电压扫描体模；重建图像（b）所示。如果事先不知道，就会得出错误的结论，即两个插入物由相同的材料制成。虽然该实验经过精心设计，使选定浓度的碘和钙在140 kV时产生相似的CT数，但它表明，仅依靠单一能量图像，并不总是能够分离两种不同的材料。考虑到X射线衰减的能量依赖性，当使用80 kV电压扫描同一个模型时，插入物的CT值非常不同，（c）所示。通过用两种不同的能量检查同一个物体，可以区分原本看起来相同的材料。
用双能计算机断层扫描（WW=500，WL=100）直观解释材料鉴别。（a） 467型Gammex phantom由“Solid Water®”塑料材料制成，碘含量为10 mg/ml（12点钟），钙含量为50 mg/ml（6点钟）。（b）140kV图像。（c）80kV图像。所有其他插入物都由与背景相同的材料制成。由GE Healthcare Technologies谢强博士提供。
本例中选择80和140 kV时，两个X射线光谱的差异足以利用质量衰减系数的能量依赖性。如果能谱彼此太相似，两种材料之间的衰减差异可能不足以产生可与噪声区分的信号差异。
的例子清楚地表明，通过在两个管电压（不同的能谱）下扫描物体，可以区分具有不同有效原子序数的材料。为了更好地理解这一概念，请想象一个坐标系，其中重建的CT值是用两个不同的能量谱作为X轴和Y轴获得的，并在这个二维空间中绘制的每个材料测量的。例如，在80 kV下扫描的10 mg/ml浓度的碘插入物的CT值为400 HU，在140 kV下扫描的CT值为194 HU。10 mg/ml碘在80 kV和140 kV空间（双能空间）的特征坐标为（400，194）。如果完全由碘和水当量材料制成的混合物用80和140 kV进行扫描，并且CT值位于同一坐标上，人们可以相对自信地断言，碘/水混合物的浓度为10mg/ml。如果用80kV和140kV扫描的未知材料的CT值位于同一坐标上，可以断言未知材料在所有X射线能量下的衰减特性与浓度为10mg/ml的碘相同。
为了确定具有不同浓度的同一种物质（例如碘）是否能在该空间中产生公认的“特征”，以便于识别该物质，可以扫描不同浓度的碘插入物，并在双能量空间中绘制结果。当背景相当于水时，这些点形成一条与原点相交的直线。同样，不同浓度的钙插入物也形成一条直线。然而，这些线的斜率是不同的。通过观察双能空间中测量的CT值形成的线的斜率，可以描述感兴趣的材料。该坐标系中直线的斜率通常被称为CT值比率（CTR）。在临床实践中，当碘不是与水而是与血液混合时，这条线不会与原点相交；然而，这条线的斜率将是相似的。
不同浓度碘/固体水和钙/固体水插入物的计算机断层扫描次数测量。碘浓度（圆圈）分别为2、2.5、7.5、10、15和20mg/ml。钙浓度（菱形）分别为50、100、200和300mg/ml。双能量空间显示在这里，y轴上的低kV数据和x轴上的高kV数据。由GE Healthcare Technologies谢强博士提供。
为了区分碘和钙，在每种材料的线条周围放置一个小区域，这样区域内的任何点都将被归类为同一种材料，因为CT系统的噪声和其他非理想特性将在测量的CT值中产生变化。显示了一个例子（钙为浅蓝色区域，碘为浅橙色区域）。在没有先验信息（例如系统偏差）的情况下，通常使用中心线来分隔两个区域。基本的数学公式可以追溯到1976年，4年之后发生了许多发展。回顾前面的讨论，特定材料的总质量衰减系数(µ/ρ)total可被视为诊断成像能量范围内X射线衰减的两种主要机制的线性组合：光电效应和康普顿散射。这两种效应都是X射线光子能量E的函数。如果我们分别用fp(E)和fc(E)表示光电效应和康普顿散射引起的质量衰减函数，则总质量衰减系数可以描述为：对总衰减的能量独立贡献。忽略K边界，fp(E)和fc(E)是基于X射线物理性质。为了确定αp和αc，需要在两种不同的光子能量下进行两次测量：EL（低能）和EH（高能）：
给定两个测量值和两个未知数，可以求解αp和αc。每种感兴趣的材料现在都由（αp，αc）唯一表示，光电效应和康普顿效应是表征材料的基础。如果材料的K边界对测量有重大贡献，则模型中需要包括K边界效应，可能需要额外的方程式（和测量）来求解未知量。
由于忽略了分子间的相互作用，上述参数拟合模型在描述真实材料时的精度有限。可以证明，使用真实材料的衰减函数可以提高精度。从常规临床实践的角度来看，分解为物理交互表示--光电效应和康普顿效应--并不能提供与人体解剖学、病理学或生理学的直接联系，这使得放射科医生很难解释生成的图像。由于多能CT的一个目标是为放射科医生提供一种简单的方法来识别不同的材料，因此使用已知的材料衰减函数作为表示的基础更加方便。例如，如果使用水和碘衰减作为基函数，则其他材料将表示为这两种材料的混合物或线性组合。这种方法通常被称为材料分解。
为了实现这一点，需要用基材A和B的质量衰减函数(μ/ρ)A(E)和(μ/ρ)B(E)替换光电和康普顿函数fp(E)和fc(E)。其中，αA,p，αA,c，αB,p和αB,c分别代表材料A和B的光电效应和康普顿效应的贡献。求出fp(E)和fc(E)，并将其代入式（2），我们得到：
βA和βB与能量无关，表明这些系数适用于两种材料的K边界以上的所有能量（注意，在fp和fc的公式中忽略了K边界效应）。等式（5）表明，材料的质量衰减系数可以表示为材料A和B的质量衰减系数的线性组合。材料A和B通常被称为基础材料，其选择应确保其有效原子序数Zeff足够不同，以确保不同的质量衰减特性。为了说明，考虑使用两种材料（水和碘）来表示第三材料（钙）的衰减特性的简单例子。根据NIST数据绘制了三种材料的质量衰减系数：碘、钙和水。这三条曲线在形状上看起来明显不同，尤其是碘和钙的K边界。然而，如果我们忽略低能部分（E ≤33.2 keV的橙色阴影区域），这三条曲线非常相似。钙的质量衰减系数可以近似为碘和水的质量衰减系数的线性组合：
（左）水（绿色）、钙（红色）、碘（蓝色）的质量衰减系数，以及使用碘和水的线性组合（灰色虚线）估算的钙质量衰减系数。橙色阴影区域指的是E≤ 33.2千电子伏（低能部分）。
的质量衰减曲线，以及它们在33.2到150 keV能量范围内的相对误差。
在33.2 keV<e ≤150 kev的能量范围内，测量和拟合的钙质量衰减曲线重叠良好。碘的k边界以下的能量范围确实存在显著差异。然而，在到达CT探测器之前，大多数低能x射线光子通过患者的预滤和患者的身体从光束中移除，因此，忽略这些低能光子造成的误差很小。
在获取两组数据（一组使用高能谱EH，一组使用低能谱EL）并从这些数据集中重建两幅图像后，逐像素地求解等式（7），得到材料A和B的质量密度图像。该过程通常被称为图像空间材料分解，因为整个过程都是使用重建图像进行的。
基本假设是，重建的高能和低能图像是准确的，并且没有混杂效应，例如线束硬化。由于这种假设经常被违反，图像空间分解算法要求在图像重建期间仔细处理线束硬化和其他偏差源。
克服线束硬化等效应造成的误差的一种常见方法是在投影空间中进行材料分解；该过程与基于图像的材料分解类似，只是使用测量的低能和高能投影数据执行。此处的材料分解过程必须考虑由于蝶形滤线栅的存在而引起的输入X射线束光谱变化、测量投影中存在的束硬化效应、以及CT探测的光谱响应。当成功实施时，投影空间材料分解可提供更高的定量精度。
图像空间和投影空间分解技术都要求高能和低能数据在空间和时间上保持一致。在获取高能和低能数据之间，受试者或受试者内部的任何运动都可能引入伪影和定量误差。
上面提供的讨论和示例解释了将一种材料分解为两种基本材料的过程。然而，在许多临床情况下，需要将混合物分解为三种或三种以上的基本物质（通常称为三种物质分解或多种物质分解）。有时人们错误地认为，简单地使用三种不同的能量（光谱）获取数据就可以分解成三种不同的材料。然而，除非其中一种材料在感兴趣的能量范围内具有K边，否则这种分解是不稳定的，因为衰减曲线仅由两个物理过程控制。在两种不同能量下进行测量时，三种材料的分解是可能的，但需要使用额外的信息或补充约束，例如在感兴趣的能量范围内使用一种具有K边界的材料，假设体积或质量守恒，或在低能和高能空间中使用预先校准的子区域。
鉴于的碘和钙非常接近，因此测量的CT值必须准确。碘和钙区域之间的双能空间的面积随着各自浓度的降低而显著减小。材料分类任务还受到测量CT值中统计噪声的存在以及分解过程中此类噪声的放大的影响。低能量和高能图像中增加的噪声会降低材料分离的精度。即使是使用高mAs进行扫描，并使用更大的图像切片厚度进行重建，噪声的影响也不容忽视。通过增加用于测量的两种能量的差异，可以改善碘和钙的分离，从而改善材料分类性能，因为这会增加碘和钙线斜率之间的差异。
除噪声外，其他因素也会影响材料分解过程的准确性。例如，散射会使测量的CT值产生偏差，并可能导致错误的材料分类。重要的是要确保通过软件校正或硬件设计（如二维聚焦准直器）充分减轻散射的影响。
多能CT材料分解中的另一个主要偏差来源是束流硬化。对于单能CT而言，这种现象已被充分理解，并可得到充分纠正。线束硬化在较低的光子能量下最为明显，因此在低能图像中比在高能图像中更强。由于材料区分性能取决于单个低能和高能数据集中测量的衰减值的准确性，低能和高能数据之间的不同线束硬化量可能会导致基础图像中质量密度值的偏差增加。
无论是执行投影空间还是图像空间材质分解，都会发生这种现象。为了便于说明，显示了用80和140 kV扫描的Gammex体模，并用过滤反投影算法重建，如（a）和（b）所示。相应的水（碘）和碘（水）密度图像如（c）和（d）所示。括号中的材质表示基物质对的其他材质。附加处理通常应用于特定于材质的图像，以抑制噪声。
应该指出的是，水（碘）和碘（水）密度图像中的噪声值不是独立的；降噪过程可以利用这些特性，避免不必要的空间分辨率降低。上述示例中的降噪水和碘密度图像如（e）和（f）所示。观察到噪声显著降低。仔细检查插入物的边缘，可以发现对图像清晰度或空间分辨率的影响最小。
材料分解的结果包括与能量无关的信息，这些信息可用于生成合成虚拟单色图像，这些图像也称为虚拟单能图像。原则上，可以在任何能量下生成虚拟单能图像，但由于图像质量限制和其他实际考虑，大多数多能CT平台提供40至200 keV范围内的虚拟单能图像。虚拟单色图像可在所有商用双能CT平台上获得。
通过使用公式（7）首先确定材料A和B的质量密度来计算虚拟单色图像。
式中（µ/ρ）A,B（Em）是能量为Em时基材A和B的质量衰减系数。
还证明了单能图像可以由低能图像和高能图像的加权和生成，即：其中，“CT”是低（L）能量或高（H）能量图像中的CT值，w(Em)是一个权重因子，它取决于所需的单能能量（Em）以及低能和高能采集的有效能量。类似地，对于使用光电效应和康普顿效应贡献的材料分解，可以通过以下方式生成虚拟单能图像：
其中，fp(E)和fc(E)分别是描述光电效应和康普顿质量衰减系数的函数，ρp和ρc是由材料分解确定的相关质量密度。
投影空间分解生成基物质函数的正弦图，例如，公式（7）中ρA和ρB的正弦图，或公式（10）中ρp和ρc的正弦图。可以重建正弦图以创建基本材料质量密度图像（ρA和ρB，或ρp和ρc），然后以类似于上面讨论的图像空间方法的方式将其转换为虚拟单能图像，即公式（8） 或（10）。或者，可以使用Em将基函数的正弦图直接转换为能量为Em的虚拟单能图像的正弦图。其中P(μ(Em))是虚拟单能图像的正弦图；然后通过CT重建创建虚拟单能图像。
虚拟单能图像仅为两种基本材料（例如水和碘，或水和骨）在不同的虚拟能量水平下提供最准确的CT值，其他材料的CT值可能不太准确。虚拟单色图像通常在不同能量下具有不同的图像噪声级。低keV虚拟单色图像（例如50 keV）与高能量水平相比，噪声显著增加，这可以减轻低keV图像中碘对比度增加的好处。CT制造商和研究人员正在继续开发改进的算法，以克服这个问题，并使噪声在整个能量范围内更加恒定。显示了图像噪声与虚拟单能能量设置（keV值）的曲线图，包括有无（W/O）能量域降噪。
演示如何在不同能量（keV）设置下使用降噪技术来改善虚拟单能图像中的噪声均匀性。由于使用了能量域降噪技术，虚线在评估的能量范围内提供了比实线更均匀的噪声值。
材料分解的结果，例如等式（7）中的ρA和ρB，是一个特定于材料的图像，可以表示为每种材料质量密度的分布图。与质量密度相对应的像素值的正确单位为mg/ml。然而，使用有关材料类型和测量能谱的合理假设，一些制造商将密度信息转换为CT值，单位为Hounsfield，将计算的质量密度乘以估计的质量衰减系数，确定估计的线性衰减系数，然后将其转换为Hounsfield单位。大多数临床用户更熟悉Hounsfield单位，其次，PACs系统经常误解密度信息，并以Hounsfield单位显示像素值。DICOM补充188的开发是为了确保多能CT数据的正确解释和显示，并解决这个问题。然而，它尚未商业化实施。
根据临床任务的不同，可以选择多种材料来生成特定于材料的或去除材料的图像。常用的材质是碘和水，它们的材质特定图像通常分别称为碘或水贴图。一些制造商将碘或钙信号已被去除的图像分别称为虚拟非对比图像或虚拟非钙图像。
原则上，双能量CT生成材料特定的图像对，因为获得了两个单独的测量值，即低能量和高能量，这相当于使用两个方程求解两个未知数。当感兴趣的区域中有两种以上的材料时，需要额外的信息或必须做出假设来求解方程。三种材料分解算法通常假设体积或质量守恒，即：式中，f1、f2和f3是三种组分的体积或质量分数。基于体积守恒，材料分解的概念可以直观地解释为几何图解。
基于体积守恒的三物质分解的几何解释。横轴和纵轴分别是高能和低能图像中的线性衰减系数。点µ1、µ2和µ3在该空间中定位三种基本材料。A1、A2和A3是三角形的面积。未知材料µ位于三角形（µ1、µ2和µ3）内，其体积分数为（f1、f2、f3），因此fi=Ai/（A1+A2+A3），i=1、2、3。
这一点尤其重要，因为商业系统中特定于材料或去除材料的图像的命名约定暗示了一些物理上不准确的东西，即“碘图”仅包含碘信号，“水”或“软组织图像”仅包含水或软组织。在患者中（与简单的碘和水模型不同），当测量的衰减数据仅被分解为两个基础图像（例如碘和水），给定体素中的合成信号将包含来自该体素中物理存在的碘和水基础材料（例如脂肪或骨）以外的材料的信号。一个常见的误解是，碘图像中的碘浓度测量值等于碘的实际物理质量密度（即浓度）。相反，所有存在的材料，除了那些具有与水相当的衰减特性的材料外，都将为碘图提供一些信号。同样地，除了那些具有相当于碘的衰减特性的物质外，所有存在的物质都会为水图提供一些信号。
理解这一原理可以解释为什么骨骼在“碘图”中可见，以及为什么水或软组织图像（商业上称为“虚拟平扫（VNC）”图像）中的脂肪CT值与传统的真实平扫图像中不同。”对于水碘分解，骨骼或脂肪的存在违反了图像中仅存在水和碘的假设，这两种物质在能量变化时的衰减特性均不等同于骨骼或脂肪。“去碘”或VNC图像中部分显示了骨骼或脂肪衰减，而“去水”图像中显示了骨骼或脂肪衰减的剩余部分。骨骼将同时出现在“碘图”和“水或软组织图”中此外，由于VNC图像仅占脂肪衰减的一部分，VNC图像中的脂肪与真正的平扫CT图像中的脂肪具有不同的CT值。分解可能会产生脂肪的负质量密度值，虽然从数学角度来看是合理的，但可能很难向临床用户解释。一些CT制造商选择将负脂肪质量密度值设置为零。
电子或质量密度和有效原子序数图像。电子密度（ρe）和质量密度（ρ）之间的关系定义为：其中Z是原子序数，Am是原子质量，NA是阿伏伽德罗数。
是第i种材料的电子总数的分数，Zi是第i种材料的原子序数，N是样品中材料的总数，N是一个常数，在文献中通常在3-4范围内（本报告中N=3.5），文献中还存在已知材料组合的有效原子序数的其他定义。
利用式（10）的结果，可以通过求解方程得到质量密度和有效原子序数。其中A是材料的原子质量数，K1和K2是常数。
物质分解并不是获得有效原子序数的唯一途径。双能量CT中的一种常用方法是利用低能量和高能量CT图像的线性衰减系数之比。该线性衰减比（LAR）是有效原子序数（Zeff）的函数，其形状取决于计算中使用的图像的能谱。
通常通过校准或模拟确定LAR（Zeff），然后将LAR（Zeff）曲线用作查找表，以获得未知材料的Zeff。
数据点代表Z=5-15的元素在70到120keV之间的线性衰减比。虚线和相应的方程是回归结果，可用于根据多能CT估计的未知材料的线性衰减比确定有效原子序数。
关于双能量的实现方法，参见：双能量CT的实现方法；关于双能量的临床应用，参见：双能量CT的临床应用概述。更多双能量相关内容见话题#双能量。
文章翻译整理自：Report No. 291 - Principles and Applications of Multi-energy CT Report of AAPM Task Group 291 (2020)。
2. 光子计数CT在肿瘤疾病中的应用
CT仍是检查肿瘤、肺部、骨骼和心血管疾病最常用的成像方式之一，在某些儿科临床图片中也被特别使用。然而，CT成像的一个主要局限性仍然是辐射暴露，这尤其影响到以下三个群体：第一，反复转诊进行CT随访的肿瘤患者；第二，接受冠状动脉CTA筛查冠心病（尤其是使用回顾性门控）的年龄较小的心血管疾病患者；第三，由于身体处于快速细胞分裂过程中，对电离辐射的影响更为敏感的儿科患者。随着光子计数探测器（PCD）CT的问世，现在应该可以在大幅降低剂量的同时保持相当甚至更好的图像质量。与传统的能量积分探测器（EID）相比，其他显著的技术优势在于空间分辨率的提高和记录单个光子能量的能力，从而通过 "多能量 "技术进行CT扫描。PCD以半导体材料（通常为碲化镉）为基础，可将每个进入的X射线光子直接转换为电信号，X射线光子产生的电流脉冲的电平与光子的能量成正比。这就绕过了EID所需的中间转换步骤，即X射线光子必须首先在闪烁体中转换成可见光，然后在光电二极管中转换成电信号。单个探测器单元之间原本必要的反射 "隔膜 "也不复存在，因为光子无需捆绑到探测器单元上。这就实现了 PCD CT的更高分辨率，因为一方面，PCD上的单元密度可以更高，另一方面，原本会到达隔膜从而缺乏信息的能量比例也会丢失。光子计数探测器还可以设计得更扁平。光子计数的另一个优点是消除了电子噪声（更多原理参见XI区：光子计数CT成像：技术特点、临床价值与未来展望）。
头颈部CT所面临的挑战是如何在应用辐射剂量（尽量减少晶状体、甲状腺等辐射敏感器官的辐射）和所需的详细图像质量之间实现最佳平衡。副鼻窦或颅底等精细结构尤其受益于PCD CT较高的图像分辨率，因为它能更好地显示内耳/中耳的外伤并发症以及炎症或肿瘤引起的细微骨浸润（见[]）。特别是，评估喉软骨、舌骨甚至颅底是否有浸润至关重要，而PCD CT较高的空间分辨率使评估变得更加容易。并且，将 PCD CT的更高分辨率与已经验证的骨减影算法相结合，可以评估颅底可能受累的情况。还可以最大限度地减少与颈部血管的潜在联系，例如，通过牙科植入物形式的高对比度伪影进行叠加。与双能量EID CT一样，通过计算实际虚拟单色（VMI）图像数据集，可以通过增加碘信号（低 keV）或减少线束硬化伪影（高 keV）获得高组织对比度。与EID CT相比，PCD CT可使灰质和白质之间的组织对比度更高，再加像噪声降低，对诊断急性中风（1-3小时）尤其重要。
76 岁患者，人工耳蜗植入术前评估。a超高分辨率单源EID CT检查（西门子 SOMATOM Definition AS+ 120 kV）；b超高分辨率PCD-CT扫描（西门子 NAEOTOM Alpha 120 kV）。相比之下，PCD-CT图像的噪点更低，骨结构的分辨率更高，这一点尤为突出。在中耳等部位，可以看到高度精细的轮廓。
PCD CT生成的数据集可通过定义不同的能量阈值划分为不同的能量区域。通过这种细分，到达探测器的光子可以根据能量水平分类到所谓的 "仓 "中。在胸部诊断中，使用造影剂后，低能量光子的这种捆绑可实现乳腺实质和肺实质的高组织对比度。这使得即使是肺结节等小结构，也能通过高分辨率PCD CT更清晰地显示在边缘区域，而且其大小随时间的变化也更具可比性。原生PCD CT的总体噪声水平较低，空间分辨率较高，因此也能更详细地显示肺部周围结构，如增厚的支气管壁（见[]）、磨玻璃样改变和 "树芽征"/马赛克征，这些都是诊断间质性肺病的关键。研究表明，使用合适的卷积核（Bl64），在超高分辨率（UHR）PCD CT中可以更好地显示肺周边区域的支气管分支、肺小叶裂隙以及支气管壁，而不会影响血管噪声和肺圆形病灶细节的清晰度。为了进一步提高肺部图像质量，可以生成虚拟单色（VMI）图像数据集。这使得肺气肿在60和70 keV之间最清晰可见。在增强的胸部PCD CT中，低于60 keV的血管对比度可显著提高。VMI图像数据集的生成还能显著减少90 keV的线束硬化和金属伪影，从而更好地评估伪影附近的肿瘤表现和转移情况。与EID CT相比，在不影响图像质量和诊断确定性的情况下，可将辐射剂量减少66%，这在评估间质性肺病（ILD）等方面非常重要。另一个优点是能够创建虚拟平扫图像（VNC），从而更好地量化肺气肿，因为增强CT中较高的实质密度可能导致低估肺气肿。
65岁的慢性支气管炎患者。a EID-CT（西门子 SOMATOM Definition AS+ 120 kV），b PCD-CT（西门子 NAEOTOM Alpha 120 kV）。支气管壁的显示尤其清晰（长箭头）。与EID-CT相比，PCD-CT能更详细地显示直接位于胸膜的外周血管分支（见箭头）。
初步诊断为右侧乳房内上象限和外上象限肿块（箭头 a-c），疑似恶性肿瘤。MRI扫描的MIP显示可疑肿块（a）。相应的PCD-CT扫描 5 mm MIP（b）。注意磁共振成像扫描和 PCD-CT扫描左乳房内上象限均可见的细小血管结构（箭头所指）。
腹盆部成像在很大程度上受到身体这一区域脂肪比例较高的影响，这通常与体质有关，因为这需要增加辐射剂量。PCD扫描仪可提高图像质量，同时减少图像噪声和光子饥饿伪影，尤其是肥胖患者。一些研究报告指出，随着体重指数（BMI）的增加，PCD CT中各种腹部结构的信噪比下降幅度较小，而噪声的增加幅度则小于EID CT（见[]）。量子迭代重建（QIR）具有进一步提高图像质量的潜力，可用于最佳检测肝脏病变。
69 岁患者，体重指数为 43。a 单源EID-CT对比度低，肠系膜静脉的可视度降低（白色箭头）。观察PCD-CT图像的较低图像噪声和较高的血管对比度。
PCD CT除了能通过提高剂量效率减少每次扫描的绝对剂量外，还能通过同时应用多种造影剂减少每次检查所需的总扫描次数。有几项前景看好的研究表明，在一次扫描中，可以将两种根本不同的造影剂分开，而这两种造影剂的给药时间有一定的延迟或方式不同。例如，在一个体外模型中，同时使用直肠造影剂和静脉造影剂可以区分单纯息肉和肠内容物。在一项动物模型研究中，使用钆基和含碘造影剂，通过 PCD CT的双相单次扫描来区分肝动脉和肝静脉，结果很有希望，并为根据造影剂在每个阶段的强化特征正确区分肝脏病变铺平了道路。另一种表征肝脏病变的技术是所谓的容积灌注CT（VPCT）。该技术已在EID CT上用作肝脏MRI的替代方法，因为它能量化肝细胞癌（HCC）和其他肿瘤的动脉化程度。肝脏容积灌注CT结合PCD CT较高的分辨率和较低的辐射暴露，有望取得令人鼓舞的结果，并有可能导致指南的改变（见[]）。PCD CT使评估肝实质变得更容易，因为能谱信息可用于生成非常接近真实平扫数据集的VNC图像。这样，通过PCD CT上的VNC图像检测肝脏脂肪变性的灵敏度可达 94%。
63 岁男性肝癌患者：a 容积灌注 PCD-CT扫描显示肝脏第 8段有高动脉化病变（白色箭头）；b 动态灌注PCD-CT扫描，使用薄层MIP中显示动脉和静脉血管；c、d 相应的MRI图像显示肝脏病变对比度增强较弱（C = T1 Vibe DIXON DCE 动脉相轴位；d T2 Blade FS 轴位）。
关于肾脏，一方面，不同能量仓光子能量之间的能量分辨提供了有关特别小（< 3 mm）的肾结石基本成分的信息。另一方面，与 EID CT相比，PCD CT还能更好地检测此类小结石。
PCD CT能更好地显示骨小梁的微观结构，这也是空间分辨率提高的主要效果。一方面，骨质疏松症患者可从中受益，因为骨强度可通过骨矿物质密度来确定，骨折也可被更好地观察到。另一方面，癌症患者也能从中受益，因为骨转移灶及其病程可以更详细地显示出来。与身体其他部位一样，通过使用超高分辨率PCD CT图像数据集可以减少噪声，从而更详细地显示骨骼结构，更好地检测转移瘤和骨折。可视化的改善还与四肢PCD CT检查中辐射剂量的显著降低有关，在腕部结构中，辐射剂量最高可降低 49%。在膝关节骨关节炎患者软骨的可视化方面已经取得了可喜的成果，有望提高PCT CT对关节疾病的诊断意义。PCD CT还能区分关节软骨中的焦磷酸钙沉积和羟磷灰石沉积。这可以为了解伴有晶体沉积的风湿性疾病的发病机制提供新的视角。多能量后处理还可量化痛风沉积物，并创建虚拟去钙图像（VNCa），以观察骨髓水肿。与双能量EID CT相似，可视化骨髓水肿的目的是更容易发现细微骨折并评估骨折价值（参见XI区：如何解读CT双能量VNCa图像（骨髓分析））。
73 岁多发性骨髓瘤患者，病情稳定，整个中轴骨有明显的溶解性改变。a）DSCT西门子 SOMATOM Definition Flash。b）PCD-CT 西门子NAEOTOM Alpha。请注意，PCD-CT扫描的噪声明显降低，L5的溶解性骨结构边缘清晰度明显提高。PCD-CT扫描使剂量减少了27%（CTDIvol 11.37mGy 对 8.19mGy）。
在对儿童使用电离辐射时，由于儿童对辐射的敏感性增加，对辐射照射的考虑尤为重要，因为在儿童时期受到辐射照射后，患恶性疾病的风险被认为会增加。CT扫描尤其在这方面起着至关重要的作用，因为它占了医学辐照的绝大部分。并且，只要适应症正确，CT对许多儿科疾病的治疗计划和决策具有重要意义。
PCD CT在儿科放射学中的最大优势是减少辐射照射。所谓的 "低剂量 "PCD CT 一方面能显著降低辐射剂量，另一方面还能保持相关解剖结构的准确性，此外还能显著降低图像噪声。降低剂量的效果在重复检查时尤为明显（见[]）。
16 岁男孩，急性髓细胞白血病干细胞移植后出现浸润。a, b 第三代双源CT扫描（SOMATOM Force）--能谱纯化的低剂量方案；c PCD-CT 扫描（NAEOTOM Alpha 120 kV）--能谱纯化低剂量方案。所有检查的剂量值和图像质量相当，CTDI/DLP分别为0.31mGy/10.1 mGycm（a）、0.32mGy/9.8 mGycm（b）和0.38mGy/12.4 mGy*cm（c）。
另一个优势在于通过PCD提取能谱信息。对探测器数据进行完整的能谱评估需要 120 kV或 140 kV的管电压。在EID CT上，由于辐射剂量较高，这种电压很少用于儿科患者。在儿科CT中，管电压通常会降低到70至90kV，从而导致噪声增大，降低图像质量。由于PCD CT具有能谱数据，因此可以进行单能量重建。例如，这可以提高对比度，从而减少造影剂的用量（见 []）。
17 个月大的女孩，已知CPAM（先天性肺气道畸形），可能存在肺动脉栓塞。a, b 90 kV标准重建（a）与 60 keV重建（b）的对比度比较。单能量图像显示造影剂的HU值增加，这有助于更好地检测血管结构。
3. 光子计数CT的基本原理与临床价值初探
计算机断层扫描（CT）是放射诊断的基础。随着技术的进步，CT的应用范围不断扩大，其中螺旋CT的引入，多排CT的快速发展，以及双源CT等新的系统概念，使得CT具有了独特的临床效益（参见XI区：回望：CT五十年（1968-2018））。在CT系统中，探测器技术是较为关键的技术之一。它将探测到的X射线信号转换为电信号，通过电子学设备将信号传输并储存至计算机中。
如今，CT已经成为最重要的临床工具。然而，目前的CT技术仍存在一些局限性。有限的空间分辨率阻碍了对冠状动脉等小血管的CTA检查。钙化斑块在CT图像中比实际大得多，冠状动脉狭窄常常被高估。冠状动脉钙化Agatston评分大于1000是无法解释的冠状动脉CTA最相关的独立预测因子。其他CTA，如用于手术计划的肾动脉CTA，以及肺部检查，如用于间质性肺疾病的CT扫描，也将受益于空间分辨率的提高。2017年，一个基于能量积分探测器的超高分辨率CT系统进入临床。该系统已在初步研究中进行了评估，但常规临床经验仍然有限（参见XI区：下一代CT硬件技术及在心脏成像中的应用）。肥胖患者或超低剂量检查时，图像噪声过大、噪声条纹伪影和CT值漂移是当前CT设备的另一个主要缺点。它们是由测量系统的电子噪声引起，在低X射线通量下占主导地位。集成探测器电子元件的探测器显示出降低的电子噪声，并可能进一步降低辐射剂量。双能量CT作为一种除了提供形态学信息外还提供功能信息的技术，已成为一种提高CT临床价值的技术（参见XI区：双能量CT的实现方法）。双能量CT利用了不同X射线能量下X射线衰减的材料特异性差异，并在临床上得到了广泛的应用（更多双能CT的临床应用参见XI区：双能量CT的临床应用概述）：
材料鉴别，例如肾结石的特征或痛风（参见XI区：双能量痛风分析：基本原理，准确性与常见伪影）的鉴别诊断
改善可视化，例如借助虚拟单色图像（VMIs）增强病灶和其他结构的对比度（参见XI区：DECT单能谱图的临床应用）
定量，例如通过计算碘图，将局部碘摄取量作为肺栓塞患者局部灌注或腹部病变鉴别诊断的替代参数。
目前可通过双源CT、kV快速切换或双层探测器CT系统等获取双能量CT数据。然而，这些解决方案都有其固有的局限性（参见：双能量CT的实现方法）。
光子计数（Photon-counting）的概念从上世纪80年代提出以来，在弱光和微光的探测领域发挥了重要作用。随着X射线光子计数探测器技术的飞速发展，尤其是与之相应的高速处理电子学设备的进步，使得其探测短时间大计数成为可能，并为应用与X射线成像打下基础。
光子计数探测器是一种新的技术，它可以提供非常高的空间分辨率，无电子噪声和固有的多能量信息，从而克服现有CT探测器的上述局限性。10年前，光子计数探测器已经在实验室进行了评估。然而，这些早期系统中使用的探测器的性能不足以满足临床CT成像的要求，主要是因为它们不能承受医用CT的高X射线通量。
光子计数是检测X射线最直观的方法，如果没有技术挑战，光子计数探测器（PCD）从放射学一开始就应该是标准选择。早期，气体探测器很常见，盖革-米勒装置计算电离辐射的个体相互作用。诺贝尔奖授予的多丝正比室结合了光子计数和空间分辨率。这一发展是由基础物理研究推动的，但光子计数气体探测器曾在巴黎一家医院短暂用于成像。在核医学成像中，光子计数从一开始就用于Anger相机以及第一个PET系统。此时闪烁体（通常为NaI或CsI）将入射的伽马射线转换为可见光，由光敏设备检测。
对于X射线成像来说，光子计数的挑战要比核医学成像困难得多。光子的平均能量只有70keV左右，而SPECT为140keV，PET为511keV。CT扫描的X射线注量率最高可达109/mm2/s，而对于核医学成像，它低至100/mm2/s，这对X射线成像的快速脉冲处理提出了更高的限制。
2011年，美国食品和药物管理局批准的第一个光子计数成像系统是Sectra微剂量乳房X射线摄影术。2007年，基于CdZnTe探测器在临床上对第一台全场光子计数CT原型进行了评估，尽管其计数率有限，但仍能产生高质量的材料特定图像。目前有很多个光子计数CT系统正在评估中。
2021年9月，美国食品药品监督管理局(FDA)批准了西门子医疗公司的新型光子计数CT扫描仪-NAEOTOMAlpha，并且肯定了这是该领域近十年来最大的技术进步。NAEOTOM Alpha也在2022年初正式获准进入创新医疗器械特别审查程序，即“绿色通道”。2023年10月，正式获得NMPA批准。NAEOTOMAlpha事目前唯一一个获批的全身光子计数CT系统。
简要概述目前所有医学CT扫描仪中使用的固体闪烁探测器的特性，有助于了解光子计数CT探测器的特性及其临床影响。
固态闪烁探测器由边长为0.8-1 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）制成，背面附有光电二极管。
能量积分探测器示意图。a） 侧视图，b）俯视图。z方向是患者的纵轴方向。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）。在透明层（例如，基于TiO2）中通过光学方式将单个探测单元分离，以防止光串扰（“死区”）。隔离层上方的准直器叶片抑制散射辐射。
吸收的X射线在闪烁体中产生可见光，由光电二极管探测并转换成电流。闪烁光的强度和感应电流脉冲的振幅都与吸收的X射线光子的能量E成正比。在一次读数（投影）的测量时间内记录所有电流脉冲。
式中，D(E)是探测器的响应度，N(E)是一次读数期间吸收的X射线通量，Emax是X射线束的最大能量。
对于GOS闪烁体探测器（黑线虚线）和CdTe光子计数探测器（蓝色虚线），探测器响应度D（E）作为X射线能量E的函数。33keV下的碘K-边界用一条垂线表示。与光子计数探测器相比，靠近碘K-边界上方的低能X射线对闪烁探测器的探测器信号的贡献较小。在相同的管电压下，闪烁探测器的碘对比度低于光子计数探测器。
低能量X射线光子携带了大部分的低对比度信息，比高能X射线光子对能量积分探测器信号的贡献小。这种能量加权降低了CT图像中的对比噪声比（CNR），特别是在使用碘造影剂的CT扫描中，因为在接近碘K-边界的33 keV的较低能量下X射线吸收最高。光电二极管的低级别模拟电信号被电子噪声扭曲，电子噪声在低X射线通量下变得比X射线光子的量子噪声（泊松噪声）更大，并且如果光通量进一步减小，则会导致图像噪声不成比例地增加和低密度组织（例如肺部）CT值漂移。这种噪声强烈增加和CT值漂移限制了CT中进一步降低辐射剂量的可能性。每个探测器单元都由光学透明层隔开，以防止光子串扰。它们的最小宽度约为0.1 mm，因为这个格栅的存在，探测器的几何剂量效率降低：吸收在格栅中的X射线光子即使穿过患者也不会对测量信号产生影响--从辐射剂量的角度来看，它们是浪费的剂量。目前的医学CT探测器探测单元的有效尺寸约为0.8×0.8 mm2至1×1mm2。假设在平面方向上的附加死区为0.2 mm，在z轴方向上为0.1 mm，则探测器元件的总面积为1.0×0.9 mm2至1.2×1.1 mm2。几何剂量效率约为70-80%。大幅减小闪烁体的尺寸以提高空间分辨率，同时保持格栅的宽度不变，这将进一步降低几何效率--因此，将固态闪烁探测器的空间分辨率提高到目前的性能水平存在问题。
相对于传统的能量积分探测器，光子计数探测器具有很多优势。光子计数探测器由碲化镉（CdTe）、碲锌镉（CZT）或硅（Si）等半导体材料制成。根据材料的不同，探测器由1.4-30 mm厚的半导体层组成。由于CdTe和CZT基CT探测器的原子序数很高，薄层就足够了。硅的原子序数低，在与医学CT相关的X射线能量范围内吸收效率低，因此硅基探测器较厚。硅基探测器的探测效率较低，对于高能量的X射线的能量分辨率较差，因此在DR和CT设备中不常使用。
在半导体层顶部的阴极和底部的像素化阳极电极之间施加高压（800-1000V）。
直接转换光子计数探测器示意图。a） 侧视图，b）俯视图。z方向是患者的纵轴方向。吸收在CdTe或CZT等半导体中的X射线（红色箭头）产生的电子-空穴对在阴极和像素化阳极之间的强电场中分离。探测器像素由像素化阳极和电场组成，两者之间没有格栅。为了抑制散射辐射，需要使用准直器叶片。与闪烁探测器不同，两个准直器叶片之间的每个“宏像素”可以划分为更小的子像素，因为没有“死区”，如左三个探测器单元所示。像素化的阳极必须有相应的结构，这里没有显示。
吸收的X射线产生的电子-空穴对在强电场中被分离。电子漂移到阳极并产生短电流脉冲（10-9s）。脉冲整形电路将其转换为半峰宽（FWMH）为10-15ns的电压脉冲；电压脉冲的脉冲高度与吸收的X射线光子的能量E成正比。一旦这些脉冲超过阈值，它们就会被计数。
光子计数探测器中吸收X射线产生的电子在阳极处产生信号脉冲，脉冲高度与X射线能量成正比。脉冲一旦超过阈值T0（蓝色虚线，“计数”用蓝点表示）立即计数。T0的典型能量为25keV，远高于低振幅基线噪声。还显示了三个更高能量下的额外阈值（50 keV时的T1，75 keV时的T2，90 keV时的T3）-同时读出不同能量阈值下的计数（在本例中为4）提供光谱分辨率的探测器信号。
光子计数探测器与固体闪烁探测器相比，有以下几个优点。
单个探测器单元由公共阴极和像素化阳极之间的强电场定义，没有额外的分离层。光子计数探测器的几何剂量效率只会因为不可避免的抗散射准直器叶片或网格而降低。与固体闪烁探测器不同，由准直器叶片限制的每个“宏像素”可分为较小的子像素，这些子像素分别被读出以提高空间分辨率。在一次读数（投影）的测量时间内，一旦超过阈值能量T0，吸收的X射线产生的所有电流脉冲都将被计数。在用于医学CT的光子计数探测器中，T0约为20-25keV。低振幅基线噪声远低于此水平，不会触发计数-即使在低X射线通量下，信号中只存在X射线量子的统计泊松噪声。在极低辐射剂量下的CT扫描或肥胖患者的CT扫描显示出比固体闪烁探测器相应的扫描更少的图像噪声、更少的条纹伪影和更稳定的CT值，并且辐射剂量降低可能会超过今天的限制。探测器响应度D(E)在30 keV到100 keV的X射线能量范围内是近似恒定的-只要E超过T0，所有X射线光子对测量信号的贡献就相等，而不管其能量E。
在固体闪烁体探测器中，低能量X射线光子没有向下加权。光子计数探测器可以提供改善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，引入几个在不同能量阈值下工作的计数器来进行能量判别。在物理上，不同的阈值通过输入脉冲高度比较器电路的不同电压实现。在的例子中，实现了4个不同的能量阈值T0、T1、T2和T3。在一次投射期间，计数器1计算能量超过T0的所有X射线脉冲，而计数器2同时计算能量超过T1的所有X射线脉冲，依此类推。光子计数探测器同时提供4个信号S0、S1、S2和S3，具有不同的低能量阈值T0、T1、T2和T3。
通过减去相邻的能量阈值较低的探测器信号，可以产生“能量箱”数据。例如，能量箱b0=S1-S0，包含在T1和T0之间的能量范围内检测到的所有X射线光子。
同时读取不同能量箱中的CT数据，为任何CT扫描中的光谱分辨测量和材料鉴别打开了潜力。如今已建立的双能应用--主要基于分解成两种基本材料，如碘和水，或碘和钙--常规可行，虚拟单色图像、碘图或虚拟去钙图像可在诊断需要时计算出来。
两个以上阈值的数据采集可以在一定的前提下进行多材料分解。康普顿散射和光电效应是医用CT（30keV-150keV）中使用的唯一两种相互作用机制。它们对能量的依赖性与在这个能量范围内没有K-边界的所有元素都是相似的，这适用于人体内自然存在的所有元素。它们的X射线衰减μ(E)可以描述为：描述了光电效应的衰减。Zeff是有效原子序数，k3-4，n3-3.5。第二项fKN(E)是Klein-Nishina对康普顿散射衰减的描述。fKN(E)对E的依赖性很弱，α和β是所有能量和Zeff的常数，区分水和碘等两种基础材料需要在不同的能量下进行两次测量。任何其他材料（如钙或铁）的能量依赖性衰减可由两种基本材料的线性组合来描述。
水、碘、钙、铁和钆的X射线衰减与X射线能量的关系。区分两种基础材料，例如水和碘，需要在两种不同的能量下进行测量。任何其他没有K-边界的材料（如钙或铁）的衰减可以用两种基本材料的线性组合来描述。只有在相关能量范围内添加第三个K边界元素，才能实现三种或更多种材料分解，在本例中为K-边界为55 keV的钆。底部：分解水和碘的X射线衰减为康普顿散射和光电效应。在这种情况下，添加其他能量的进一步测量不会提供相关的新信息。如果在相关能量范围内有K-边界的材料，如钆，添加到两种基础材料中，情况会发生变化。对于K-边界材料，X射线衰减的能量依赖性不同，三种或更多能量的CT测量可用于三种材料的分解（两种基本材料加上K边界材料）：
fK-edge(E)描述了K-edge元素的能量依赖性衰减。
在三个或更多能量箱中使用CT数据进行的三个或更多材料分解将仅限于将K边界元素引入人体的临床场景，例如分离两个造影剂（例如碘和钆，或碘和铋）或其他重元素（例如钨，或金纳米粒子）。除了潜在的物质分解外，通过对不同能量箱的优化加权，可以进一步提高图像的CNR。为了重建图像而不只是添加能量箱数据，可以为低能量箱数据分配更高的权重，特别是在使用碘造影剂的CT扫描中。
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。但不可避免的物理效应会降低光子计数探测器的能量分离。在像素边界附近被吸收的X射线产生的电流脉冲在相邻的探测器单元之间被分割（“电荷共享”“charge sharing”）。由于几个较低能量的撞击，会导致高能X射线光子的错误计数。Cd和Te的K-边界分别为26.7和31.8keV。以能量E入射的X射线可能会踢出探测器材料中的K层电子。空的K壳层立即被重新填充，K-壳层荧光能量EFluro处的特征X射线被释放，这些X射线被重新吸收并计数在探测器单元本身或相邻的探测器单元中（“K-逃逸”“K-escape”）。入射到主相互作用位置的X射线会损失能量EFluro，并以能量E-EFluro计数（探测器信号中产生的峰值称为“K-逃逸峰”“K-escape peak”）。电荷共享、荧光和K-逃逸（硅基光子计数探测器不存在K-逃逸问题。然而，由于硅原子序数较低，大量入射的X射线光子不被吸收，而是一次或多次康普顿散射，每次沉积少量能量。康普顿相互作用降低了能量分离和空间分辨率）。
像素边界电荷共享和K-逃逸引起的能量损失的示意图，这将导致X射线脉冲在错误能量下重复计数并减少光谱分离。EFluro是K壳层荧光X射线能量。
示出了CdTe光子计数探测器的光谱响应[我们假设一个1.6mm厚的直接转换器与像素化阳极（单元尺寸250×250μm2）。在阴极和像素化阳极之间施加1000V的偏置电压。我们假设具有高斯整形特性的模拟前置放大器，导致FWHM平均25 ns脉冲持续时间的信号脉冲。考虑了亚像素边界处的荧光，K-逃逸，电荷扩散/色散和信号分裂，没有考虑脉冲堆积。假设钨阳极的CT典型X射线光谱具有0.9mm钛和3.5mm铝的标准预过滤]。作为电荷共享、荧光和K-逃逸对探测器信号的影响的定性说明，其无意提供关于特定CdTe/CZT探测器性能的定量信息。如果用多个能量阈值读出探测器，导致多个能量箱，那么低能量箱将包含错误的高能信息（因为高能撞击导致探测器在较低的X射线能量下响应）。对于包括电荷共享、荧光和K-逃逸在内的实际探测器模型，两个能量箱的光谱分离可能相当于优化预过滤的双kV扫描。
左：CdTe光子计数探测器对入射单色100keV X射线束（黑色垂直线）的响应的定性图示。较低X射线能量下的探测器响应是由电荷共享，K-逃逸和荧光引起的。EFluro是探测器材料的K壳荧光X射线能量。100keV-EFluro处的峰是由X射线引起，该X射线弹出K电子，失去能量EFluro，然后在主相互作用位点被吸收（K-逃逸峰）。EFluro的峰值是由K-壳荧光X射线的重吸收引起（也）。右：在给定的入射X射线能量E（keV）下，在CdTe光子计数探测器中测量脉冲幅度[keV当量]的概率（右边的色标表示概率）。左侧可以看作是在100keV下穿过该图的垂直切割，参见白线。
增加探测器像素的大小改善了光谱分离，因为边界效应，如电荷共享和K-逃逸对探测器信号的贡献较小。
实际光子计数探测器2个能量箱中记录的140 kV入射光谱（箱1：25-65 keV，蓝线；箱2：65-140 keV，绿线）的计算机模拟。虚线是入射X射线光谱。左：像素大小0.225×0.225 mm2。右：像素大小0.45×0.45 mm2。增加像素大小可以减少由电荷共享和其他效应（如K-逃逸）引起的低能量箱的特征“高能尾”。
探测器像素的最大尺寸受到脉冲整形后有限宽度的限制（FWHM≥10ns）。医用CT在高X射线通量率下运行，高达109次/s/mm2--如果探测器像素太大，过多的X射线光子在时间上撞击得太近而无法单独登记。几个重叠的脉冲然后被计算为一次撞击，能量太高（“脉冲堆积”“pulse pile-up”）。
具有4个能量阈值的光子计数探测器中脉冲堆积的示意图（与的情况相比）。由于比更高的X射线通量率，一些信号脉冲重叠并且没有单独记录，而是在错误的能量阈值（“脉冲堆积”）处作为一次撞击（粉红色线）。探测器像素越大，可以在没有脉冲堆积的情况下记录的X射线通量率就越低。
脉冲堆积导致探测器计数率非线性，最终导致探测器饱和。即使信号可以在饱和开始之前被线性化，也无法避免显著的量子损耗、图像噪声的增加和能量分辨力的降低。解决这个困境的一个方法是缩小探测器的像素尺寸--然而，更小的像素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，需要寻找最佳的探测单元尺寸以平衡脉冲堆积、电荷共享和K-逃逸。
光子计数探测器的另一个问题是在较高的X射线通量下计数率漂移。传感器材料中不均匀分布的晶体缺陷会导致电子和空穴的俘获，由此产生的空间电荷会改变单个探测器像素的电场分布。这会根据各个像素的“辐照历史”（“irradiation history”）改变信号脉冲的特性，并且在较高的通量率下可能导致图像中出现严重的环形伪影。
研究发现，即使使用高管电流的扫描，脉冲堆积的影响都可以忽略。目前商用的光子技术CT系统的最终图像质量基本不受上述因素的影响。
光子计数CT是一种很有前途的医学CT系统。临床前的原型被用来评估光子计数CT在临床实践中的潜力和局限性。以下内容更专注于这些临床前装置，没有考虑其他更具实验性的解决方案、台式系统和光子计数微型CT系统。
硅基光子计数探测器首次被用于乳腺CT成像，但其范围很快就扩展到了其他应用领域。心脏样本的合成单能量、虚拟平扫和虚拟去钙图像可以通过具有8个能量箱的实验台式CT扫描仪获得。并且，有学者还提出了一个原型单源CT扫描仪，该扫描仪具有全视野硅基光子计数探测器，能够对患者进行扫描。与参考CT扫描仪的14 lp/cm相比，该系统提供了19 lp/cm的改进空间分辨率。
几个临床前原型CT系统配备了CdTe或CZT探测器。
基于具有8个能量通道的Medipix探测器的小口径光谱微型CT已经转化为大口径光子计数CT，能够在临床辐射剂量水平内获得人类的诊断光谱CT图像，但是，尚未发表进一步的结果。
基于CZT（Philips Healthcare，Haifa，Israel）的带光子计数探测器的临床前单源CT系统提供了168 mm的平面视野和2.5 mm的z轴覆盖，旋转时间为1s。探测器像素尺寸为0.5x0.5mm2。光子计数探测器有5个能量阈值。该系统通过模型和动物扫描进行评估，证明由于分辨率更高，对肺结构的评估得到了改善，并且改善了冠状动脉支架内腔和支架内再狭窄的可视化效果。多材料分解法可鉴别多种造影剂，具有多种潜在的临床应用价值。通过计算碘图和虚拟平扫图像，牛脑中血液和碘的区别也得到了证明。
临床前混合双源CT扫描仪配备传统闪烁探测器和CdTe光子计数探测器（Siemens Healthcare GmbH，Forchheim，Germany）。光子计数探测器由尺寸为0.225x0.225mm2的子像素组成。探测器为每个亚像素提供2个能量阈值。2x2子像素可以被分为“锐利像素（sharp pixel）”或“超高分辨率（UHR）像素”，像素大小为0.45×0.45 mm2，4x4子像素可分为类似于当今医学CT系统的0.9×0.9 mm2的“宏像素”（“macro pixel”）。通过在“象棋模式”（“chess pattern”）模式下为相邻探测器子像素分配交替的低能和高能阈值，探测器以“宏像素”提供4个能量阈值。
另一种临床前单源CT扫描仪（Siemens Healthcare GmbH，Forchheim，Germany）配备了CdTe光子计数探测器，其像素几何结构与混合双源CT相似。光子计数探测器由尺寸为0.275x0.322mm2的子像素组成。它在ISO中心的视野为500mm。在“标准”模式下，2x2子像素可以被组合成一个“宏像素”。探测器提供每个亚像素4个能量阈值。
临床前混合双源CT的成像性能通过体模和尸体扫描进行评估，以确定临床实际水平的X射线光子通量的临床图像质量。在人类志愿者的腹部对比增强扫描中，光子计数探测器图像显示出与传统CT图像相似的定性和定量图像质量，同时还为材料分解提供光谱信息。
光子计数CT对碘-CNR的改善是由于缺少了低能量X射线光子的加权，在模拟4个体型的拟人模型中进行了测量。与闪烁探测器系统相比，在80、100、120和140 kV下，碘CNR分别增加11%、23%、31%和38%。碘-CNR的这些改善有可能转化为减少辐射剂量，或减少造影剂的用量。对21名志愿者进行的脑部CT研究显示，软组织对比度有所改善。与常规CT图像相比，光子计数CT图像的灰质和白质的鉴别评分较高，这是由于软组织对比度较高（10.3±1.9HU对8.9±1.8HU）以及光子计数CT图像噪声较低有关。
在低辐射剂量的各种临床应用中，评估消除电子噪声对图像质量的影响。与闪烁体探测器相比，临床前混合双源CT的光子计数探测器获取的肩部图像中的条纹伪影更少。Symons等人发现肺部、毛玻璃和肺气肿等模体等效海绵橡胶的HU单位稳定性更好，测量结果的再现性更好。这是进一步降低肺部成像中辐射剂量的一个重要先决条件，例如在肺癌筛查的背景下。在一项对30名接受低剂量胸部CT成像的受试者的研究中，光子计数CT显示了更高的诊断质量，肺、软组织和骨骼的图像质量分数显著提高，线束硬化伪影更少，图像噪声更低，肺结节检测的CNR更高。
用临床前混合双源CT原型获得的低剂量肺扫描的实例。A：能量积分探测器图像。B：光子计数探测器图像，由于没有电子噪声，在低辐射剂量下表现出较少的图像噪声（箭头）和改善的CNR。
在一项联合体模、离体和体内研究中，低辐射剂量下冠状动脉钙化积分（CAC）质量得到改善。10名志愿者的标准剂量（平均CTDIvol=5.4mGy）和低剂量（平均CTDIvol=1.6mGy）的CAC评分，光子计数CT明显优于常规CT，这是由于缺少低能量X射线光子的向下加权，没有电子噪声，加上钙软组织对比度提高。
临床前混合双源CT在“Sharp”模式和“UHR”模式下光子计数探测器的较小像素使其在空间分辨率方面的改善在一些体模研究中得到了评估。显示了150μm的平面内空间分辨率和0.41mm的最小切片宽度，并且在肺、肩部和颞骨的临床图像中证实了更好的空间分辨率。在等空间分辨率下，由于测量系统具有更好的调制传递函数（MTF），光子计数CT图像比传统CT图像具有更小的图像噪声。在“UHR”模式下，冠状动脉支架内腔的可见度有了显著改善，当使用专用的锐利卷积核时，冠状动脉支架成像的定性和定量图像特征也更为优越。
用临床前混合双源CT原型采集肩部扫描的例子。左：能量积分探测器图像。右：光子计数探测器图像，“Sharp”模式，展示更高的空间分辨率和显著改善骨骼结构的可视化。
Pourmorteza等人在一项小型研究中观察到，与标准分辨率光子计数CT（“宏”模式）相比，“UHR”模式下的空间分辨率有所提高，图像噪声更小。与商用能量积分探测器CT扫描仪的超高分辨率模式相比，用“UHR”模式扫描的颞骨解剖结构更清晰。
与临床参考图像相比，22例经临床显示的高分辨率胸部CT检查的成人患者的高阶支气管和三阶/四阶支气管壁在保留肺结节的显著性下具有更高的可视性。作者结合了“Sharp”模式光子计数CT和图像重建1024x1024大矩阵及专用的Sharp卷积核。根据作者的说法，光子计数CT有助于气道疾病的高分辨率成像，并有可能用于其他疾病，如纤维化、蜂窝肺和肺气肿。
显示了在高分辨率胸部CT中使用光子计数探测器可实现的图像质量。
EID-CT胸部图像（左）0.6 mm层厚，IR重建，以及用WFBP（右）和两种迭代强度（分别为1和3、左下和右下）以及0.6 mm层厚的同一患者的PCD-CT胸部图像。EID-CT和PCD-CT图像均显示右下叶支气管轻度扩张（箭头所示），并伴有外周分支。使用UHR模式的PCD-CT图像清晰地描绘了远端支气管周围分支处的粘液塞（箭头）。显示的ROI测量值是CT值标准差。显示窗宽/窗位=[1500/-600]HU。
空间分辨率不仅取决于探测器的像素大小，而且还取决于X射线管的焦点尺寸，而焦点尺寸需要相应地减小。病灶越小，通常球管可用功率越小，这就限制了超高分辨率CT扫描的临床应用范围。如果辐射剂量保持不变，分辨率的提高是以图像噪声增加为代价的。在所有情况下，增加患者的辐射剂量以补偿较高的噪声可能是不可接受的。非线性数据和图像去噪技术将在利用光子计数探测器的高分辨率潜力方面发挥关键作用。
光子计数CT的一个主要优点是在任何扫描中都能获得光谱分辨率的数据。
带光子计数探测器的临床前混合双源CT原型的光谱性能在体模研究中进行了评估，发现VMIs中的CT值精度和碘定量精度可与双源双能量CT相当。根据作者的说法，光子计数CT还具有其他优点，如完美的时间和空间对准以避免运动伪影，高空间分辨率，以及改进的CNR。在一个装有碘水溶液（0.1-50 mg/ml）的试管的模拟头部模型中，观察到实际碘浓度与碘图中测量的碘浓度之间的非常一致。作者评估了16名无症状志愿者头颈部CTA中碘图和VMIs的使用情况，并提出VMIs是一种通过重建不同keV的图像来增强斑块检测、表征以及狭窄分级的方法。
光子计数CT的VMIs的常规可用性可能为CT协议的进一步标准化铺平道路，前提是通过精细处理提高VMIs的CNR和图像质量。在这种方法中，根据临床问题定制的标准化keV水平的VMI（例如，实质器官对比增强检查为50-70keV，CT血管造影研究为40-50keV）是任何CT扫描的主要输出，而不管采集协议如何。更进一步，采集协议也可以标准化。一些作者已经推荐了一种标准化采集协议，该协议使用140kV X射线管电压，用于所有患者的腹部CT增强检查，标准化VMI重建为50keV。根据作者的说法，使用该方案可以获得所有患者大小的最佳或接近最佳的碘CNR。
67岁女性患有肾上腺腺瘤和肾盂旁肾囊肿的腹部图像，采用带有光子计数探测器的临床前单源CT原型采集。数据采集：“标准”模式，144x0.4 mm准直，0.3 s旋转时间，CTDIvol=10.2 mGy，DLP=450 mGy·cm。图像重建：VMI为190 keV，65 keV，55 keV和45 keV，0.4 mm层厚。请注意，随着keV的增加，碘和钙的对比度降低-190 keV图像可以替代虚拟平扫图像。
一些作者评估了光谱光子计数CT在肾结石检测和特征描述方面的性能。他们发现，在鉴别结石成分方面，整体表现与最先进的双能CT相当，而光子计数CT能够更好地帮助确定小肾结石的特征。
如果光子计数探测器使用两个以上的能量箱，则如果存在K-边界元素，则可能发生多材料分解。在犬心肌梗死模型中，Symons等人对心脏进行了双重造影剂成像，以同时评估心肌的首过和延迟强化。同一作者还研究了三种造影剂（铋、碘和钆）在犬模型中同时分解的可行性。他们观察到在单次CT采集中多期的组织增强，打开了用多个造影剂代替多期CT扫描的可能性。
在狗的模型中通过多材料分解同时对3种不同的造影剂（碘，钆和铋）进行成像。扫描数据采用临床前混合双源CT原型采集。在扫描前一天以上给予铋，然后在扫描前3-5分钟静脉内施用钆造影剂，并在扫描前立即静脉内施用碘造影剂，以在单个CT采集中观察肾脏增强的不同阶段。扫描数据在四个能量箱（25-50 keV，50-75 keV，75-90 keV和90-140 keV）中读出。左：通过组合四个能量箱的数据，使用所有检测到的X射线光子的灰度图像。三种造影剂无法区分。右：覆盖彩色材料图的灰度图像。碘的颜色编码为红色，钆为绿色，铋为蓝色。
在临床实践中，多材料分解过程中不可避免地会增加图像噪声，这可能会阻碍多材质料图的使用。与超高分辨率扫描一样，非线性数据和图像去噪技术将在临床应用中发挥关键作用，以充分发挥多材料分解的潜力。概括来说，CT扫描中的光子计数探测器为患者、放射科医生和转诊医生提供了关键优势：
图像质量：在低剂量水平下可以获得最高分辨率的图像，如果与双源配置结合，可以获得最高时间分辨率的图像。没有必要将高分辨率成像的使用限制在特殊要求的情况下，但在任何情况下都可以获得清晰的图像。使用高分辨模式可以进一步提高图像分辨率。
内耳高分辨率图像：左侧是基于标准闪烁体探测器的系统，右侧是基于光子计数探测器的CT扫描仪。第一排镫骨和第二排耳蜗的显示更清晰。
辐射剂量：在相当的图像质量下，辐射剂量可以显著降低。剂量减少量在很大程度上取决于应用，但可以达到剂量减少量的85%。这使得可以考虑在筛查应用中使用计算机断层扫描，例如肺癌。
造影剂剂量（CA）。使用光子计数探测器使能够减少造影剂的剂量，同时实现与经典探测器相同的图像对比度。
多能量数据（“颜色信息”）在每次扫描中都可用。这些额外的多参数和内在一致的数据可能有助于放射科医生在未来改进他们的诊断。即使在今天，双能应用也有助于选择最合适的治疗方法，但并非总是适用于每种情况。冠状动脉造影剂和钙化的清晰分离是“彩色数据”可以满足的许多挑战性任务之一。
冠状动脉多能量成像具有最高的空间分辨率和时间分辨率。即使在钙负荷较高的情况下，对CAD患者的信心评估也是如此。在这些单能65keV图像中，冠状动脉中的钙化明显与血管腔分离。
Kreisler B. Photon counting Detectors: Concept, technical Challenges, and clinical outlook. Eur J Radiol. 2022 Apr;149:110229. doi: 10.1016/j.ejrad.2022.110229.
腹部、胸部与心血管证据
1. 心血管疾病PCCT临床价值
计算机断层扫描（CT）是一种强大的诊断成像工具，在检测、表征和监测各种医学状况中发挥关键作用。传统的单能量CT主要用于解剖和形态评估，依赖于对比周围结构的定性评估，并且图像质量与选定的能量水平直接相关。相比之下，能谱CT超越了这些限制：它能够在多个能量水平或波长上获取和分析数据，从而根据材料的独特能量依赖性衰减特性进行区分。能谱信息的材料分解提供了组织成分的详细信息，显著改善了组织的表征能力，大大增强了诊断的精确性和全面性。能谱CT还能精确评估组织中的碘浓度，并通过从增强对比图像中减去碘特异性信息，使解剖结构的可视化更为清晰，进一步提高了解剖图像的质量。双能量CT扫描（DECT）是能谱CT的重要进展，通过获取高和低能量水平的数据集，DECT克服了传统CT的局限性。光子计数CT（PCCT）则是一种全新的能谱成像技术，其光子计数探测器（PCD）通过计数单个光子并直接测量其能量，超越了传统的能量积分探测器，为X射线数据的获取和处理提供了独特的方法。
能谱CT最引人注目的能力之一是利用不同kV水平下碘造影剂的吸收特性来创建心肌碘分布图。心肌碘浓度被认为是心肌灌注的有用替代标志物，可以通过每体素内的碘量来定量化心肌血池。这些碘分布通常以色彩编码图的形式展示，反映了整个心肌各段的碘分布，遵循美国心脏协会（AHA）的模型。随后，可以从这些图中提取相对标准化的心肌衰减密度和组织灌注比率（TPR）。进行的DECT心肌灌注研究在静息和负荷协议下与各种参考模式相比显示出良好的准确性。
心脏/冠状动脉能谱PCCT示例，显示亚急性左心室缺血。A,B显示左心室（LV）基底短轴视图，分别为动脉/血管造影相位（A）和延迟相位（B）；C,D显示LV心尖部位的相同信息。箭头指示多个LV段的低灌注（早期和延迟）。延迟相位采用了能谱采集和40 KeV重建。扫描使用商用全身双源PCCT扫描仪（NAEOTOM Alpha，Siemens Healthineers）进行，层厚为0.2/0.4mm，重建间隔为0.1/0.2mm，FOV 140-160mm，源轴向重建的分辨率矩阵为512 × 512/1024 × 1024，使用Bv48-60卷积核和最大强度的量子迭代重建（QIR 4）；扫描采用回顾性心电门控和管电流调制。显示的空间分辨率为0.1/0.20mm。
心脏/冠状动脉能谱PCCT示例，显示慢性左心室缺血。A显示左心室（LV）中基底短轴视图，为动脉/血管造影相位；B显示相同投影的碘分布；C显示具有色彩编码LV图的标准图像；D显示与虚拟平扫/碘叠加映射的相同投影。延迟相位采用了能谱采集和40 keV重建。扫描使用商用全身双源PCCT扫描仪（NAEOTOM Alpha，Siemens Healthineers）进行，层厚为0.2/0.4mm，重建间隔为0.1/0.2mm，FOV 140-160mm，源轴向重建的分辨率矩阵为512 × 512/1024 × 1024，使用Bv48-60卷积核和最大强度的量子迭代重建（QIR 4）；扫描采用回顾性心电门控和管电流调制。显示的空间分辨率为0.1/0.20mm。
一项模体研究显示，PCCT在碘图的碘定量和虚拟单色成像的CT值生成方面具有良好的准确性。
在最近的病例报告中，一名61岁男性出现急性胸症状，PCCT导出的双能碘图显示下后侧壁碘浓度减少。这一观察表明该区域血供不足，并通过CMR确认，在同一区域显示了小的缺血性透壁瘢痕。
组织成分的变化是影响心肌的各种疾病的标志。这些变化包括心肌纤维化的发展、水肿的存在，或铁、脂肪或淀粉样物质的浸润到心脏中。
心肌纤维化主要有两种形式--间质性纤维化和替代性纤维化。
间质性（弥漫性）纤维化涉及胶原和其他细胞外基质成分在间质空间中异常积累，由非缺血性或浸润性心肌病引起。心肌细胞外体积（ECV）的定量化提供了一种非侵入性手段，用于测量整个心肌中存在的细胞外基质比例，因此被用作间质性纤维化的替代标志物。心脏磁共振（CMR）被广泛认为是非侵入性ECV评估的“金标准”，但最近CT的ECV定量化已经成为一种强大且可靠的替代方法。与CMR相比，CT的主要优势包括较低的成本、更广泛的可用性、快速的扫描速度、能够生成具有高分辨率和等体素的体积三维图像数据，以及在有金属植入物或装置的患者中增加的图像质量和可读性。ECV定量化依赖于确定造影剂（CMR中的钆和CT中的碘）在心肌和血池血浆部分之间浓度比的比率。在传统EID中，目前使用两种不同的方法来量化ECV。单能量或减法方法要求获取平扫图像和延迟增强（LE）图像，对比剂注射后3至5分钟获取。使用亨斯菲尔德单位（∆HU）的差异来评估对比剂的分布，公式为ECV = (1 − 血细胞比) * (∆HU心肌/∆HU血池)。在双能量CT中，通过同时使用两种不同kV和mA设置获取的LE扫描进行的能谱分离数据允许材料分解。造影剂注射后心肌和血池中的碘分布平衡可以直接在从延迟增强扫描获取的碘图上量化。能谱成像获取的ECV计算公式为：ECV = (1 − 血细胞比) * (心肌碘/血池碘)。这种方法不需要平扫采集，并且在手动追踪感兴趣区域的过程中免于配准问题。已经证明DECT和CMR量化的ECV之间存在良好的一致性，尽管DECT倾向于稍微高估。Mergen等人的研究首次在体内证明了PCCT低辐射剂量下量化ECV的可行性。在30名严重主动脉瓣狭窄患者的队列研究中，单能量和双能量导出的ECV测量显示了强相关性，平均差异小于0.9%，限度较窄。研究人群的平均体重指数为28 ± 5 kg/m2，LE扫描的中位辐射剂量为1.2 mSv。这一辐射剂量远低于最近使用EID-CT系统进行ECV量化的研究报告的剂量--4.7 mSv或5.2 mSv。Aquino等人的研究，包括29名接受PCCT扫描的患者，证实了双能量和单能量基础的ECV测量之间的强关联性，并展示了双能量方法能够降低40%的辐射暴露。重要的是，与CMR相比，减影法和能谱方法显示出了ECV量化的强相关性和高可靠性。
替代性（瘢痕）纤维化通常在疾病后期发展，伴随不可逆的心肌细胞死亡或损伤。心肌延迟增强CT在评估心肌瘢痕组织方面显示出了潜力。展示了左心室慢性心肌梗死的PCCT示例。然而，延迟钆增强CMR仍然是这一目的的参考标准模式，得益于增强度对比优势和能够清晰区分健康心肌和瘢痕组织的能力。在一只心肌梗死的犬模型中，Symons等人表明PCCT能够以极高的清晰度区分两种对比剂（碘和钆基）。钆、碘和软组织图的整合使作者们能够在梗死心肌、远端心肌和左心室血池之间实现优秀的对比度。PCCT结果与组织病理学和CMR的比较确认了对瘢痕组织的准确描绘。
左心室慢性梗死后心肌病的能谱心脏/冠状动脉PCCT示例。该图显示一名接受心脏CT检查以评估冠状动脉疾病状态和左心室（LV）存活性的患者（A-D）。A显示心脏左室长轴二腔视图，显示了LV前壁广泛近全层缺血性延迟增强；B-D显示LV在基底部、中部和心尖部的短轴视图。延迟相使用了能谱采集和40 KeV重建；患者还有一个心脏内装置；然而，从安全性或图像质量方面看，没有任何问题。扫描采用商用全身双源PCCT扫描仪（NAEOTOM Alpha，Siemens Healthineers）。层厚为0.2/0.4mm，重建间隔为0.1/0.2mm，FOV为140-160mm，在轴位重建上的分辨率矩阵为512 × 512/1024 × 1024，使用Bv48-60的卷积核和最大强度的量子迭代重建（QIR 4）；扫描采用回顾性心电门控和管电流调制。显示的空间分辨率为0.1/0.20mm。
心外脂肪组织（EAT）是指位于心肌和心包脏层之间的脂肪沉积物。冠周脂肪组织（PCAT）则特指环绕冠状动脉的脂肪组织。这些脂肪堆积具有代谢活性，并与冠状动脉疾病及高危斑块的发展有关。PCAT已被证明是血管炎的标志物，具有显著的预后价值。通过使用不同方法，包括量化脂肪组织的厚度、体积和衰减，可以评估脂肪组织成分的变化。
Risch等人进行的在体研究表明，从PCCT数据集派生的VNC重建提供了评估EAT体积的可靠方法。与传统TNC重建相比，显示出很强的相关性和仅有的轻微差异，并且还额外具备显著减少患者辐射剂量的优势。在研究中开发的纯钙算法显示，在估计EAT体积时比传统算法获得更好和更均匀的结果。
Mergen及其团队研究了在30名患者中使用第一代全身PCCT系统测量PCAT时单能量水平的影响。他们发现，随着能量水平的增加，环绕右冠状动脉、左前降支动脉和回旋支动脉的PCAT质量衰减增加，平扫和增强扫描之间的平均衰减差异减少。
放射组学是一种对医学成像进行定量分析的方法，其基本假设是生物医学图像包含疾病特异性机制的复杂信息，这些信息对人眼不可见，并且无法通过传统的视觉检查获得。它涉及高通量提取和分析大量的定量特征，包括纹理信息。由于提取可靠且富有见地的纹理特征依赖于最佳的空间分辨率和信噪比，PCCT有可能改善基于CT成像数据的放射组学分析。
Ayx等人比较了从人心中提取的PCCT和传统CT的放射组学特征。发现在描绘图像强度基本统计属性的一阶放射组学特征中存在较高的相似性。相反，捕捉图像内更复杂模式和关系的高阶放射组学特征则显示出显著差异。在另一项包括30名患者的在体研究中，同一团队使用PCCT数据集检查了与CAC评分相关的心肌变化。使用四种基于放射组学的纹理特征可以实现区分有和无冠状动脉钙化的患者。纹理特征复杂度增加与Agatston分数增加之间的直接关系表明，随着钙化负担的增加，心肌纹理变得更加异质性，并且在结构模式中显示更高的方差。
Dunning等人的研究中，19名患者进行了CCTA，使用PCCT和50 keV、70 keV和100 keV的VMI，以及VNC图像和碘地图的重建。从每张图像中提取了一套全面的93个放射组学特征，并随后在专家放射科医生识别的低风险和高风险斑块之间进行了比较。100 keV的VMI和VNC图像在分类冠状动脉斑块风险方面显示出最高的准确性，因为这些图像中碘和钙的存在减少了。
光子计数CT扫描具有革命性地改进心血管成像和提高患者护理和预后的潜力，通过提供详细和高质量的诊断信息，并提供前所未有的机会，用于识别、表征和分期心血管疾病。
尽管描述PCCT临床应用的出版物数量正在迅速增长，但它们仍然有限。现有研究主要特点是样本量小，并且没有进行纵向跟踪分析，评估PCCT在预后和风险分层方面相对于传统CT的附加价值。更广泛的采用和开展大型横断面和前瞻性临床研究是充分实现这一变革性技术在临床实践中潜力的关键。
文献原文：Meloni A, Maffei E, Clemente A, De Gori C, Occhipinti M, Positano V, Berti S, La Grutta L, Saba L, Cau R, Bossone E, Mantini C, Cavaliere C, Punzo B, Celi S, Cademartiri F. Spectral Photon-Counting Computed Tomography: Technical Principles and Applications in the Assessment of Cardiovascular Diseases. J Clin Med. 2024 Apr 18;
心血管疾病光子计数CT技术原理和冠脉评估
PCD采用半导体材料构建，例如碲化镉、碲锌镉或硅，具备直接将入射光子转换为电荷的独特能力。在探测器内部施加外部电压（通常在800至1000伏之间），在上侧的阴极和下侧的像素化阳极之间形成强电场。当X射线光子与探测器材料相互作用时，产生一个包含电子-空穴对的电荷云。电荷云在电场作用下被推向像素化的阳极电极，导致短脉冲电流。经过形状化的电脉冲高度与吸收的X射线能量成正比。采用“计数器”机制来量化超过预定能量阈值的脉冲。PCD使用多个能量阈值，并对所有脉冲进行比较分析，将入射光子分类为不同能量组或箱。这个过程使得能够根据它们的能量水平区分X射线光子。在现代PCCT系统中，能量箱或通道通常从2到8个不等。能量箱数量的选择可能取决于PCCT系统的具体设计和应用，对于不同的成像场景和临床目标，最佳数量可能会有所不同。
直接将 X 射线转换成电信号的光子计数探测器和传统能量积分探测器示意图。
PCD具备能量分辨能力，相较于传统的EID，带来多项优势。这些优势包括消除电子噪声、改善不同组织间的对比度、纠正由线束硬化引起的伪影，并实现多能量/多参数成像的可能性。
在提升图像质量方面（噪声、对比度和伪影），PCD与EID有所不同。PCD通常设定能量阈值约在20-25 keV，远高于电子系统的背景噪声水平，因此电子噪声对PCD的计数速率影响不大。PCD的噪声抑制能力显著提升了图像质量，特别是在需要最小辐射暴露或成像大体型患者时，由于增加的衰减，图像清晰度和诊断准确性可能会受到挑战。
PCD对计数的X射线量子应用均匀加权，意味着所有符合最低能量要求的X射线光子在探测器信号贡献方面均等对待。相比之下，EID使用线性加权，较低能光子对整体探测器信号的贡献较小。由于材料区分信息主要集中在较低的X射线能量范围内，PCD-CT技术在成像低X射线衰减材料（如碘）时呈现出增强的对比度和优越的对比噪声比（CNR），特别是在较高的X射线管电压下成像碘时表现尤为显著。PCD还通过为不同能量级的光子分配不同权重的加权方案，优化了特定材料的CNR。
线束硬化伪影是CT成像中常见的伪影之一，由于低能量光子与高能量光子之间的衰减差异引起。PCD通过恒定加权有效地减少线束硬化的影响，使各能量水平上的衰减测量得以正常化。特别是，在采用高能量阈值时，PCD对束硬化效应表现出最佳的抵抗能力。
显著提升的图像质量使得PCCT成为开发新型低剂量成像方案的前景技术。在CT成像中，减少辐射剂量至关重要，因为必须仔细权衡患者暴露于辐射的潜在风险，与高质量诊断图像的必要性相比。多项研究表明，PCCT能够在有效减少辐射剂量的同时，保持高水平的图像质量。
多能谱采集在能谱CT中扮演了关键角色。物质分解算法根据不同能量水平下X射线的特有衰减特性，将未知组织分解为特定的材料。所收集的能谱信息量与材料或基础的数量相对应，可以通过应用质量或体积守恒约束增加到N + 1，这可能在物质分解过程中引入不准确性。物质分解算法生成特定材料的图像，可以显示和测量CT体积中特定元素的存在，并生成能量选择性图像。预选材料（如碘、脂肪和钙）可以从特定材料图像中减去，生成虚拟平扫（VNC）图像，其图像质量与真实平扫图像相当，可能消除专门的平扫需求，从而减少辐射剂量和扫描时间。碘可以叠加到灰度图像上，生成具有颜色渐变的碘图，突出显示扫描区域内碘的分布和浓度。
能量选择性应用包括虚拟单色图像（VMI），模拟以千电子伏特为单位获取的扫描图像。低keV图像增强碘对比度和病变显著性，尽管会增加噪声。相反，高keV图像显示的对比度较低，但可以减少束硬化伪影。中间能量（60-75 keV）获取的图像提供了平衡的对比度和图像噪声，非常适合评估软组织。
通过在两个能量区域收集数据，EID具有区分成像区域内最多三种材料的能力。然而，双能谱CT容易受到光谱重叠的影响，从而降低物质分解的准确性。相比之下，PCD通过脉冲高度分析能够准确区分≥3种材料，并且能够在能谱CT中实现多能谱而无需考虑光谱重叠。增加能谱CT中能量区段的数量能够获得更优越的物质特定或加权图像，更准确地识别底层组织组成，并为诊断成像开辟新的可能性。
能谱CT中多能量测量的另一个重要好处是根据其独特的K边界能量增加图像的物质分解。这种方法被称为K边界成像，依赖于调整采集能量阈值以捕捉目标材料在K边界处的独特能量转移。K边界成像为使用非碘对比剂（如金、银、铂、铋和镱）提供了机会，并为针对特定细胞或酶的纳米粒子等新型对比剂的开发打开了可能性。这些机会开启了一种全新的CT方法，实现了同时多对比剂成像、功能性和分子成像。多材料成像使得能够准确确定同时给药的不同对比剂的精确分布，或者同时显示具有不同分布特性的各种对比剂。分子成像能够详细揭示细胞和分子在实时内发生的动态相互作用和活动，提供了无法通过传统的诊断成像实现的生物过程的体内表征和测量。
除了其能谱成像能力外，PCD还提供了比EID更高的空间分辨率。在PCD中，消除了像素间的死区，使得像素尺寸可以减小，而不影响几何效率。像素间距可以精细到等效中心处的0.15至0.225mm。
冠状动脉CT已经成为调查冠状动脉病变的主要诊断工具，被推荐作为首选检查。然而，在存在严重钙化斑块或小型支架时，准确评估冠状动脉管腔以及分析斑块成分仍然存在挑战。
严重钙化的存在可能导致传统成像中的光晕伪影，可能使检查结果无法确定或导致狭窄的过度估计。在这种情况下，PCCT减少光晕伪影的能力被证明特别有益。Koons等人的研究表明，在模拟包含不同大小和形状钙化的冠状动脉中，PCCT相比传统CT显著改善了钙斑的可视化，并清晰显示了通畅的管腔。在一个环形斑块引起血管横截面积显著减少75%的案例中，只有PCCT生成的图像能够分辨出管腔内碘的存在，突显了PCCT在检测可能被传统CT忽视的部分阻塞中的独特能力。Si-Mohamed等人在其14例患者的体内研究中证实，使用PCCT减少光晕伪影有助于改善管腔通透性的评估。Li等人提出了一种创新方法，利用多能量CT图像的物质分解来量化狭窄百分比。模体实验表明，四阈值PCCT方法在减少估计误差方面比DECT和两阈值PCCT更有效，特别是在存在密集钙化的情况下。在四阈值PCCT图像上应用三基物质分解模型，创造了显示钙、碘和水分布的独特图谱，增强了物质识别的特异性，并提供了对成像结构组成的宝贵洞察。
尽管CT是冠状动脉支架植入后患者随访的有用非侵入性成像技术，但由于支架导致的光晕伪影、体积平均和射线硬化的部分影响，准确评估支架管腔以及识别支架内通透性和支架内再狭窄（ISR）仍然具有挑战性。Mannil等人的体外比较研究表明，与使用相同成像参数的传统CT相比，PCCT采集具有多种好处，如改善支架管腔的清晰度、减少噪声、减少光晕伪影以及更好的整体图像质量。多项独立研究证实，与标准分辨率PCCT和传统EID-CT相比，超高分辨率PCCT展示了更优越的冠状动脉支架管腔可视化和减少金属光晕伪影的能力。Feuerlein等人检测了一个复杂的场景，使用具有六个能量阈值的PCCT系统扫描了类似冠状动脉支架内部的低密度钙化斑块，并显示出与装有钆填充血管腔的衰减类似的结果。钆K边界成像使得区分血管内钆基造影剂、钙化斑块和支架材料成为可能，并成功减少了射线硬化伪影。PCCT在减少光晕伪影和准确显示支架及冠状动脉管腔方面的优势也已在体内得到证实。Bratke等人的体外研究证明了PCCT在非侵入性检测ISR方面的好处。传统CT和PCCT均能够识别嵌入对比剂填充血管模体中的冠状动脉支架的软斑样狭窄。然而，使用PCCT可以准确定义七种支架的残余管腔，而传统CT却从未能实现这一点。PCCT的增强功能应该会减少对侵入性冠状动脉造影的需求，特别是在涉及严重钙化冠状动脉和小型支架的情况下。
PCI术后患者的冠状动脉和左心室的PCCT心血管造影。该图显示了一位慢性肺栓塞患者的PCCT心血管造影，采用了3D实影渲染显示（A），中间支(MI)近端支架（图A中的箭头）（B），首过静息灌注图像（带有彩色编码灌注叠加的光子40 keV）（C），以及3D体积渲染与冠状动脉解剖和彩色编码灌注图的叠加（D）。在图D中显示了再狭窄与灌注缺损之间的对应关系（箭头）。该扫描是在商业全身双源PCCT扫描仪（NAEOTOM Alpha，Siemens Healthineers，德国埃尔朗根）上进行的，层厚为0.2/0.4mm，重建增量为0.1/0.2mm，FOV为140-160mm，在轴位重建图像上的分辨率矩阵为512 × 512/1024 × 1024，使用Bv48-60-72的卷积核，并使用量子迭代重建的最大强度（QIR 4）进行扫描；扫描采用了回顾性心电门控和管电流调制。显示的空间分辨率为0.10/0.20mm。
冠状动脉钙化（CAC）评分作为评估动脉粥样硬化负担和预测主要心血管结果风险的重要指标，具有一致性和可重复性。Agatston方法、钙体积测定和钙质量评分测定是三种主要的CAC评分量化方法，其中Agatston评分是最常用的。传统CT扫描受部分容积效应影响，因而对小型钙化的识别能力受损，可能导致对CAC负担的低估，同时开花伪影可能导致CAC负担的高估。研究表明，相比传统CT系统，PCCT在检测和表征小型钙化方面具有增强能力。PCCT上的单能重建显示出准确评估CAC的潜力，当QIR强度增加和单能级升高时，CAC评分有所降低。
在使用尸体心脏进行的研究中，PCCT和传统CT的Agatston评分显示出强烈的相关性和一致性，以及良好的扫描间可重复性。UHR PCCT相较于传统CT能够减少钙化开花伪影，并提高CAC量化的准确性，显著降低体积估计的平均绝对百分比误差。PCCT在保持高敏感性的同时，辐射剂量显著降低，这可能为CAC筛查的实施提供了可能性，以便检测潜在的冠状动脉疾病。
PCCT具备固有的能谱能力，能够在没有碘造影信号的情况下进行图像重建，避免了平扫的必要性，从而降低了患者的总辐射剂量负担。Emrich等人评估了一种名为PureCalcium的新虚拟去碘（VNI）重建技术在CAC评分精度中的应用，相比虚拟平扫（VNC）重建和真实平扫（TNC）采集，PureCalcium重建显著提高了CAC评分分类的准确性和CAC量化的精度。根据最近的研究，VNI重建的Agatston分数受心脏运动影响较小，表现出对CAC分数的低估较少。
尽管CAC评分可作为动脉粥样硬化斑块负担的替代指标，但其对于识别易损斑块并不十分实用。易损或高风险斑块通常具有较大的坏死核心、薄的纤维帽（小于65微米）、炎症（主要表现为巨噬细胞浸润）、血管生成、斑块出血、微钙化和决定<75%管腔狭窄的正性重构。综合考虑斑块负担和类型可能有助于改善动脉粥样硬化的成像和风险预测。广义上讲，斑块类型的成像评估可以分为斑块组成的解剖评估和关于疾病活动的分子数据。
传统基于EID的CT结合复杂的分割软件，可以帮助区分冠状动脉斑块的各种成分，基于它们的X射线衰减特性，包括识别钙化斑块、非钙化斑块和混合斑块等。然而，标准CT成像中，非钙化斑块的成分，如纤维和脂肪组织，其密度轮廓通常存在重叠，准确区分它们具有挑战性，而部分容积效应也增加了量化测量的难度。PCCT在这些方面可以应对挑战，通过其较低的噪声和增强的空间分辨率，能够改善对非钙化和富含脂质的冠状动脉斑块的识别能力。
Rotzinger等人的研究比较了PCCT和传统EID-CT在模拟不同患者体型（小、中、大）中的性能。由于其超高分辨率模式，PCCT在所有情境中都能够改善对模拟的非钙化和富含脂质冠状动脉斑块的识别能力。Bouseel等人的研究使用PCCT扫描了尸体冠状动脉中获取的钙化斑块和富含脂质的非钙化斑块，PCCT通过分析光谱衰减和碘造影剂浓度的差异，清晰地识别了正常动脉壁、富含脂质斑块、钙化区域和相邻脂肪组织。Mergen等人的研究确认了从PCCT图像中提取冠状动脉斑块的准确性。Vattay及其同事的研究表明，PCCT导出的VMI对斑块成分的衰减值和相应体积具有重要影响，为不同斑块类型的精确评估提供了技术支持。
通过分子成像技术，可以评估冠状动脉斑块的疾病活动，如炎症和新血管生成。初步的研究已证明，PCCT结合金纳米颗粒的K边界成像技术，在分子和细胞水平提供了重要的生理数据。Cormode等人的研究表明，PCCT能够准确区分用于巨噬细胞的金纳米粒子造影剂、碘造影剂和钙化组织。Si-Mohamed及其同事的研究显示，PCCT在动脉粥样硬化模型中表现出优越的性能，增强了金浓度与巨噬细胞之间的相关性。
2. 腹部光子计数CT成像技术特点和临床价值
在腹部成像中，CT在各种疾病和状况中起到了非常重要的作用。在肿瘤学领域，CT已被用于各种肿瘤的检测、分期和术前计划。在慢性疾病中，CT也被用于评估器官中的物质，例如代谢功能障碍相关的脂肪性肝炎中的肝脏脂肪沉积或铁过载情况下的肝脏铁沉积(更多内容参见XI区：铁过载症：症状，原因，诊断和治疗)。
自1970年代初临床CT引入以来，CT技术迅速发展(更多内容参见XI区：回望：CT五十年（1968-2018）)。CT历史上的一个里程碑是多排探测器CT的出现，它提高了空间分辨率和图像覆盖范围，这在许多方面大大促进了肿瘤成像，包括肝细胞癌和胰腺肿瘤。双能量CT的出现使得能够准确量化器官中的物质，如脂质。并且，双能量CT的虚拟单色成像提高了图像对比度，这也有助于提高肿瘤检测率(更多内容参见XI区:DECT单能谱图的临床应用)。
这项技术旨在克服传统CT的对比度和空间分辨率限制并减少辐射剂量，代表了CT设备最显著的创新。光子计数探测器可以测量光子的数量和每个光子的能量，从而获取高空间分辨率和虚拟单色图像。光子计数CT具有巨大的潜力，但由于其临床应用时间较短，目前对其诊断能力和腹部病变的临床实用性的研究有限，还需要进一步的研究和经验积累才能充分理解其优势。
一篇关于光子计数CT实际临床操作及其在腹部成像中的诊断实用性的综述，一起学习一下。
光子计数CT的探测器机制与传统CT完全不同。传统CT探测器将X射线转换为可见光，然后使用光电二极管将可见光转换为电信号，而光子计数探测器可以直接将X射线转换为电子（电荷云）并接收为电信号(更多内容参见XI区：光子计数CT的基本原理与临床价值初探)。
光子计数CT相比于配备能量整合探测器的传统CT有两个主要优点：更好的剂量效率和更高的空间分辨率。
光子计数CT不需要探测器格栅，从而增加了孔径面积。由于光子计数CT中消除了阈下电信号，因此没有电子噪声。光子计数CT中没有“能量加权效应”，即在能量积分探测器中，闪烁光的强度与X射线光子的能量成正比，但在光子计数探测器中，输出与X射线光子的能量无关。在低能量范围内灵敏度相对较高，从而提高了光子计数CT中的软组织对比度。这些光子计数探测器的特性有助于提高剂量效率。
光子计数探测器的每个探测器像素比传统探测器的像素小。尽管更高的分辨率会导致图像噪声增加，但通过提高剂量效率可以减少这种影响。光子计数CT可以提高CT图像的空间分辨率。
由于光子计数探测器没有探测器格栅、没有电噪声和没有“能量加权效应”，它们本质上更具剂量效率。光子计数CT可以在更低的辐射剂量下实现与传统CT相同的空间分辨率和图像噪声。光子计数CT在增强腹部CT中显著减少了辐射剂量（约32%），同时保持了与第二代双源CT相似的图像质量。Decker等人报告称，与低剂量第二代双源CT相比，低剂量光子计数CT（平均CTDIvol 1.61 mGy）显著降低了图像噪声，提高了碘信号噪声比，主观图像质量更高，并且肾盂、输尿管和肠系膜血管的显著性更好。
光子计数CT（A）和传统双源CT（单能量模式）（B）在不同日期扫描的胆总管结石患者的腹部CT平扫图像。尽管光子计数CT的辐射剂量（CTDIvol：7.5 mGy）低于传统CT（11.9 mGy），但光子计数CT的图像噪声显然低于传统CT。胆总管中的分层钙化结石（箭头）在光子计数CT中显示得更加精细。
光子计数CT（A，C）和传统双源CT（单能量模式）（B，D）在不同日期扫描的动脉期（A，B）和平衡期（C，D）的肝脏增强动态CT图像。肝右叶可见小血管瘤（箭头）。尽管光子计数CT的辐射剂量（CTDIvol：4.6 mGy）恰好是传统CT（9.2 mGy）的一半，图像质量仍保持可比性。
光子计数CT在成像体型较大的患者时也具有优势。传统探测器CT对肥胖患者进行双能量成像时，由于低kVp采集缺乏光子，总体图像质量下降。Hagen等人报告称，在肥胖患者中使用光子计数CT进行增强腹部CT与常规单能量CT相比，图像质量相似或提高，并且显著减少了辐射剂量。
光子计数CT中改进的对比噪声比可能提供减少腹部成像中所需对比剂剂量的机会。在模体研究中，碘对比噪声比改善了30-37%，这表明有减少使用对比剂剂量的空间。Hagen等人报告称，光子计数CT（非能谱图像，120 kVp）在肥胖患者中与常规CT（单能量模式，120 kVp）相比，允许显著减少27%的对比剂剂量，同时对比噪声比相当，并且辐射剂量减少高达34%。
目前可用的临床光子计数CT有三种主要的扫描模式，包括超高分辨率（UHR）模式、多能量模式和双源模式。UHR模式提供最高的空间分辨率图像。UHR模式使用120排，层厚为0.2mm。多能量模式是一种能够以标准扫描速度生成虚拟单色图像的成像方法。双源模式的使用允许非常快速的扫描速度。双源模式使用两个探测器，每个探测器有144排，层厚为0.4mm。每种成像模式应根据检查的目的使用。其中，多能量模式由于其能谱成像的多种潜在应用，常用于腹部扫描，包括生成不同水平的单能量图像的能力。并且，对于难以屏住呼吸的患者，可以考虑使用允许非常快速扫描的双源模式。高速扫描可以减少与呼吸运动相关的运动伪影。
光子计数CT扫描仪配备了各种重建卷积核。通常，Br卷积核用于腹部CT图像。卷积核中的数字表示索引号。分辨率索引号越大，分辨率越高，但图像噪声也增加。有必要选择一个适当的值，同时考虑到图像噪声增加导致的图像质量下降。然而，图像噪声也可能受到下面描述的量子迭代重建（QIR）算法条件设置的影响，因此需要同时考虑卷积核和QIR算法设置。对于CT血管造影，建议使用Bv卷积核，因为它可以减少由高衰减物体引起的伪影。能谱分析需要使用Qr卷积核重建的图像。对于光子计数CT中肝细胞癌的评估，较软的重建卷积核在噪声和图像质量方面更优，但在图像对比度和病变显著性方面，不同的重建卷积核之间没有显著差异。
光子计数CT图像在不同的重建设置下对比。分辨率索引（Br36, Br40, Br44）越高，分辨率越高，但图像噪声也越高。量子迭代重建（QIR）算法的级别越高，图像噪声越低。尽管光子计数CT具有出色的剂量效率，但去噪算法可能对腹部CT成像至关重要。高强度迭代重建算法通过减少腹部光子计数CT中的图像噪声来提高图像质量。QIR算法有四个强度级别，其中级别1最弱，级别4最强。高强度级别对应于级别3或4。特别是在薄层厚的图像中，图像噪声显著，因此最高强度级别的迭代重建算法在减少图像噪声方面非常有效。目前可用的临床光子计数CT扫描仪配备了迭代重建算法（QIR）。
光子计数CT在腹部检查中的主要优势之一是它提供了高质量的虚拟单色图像。光子计数探测器能够确定光子的能量强度，使得可以从单能量采集数据（例如120 kVp）生成虚拟单色图像。在此CT系统中，虚拟单色图像的最低和最高能量水平设置分别为40和190 keV。与常规单能量（非能谱）CT相比，低keV的虚拟单色图像在动脉期成像中提供了显著更高的对比噪声比、更好的图像质量和病变显著性。光子计数CT的低keV虚拟单色图像在相同的辐射剂量下与常规单能量双源CT相比具有显著更高的对比噪声比和相似的主观图像质量。
使用光子计数探测器，可以从120kVp的单能量原始数据生成任何能量水平（40至190 keV）的虚拟单色图像。虚拟单色图像的keV设置越低，肝病变与肝实质之间的对比度越高。
传统双能量CT的主流是使用两种不同能量的X射线束进行扫描，例如80 kVp和140 kVp，并分析数据以生成虚拟单色图像。在扫描前必须决定是进行双能量成像还是正常单能量成像。光子计数探测器的设计允许从120 kVp或140 kVp获得的单能量数据重建虚拟单色图像。无需在扫描前决定是否需要虚拟单色成像。
光子计数CT由于其探测器结构的特点，可以提高空间分辨率。在超高分辨率（UHR）模式下扫描时，可以获得厚度为0.2mm的图像。图像矩阵的尺寸可以输出为1024×1024，当视野缩小到20cm时，还可以生成0.2mm各向同性体素图像数据。对于肺部和颞骨等高对比度结构，极高的空间分辨率可以使细微结构清晰可见。在腹部CT中，光子计数CT的高空间分辨率特性可以在早期动脉期图像生成的CT血管造影中得到利用。其他应用如胰腺癌和胰腺囊性病变（如导管内乳头状黏液性肿瘤）的检测和分期可能会从这一新能力中受益。光子计数CT还可能改善小尿路结石的检测和成分确定。这对于有肾结石的患者来说可能非常重要，因为检测到这些小结石可以早期进行临床干预。
虚拟单色图像可以通过120 kVp或140 kVp的X射线管电压进行采集。由于在140 kVp采集时探测器层级的光谱分离效果最佳，Schwartz等人建议所有成人腹部CT图像均在140 kVp下进行采集。在进行腹部光子计数CT时，许多放射科医生都关注虚拟单色图像重建的最佳keV设置。40 keV图像在腹部器官、血管结构和低血管性肝转移瘤方面具有最佳的对比噪声比。然而，CT图像质量可能还受到对比噪声比以外因素的影响。Racine等人在一项假设检测肝细胞癌的模型研究中报告，65和70 keV的图像在低衰减和高衰减物体的检测中具有最高的可检测性，而不论模型大小和辐射剂量。Higashigaito等人报告，在临床研究中，50 keV和60 keV的腹部CT图像质量总体上高于能量整合探测器CT，而40 keV图像质量则低于能量整合探测器CT。可能需要进一步研究以确定在临床实践中使用光子计数CT进行诊断腹部CT的最佳keV设置。
腹盆部CT通常在一次屏气期间完成。由于超高分辨率模式扫描时间较长，因此一般使用常规准直进行采集。在这种设置下，图像的最小层厚为0.4mm。
光子计数CT扫描仪上的虚拟单色成像技术实现了更高的图像对比度和更低的图像噪声，能够精确描绘病变，具有改善肝脏和胰腺肿瘤及腹膜病变检测的潜力。正如上文所述，与传统CT相比，光子计数CT的虚拟单色图像有望提高对比噪声比。在模型研究中，光子计数CT在低辐射剂量下显著提高了小于1cm的局灶性肝病变的检测，尤其是在低辐射剂量下。光子计数CT的高空间分辨率和高对比度图像对于描绘小内脏动脉的CT血管造影也非常有效。
基于光子计数探测器能谱数据的虚拟平扫成像也是腹部CT中的一种有价值技术。光子计数CT的虚拟平扫图像具有与真实平扫图像相似的CT衰减精度。光子计数CT在量化精度方面显著优于传统双能量CT，即使在调整了辐射剂量和患者体型等混杂变量后也是如此。Mergen等人证明，在95%的测量中，CT衰减差异在10 HU以内。
肝细胞癌是最常见的原发性肝癌，也是发病率和死亡率较高的恶性癌症之一。在肝细胞癌的诊断成像中，动态增强CT的对比增强详细评估，如动脉期的早期增强和平衡期的洗脱模式，提供了非常重要的线索。光子计数CT的高对比噪声比使得可以清晰地可视化微小的对比差异，这可能有助于未来提高诊断性能。
动脉期（A, B）和平衡期（C, D）在70 keV（A, C）和50 keV（B, D）的增强光子计数CT图像。动脉增强和HCC的洗脱模式在50 keV图像（B, D）上比在70 keV图像（A, C）上更清晰地可见（箭头）。低血管结节（箭头：疑似发育不良结节）在50 keV图像（B）上的轮廓也比在70 keV图像（D）上更清晰。
肝转移是最常见的肝癌类型，大多数病例具有低血管特征。与常规单能量CT相比，光子计数CT的虚拟单色图像显示出降低的图像噪声，在较低的keV水平上提高了低血管肝转移的显著性，尤其是高体重指数的患者比常规CT受益更多。
多发性胰腺癌转移性肝肿瘤在虚拟单色图像上显示，分别为40 keV（A）、50 keV（B）、60 keV（C）、70 keV（D）和用光子计数CT在120 kVp时获得的多色图像（即T3D）（E）在门静脉优势期期间。肝转移和肝实质之间的对比噪声比分别为14.6、11.9、9.8、8.5和7.4。
肝脂肪变性，包括代谢功能相关脂肪性肝病和代谢功能相关脂肪性肝炎，是一种严重的肝脏病理状况，可能发展为肝硬化和肝细胞癌。光子计数CT已被证明在虚拟平扫图像中对基于指数的肝脂肪估计准确，并有可能在增强腹部CT扫描中提高肝脂肪变性的偶然发现率。光子计数CT在存在铁超载的情况下也能量化肝内脂肪。
胰腺癌通常表现为低血管肿块，但在早期阶段由于其小尺寸和低对比度，常常难以通过诊断成像CT或MRI检测到。光子计数CT的70 keV或以下的虚拟单色图像在胰腺期和门静脉期显著提高了胰腺癌的显著性，与能量积分探测器CT相比。光子计数CT的高空间分辨率在评估肿瘤侵袭方面也可能有用。
胰腺尾部的小低血管结节（箭头）在胰腺实质期（动脉期）光子计数CT图像上分别在70 keV（A）和50 keV（B）可见。并且，肿瘤的增强（箭头）在平衡期分别在70 keV（C）和50 keV（D）可见。50 keV图像（D）上的延迟增强比70 keV图像（C）上更明显。小的胰腺癌常常在胰腺实质期不可见，但在平衡期仅作为延迟增强病变可见。光子计数CT获得的低keV图像可能有助于胰腺癌的早期发现。
导管内乳头状黏液性肿瘤是最常见的胰腺囊性肿瘤。对导管内乳头状黏液性肿瘤的关注增加是由于其独特的恶性进展特征。光子计数CT比传统能量积分探测器CT检测到更多的胰腺囊肿。福冈共识提出了两级标准来预测导管内乳头状黏液性肿瘤的恶性，“高风险标志”和“担忧特征”。对于具有阻塞性黄疸、增强的壁结节和主导管扩张≥10 mm的“高风险标志”的患者，建议立即手术切除。准确评估成像上的这些发现是必要的。光子计数CT成像在小结构如增强的壁结节的准确评估中可能特别有用。
胰腺尾部的囊性病变伴壁结节（箭头）在胰腺实质期（动脉期）光子计数CT图像上分别在70 keV（A）和50 keV（B）可见。囊性病变与导管内乳头状黏液性肿瘤一致。50 keV图像（B）显示壁结节的增强比70 keV图像（A）更清晰。这种结节是恶性（即高风险标志）的标志。
在进行腹腔镜手术时，外科医生必须掌握大量术前的血管解剖信息以规划手术。术前成像如CT血管造影的血管变异可视化有助于识别这些血管，防止致命的血管损伤。CT血管造影的血管解剖评估在动脉栓塞术的术前评估中也很有用。光子计数CT在血管成像的多个方面显示了显著的改进。Dillinger等人报告称，在60-70 keV的虚拟单色图像在血管对比度方面提供了最佳的客观和主观图像质量。
光子计数CT由于其卓越的空间分辨率，也非常适用于CT血管造影（A）。在此案例中，肝细胞癌通过经动脉化疗栓塞术进行治疗，术中还进行了腹腔动脉造影（B）。CT血管造影清晰地描绘了肝动脉的周边，这可能有助于选择性导管插入肝动脉分支。
增强CT也在血栓诊断中有用。通过光子计数CT，即使是小血栓也能清晰可见，有助于准确诊断。
肠系膜静脉中的小血栓（箭头）在光子计数CT图像上可见，分别为70 keV（A）和50 keV（B）。50 keV图像（B）显示血栓的对比度高于70 keV图像（A）。光子计数CT在静脉血栓的可视化方面表现出色。
使用光子计数CT进行腹部疾病诊断的研究仍处于早期阶段，并已发现了几个挑战。
其中一个挑战可能是确定用于诊断腹部病变的最佳成像参数。由于获取图像的类型取决于检查的目的，可能需要考虑不同临床情况下的最佳设置。这些情况可以分为治疗前检查、常规检查和肾功能不全患者的检查。每种情况分别需要提高诊断性能、降低辐射剂量和减少对比剂剂量。参数的多样性（例如辐射剂量、卷积核、迭代重建水平、虚拟单色图像的能量水平）也使问题复杂化。需要适当地组织这些因素以定义合理的成像条件。
另一个问题可能是缺乏证据表明光子计数CT在检测和诊断疾病能力方面是否显著优于传统CT系统。在这种情况下，应特别注意比较的传统CT是与光子计数CT类似的能谱图像还是非能谱图像。
光子计数CT为腹部CT成像提供了高对比噪声比，可能提高小或低对比度病变的可视化能力。光子计数CT还可能有助于降低辐射暴露剂量。
如何获得高质量心脏CT延迟强化图像
计算机断层扫描延迟强化（CT-LE）是一种新兴的无创心脏诊断技术，与磁共振成像（MRI）相比，尽管其对比度与噪声比通常较低，但却具有更广泛的可用性。要优化CT-LE图像质量，就必须采用全面的方法来处理造影剂给药、时间和辐射剂量问题，同时对细胞外容积（ECV）量化方法有充分了解。
CT-LE与LGE-MRI相比的优势。下表列出了CT-LE与LGE-MRI的技术比较。
LGE-MRI被公认为评估心肌瘢痕和纤维化的金标准，在许多心肌病指南中都属于一级适应症，反映了其广泛的应用和有力的支持证据。虽然LGE-MRI仍是评估心肌病的首选方法，但CT-LE已成为MRI的可行替代方法，尤其是在有非MRI兼容外部设备（如金属植入物、植入式电子设备和输液泵）的患者中。
使用起搏器植入前（A）的LGE-MRI和起搏器植入后（B）的CT-LE对一名心脏肉瘤患者的 LE进行评估。LGE-MRI显示心前壁有心外膜LE，CT-LE也能很好地显示这一结果，尽管下壁存在起搏器导联的金属伪影。
在特定的临床情况下，CT-LE的额外采集凸显了其实用性。虽然 CT 对于经导管主动脉瓣置换术（TAVR）的术前规划至关重要，但通过CT测量ECV有助于全面评估潜在的心肌病变，尤其是考虑到16%的主动脉瓣狭窄患者可能患有心脏淀粉样变性。CT在评估冠状动脉疾病、肺栓塞和主动脉夹层的 "胸痛三联 "策略中表现出色。在肌钙蛋白阳性的急性胸痛病例中，额外的CT-LE和ECV测量可用于排除心肌炎和冠状动脉非阻塞性心肌梗死（MINOCA）。
CT-LE的定义是在注射造影剂后进行延迟成像，以评估心肌的延迟强化情况。由于 CT-LE中正常心肌与延迟强化心肌之间的对比度远低于LGE-MRI，因此应优化成像参数以增强心肌对比度。很多方法的实用性已经得到证实，比如迭代重建、深度学习重建和图像平均等，可抵消由于使用低管电压而增加的图像噪声。与CCTA通常使用的高对比度目标图像重建相比，建议使用低对比度目标图像重建。图像噪声水平取决于辐射剂量；过低的辐射剂量可能会降低图像质量和ECV定量。虽然半扫描重建（扫描仪从围绕患者旋转的180° 而非360° 范围内获取数据来创建图像的技术）因其提高了CCTA的时间分辨率而受到青睐，但全扫描重建可能更适合心率稳定的患者，因为它能利用足够的辐射剂量来提高图像质量。在双源CT中，与半扫描重建相比，融合了半扫描和全扫描技术的混合重建算法可提高图像质量和观察者间的再现性。
在一名无心肌梗死病史的患者中，通过传统半扫描和混合重建进行CT-LE成像的比较。侧壁和前壁的心内膜下梗死（箭头）由于条纹状伪影（A）而难以用半扫描重建法识别。然而，使用图像平均的混合重建（B）可以清晰地观察到它们，并显示出与LGE- MRI的极佳相关性（C）。
多能量CT是一项相对较新的技术，可获取不同能量的衰减数据。它提供的图像集包括碘特定图像、虚拟平扫图像、有效原子序数图像和虚拟单色图像（VMI）。在40-50 keV下获取的VMI有助于更好地直观评估CT-LE的延迟强化，因此应进行重建。碘特异性图像可提高对比度与噪声比，并在无平扫数据的情况下提供ECV。
一名右冠状动脉闭塞和心脏肉瘤患者的双能CT-LE成像。心肌CT-LE图像显示下壁心内膜下梗死（红色箭头），室间隔中壁条状非缺血性强化（黄色箭头），前壁心外膜非缺血性强化（蓝色箭头）。与70 keV图像（B）相比，40 keV的VMI图像（A）和碘特异性图像（C）中病变的对比度更高。
这就需要采集层厚较薄的轴向图像，切片厚度最好为1-2 mm，以便于进行详细的多平面重建。为了进行直观判读，可在厚度约为5-8 mm时查看重建图像，以优化图像细节与降噪之间的平衡。
在一些有关CT-LE可行性的早期动物研究中，描绘了与LGE-MRI相媲美的高对比度心肌梗死；然而，这些研究中使用了大量造影剂，如1000-1500 mgI/kg，相当于一个体重75 kg的人使用250 ml造影剂。虽然使用低剂量造影剂CT-LE可以检测心肌梗死，但在识别心内膜下梗死和非缺血性纤维化方面的灵敏度不可避免地会降低。
有心肌梗死病史的患者使用660 mgI/kg（A）和320 mgI/kg（B、C）碘造影剂进行CT-LE成像。使用660 mgI/kg碘造影剂（A）可清晰观察到侧壁心内膜下梗死，但使用320 mgI/kg碘造影剂在相同窗口设置（B）或缩小窗口设置（C）下则难以观察到心内膜下梗死。
CT-LE所需的造影剂剂量尚未达成共识，临床研究中用于CT-LE的造影剂剂量从300到700 mgI/kg不等。Kurobe等人报告称，肉眼判定左心室心肌与左心室心腔之间对比度良好和较差的病例之间，单位体重的造影剂剂量存在显著差异（中位数，651 mgI/kg；四分位间范围，597-693 mgI/kg vs. 中位数，584 mgI/kg；四分位间范围，571-619 mgI/kg；p = 0.041），并报告建议剂量≥600 mgI/kg（60 kg的患者使用100 ml 370 mgI/ml 造影剂）。为CCTA优化的造影剂剂量可能足以量化心室静脉容积。
关于造影剂给药和CT-LE采集之间的最佳时间，目前尚无共识。Jacquier等人报告称，对急性心肌梗死再灌注患者注射造影剂5分钟后进行造影剂增强CT检查，与10分钟后进行的检查相比，信噪比更高，图像质量更好，但测量的梗死范围无明显差异、同样，Brodoefel等人使用再灌注猪模型，比较了3、5、10和15分钟的延迟时间，发现在使用团注方案时，有活力和无活力心肌之间的对比度在3和5分钟时最大。这种较短的延迟时间策略旨在提高信噪比，是根据2020年更新的标准化CMR方案提出的造影剂量不足的对策。
就ECV的准确性而言，Jablonowski等人在心肌梗死动物模型中进行了1、3、5和10分钟的成像，结果表明，除大梗死中心外，测量的ECV从3分钟或更晚开始稳定。Treibel 等人在淀粉样变性患者和重度主动脉瓣狭窄患者注射栓剂后 5 分钟和 15 分钟进行了成像，结果表明，就信噪比、与核磁共振成像的相关性以及与追踪心脏疾病的已知临床参数的相关性而言，5分钟的延迟时间优于15分钟。Hamdy等人比较了使用造影剂后3、5和7分钟的延迟时间，结果表明无论选择哪个时间点，ECV都很稳定。
对所有患者，尤其是孕妇、年轻患者和需要重复检查的儿童，在保证诊断图像质量的前提下，应仔细权衡辐射风险与获益，做到ALARA原则。
单能量法CT-LE减少辐射剂量的方法与CCTA减少辐射剂量的方法类似。重要的是要适当结合低管电压扫描、前瞻性心电触发扫描和迭代重建。CT-LE可以在1-2 mSv下进行。计算ECV时必须考虑平扫的辐射；关于CT-LE和ECV测量的研究报告剂量在3.1至5.8 mSv之间。
在多能量方法中，管电流可调；每个设备的管电压是固定的，因此成像者减少辐射的选择有限。根据CT平台的不同，心脏扫描可能只能使用回顾性心电门控的螺旋扫描。通过单能量方法进行CCTA所达到的低剂量水平可能很难通过双能量采集来实现。据报道，GE、Philips 和 Siemens 扫描仪用于双能量CT-LE的辐射剂量分别为2.2-3.6 mSv、2.5-4.8 mSv和3.6-6.8 mSv。最近的报告显示，PCD-CT可在仅1.2-2 mSv的情况下对LE进行成像。随着PCD-CT的推广，CT-LE的临床应用可能会扩大。
左心室造影通常进行定性评估。对图像进行主观观察时，将平扫、CCTA和LE图像的左心室短轴图像对齐非常有用。观察LE图像时，宜使用窄窗口设置以突出对比度。应根据所使用的管电压和VMI能量水平适当调整窗口设置。例如，当使用120 kV 的管电压时，应使用60-80 HU的窗中心和80-110 HU的窗宽。在调整窗值设置时，还应考虑CT扫描仪的特性和图像质量水平。左心室下壁很容易受到来自膈肌的条纹伪影的影响，因此在解读图像时应小心谨慎。
LE 图像的推荐视觉观察方法。对图像进行主观观察时，将平扫（A）、CCTA（B）和 LE（C）图像的左心室短轴图像对齐非常有用。通过对比 LE 图像和 CCTA 图像，可以评估 LE 病变的范围（箭头）。平扫图像可确认LE病变不是钙化。Ohta等人将LGE-MRI作为参考标准，报告40 keV VMI和碘特异性图像在检测LE方面的敏感性分别为94.3% 和97.1%，特异性分别为88.9%和88.9%。Oda等人的研究表明，50 keV VMI对LE的肉眼检测的观察者间一致性非常好，其κ值（κ，0.87）高于标准 120 kV（κ，0.70）和碘特异性图像（κ，0.83）。50 keV的VMI（κ，0.90）和碘特异性图像（κ，0.87）与LGE-MRI检测LE病变的一致性非常好，而且优于标准120 kV成像（κ，0.66）。LE的范围可以用绝对参数计算，并根据以下公式计算左心室总质量的百分比：
PCD-CT是一项前沿技术，在诊断成像领域不断取得进步和突破（参见XI区：光子计数CT的基本原理与临床价值初探）。PCD-CT可以改善LE图像中异常增强的可视化。利用双源PCD-CT的功能可实现 ECV 的精确量化。Mergen等人的一项体内研究强调了PCD-CT鉴定心肌组织特征的能力。PCD-CT虚拟单色和双能ECV定量显示出很高的相关性（r = 0.87，p < 0.001），平均误差为 0.9%。Aquino 等人报道，由于减少了对平扫的需求，双能量PCD-CT的辐射剂量比单能量PCD-CT低 40%（CTDIvol 为 10.1 mGy 对 16.8 mGy）。与磁共振成像相比，双能量PCD-CT在中心血管和整体心室容积量化方面显示出很强的相关性（r = 0.82和0.91，均 p <0.001）和良好至卓越的可靠性（类内相关系数，0.81和0.90）。
使用双源PCD-CT 获得肥厚型心肌病患者的 LE。即使在较低的单色能量范围内，由于碘对比度效应的增加，对比-噪声比也有所改善，但噪声并没有增加。
随着CT设备（如 PCD-CT）的进步，材料辨别能力增强，辐射暴露减少，CT-LE未来可能会积累更多可靠的证据。
CT-LE对缺血性和非缺血性心肌病的晚期增强模式具有很高的诊断准确性。与 LGE-MRI 相比，CT-LE具有更高的空间和时间分辨率。CT导出的ECV与MRI导出的 ECV 具有很强的相关性。但值得注意的是，CT-LE的对比度与噪声比通常低于 LGE-MRI，而且CT-LE的质量受多种因素的影响，如管电压、造影剂量、重建方法和造影剂注射后的采集时间。要想获得高质量的CT-LE，同时保持适当的辐射剂量，就必须根据每个CT平台的具体情况制定个性化的优化方案。PCD-CT技术的整合将提高CT-LE的整体图像质量并减少辐射暴露，从而增强CT-LE的临床实用性。这一进步将CT-LE定位为表征心肌病变的一种有前途的工具。
剂量、分辨率与系统性能
多发性骨髓瘤（MM）是第二大最常见的成人血液系统恶性肿瘤，占所有血液系统癌症的 10%，发病率约为 4/100,000/年，中位确诊年龄为70岁。MM的诊断基于多种特征，包括生物学检查结果，即高钙血症、肾功能衰竭和贫血，以及影像学检查发现的溶解性骨病变（"CRAB标准"）和单克隆浆细胞骨髓浸润的病理表现。这种疾病几乎都先有恶性前阶段，即意义未定的单克隆性腺病（MGUS）。可能出现的其他中间阶段包括单发浆细胞瘤和烟雾型多发性骨髓瘤（SMM）。由于骨病变是诊断多发性骨髓瘤的标准之一，因此影像学检查起着至关重要的作用。
目前，国际指南推荐将低剂量全身计算机断层扫描（LDWBCT）、覆盖轴向骨骼或全身的磁共振成像（WBMRI）和FDG-PET/CT作为疑似 MM 诊断的成像方法。骨扫描是以往MM的金标准，但其检测溶解性病变的灵敏度有限。它也无法评估髓外疾病。如果仅考虑溶骨性病变的存在，可能会低估疾病的严重程度。
全身技术具有更高的灵敏度，还能评估骨髓成分。这一点至关重要，因为骨受累在基因组、分布和患者体内浸润程度方面往往是异质性的。WBMRI和FDG-PET/CT能够在骨质明显破坏之前显示肿瘤浸润。早期诊断至关重要，因为早期干预可提高无症状高危患者的生存率。有症状和无症状的患者都能从FDG-PET/CT和MRI检查结果的预后价值中获益。
WBLDCT已经取代了骨骼X线检查成为单克隆血浆细胞疾病的首选初始成像技术，这符合主要国际学会指南（IMWG，欧洲医学肿瘤学会等）的最新建议。例如，X线上无法看到病变，除非骨小梁有50-75％的丧失。CT还是引导经皮活检和放射治疗（RT）治疗计划的成像模态的选择。
WBLDCT是几乎所有专业中心都可以使用的成像技术。图像获取快速，无需准备，扫描必须从颅顶到至少近端胫骨干，包括肱骨。与传统CT相比，现代设备和低剂量方案（100-120 kV）接收的辐射剂量已大大降低。
未经治疗的患者典型的成像结果是大于5毫米的溶骨性病变（按照约定，以避免大量的假阳性），具有非硬化边缘，内皮侵蚀，皮质破坏，病理性骨折和骨外软组织肿块。溶骨性骨病变易于识别，无需静脉造影剂，这对于由于疾病本身或其他附加病理而导致肾功能下降的患者至关重要。
骨髓浸润而无骨溶解在长骨中更易于检测，并表现为假结节病变或软组织密度区域。这种CT中的发现并不是MM的定义事件，但必须引起怀疑并进一步检查。长骨受累通常伴有较高的肿瘤负荷、晚期疾病和较差的预后。
除了传统的单能量CT外，双能量CT（DECT）在这一领域越来越受到重视。传统的单能量CT生成围绕单一能量峰的光子束，结构的区分是基于它们在生成的图像中的不同衰减系数。DECT技术在不同能量下获取图像，可以通过重建算法提供额外信息，从而允许基于它们与光子能谱的不同相互作用（与其原子权重和电子密度有关）来确定材料分解（钙，脂肪，水，碘，尿酸等）。
在单克隆血浆细胞疾病的研究中，DECT通过使用三种材料分解：钙，水和脂肪，创建后处理图像，使得骨髓的评估更加准确。钙抑制或虚拟非钙（VNCa）图像允许将骨髓的脂肪成分与其他“水性”成分（意味着造血骨髓或肿瘤细胞）区分开来。一些软件允许在后处理中调整钙抑制的程度，改变钙抑制指数（CaSupp）。该技术不仅可以检测溶骨性病变和软组织肿块，与传统的单能量CT一样，还可以定性和定量评估骨髓组成。一旦获得了VNCa图，软件允许测量感兴趣区域（ROI）的骨髓成分的衰减，无论它们是溶骨性病变还是非溶骨性软组织衰减区域，并创建灰度和彩色比例尺图进行组成视觉评估。VNCa图使得可以研究局部病变，消除了传统CT图像的可感知骨部分，从而增加了定量研究中病变的衰减。
传统的WBLDCT可以检测到只有5％的骨小梁丧失的溶骨性病变。以MRI作为参考标准，其对于溶骨性病变的检测的敏感性和特异性分别为69.6％和90.9％，比骨扫描更好，特别是在脊柱和骨盆。在没有溶骨性骨病变的情况下，具有很高的阳性预测值（PPV）为94.1％，但负性预测值（NPV）适中（58.8％）。在Kosmala等人的研究中，彩色VNCa图像在骨髓受累的研究中证明了明显更高的敏感性（91.3％）。
关于溶骨病变的定量研究，Gu等人发现整个骨骼钙平均值低于局部病变值的平均值。
Werner等人在2022年发表的一项研究得出结论，VNCa骨髓图像中的局部溶骨性病变的衰减可以预测疾病状态。他们分析了VNCa图像中的活跃和非活跃疾病的局部溶骨性病变，应用IMWG标准，发现它们在CT和T1加权图像（T1WI）信号强度之间存在强烈的负相关，并且与全身扩散加权成像（WB-DWI）的表观扩散系数（ADC）值呈正相关。活跃疾病中病变的平均衰减优于非活跃疾病中的平均衰减，并且区分它们的最佳截断点是-21.4 HU。VNCa彩色编码图像对疾病活动的预测具有57%的敏感性和70%的特异性。
此前，Kosmala等人提出了VNCa图像中正常和浸润骨髓之间的截断点，并将其与MRI参考进行了比较。然而，并未考虑到溶骨性和非溶骨性病变之间的区别，也未考虑到治疗后病变的活跃和潜在非活跃病变之间的区别。
关于溶骨性病变活动与衰减之间的关系，Fervers等人发表了两项研究。一项评估了RT治疗后溶骨性病变衰减的变化，结果显示活动疾病与细胞密度增加之间存在相关性。另一项研究比较了DECT和单能量CT与FDG-PET/CT作为参考标准。他们证实了代谢活性与VNCa图像中的病变内部衰减之间的正相关，尤其是在钙抑制较高的病变中。区分活动和非活动病变的截断点在-46.9 HU处，具有良好的敏感性和特异性。
对于骨髓浸润的评估，考虑了骨骼中的许多不同测量部位和不同的定性分类标准。并非所有研究都有组织学相关性。
由于采用了不同的双能量获取技术和后处理软件，因此结果无法复制。重建的图和参数可能因CT供应商而异。VNCa图像中的窗位不是标准化的。
不能区分骨髓浸润和造血骨髓转化是DECT的局限性之一。由于造血骨髓的量因年龄和其他因素而异，因此检测扩散浸润的最佳截断值可能会有所不同。考虑到所有患者使用相同的值可能会导致对MM诊断的假阳性。
WBLDCT是一种快速、易于执行、相对便宜且有用的技术，用于MM的诊断和随访。传统CT和DECT都无法区分造血骨髓的存在和肿瘤浸润，这是它们的局限性。然而，DECT已经显示出潜在的用处，在非溶骨性骨髓浸润的检测以及溶骨性病变的肿瘤活动和治疗反应方面取得了良好的初步结果。在VNCa图像中的较高密度与较少的脂肪和更高的细胞密度相关联，增加了肿瘤浸润和活动疾病的可能性。VNCa图像对具有更多残余骨小梁或在定量CT中测得的病变内部密度影响的病变的定量评估尤其有用。DECT需要进一步的研究以达成可靠的结论并提供最终的建议。
编译整理自：Rodríguez-Laval V, Lumbreras-Fernández B, Aguado-Bueno B, Gómez-León N. Imaging of Multiple Myeloma: Present and Future. J Clin Med. 2024 Jan 2;
CTPA 具有采集时间短、可用性强、灵敏度高等优点，是诊断疑似 PE 的首选检查。但采用传统能量积分探测器技术的双能量 CTPA 因无法使用大螺距技术而受到限制。
德国维尔茨堡大学医院的学者近日在American Journal of Roentgenology上发表了这一研究成果，展示了 PCCT 在诊断疑似肺栓塞方面的潜在价值。
这项前瞻性研究纳入了在 2022 年 3 月至 2022 年 11 月期间接受 CTPA 评估肺栓塞的 117 名患者。58名患者被随机分配接受PCD CTPA（螺距为2.0），59名患者被随机分配接受EID CTPA（螺距为0.55）。每次检查都会重建 120 kV多色图像、60 keV虚拟单色图像 (VMI) 和碘图。一名放射科医生评估了对比噪声比和信噪比，三名放射科医生使用4点量表（1 为最高质量）评估了图像质量。研究小组还跟踪了每种 CTPA 检查的辐射剂量。
研究发现，就多色图像和除左上叶动脉外的所有评估血管的 VMI 而言，PCD CTPA 的 SNR 和 CNR 均高于 EID CTPA。例如，PCD CTPA 与 EID CTPA 相比，120kV多色图像中右下叶动脉的 SNR 为 34.5 对 28.0（p=.003），CNR 为 29.2 对 24.4（p=.001）；VMI 的 SNR 为 43.2 对 32.7（p=.005），CNR 为 37.4 对 29.3（p=.002）。阅片医生1 和阅片医生 2 的多色图像和 VMI 两种扫描仪的中位图像质量得分均为 1，但分布显示，阅片医生 1 的多色图像 PCD CTPA 得分显著高于 EID CTPA（p=.02），阅片医生 2 的多色图像 PCD CTPA 得分显著高于 EID CTPA（p=.005），阅片医生1 的 VMI 得分显著高于 PCD CTPA（p=.001），阅片医生 2 的 VMI 得分显著高于 PCD CTPA（p=.006）。阅片医生 3 的 PCD CTPA 和 EID CTPA 解剖图像集的图像质量没有差异（p>.05）。任何阅片医生的 PCD CTPA 和 EID CTPA 的碘图图像质量均无差异（p>.05）。PCD CTPA 与 EID CTPA 相比，CTDIvol 为 3.9 mGy 对 4.5 mGy（p=.03）；DLP 为 123.5 mGycm 对 157.0 mGycm （p<.001）。
研究人员发现，大螺距光子计数CT（PCCT）可改善疑似肺栓塞（PE）患者CT肺血管造影（CTPA）的图像质量，而且辐射剂量更低。
无独有偶，来自法国里尔大学中心的学者将在今年的RSNA年会上分享一项研究，研究对象包括142名转诊接受胸部CTPA检查的无已知肺部疾病患者，其中71人接受了PCCT CTPA检查，71人接受了传统CT扫描仪CTPA检查。PCCT 组的形态学成像包括 70 kV下 1 mm厚的肺部和纵隔图像，而传统 CT 组则包括两个球管的平均图像。
剂量长度乘积明显降低（172.6 mGycm 对 339.4 mGycm，p < 0.0001），剂量减少 52%。
采集时间更短（0.93 秒 vs. 3.98 秒；p < 0.0001）。
信噪比（43.1 对 64.6；p < 0.0001）和对比信噪比（37.3 对 55.7；p < 0.0001）较低[数值越低表示性能越好]。
技术局限与设备进展
2023年10月16日，光子计数CT NAEOTOMAlpha获得了NMPA的批准，很快将进入临床。光子计数探测器CT扫描或“光子计数CT”与传统CT有明显的技术差异。
光子计数探测器（PCD）首先是CT扫描的一种新的探测器技术。有些人称之为革命性（revolutionary）或开创性（groundbreaking）的技术。一下传统探测器和新型光子计数探测器及其差异：
为了生成图像，CT系统需要检测由X射线管生成并通过对象（患者）发送的光子（或X射线量子）。
在第六届中国国际进口博览会（CIIE）上展出的NAEOTOM Alpha。什么是能量积分探测器？
传统的所谓能量积分探测器（EID）目前仍在绝大多数CT扫描系统中使用。能量积分探测器由一个将入射光子转换为光的闪烁体组成。然后，这些光被光电二极管检测到，光电二极管将其转换为电信号：
在能量积分探测器中从光子到信号的流程图。探测器分辨率：为了防止产生的光散射到相邻的光电二极管上，反射隔膜集成在能量积分探测器中。
电子噪声：入射X射线量子必须具有足够的能量（>25keV）才能被探测到。所有低于该阈值的光子都会产生电子噪声。该噪声可测量，并且在生成的图像系列中可见。
新型光子计数CT系统配备了光子计数探测器。在设计方面，主要区别在于使用了半导体而不是闪烁体。在这种半导体中，入射光子被直接转换为电信号：
因为强电场被施加到半导体上，所以该信号随后通过像素化阳极被转发。
与能量积分探测器相比，该工艺具有几个技术优势。能量积分探测器和光子计数探测器之间有什么区别？现在我们讨论了两个CT探测器，让把它们放在一起：
闪烁体能量积分探测器（a）和光子计数探测器（B）的简单示意性比较。
在能量积分探测器中，它是一种闪烁体（例如碘化铯、CsI）。在光子计数探测器中，它是一种半导体，如碲化镉（CdTe）或硅。
光子在能量积分探测器的闪烁体中产生光。总的来说，这是一个生成信号的两步过程。
在光子计数探测器中，光子直接在半导体内产生信号（电荷云）。
改进图像对比度的低能光子等效检测。在经典的EID-CT技术中，光子首先被转换成光，然后再被转换成电信号。由于产生的光是球形传播的，因此需要反射隔膜的网格来防止相邻探测器元件的错误激活（示意图a）。
一方面，EID-CT中的这些间隔限制了光学分辨率，因为由于必要的间隔，探测器像素的大小受到限制。另一方面，它们也降低了剂量效率，因为被隔膜吸收的量子对图像信号没有贡献。
在光子计数探测器中，将X射线量子直接转换为电信号消除了对这些分离反射隔膜的需要。在这里，入射的X射线量子产生所谓的电子-空穴对。结果释放的电子被强角度电场转移，并在像素化阳极上产生电信号。
这允许明显更小的探测器像素（目前边缘长度达0.2mm），从而获得更高的分辨率。
由于没有隔膜来吸收入射量子，所以剂量效率得到了提高。
在EID-CT中，电子噪声由不包含约20-25keV的必要最小能量的X射线量子产生。
这种噪声不可避免地包含在能量加权的累积信号中，随后在从中重建的一系列图像中可见并可测量。例如，低剂量技术或检查高BMI患者时就是这种情况。
在光子计数探测器中，测量每个入射光子的能量。这允许定义精确的阈值（例如25keV），在该阈值以下背景噪声不被考虑并且因此被完全消除。
左边的图像描绘光子到达PCD的表面，而右边的图像展示所产生信号的简化版本。从这张照片中可以学到的一些关键内容包括：光子检测的离散性质、电脉冲的能量依赖高度，以及通过使用足够高的阈值从理论上消除电子噪声影响的能力。通过减少或消除电子噪声，提高了信噪比（SNR）。
结果是可测量且明显更好的图像质量，例如在低剂量采集中。
具有低能量的X射线量子是通过具有高X射线密度的组织（例如骨骼或碘化造影剂）的衰减产生。
在EID-CT中，与高能光子相比，这些低能量子在闪烁体层中产生相对较低的光信号。它们在随后的平均过程中相对贬值，因此在所得信号中所占份额相对较小。
在得到的采集图像序列中，这表现为图像对比度提升。
同一位患者相隔1年扫描，具有相同的BMI和相同剂量的碘造影剂。注意使用相同窗中心/窗宽的PCD-CT系统上的碘对比度更亮。
当使用含碘造影剂时，这一点尤其明显，因为碘由于造影血管的高X射线密度而产生量子衰减，尤其是在CTA中。碘的吸收相对较高，具有33.2keV的“K-edge”（X射线吸收的K壳层结合能），因此光子计数探测器的这一优势特别突出，并导致更高的碘对比度和更高的对比噪声比。
在过去的二十年里，双能CT扫描已经为常规放射学诊断中的各种问题建立起来。光谱信息是通过特殊的采集技术获得的，该技术允许采集同一物体的多个X射线能谱。通常，获得两个能谱，一个具有较低能量，另一个具有较高能量。然后，该光谱信息可以用于在后处理中生成一系列新图像：
可以进行材料分解，以便在所获得的数据中识别和量如碘和钙。可以根据这些数据计算虚拟单色成像（VMI）系列，这给人一种图像印象，就好像用特定的单管电压（单能或单色）检查了物体一样。从传统意义上讲，X射线由可变的能量谱组成，因此是多能或多色的。
光子计数探测器不仅探测每个入射光子，还测量其能量。因此通过应用某些阈值将量子的单个能量组合成所谓的“能量仓”的内在可用性质。
例如，通过应用在大约20-25keV处消除噪声的阈值和在大约70keV处应用第二阈值，可以将能量组合成两个能级。这允许将所有先前可用的双能量应用，例如材料分解或虚拟单色序列的创建，应用于每个采集的扫描。
当使用光子计数探测器时，不需要特殊的协议或采集技术。由于固有的光谱灵敏度，光谱信息对于每次扫描是固有可用的。
需要注意，这仍然是一个非常动态的领域。关于PCD-CT及其临床意义，截止目前已有数百篇文献。
研究发现，与传统的EID-CT相比，PCD-CT成像技术的不断进步提高了诊断能力。PCD CT在早期研究中产生的诊断益处和临床应用使关键解剖结构的可视化和放射科医生对某些诊断任务的信心得以提高，随着PCD CT的发展和临床应用的增长，这一点将继续下去。
PCD-CT有前景的应用包括解剖成像，在解剖成像中，精细的空间分辨率增加了临床价值，以及需要同时具有高空间和/或时间分辨率的多能量数据的应用。PCD-CT技术的未来应用可能包括极高的空间分辨率任务，如乳腺微钙化的检测，以及天然组织类型和新型造影剂的定量成像。
PCD-CT设计的超高空间分辨率允许对所有身体区域进行低剂量扫描，特别有助于识别胸部和肌肉骨骼CT中的重要成像结果。改进的碘信号可能有助于腹部成像中的低对比度任务。虚拟单色图像和材料分类将有助于腹部、肌肉骨骼和心血管成像的许多诊断任务。双源PCD-CT允许高时间分辨率的心脏和冠状动脉的多能量CT图像。
PCD-CT的技术特点特别适合肌肉骨骼成像应用。PCD-CT与传统能量积分探测器（EID）CT相比的优点包括更小的探测器像素和优异的几何剂量效率，这使得能够以超高空间分辨率对大关节和中央骨骼解剖结构进行成像；先进的多能谱后处理，允许量化痛风沉积物并生成用于骨水肿可视化的虚拟去钙图像；用于整形外科植入物成像的改进的金属伪影减少；在皮质和小梁细节得到显著改善的情况下，PCD CT图像更清楚地描述了骨骼异常，包括骨折、溶解性病变和矿化肿瘤基质。
- 提高光子计数探测器分辨率的临床应用。改进的支架成像光子计数CT PCD-CT探测器更高分辨率。在不同分辨率和重建内核下的非常小（直径2.5mm）的横截面。
A=0.6毫米（Qr40）；B=0.4毫米（Bv60）；C=0.2毫米（Qr72）。
在一项头对头的比较中，PCD-CT在描绘最微小的骨骼细节方面显示出优于EID-CT的客观和主观图像质量特征。即使在SNR匹配的配对中，PCD-CT也是放射科医生的首选。
研究发现，在剂量匹配扫描中，PCD-CT系列显示出比 EID-CT系列明显更小的图像噪声、更高的信噪比和更高的边缘清晰度。人类观察者认为，在PCD-CT中，在比EID-CT低得多的剂量水平下，描绘微小骨骼细节是可行的。在信噪比匹配系列的直接比较中，PCD-CT系列在几乎所有情况下都被认为是优越的。
PCD-CT的UHR采集模式和新型PCD-CT系统上的清晰重建卷积核显著提高了支架内腔的可见性和清晰度，尤其是对于较小尺寸的支架。研究发现，在PCD-CT扫描中使用清晰重建卷积核（Bv60）和超高分辨率模式，支架内管腔的可见性和清晰度显著提高。并且，观察到的支架管腔可见度的改善在较小尺寸的支架中最高。
- 光子计数探测器多能谱信息的临床应用。研究发现，与标准EID-CT相比，肿瘤患者的PCD-CT-VMIs显示图像噪声降低，并在低keV值下改善了低血管化肝转移的显著性。尽管CTDI的上调较为温和，但具有较高BMI的患者尤其受益于恒定的图像噪声和保持病变显著性。
PCD-CCTA数据集的VNCPC重建可用于以高精度可靠地评估EAT体积，并且与TNC相比CT值仅存在微小差异。TNC的替代将显著降低患者的辐射剂量。
一项研究发现，无论卷积核选择或VMI设置如何，iMAR都可以显著减少由大量牙科材料引起的金属伪影。
与EID-CT相比，PCD-CT在虚拟单色图像重建中提供了高得多的信噪比和对比度，同时两种扫描仪显示的主观图像质量相当。PCD-CT的造影剂显著减少的可能性很高。
简而言之：光子计数CT于2021年初推出。为了更准确地回答这个问题，需要再次定义“光子计数探测器CT”。如果你在PCD-CT上搜索出版物，你会发现一些在2021年之前。这些都是在原型系统上进行的。一些双能量成像系统（例如双层CT系统）有时被错误地称为“光子计数CT”。这可能会导致一些混乱（更多内容参见XI区：光子、光谱、能谱、双能量与光子计数）。然而，如上所述，第一个在探测器中使用光子计数半导体的CT系统于2021年推出。
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