医学影像技术体系 · 第 9 卷 / 共 44 卷
神经、胸部、腹部与骨肌
本卷导读
按系统讨论双能量 CT 在颈动脉与颅内血管、肺栓塞、腹部定量、骨髓水肿、主动脉与肝脏检查中的应用，并回顾能量成像五十年的技术脉络。
知识结构
- 能量成像发展史与技术脉络
- CT能量成像五十年（1971
- CT近三十年发展史（下）：双能量CT与光子计数CT
- CT近三十年发展史（上）
- 神经与头颈双能量应用
- 胸部、肺栓塞与主动脉
- 双能量CT在肺栓塞中的应用
- 双能量虚拟去钙技术（VNCa）的临床价值
- 主动脉双能量CTA：检查流程与注意事项
- 腹部定量与肝脏检查
- 腹部双能量CT定量技术
- 肝脏CT检查技术
- 双能CT骨骼肌脂肪定量
- 骨髓水肿与肌骨应用
能量成像发展史与技术脉络
1. CT能量成像五十年（1971
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）]。
CT出现后不久就出现了双能CT，并在临床中得到了应用。
已知，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。
EppER, Weiss H. Experimental study of the photon energy spectrum of primarydiagnostic x-rays. Phys Med Biol. 1966 Apr;
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。
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。
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;。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。
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。
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。
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。
为使用双层探测器获得的光谱分布图，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.。为100/140kV的光谱分布图，高能量下没有额外的滤过。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。
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。
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。
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。
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;。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。对不同电压下的电流进行改变，目前仍然是一个挑战。
20世纪90年代-21世纪00年代
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。
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。
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。
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。
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。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。
21世纪00年代-21世纪10年代
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。
为相同管电流不同能量组合的光谱重叠程度，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。
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/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。
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。
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。
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。
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。
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。
Taguchi K. Energy-sensitive photon counting detector-based X-ray computed tomography. Radiol Phys Technol. 2017 Mar;。固体闪烁探测器不提供能量分辨信号。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。
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）。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。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。
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。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。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。采用这种方法来概述CT的发展历史。
本章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（参见：下一代CT硬件技术及在心脏成像中的应用），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。最后一节仅致力于即将到来的CT技术之一：光子计数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。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，（a）所示。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，（b）所示。
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）。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。光电吸收和康普顿散射的相对贡献因材料而异。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）。
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。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，描绘了的使用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[（a）]中，去除碘成分[类似地，在（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（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。
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。每种方法都有优点和缺点，参见：双能量CT的实现方法。
对于DECT，两个重要的性能参数是重建密度图像的准确性和精度。例如，量化碘浓度的能力是DECT的一个重要性能指标。定量可能受到许多因素的影响，例如高能和低能数据之间的能量分离、采集数据中的噪声以及重建算法。
DECT具有广泛的临床应用价值；它为CT图像增加了额外的维度。由于DECT增加了光谱或“颜色”信息，许多研究人员使用黑白电视机与彩色电视机的类比来描述单能量CT和DECT之间的差异。添加的信息可以提供明显的临床益处。例如，DECT的临床应用之一是增强碘化血管和病理的对比度。根据X射线与物质相互作用的特点，大多数材料对低能X射线表现出较高的衰减（注意，X射线能量降低时，水的质量衰减系数迅速增加）。通过合成使用低能量单色X射线源收集的CT扫描，可以显著增强物体的对比度。与70keV的噪声改善相比，40keV的噪声改善明显。由于碘可以在碘（水）图像中“分离”，因此它可以用来突出或增强体内碘对比剂摄取的外观，以提高某些病理的可见性。（d）描绘了70keV图像上碘（水）密度图像的彩色叠加。与单色图像相比，彩色叠加图像能更好地显示病变，这种可视化可以帮助放射科医生专注于特定区域，提高诊断的可信度。
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。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（a）中红色箭头所示的检测到的血栓。
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，并具有固有的能量信息。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。并且，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。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）。
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。
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0.8×0.8m²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。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）。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。
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）。
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，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，但探测效率低。
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。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，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[(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。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。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。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。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。
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多个能量箱，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Efluro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。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。
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。Efluro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10⁹个计数/mm²。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。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。并且，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。基于具有多个能量箱的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探测器和多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。
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。
（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。
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。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。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。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。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。
1971年10月1日，在伦敦郊区的一家医院里，科学家们完成了人类历史上第一例头颅CT扫描，正式开启了一个断层成像的时代。五十年之后的今天，CT已经成为影像医学领域重要的成像工具。
2. CT近三十年发展史（上）
1990年，主要供应商推出了通过滑环技术实现连续机架旋转的CT扫描仪和数据采集期间的连续患者传输。这种所谓的螺旋数据采集构成了CT成像技术发展和持续改进的基本进化步骤。第一次，容积数据变得可用：整个器官可以在一次屏气中覆盖而不会造成解剖细节的错误配准，并且可以在任意位置重建重叠图像。与之前的步骤和拍摄数据采集技术相比，这是一项重大成就，该技术仅为感兴趣的器官提供了几个切片。容积数据成为CT血管造影等应用的基础，CT血管造影已经彻底改变了血管疾病的评估。获取容积数据的能力也为使用3D图像处理技术铺平了道路，例如CT中的多平面重建，最大密度投影，表面遮盖显示或容积渲染技术（VRT）。
使用算法360-LI对黑色圆圈平面进行螺旋插值。
螺旋CT引入后，对图像重建提出了新的要求。螺旋CT中的扫描几何是非平面的。球管不会在圆形路径上移动，而是沿着螺旋路径移动。在螺旋CT中，可以通过无量纲图形来方便地表征检查床的运动。所谓螺距（Pitch）定义为每次旋转进床量与准直光束宽度的比率。黑色圆圈表示在相应平面中图像重建所需的所有焦点的位置。不幸的是，该平面中的测量数据仅适用于一个投影角：螺旋路径与黑色圆圈的交点。对于图像重建，需要为其他投影角度以及位置提供数据。对于这个角度，测量数据可在感兴趣平面前面和后面的Z轴位置获得。位置处的数据可以通过沿连接由o，*和o标记的点的线的线性插值（360-LI）获得。
360-LI算法计算简单，但它有一些缺点。由于该360-LI算法的插值输入（partners）相距360度，因此需要从参考平面前360度到参考平面后360度的数据。总的来说，这包括720度的数据范围。由于插值输入（partners）之间的距离较大，这在高螺距中引入了挑战。为了减小这个距离，需要识别更靠近参考平面的插值输入（partners）。对于每个射线，当X射线管和探测器互换它们的位置时，在大约半圈旋转之后已经可以使用插值输入（partners）。这就是所谓的“互补射线”，依赖于直接和互补射线的螺旋插值方案称为180-LI。
由于螺旋插值，切片轮廓从梯形变化，在某些情况下从几乎从轴向序列扫描已知的矩形变为更接近钟形的曲线。180-LI算法导致比360-LI更窄，更好定义的切片轮廓，但代价是图像噪声增加。360-LI的图像噪声低于序列采集。螺旋CT中的有效切片宽度：以红色表示的准直切片轮廓为梯形。螺旋插值后的切片轮廓为钟形（不同螺距值下最常用的180-LI方法见绿色曲线）。
Z轴分辨率不再仅由准直的光束宽度（如轴向序列扫描）决定，而是由螺旋插值的结果产生的有效切片宽度决定。通常，SEFFI定义为切片灵敏度曲线的半峰全宽（FWHM）。对于360-LI和180-LI，SEFF随着螺距的增加而增加，尽管180-LI要少得多。这是用于螺旋插值的投影的纵向距离增加的结果。显示了临床螺旋CT扫描的早期示例。
1989年RSNA首次对肺部进行螺旋CT扫描（由Willi Kalender提供）。
螺旋CT的引入使得单次屏气即可覆盖器官。然而，当沿患者纵轴（z轴）的器官尺寸较大时，我们不得不在z轴上的覆盖量和空间分辨率（切片厚度）之间进行权衡。随着所需容积覆盖率的增加，重建图像的切片厚度几乎呈线性增加。为便于说明，描绘了z轴覆盖作为机架旋转速度为1.0 s且患者屏气时间为20 s的CT系统的螺距函数。对于小器官，如z轴跨度约为30 mm的内耳道，螺距为1.5（黑色曲线），切片厚度为1 mm。然而，对于z轴上300 mm的典型跨度的完整肺覆盖，需要将图像切片厚度增加到10 mm（绿色曲线），而需要使用>1.5的螺距。
Z轴覆盖作为螺旋CT螺距的函数，以1s机架旋转速度屏气20秒。
这种权衡源于这样一个事实，即单层 CT 系统的层厚主要由患者前准直的宽度（因此是 X 射线束的宽度）决定，(a) 所示，因为探测器无法区分沿 z 方向的 X 射线相互作用的位置。在探测器单元中记录的所有X射线光子将被加在一起，而不管它们落在何处。当每个投影都需要覆盖较大的容积时，层厚自然会受到影响。（b）所示，可以通过修改探测器设计来减少或消除这种约束，使得图像的层厚独立于X射线束宽度。此图显示了一个八层CT探测器，其中每个原始单层探测器单元分为八个部分，每个元素独立读取。X射线光子的z轴位置由单个探测器单元识别，使得图像的层厚变得独立于X射线束宽度。
不同CT几何图形的图示：（a）单层CT和（b）八层CT。对于单层配置，层厚由患者前准直（光束宽度）定义，而对于多层系统，层厚由探测器行宽度决定。
尽管一些早期的CT扫描仪有两排探测器，从1971年的第一台CT扫描仪开始，到1992年推出的两排扫描仪（Elscint CT Twin），人们普遍认为，对临床实践产生重大影响的多层扫描仪是在1998年推出的，当时四排探测器CT系统已在临床上可用。从那时起，探测器排数迅速从4增加到8、16、32和64。随着探测器排数的增加，探测器排的宽度（z）也从1 mm以上减少到亚毫米。值得指出的是，在多排探测器设计的早期，探测器行宽度不一定等宽。例如，16排探测器CT可能在中心包含16个亚毫米探测器行，在两侧包含8个宽度加倍的探测器行。当需要亚毫米成像时，患者前准直器限制X射线束宽度，以便仅照射中心16排亚毫米探测器。当需要更宽的覆盖范围时，患者前准直器打开以照亮所有探测器，中心的亚毫米行成对相加以匹配外部探测器行宽度。这种设计不一定是出于选择，主要是受电子封装和数据传输带宽的限制。然而，随着64排探测器的引入，混合模式探测器的设计几乎消失。
对于MDCT，与单层CT相比，重建算法更加复杂。研究活动集中于减少序列扫描模式数据采集的锥束相关伪影，以及螺旋数据采集的“精确”重建算法。描绘了说明锥束伪影的示例。对于在序列采集中使用中心探测器行获取的图像[（a）]，可以近似假设由这些行探测到的X射线光子平行于x−y平面，而对于在边缘行获取的图像，X射线光子相对于X射线以倾斜角度传播−这样的近似不再有效。锥束效应随着z轴方向探测器覆盖范围的增加而增加。重建算法已从二维扩展到三维，需要额外的补偿来解释数据采集中丢失的信息。
带有螺旋体模型的锥束伪影图示。图像是在序列模式数据采集中采集的（a） 中心行位置和图像以及（b）边缘行位置。
随着多层CT的引入，在x、y和z方向上获得各向同性空间分辨率的目标已逐渐实现。历史上，平面内空间分辨率（x−y） 比z轴分辨率要好得多。在早期的CT检查中，这种差异不是问题，因为主要是在轴位方向上观察图像。随着多层CT的引入，尤其是探测器排数达到或超过16排时，图像以3D方式查看。例如，矢状面（y−z平面），冠状面（x−z平面）和容积渲染的图像已经获得了极大的普及，并且由放射科医生常规查看。
在64层CT扫描仪上获得的临床图像（a）腹部和骨盆研究的冠状位图像，以及（b）颈动脉的容积渲染图像和Willis 环CTA检查。
多层螺旋CT的引入使器官覆盖具有各向同性的空间分辨率。对于时间敏感的临床应用，如CCTA，在一次旋转中捕获整个器官的能力非常重要。尽管64排CT扫描仪可以获得良好的CCTA图像，但获得的图像质量在很大程度上取决于患者心率和稳定性。心脏的平均长度为12厘米，为了覆盖整个心脏，需要多次旋转，因此需要多个心动周期扫描。对于中等心率，提出了一种序列数据采集模式，其中在多个心动周期内执行一系列略微重叠的轴向数据采集，以实现低剂量心脏成像。当心率较高且心律不齐时，通常使用称为多扇区重建的技术。在这种情况下，使用小螺距（通常约为0.2）以便可以使用在多个心动周期中收集的数据重建图像，每个周期贡献重建所需数据的一小部分。由于在每个心脏周期中收集的数据只是整体所需半扫描的一小部分，因此在增加辐射剂量的情况下，可以实现时间分辨率的提高。然而，由于各种硬件限制，单扇区或多扇区方法都不完美。在这两种方法中都可以找到次优图像质量的临床例子。（b）描述了多个心动周期内心脏运动不一致导致的带状伪影示例。
窄探测器对CCTA成像的影响。（a）探测器只覆盖心脏的一小部分，需要多次采集才能实现完全覆盖；（b）在16排探测器上采集的CCTA示例，相位错位（红色箭头）。
如果z轴方向中的探测器覆盖范围足够大，足以覆盖整个心脏，则所有成像数据将在单个心动周期内收集。在这种安排下，由于整个心脏都是在一个心动周期内获得的，因此心脏相位没有不一致性。描述了心率变化显著的患者CCTA检查（检查期间为38至111 bpm）。由于在整个数据采集过程中，患者检查床保持静止，因此暂停X射线照射，直到检测到正常心率。尽管患者心率不稳定，但仍能获得出色的图像质量。
在16厘米探测器系统上以0.6 mSv在一个心动周期内采集的心率在38到111 bpm之间的心律失常患者的CCTA图像。（a）三维体渲染图像（b）左前降支（LAD）的重组图像。CCTA成像只是得益于宽z轴覆盖探测器的临床示例之一。其他临床益处，如体积灌注和剂量减少，已被研究人员证明。在相同的螺旋螺距和机架旋转速度下，更大的覆盖范围探测器允许更快的z覆盖，这可以最大限度地减少与患者运动相关的问题，并放松成人患者的屏气要求和儿科患者的镇静要求。描述了一名3岁未服用镇静剂的儿童患者的检查。尽管心率很高（117 bpm），但获得了极好的图像质量。这项检查是在门控轴向数据采集中使用16厘米探测器系统进行的。鉴于患者体型较小，在CTDIvol 1.3 mGy时，使用70 kV优化剂量性能。
3岁儿童患者未经镇静（心率117 bpm）成像的示例。使用70 kV的16 cm门控轴向数据采集（CTDIvol=1.3mGy）（a） 肺窗显示的轴位图像（b） 通过软组织窗口显示轴向图像；（c）软组织窗口显示的冠状图像。
然而，宽锥CT系统存在技术挑战。其中一个挑战是散射辐射。众所周知，散射量，更准确地说是散射与主射线比，几乎与轴方向的覆盖率成线性增加。宽锥CT系统需要适当的补偿。解决方案可以来自硬件设计或算法修正。例如，由于散射X射线光子向所有方向传播，因此散射辐射的抑制不应限于x−y平面。利用二维聚焦后准直，可以有效地减少或消除沿z方向的散射辐射。说明了沿z轴散射的影响。使用1D准直器时（主要排除X射线中的散射辐射−可以观察到由于沿z方向的散射辐射而产生的阴影和伪影[（a）]。分散处理可采用预防或纠正方法。例如，通过采用2D聚焦准直，可以防止散射辐射的很大一部分到达CT探测器，并且可以显著抑制图像伪影[（b）]。另一方面，开发了许多算法来补偿散射引起的图像伪影。
散射辐射的影响和散射抑制的硬件方法说明：（a）在1D患者后准直系统上获取的图像，红色箭头指示散射伪影；（b）在2D聚焦准直系统上获取的图像，在z方向上具有额外的散射抑制。
另一个技术挑战是处理与大锥角相关的伪影。对于数据采集序列扫描模式，偏离中心的图像位置处缺失的频域信息量随着距离中心平面的距离而增加，并且采样频率形状类似于圆环。在半扫描数据采集的情况下，正确处理冗余信息也同样重要。在扇束数据采集（单个切片）的情况下，应用加权函数以确保冗余数据的贡献总和统一。宽锥系统的补偿需要更加复杂，以确保冗余频率信息得到适当补偿。如果没有采取适当的注意，可以观察到图像伪影，（a）所示，其中使用简单的FDK重建算法来重建计算机模拟体模。已经对宽锥重建算法进行了广泛的研究，补偿缺失频率和冗余样本的高级算法能够显著减少或消除伪影，（b）所示。
胸部模型计算机模拟的重建图像：（a）使用FDK重建算法的锥形束伪影（红色箭头）说明和（b）使用更先进的重建算法的伪影抑制。
对于心率较高且不规则的患者，稳健的CCTA需要良好的时间分辨率。CT的时间分辨率是获取足够数据以重建轴向图像所需的时间。这大约是等中心附近图像像素机架旋转时间的一半，心脏通常位于等中心（所谓的半扫描）。时间分辨率不应与CT扫描的总扫描时间混淆。然而，由于离心力大幅增加造成的机械挑战，无法实现小于0.25 s的机架旋转时间，从而导致125 ms的时间分辨率。提供增强的时间分辨率但不需要更快机架旋转的另一种扫描仪概念是DSCT；这是一个CT系统，具有两个X射线管和大约90度角的相应探测器。两个测量系统在患者的同一解剖水平上同时获取CT扫描数据。自2006年以来，三代DSCT系统已投入商业使用。
具有两个独立测量系统的DSCT：（a）第一代，系统角度为90度；（b）第二代，为了将探测器B的SFOV增加到33厘米，选择了95度的较大系统角度。第三代DSCT（c），探测器B的SFOV进一步增加至35.5 cm。
DSCT实现的时间分辨率约为机架旋转时间的四分之一。每个测量系统仅获取约90度的扫描数据，两个数据段都附加到靠近等中心的图像重建所需的半扫描中。DSCT提供时间分辨率远低于100 ms的图像。例如，具有0.25 s机架旋转时间的第三代DSCT可实现66 ms的时间分辨率。时间分辨率与患者的心率无关。这是与单源CT系统的一个主要区别，单源CT系统可以通过在多扇区重建中将多个心动周期的数据组合成一幅图像来提供类似的时间分辨率。在多扇区重建中，时间分辨率强烈依赖于心率和机架旋转时间的关系，存在时间分辨率“最佳点”，在某些心率情况下其时间分辨率不能超过机架旋转时间的一半。并且，DSCT在高心率和不规则心率患者中可靠执行CCTA的潜力已得到证实，并且已经证明，DSCT足够准确，可以诊断部分或所有难以成像的患者中具有临床意义的冠状动脉疾病。显示了使用第三代DSCT进行冠状动脉CTA检查的临床示例，需要相对较长的22厘米扫描范围，因为患者有冠状动脉搭桥。
在第三代DSCT上获得的搭桥和心率不稳定的房颤患者的CCTA图像。ECG触发序列扫描，扫描范围为21.9 cm。（a），（b）3D容积渲染图像（VRT）和（c）CPR。箭头所示为支架。
DSCT系统提供了一种在一次心跳内扫描整个心脏的替代方法。对于单源CT，螺距p不能高于1.5，以确保沿z轴的无间隙容积覆盖。否则，采样间隙将导致过多的图像伪影。然而，对于DSCT，使用第二套探测器系统获取的数据将这些间隙填充至3.2的螺距。这对应于第三代DSCT的扫描速度为737mm/s（57.6 mm探测器覆宽度和0.25 s机架旋转时间）。大螺距扫描模式可与ECG触发相结合。然后整个心脏（12厘米）在约160毫秒内被覆盖，每幅图像的时间分辨率为66毫秒。相邻z位置图像的扫描数据是在同一个心动周期内，在稍有不同的心脏时相获得。在几项研究中已经证明，在心率足够低且稳定的患者中成功地使用了CCTA大螺距扫描技术，有可能在低辐射剂量下一次心跳扫描整个心脏。
心电触发DSCT大螺距扫描的原理。相邻z轴位置图像的扫描数据是在同一个心动周期内，在稍有不同的心脏时相获得的。
大螺距扫描模式有利于在极短的扫描时间内检查更大的解剖范围，例如高时间分辨率的胸部CTA和快速主动脉CTA扫描。由于X射线管功率的限制，用大螺距技术对肥胖患者进行检查可能具有挑战性。高扫描速度和相应的短扫描时间也有助于儿科放射学。ECG触发的大螺距扫描已用于急诊室的全面胸部检查以及TAVR的规划和/或检查，因为它们在低辐射剂量下的一次扫描中提供了冠状动脉、主动脉和髂动脉的充分可视化。非常短的总扫描时间可以减少注射的对比剂量。
紧急情况下ECG触发的主动脉大螺距螺旋扫描：主动脉夹层伴左肾动脉受累；使用第三代DSCT以3.2螺距采集，总扫描时间0.8秒，90 kV，CTDIvol=2.81mGy，DLP=178 mGycm。
使用DSCT，可通过在不同kV设置（例如80和140 kV）下同时操作两个X射线管来获取双能量数据。通过对高kV光束进行额外的预过滤，可以改善光谱分离，目的是通过锡过滤器在降低辐射剂量的情况下实现更好的材料量化，锡过滤器可在需要时移入光束，并在非DE应用中移出。
尽管DSCT系统具有临床优势，但仍需要应对许多挑战。图像重建的一个主要挑战是数据截断：对于紧凑的机架设计，一个探测器A覆盖整个SFOV（Ø50cm），而另一个探测器B仅限于较小的中心视野（FOV）。如果扫描对象超出中心FOV，检测器B的投影数据将被截断，并且需要对数据进行外推以避免图像中的截断伪影。使用探测器A获取的数据用于推断探测器B的截断投影。
另一个挑战是交叉散射辐射，即探测器A检测到的X射线管B的散射辐射，反之亦然。交叉散射辐射会造成伪影，降低图像的对比度和噪声比。在双能量扫描中，它可能导致不正确的材料分解和材料分类。交叉散射需要足够的校正。最直接的校正方法是直接测量探测器A和B中的交叉散射辐射，并从测量信号中减去。该技术需要在直射光束外的每个探测器上安装额外的探测器元件，并在第二代DSCT中实现。直接测量的替代方法是基于模型的交叉散射校正。交叉散射辐射的主要来源是物体表面的康普顿散射，因此对物体表面的了解足以预测交叉散射。然而，通过分析原始数据正弦图的轮廓，可以很容易地确定物体表面。具有相似表面形状的物体的预存储交叉散射表用于交叉散射辐射的在线校正。基于测量和基于模型的交叉散射校正结果。在第三代DSCT中，实施了基于交叉散射简化蒙特卡罗模拟的校正。
关于双源CT的原理与临床应用，参见：双源CT的技术原理与临床应用。
在DSCT系统上扫描带有心脏插入物的拟人胸部模型的图像。在等中心，z方向的x射线束宽为38.4 mm。视野420毫米，窗宽300 HU，窗中心40 HU（a） 无散射校正。箭头表示由于直接散射和交叉散射而产生的散射伪影（b） 基于测量的散射校正（c） 基于模型的散射校正。
关于CT的早期发展历史，可以参见：回望：CT五十年（1968-2018）。
神经与头颈双能量应用
DE (Dual Energy)颈动脉CTA是一种同时使用两个不同球管电压的X线球管对脑循环进行成像的血管造影检查。
在CT血管造影检查中应用DE成像主要是为了更好地区分碘和钙。在较低的管电压下，碘的增强效果比骨组织更加明显。利用这种效果，能够从骨结构的血管（和钙化斑块）中将碘体素分离出来，而在DE结果图像中这些碘体素会被抑制。
与需要使用两组采集数据（平扫和CTA数据集）进行骨减影的DSA CT相比，DECT血管造影不易受到病人运动影响。DECT血管造影只需要使用一组采集数据，因此能够消除数据集错误配准问题。与单能CTA检查相比，DE CTA具有以下优点：
能够以自动、可重现的方式去除复杂的骨结构和骨髓，而且不会清除其他组织中可能具有重要意义的信息；尤其值得一提的是，这种检查基本不会意外去除整条血管。标记和去除钙化斑块，以改进钙化负荷和管腔的显示效果。为了优化DE检查，务必理解影响图像质量的因素并了解如何进行技术微调以获得最佳结果。
诊治医师应对病人的诊断和治疗承担全部责任，包括对诊疗期间所用药物及剂量的责任。本章涉及的药物和剂量均符合药物批准标号上的使用说明和/或指征。
当操作SOMATOM扫描仪时，必须始终严格遵守有关操作说明。Dual Energy颅内CTA的适应症：
颅外血管异常或肿块（例如恶性肿瘤）的评估。右手肘前静脉中0.0478英寸（1.2毫米）或更粗的静脉留置针。在高压注射器注射之前，应测试并用盐水冲洗注射部位，以找到正确的注射点并降低溢出风险。在定位之前，应提醒病人摘下假牙和首饰（如项链和耳环），因为它们可能导致数据中产生伪影。
为了防止运动伪影，指导病人不要在采集期间呼吸和吞咽。如有必要，指导病人一起练习。
（2）轴位图像显示牙齿填充物的最少条纹伪影。为了尽可能减少牙齿伪影，可使病人的下颚呈倾斜状态，以确保相关区域正上方的大多数填充物位于扫描区域之外。或者，如果机架可以倾斜，则可倾斜机架（5 - 15度），以将填充物密度最高的部分移出扫描平面。
下颚向上倾斜，以尽量减少牙齿填充物的条纹伪影。头部和颈部位于扫描区域中央，通过激光标记居中。DE成像的最佳显示野受球管B的较小扫描区域限制。Dual Energy信息仅可用于此区域。
DE结果很容易受图像噪声、线束硬化和交叉散射伪影的影响。当病人定位于扫描区域中央时，图像质量将达到最佳。
建议使用两个定位像扫描（AP和侧面位置），以便于使头部居中。DE采集可将侧面定位像作为参考，通过检查卡上的上移或下移按钮调整检查床高度。感兴趣区可借助激光标记灯居中，检查AP和侧位定位像后可对居中情况进行调整。
所有默认Dual Energy扫描方案均以DE作为前缀。为便于将相关解剖结构置于扫描区域中央，所有DE方案都预先定义了在AP和侧位进行的两种定位像扫描。
DE数据很容易受图像噪声、线束硬化和交叉散射伪影的影响。默认的西门子方案在优化图像质量、扫描时间和病人剂量这三方面之间取得了良好平衡。首次开始执行DE检查时，建议使用西门子默认方案。
DE_CarotidAngio_BoneRem。DE_CarotidAngioFast_BoneRem。在SOMATOM Drive上DE螺旋模式(80 / Sn 140 kV)，用于使用选择性光子屏蔽以64 x 0.6 mm或128 x 0.6 mm采集进行颈动脉CTA检查。
选择性光子屏蔽是一种锡(Sn)滤过板，此滤过板可去除低能量光子，使140 kVp射束迁移到高能量光谱。通过这种效应，可以提高VNC图像的对比度-噪声比。选择性光子屏蔽能够更加灵活地优化DE检查和病人的扫描参数。使用选择性光子屏蔽，可使用较低的剂量保持对比度-噪声比，从而改善结果图像中的DE信号：
检查体形纤瘦的病人时，可使用80 / Sn140 kV（或70/Sn10kV、80/Sn150kV）组合进一步降低剂量。
如果使用100 / Sn140 kV（或100/Sn150kV）组合，保留的剂量足以改善DE图像评估结果，特别是在对体形高大的病人进行成像时。
为了以适当的低放射剂量获得最佳的结果，管电流在默认情况下以固定比率与对应的X线球管关联。用户只能修改球管A的有效mAs值，球管B对应的值将根据预定义的比率自动调整。
强烈建议使用生理盐水冲洗静脉管路，以获得更均一的增强效果。
下表中列出的值基于最佳实践。确保根据自己所在环境的实际情况修改这些值。可以使用以下公式来估计造影剂容积：
· 这些值基于最佳实践。确保根据自己所在环境的实际情况修改这些值。交叉散射伪影随病人直径和螺距的升高而增加。为了尽量减少这些伪影和图像噪声，建议采取以下措施*：
准直为0.6 mm时，允许使用的螺距为0.35 - 1.2。
降低了螺距之后，可升高低kV的有效mAs，以使用更高的剂量来将噪声降至最低。
CARE Dose 4D应始终激活，以根据病人的体形、厚度和组织密度自动调节剂量。
DE CTA采集在颅内动脉不透明度均一的动脉期中进行。骨去除算法的效果取决于目标血管的最佳造影剂增强和CTA数据集中的最小噪声。可使用手动或自动团注跟踪来确定扫描容积中的团注到达时间。
第一个定位像，侧位，头向至足向扫描。第二个定位像，前后位，足向至头向扫描。这两个定位像中的范围框相互关联，并将精确定义用于CTA的同一个扫描体。扫描范围通常扩大到包含颈动脉，并可以从主动脉弓开始。
在CARE Bolus中，需要使用自动跟踪软件监测扫描容积中团注何时到达（根据参考血管中的衰减情况）。当血管增强达到预定HU水平时，就会自动触发CTA采集。
使用测试团注功能时，首先要以CTA采集所用的相同流率进行小剂量造影剂团注（如10 - 15 ml）。在同一断层位置执行一系列低剂量扫描，以监测感兴趣断层中的团注到达情况。使用这些序列图像生成时间密度曲线，然后使用曲线峰值来确定CTA采集的扫描延迟。
对于从主动脉弓开始的扫描范围，CARE Bolus是可供选择的方法。
监测扫描定位于主动脉弓水平。为了减少CTA数据集中的静脉污染，必须将CTA扫描范围触发过程中的延迟降至最低。监测扫描应该设为靠近CTA范围的开始位置。
ROI必须谨慎地设在主动脉弓中，避免接触主动脉壁的任何钙化部分。使用140 kV设置时，触发阈值可设置为基准以上100 - 150 HU之间。达到该阈值后，将会自动触发CTA采集。
使用自动病人指令(API)将可延迟CTA扫描触发。建议禁用API，在监测扫描过程中密切注意增强曲线的升高，并在曲线即将到达预定义的阈值之前，发出口头指令以暂停呼吸和吞咽。
(1) 螺旋CTA范围开始位置附近的红线，代表监测扫描位置
(2) ROI（粉红色圆圈）良好地位于远离钙化壁的主动脉弓内。尽管监测扫描和造影剂注射同时启动，但可以预先编程8到10秒启动延迟，以便稍后启动监测扫描。这样可减少病人不必要的放射曝光量。
的增强曲线显示每次后续监测扫描后密度会上升，直至达到触发阈值100 HU。注意，监测扫描在注射开始10后启动（红色箭头），CTA扫描在注射开始25秒后触发（蓝色箭头）。
完成采集后，CT图像利用采集的原始数据进行重建。常规的工作流程通常需要生成厚层轴位断层以便查看和记录。还需要重建重叠的薄层轴位断层，然后用于进一步的二维/三维后处理。默认方案中设置了多个重建任务，并为每个任务重建三个图像系列：
低kV（80 kV或100 kV）数据。混合数据，组合了低kV和高kV采集数据。在自动任务选项卡上选中为混合系列自动执行任务选项后，即可仅为混合图像系列进行自动拍片和传输。此功能在重建任务1中默认打开，用于创建薄断层系列。
100 kV / Sn 140 kV设置的默认DE颈动脉CTA方案的默认DE合成为0.6。这表示混合比率为40%高kV数据：60%低kV数据。使用选择性光子屏蔽时，利用此值可获得噪声减弱的最佳图像质量*。
为了增加体内的碘造影剂，DE合成在不使用选择性光子屏蔽时可增大至0.6，使用选择性光子屏蔽时可增大至0.8。
混合系列用于常规诊断和三维后处理。高/低kV图像系列使用syngo CT Dual Energy进行评估*。对于SOMATOM Drive可以调整DE合成以提高混合图像的质量，如下所示：
使用80 kV设置而无选择性光子屏蔽时为0.3 - 0.6。使用80 kV设置且有选择性光子屏蔽时为0.4 - 0.6。使用100 kV设置且有选择性光子屏蔽时为0.5 - 0.7 重建DE数据集时，必须考虑以下提示：
为了提高计算速度，建议尽可能缩小FoV，最小值为20 cm。
syngo Dual Energy应用程序应使用DE卷积核（前缀为D或Q）。
DE卷积核在组织和骨的交界处产生较少的边缘增强，从而提高DE处理质量。
数据采集完成后，可以使用syngo.via或者MMWP相应软件进行双能量评估。
颅内双能量CTA：检查流程与注意事项。肺结节双能量CT评估：检查流程及注意事项。双能量肺动脉CTA：检查流程与注意事项。主动脉双能量CTA：检查流程与注意事项。肾脏双能量CT评估：检查流程与注意事项。下肢动脉双能量CTA：检查流程与注意事项
DE (Dual Energy)颅内CTA是一种同时使用两个不同球管电压的X线球管对脑循环进行成像的血管造影检查。
右手肘前静脉中0.0478英寸（1.2毫米）或更粗的静脉留置针。在高压注射器注射之前，应测试并用盐水冲洗注射部位，以找到正确的注射点并降低溢出风险。为了防止运动伪影，指导病人不要在采集期间呼吸和吞咽。如有必要，指导病人一起练习。
特别需要注意，使头部位于扫描区域中心。头部位于扫描区域中心，通过激光标记居中。DE成像的最佳显示野受球管B的较小扫描区域限制。Dual Energy信息仅可用于此区域。
DE_HeadAngio_Analysis。在SOMATOM Drive上DE螺旋模式(80 / Sn 140 kV)，用于使用选择性光子屏蔽以64 x 0.6 mm采集进行颅内CTA检查。选择性光子屏蔽能够更加灵活地优化DE检查和病人的扫描参数。使用选择性光子屏蔽，可使用较低的剂量保持对比度-噪声比，从而改善结果图像中的DE信号：
监测扫描定位于基底或颈动脉（C1-2水平）。由于血管较细并且很难准确测量，因此首选手动触发。
要执行手动触发，可将ROI设置在病人的解剖结构之外。例如，可设置在颈部周围的空气中，以避免由于运动伪影而误触发CTA采集。
在同时启动造影剂注射和扫描后，应仔细观察感兴趣血管中的造影剂增强情况，这是非常重要的。一旦血管中造影剂可见，立即启动扫描。
尽管为该采集定义了20次扫描，但在造影剂团注流过该区域后，测试团注扫描可随时终止。
使用连续图像执行动态图像评估，以生成颈动脉或基底动脉的时间密度曲线。增强到达峰值的时间加上测试团注扫描的启动延迟，等于螺旋CTA采集的启动延迟。增强到达峰值的时间是时间密度曲线的峰值。
使用80 kV / Sn 140 kV设置的DE_HeadAngio_Analysis方案的默认DE合成为0.4。这表示混合比率为60%高kV数据：40%低kV数据。使用选择性光子屏蔽时，利用此值可获得噪声减弱的最佳图像质量*。
胸部、肺栓塞与主动脉
1. 双能量CT在肺栓塞中的应用
肺栓塞（PE）是一种具有不同临床表现的潜在致命疾病。如果延误诊断或治疗，可能会有致命的预后。及时诊断、及时治疗可以显著降低死亡率。
目前，MDCT被认为是诊断PE的标准成像方式。在过去十年中，CT技术的进步使医生能够获得更高质量的图像，同时暴露在较低水平的辐射下，显示出小的亚段肺动脉（PA）栓塞。CT在检测PE方面具有较高的诊断准确性。它是评价PE患者最重要的临床影像学检查方法。它可以提供关于急性PE患者血流动力学稳定性和预后的重要信息。
双能量CT扫描（DECT）可以在一次对比增强检查中提供肺的形态和功能信息。它具有MDCT的优点，并根据材料分解理论，使用具有两种不同能谱的X射线来检测特定物质。这使得组织中碘成分的选择性可视化成为可能。由于同时显示肺栓塞阻塞肺动脉，并导致肺实质灌注缺损，因此它最近被积极应用于肺栓塞患者。这可能会产生更多关于PE的信息，因为灌注和血管造影图像都是在不增加辐射剂量的情况下获得的。DECT是评估PE的可行方案。
本章旨在探讨DECT在PE中的潜在临床应用，重点是PE的诊断和危险分层。关于双能量肺动脉CTA的扫描，参见：吗、双能量肺动脉CTA：检查流程与注意事项。
基于DECT的PE诊断：DECT能提高PE的诊断准确率吗？
DECT可用于检测急性PE。DECT的主要优势在于，它可以显示肺动脉闭塞引起的肺实质灌注缺陷，并可以直接显示肺动脉的充盈缺陷。碘图提供了一种快速检测灌注缺陷的方法，可以定量分析灌注缺陷的体积。肺灌注的定量评估与肺灌注闪烁扫描和单光子发射CT（SPECT）图像密切相关。
许多小规模研究报告了DECT对检测急性PE的诊断价值。报告的敏感性和特异性范围分别为60%至90%和88%至99%。在慢性PE中，使用SPECT或闪烁扫描作为参考，DECT具有96-100%的敏感性和76-96%的特异性。
在他们的研究中，CTPA的诊断准确率（85.5-90.4%）通过彩色编码肺灌注血容量图像（95.6-97.6%）与观察者间和观察者内的高度一致性对两位读者均有提高。在CTPA中添加DECT可提高外周肺内血栓的检测。在MDCT上，小的外周栓子有时难以与周围的节段或亚节段肺动脉区分。然而，DECT有助于识别由于小栓子引起的局部碘灌注缺陷。在最近一项涉及1035名连续患者的大规模回顾性研究中，DECT碘图有助于在1%的额外患者中发现小（节段或亚节段）肺栓塞。即使使用少量对比剂，DECT技术也可以提高图像质量。使用单能图像重建，可以改善血管衰减和对比噪声比。这意味着，在PE成像中使用DECT时，碘对比度可以降低，同时仍能保持足够的图像质量和较高的诊断可信度。
. 76岁女性，被诊断为急性肺栓塞症。A. CTA显示右上叶肺动脉局灶性充盈缺损（箭头所示），双侧胸腔积液。B. CTA的融合图像和彩色编码碘图显示右上肺动脉血栓以及右上肺叶相应的楔形灌注缺损。
. 30岁女性，被诊断为急性肺栓塞症。A. 100 kV的常规图像显示右下亚段动脉局部充盈缺损。B. 60 keV的单能图像更好地描绘了右下叶亚段血栓。
最近的一项研究报告，基于深度学习的自动肺叶分割和定量肺叶或分区灌注分析在PE检测中非常有用，尽管该研究的样本量很小，只有88名患者。需要进一步的大规模研究，以评估基于深度学习的定量肺叶灌注参数是否能够为接受DECT的PE患者提供补充诊断或预后信息。
许多研究报告了氙气增强通气CT在肺部疾病患者中的作用。使用DECT的通气/灌注成像可以显示疑似PE患者的通气/灌注匹配或不匹配。氙是一种放射性高密度气体，原子序数为54，类似于碘（原子序数53）。
先前的一项研究对32例疑似PE患者进行了DECT通气/灌注成像。在32名患者中，有6名报告了轻度不良事件（即呼吸急促、轻度头晕和肢体麻木）。10例PE患者成功进行DECT肺通气/灌注成像，8例患者发现PE相关通气/灌注不匹配。作者得出结论，DECT肺通气/灌注成像可以提供疑似PE患者肺形态和功能通气/灌注的高空间分辨率信息。
然而，由于氙的原子序数接近碘的原子序数，因此无法区分氙和碘。使用碘和氙气进行灌注和通气成像不能使用单一成像程序。在他们的研究中，在氙气增强DECT成像检查5分钟后，进行了双能量CTPA。在另一项研究中，建议对PA闭塞性疾病同时进行通气灌注成像时使用替代性吸入造影剂。在一项临床前研究中，建议使用氪（原子序数：34）和碘进行通气灌注评估。尽管氙或氪获得的通气扫描仅限于在研究中使用，但它们有可能成为检查肺部解剖结构和肺通气的非侵入性工具。
DECT对PE和肺动脉肉瘤的鉴别诊断。肺动脉肉瘤是一种罕见的恶性肿瘤，起源于PA的内膜或中膜，由于临床症状和放射学表现往往相似，常被误诊为PE。临床上鉴别PA肉瘤和PE是非常重要的。
CT是一种可以鉴别PA肉瘤和PE的影像学检查方法。通过观察肿瘤管腔外扩展、受累动脉扩张或近端或主PA的低衰减充盈缺损，有助于区分PA肉瘤和PE。然而，这些发现可能不会出现在早期PA肉瘤中，在广泛PE的情况下，影像学表现可能相似。因为双能量技术可以使碘与其他物质区分开来，DECT可以通过检测细微的病变增强来帮助区分PE和PA肉瘤。
. 58岁女性，患有肺动脉肉瘤。A. 冠状位增强CT图像显示右主肺干管腔内肿块伴偏心充盈缺损。B. 在双能CT的冠状位彩色编码碘（水）图像上，感兴趣区域内的平均碘浓度为2.6 mg/ml。C. 冠状位PET图像显示管腔内肿块和右上气管旁淋巴结的局灶性氟脱氧葡萄糖摄取。
先前的一项研究比较了19例PE和6例PA肉瘤患者的DECT定量参数，发现CT Hounsfield单位（HU）没有差异（PE与PA肉瘤：45.5±15.9 HU与47.1±9.2 HU；p=0.776），但在碘图上测得的碘浓度存在显著差异（PE与PA肉瘤：0.6±0.4 mg/mL与1.5±0.6 mg/mL；p=0.001）。这些发现表明，使用DECT对碘值进行量化有助于区分PE与PA肉瘤。通常，氟脱氧葡萄糖（FDG）PET-CT是一种基于FDG摄取的区分PA肉瘤和PE的有用方法，最大标准摄取值存在差异。然而，PE可能具有不同的摄取，这导致难以将其与PA肉瘤区分开来。DECT还具有特定组织特征、清晰的解剖轮廓和同时评估肺灌注的作用。
DECT在评估PE患者严重程度和预测预后中的作用。PE患者的风险分层很重要，因为最佳的患者管理、监测和治疗策略取决于预后。许多CT参数被认为是PE严重程度和临床结果的潜在预测因子。其中，右心室（RV）功能障碍的定量CT参数，或轴位CT切片中右心室（RV）和左心室（LV）直径之间的比例异常增加，被认为是急性PE患者不良临床结局的有力预测因子。
一些研究表明DECT评估PE引起的肺血容量（PBV）灌注缺陷的可行性。尽管关于DECT检测到的灌注变化的功能相关性的数据有限，但一些研究表明，在DECT出现较大程度灌注缺陷的急性PE患者中，右心劳损的发生率较高。先前的研究也表明，DECT灌注缺陷的程度与PE患者的不良临床结果相关。
使用DECT计算的灌注缺陷评分已被建议作为PE患者严重程度评估的一种新的影像学生物标志物。在之前的一项研究中，使用基于DECT扫描的灌注缺陷评分来评估30名患者的PE严重程度，发现该评分与RV/LV直径比（r=0.69，p<0.001）和PA梗阻评分（r=0.87，p<0.001）有良好的相关性。在另一项涉及55名PE患者的研究中，使用DECT计算的灌注缺陷分数与CTPA阻塞分数和RV/LV比率显著相关（r=0.62和0.60，分别为p<0.001），并有效区分低风险组和中等风险组（p=0.011）。
一项初步研究表明，使用DECT测量的灌注缺损肺体积不仅可以作为替代指标，还可以作为急性PE患者右心劳损的预测指标。另一项涉及60名PE患者的研究报告称，在DECT碘图上测量的灌注缺陷程度是不良临床结果（60天内死亡或重症监护治疗）的预测因子。一项多中心回顾性研究涉及115名疑似PE患者，但未发现可检测到的血栓栓塞凝块，研究发现，存在灌注缺陷的肺体积是患者预后的预测因素。
根据先前的研究，定量DECT参数有可能被用作急性PE的预后标志物。然而，现有的研究是针对小组参与者进行的，与CT室径比相比，DECT缺乏灌注缺陷定量的额外有效性，CT室径比是一个公认且广泛使用的预后指标。定量DECT参数对急性PE预后和危险分层的价值存在争议。最近一项涉及172名急性PE患者的研究表明，虽然RV/LV比率预测30天死亡率（危险比，3.8；p=0.002）和相关死亡（危险比，18.1；p<0.001），但使用DECT检测的灌注缺陷对于预测RV/LV比率的30天死亡率没有额外的益处。我们进行了一项倾向评分匹配研究，比较定量DECT参数和CT室径比对急性PE患者的预测价值。倾向匹配的研究人群包括CTPA组240例急性PE患者和DECT组240例急性PE患者。根据结果，使用DECT测量的肺灌注缺陷在预测30天内死亡方面没有比单独使用CT RV/LV比率更大的益处（C-统计：0.80,0.83，p=0.097）。目前，数据并未证明DECT肺功能评估对预测PE死亡有任何额外益处。应进行更大规模、随访时间更长的试验，以评估DECT结果对治疗策略的潜在影响，从而优化急性PE患者的治疗和预后。
. 34岁男性，急性肺栓塞。A. 碘图显示由于肺血栓栓塞导致的两个上肺叶多灶灌注缺陷。B. 使用体积分析软件获得的图，显示灌注缺陷体积，从-1024到-1 Hounsfield单位测量，为324.15 cm3，相对灌注缺陷体积为10.24%。
DECT与慢性PE和慢性血栓栓塞性肺动脉高压（CTEPH）。如果急性PE不能随时间溶解，则可能导致慢性PE。一旦栓子达到慢性有组织状态，就会发生继发性血流动力学变化，最终导致慢性肺动脉高压，继而导致右心衰。这种进展过程可以通过外科肺血栓内膜切除术纠正。
慢性肺栓塞与急性肺栓塞有不同的灌注模式，因为体侧支循环增加以维持闭塞肺动脉远端的肺组织。DECT有助于显示急性和慢性PE的不同灌注模式。在之前的一项研究中，对42例PE患者进行了双期DECT，并使用公式100%x（[IRA延迟期]-[IRA PA期]）/（IRA PA期）计算碘相关衰减（IRA）变化率。急性PE患者和慢性PE患者的IRA变化率分别为-3.14%和191.9%（p<0.001），表明在慢性PE节段观察到延迟增强。这可能是因为慢性肺栓塞通过支气管动脉广泛形成全身侧支循环。这些结果表明，DECT可以显示碘分布以反映灌注模式。
. 60岁男性被诊断为慢性肺血栓栓塞症。A. CTA图像显示两条主肺动脉中有组织的血栓。B. 在肺动脉期，CTA和彩色编码碘图的融合图像显示两条主肺动脉中有组织的血栓（箭头），右上叶有楔形灌注缺损。C. 在延迟相图像上，由于慢性肺血栓栓塞的全身侧支供应，右上叶先前存在灌注缺陷的区域增强。
除了评估实质灌注缺陷外，DECT数据还有助于使用材料分解法检测血管内血栓性物质并确定其组织特征，从而区分急性和慢性PE。Kim等人比较了15例急性PE患者和11例慢性PE患者的HU、碘相关HU和栓塞碘浓度。他们发现，与急性PE相比，慢性PE的平均HU、碘相关HU和IC显著高于急性PE。这可能是因为与急性血栓相比，慢性血栓的纤维化成分具有更大的血管供应。
慢性血栓栓塞性肺动脉高压（CTEPH）在2-4%的急性PE患者中发生。肺血管床中的血栓栓塞物质可触发血管收缩和重塑，并可发生进行性肺动脉高压和右心衰。CTEPH预后差。DECT可在CTEPH的诊断和治疗中发挥潜在作用。这有助于评估灌注模式和区分CTEPH和肺动脉高压。作者发现19例PA高血压患者96.6%的节段显示斑片状灌注缺陷（不均匀灌注缺陷与保留灌注的中间区域），而12例CTEPH患者通常显示斑片状（58.5%的节段）或栓塞型（37.5%的节段）灌注缺陷（受影响节段在DECT的碘图上的楔形灌注缺陷）。DECT还可用于CTEPH的严重性评估和CTEPH治疗反应的评估。
. 74岁的女性，患有慢性肺栓塞。A. CTA显示右下肺动脉有一个偏心的慢性血栓。B. CTA和彩色编码碘图的融合图像显示在扩张的右下肺叶有一个大的偏心性慢性血栓，两肺有多灶性的灌注缺损。C, D. 肺动脉内膜切除术后，有组织的血栓被清除。随访的CTA图像显示清除组织化血栓后的右下肺动脉的造影剂增强。碘图图像显示两肺的肺部灌注得到改善。
严重程度评估和治疗对CTEPH至关重要，因为与急性PE相比，未经治疗的CTEPH会导致较差的预后。以前的一项研究报道，用DECT获得的PBV评分与肺动脉压力和肺血管阻力明显相关，肺部PBV评分是CTEPH有用的无创性估计。DECT可用于测量CTEPH患者球囊肺血管成形术（BAP）后的肺部灌注量增加。作者用DECT检查了8名接受BPA的CTEPH患者的PBV的临床意义。他们发现BPA治疗区的肺部PBV值增加，并与全肺PBV的改善有明显的正相关关系。这项研究表明，DECT可能是评估BAP治疗结果的有用的无创工具。
就辐射剂量而言，初步研究表明，DECT与比单能量CT更高的辐射暴露相关。然而，许多研究报告，DECT不需要常规CT所需的额外剂量。先前的一项体模研究报告，对于140/80 kV和Sn 140/100 kV，DECT肺血管造影的辐射剂量分别为2.61 mSV和2.69 mSV，这与标准120 kV方案胸部CT的2.70 mSV剂量相似。两相成像方法可能会增加辐射剂量。然而，剂量降低技术，如选择性光子屏蔽使用和管电流调制，将有助于将辐射剂量的增加降至最低。随着第三代DECT的发展，与第二代DECT或单能CT相比，新级别的双能电压组合和更厚的薄滤光片以及更精确的X射线光谱分离使得CTPA检查的辐射照射更低，图像质量保持不变。
如上所述，许多研究使用DECT上的灌注缺损大小作为代表疾病严重程度或预后的替代标志。然而，灌注缺陷的大小取决于各种因素（例如，对比剂的量、浓度、注射速率、管电压、扫描延迟时间和机器）。定量测量是DECT成像中的另一个主要问题，因为DECT中没有标准化的分析方法或参数。有几个值需要针对应用程序进行验证，有些值很难分析。
应考虑扫描协议。目前，没有标准化的扫描方案来评估DECT上的灌注缺陷。有几项研究提出了一种图像采集和造影剂注射协议，用DECT评估肺部疾病。通常，对于较低的管电压，建议使用80 kV图像，以更好地显示小的腔内血栓。使用造影剂时，建议使用高浓度碘基造影剂（>300 mg/ml），以区分碘与其他材料。注射造影剂时，通常将感兴趣区域放置在主PA中，并使用团注跟踪方法。为了在一次扫描中评估肺动脉和肺实质，延迟扫描时间应更长（4-7秒）。扫描方向应为足头方向，以避免上腔静脉或上胸静脉高浓度造影剂引起的条状伪影。使用盐水有助于减少伪影并提高图像质量。如果怀疑有慢性PE，可以增加延迟相位扫描来评估灌注模式，但需要考虑额外的辐射照射。
为了获得最佳的实质增强，应考虑碘注射技术、图像采集的延迟时间、CT数据采集的方向以及伪影的减少。建议使用高浓度碘造影剂、延长延迟扫描时间、足头扫描方向和单期相扫描。
让临床医生熟悉DECT灌注成像的诊断缺陷对于避免误诊很重要。然而，必须谨慎地解释碘图，因为碘图选择性地显示了肺实质内的碘对比剂，而不是真正的灌注。尽管闭塞性PE的PBV灌注缺陷率相对较高（82-95%），但非闭塞性PE灌注缺陷率可能低至6-9%，其他肺部疾病也可能导致灌注缺陷。
. 50岁男性，在远端胰腺切除术和脾切除术后第5天拔出中心静脉导管后突然抱怨呼吸困难。A. 术后第4天的胸部X光片显示中心静脉导管通过右颈内静脉的正常位置。B、C. 术后第4天的CT显示依赖性肺不张，无栓塞病变（B）。出现呼吸困难后的胸部CT图像（C）。右肺中动脉怀疑有多灶性空气（C中的箭头），这在先前的CT中没有发现（B中的箭头），并且可以看到两个低衰减。D. CTA和碘图融合图像显示两肺前部的大范围灌注缺损，可能是由肺空气栓塞引起的。
胸静脉、上腔静脉和右心室是血流图像中异质性伪影的常见位置。紧靠心脏边界的右中叶和左舌段也会因心脏运动而导致不均匀伪影。这些不应被误认为是真正的病变。
. 73岁男性，被诊断为慢性肺栓塞症。A, B. 灰度图（A）和融合图像碘图（B）显示，与心脏边界相邻的右肺中叶和左肺叶段（箭头）也因心脏运动而造成异质性伪影。
DECT人工智能诊断PE的未来方向。人工智能（AI）在放射学领域受到了相当大的关注。AI也可用于诊断PE。在Blackmon等人的早期研究中，他们开发了一种使用机器学习的计算机辅助PE检测算法；在最近的一项研究中，Liu等人采用了深度学习算法，用MDCT检测和计算急性PE的血栓负荷。他们表明，深度学习算法能够以良好的性能检测急性PE，并有效地计算血栓负荷，以减少临床医生的工作量。AI对于困难的任务非常有用，例如检测小的外周血凝块或自动量化血凝块负荷和RV/LV直径比，这些都是急性PE的预后因素。
目前关于人工智能在PE DECT成像中的应用研究较少。最近的一项研究报告，基于深度学习的自动肺叶分割和定量肺叶或分区灌注分析在PE检测中很有用，尽管该研究只有88名患者的小样本量。将人工智能应用于PE的DECT图像值得进一步大规模研究。AI将使用DECT作为辅助诊断工具，通过基于深度学习的缺陷体积量化来检测和表征栓子，并预测患者预后。
DECT有助于检测PE，评估PE的严重程度，预测预后。随着协议的标准化和CT技术的进步，DECT的技术和诊断缺陷已被克服。根据现行指南，DECT在PE评估中不被视为常规诊断程序。然而，如果现场有合适的专业知识和资源，DECT被推荐为怀疑患有CTEPH患者的V/Q扫描的替代工具。
通过根据临床经验调整图像采集和后处理方法，可以扩大双能量技术在PE评估中的应用。
2. 双能量虚拟去钙技术（VNCa）的临床价值
自双能量CT扫描（DECT）问世以来，与传统CT相比，许多值得注意的优势已被研究，像优化、伪影减少以及提供有关组织成分的附加信息的能力。
在不同的DECT应用中，虚拟去钙（VNCa）技术已成为一种日益流行的技术，因为它能够从解剖结构中减去钙，从而更好地评估标准CT上可能掩盖的许多病理状况。VNCa于2009年首次推出，主要用于去除血管钙化斑块和描绘松质骨和骨髓变化方面。
骨髓水肿（BME）或“骨挫伤”被认为是骨骼系统损伤的生物标志物，与骨小梁中脂肪成分的减少有关，并被水肿和出血所取代。磁共振成像（MRI）是评估骨髓疾病的参考标准技术。通过创建VNCa重建，DECT可能被认为是一种潜在的更便宜、更快和全面的成像替代方法，其目的是为许多临床适应症提供与MRI一样详细的信息。
大量证据表明，DECT有可能用于基于胶原的肌腱和韧带成像，或将高密度病变与钙区分开来，如痛风患者的尿酸盐晶体。在这种情况下，DECT提供额外成像参数信息的能力，例如从VNCa图像中获得的BME，对于炎症、浸润性和变性疾病的多参数方法以及创伤患者的紧急情况可能特别有用。
非创伤性骨髓水肿：双能量CT的价值；双能量CT骨髓分析：急诊室的Game Changer（上）；双能量CT骨髓分析：急诊室的Game Changer（下）；双能量CT检测头颈部骨髓水肿），一篇综述文章，系统介绍一下VNCa技术的临床价值。
关于双能量的实现方法，参见：双能量CT的实现方法，虽然目前能看到的双能量实现方法有六种之多，但是科学文献中公布的VNCa算法的大多数当前研究都是在第二代和第三代双源CT（DSCT）平台上进行，这可以解释为与其他平台相比，这种特定DECT技术的可用性更广。
VNCa扫描在头部扫描中区分出血和实质钙化的能力。VNCa扫描在脊柱骨骼中描绘创伤性骨髓水肿的潜力。VNCa扫描在脊柱和骨盆骨骼中显示非创伤性骨髓水肿的潜力。VNCa扫描在四肢骨骼中描绘创伤性骨髓水肿的能力。由于使用三物质的分解，VNCa算法估计DECT数据集上的钙含量，并从图像中减去，以突出显示可能被骨矿物质或钙化覆盖的解剖结构。
在VNCa成像上，骨髓衰减代表黄骨髓和红骨髓的CT值。特别是，利用钙的特征斜率，骨矿物体素被投影到水的CT值（100 kV/Sn140 kV的0 HU）。体素之间的差异主要反映了骨髓中的水分和脂肪含量。这些差异可以使用彩色编码图进行直观解释，或通过感兴趣区域进行定量评估，并以HU表示。
然而，大多数被建议用来区分BME和正常骨髓的临界值仍然是非常不同的，范围在-80和6 HU之间。这些差异可能取决于评估的解剖区域或使用的DECT平台类型。
VNCa数据集上的图像质量也受到DECT扫描参数的影响。使用更高的光谱分离可以精确评估骨矿物质含量。在组合为70/Sn150 kV时，获得了最佳结果。然而，当由于图像噪声的增加（如扫描腹部和骨盆）而不建议使用大的DE比时，较高的辐射剂量有助于提供最佳的图像质量。螺距和旋转时间不会显著影响图像质量，尽管螺距过低时可能会出现螺旋伪影。
彩色编码的VNCa数据集通常从大多数现代DECT平台的原始数据自动处理，显示出在常规临床实践中使用的潜力。建议切片厚度为1-2mm，更平滑的重建卷积核，数据集应沿二维解剖平面重新重建，以进行最佳定性评估。
还应考虑VNCa成像的技术限制。已经证明，由于皮质的不完全掩蔽和空间平均，无法准确地显示与皮质骨直接相邻的骨髓衰减的微小改变。皮质骨或松质骨的不完全减影也可能发生在关节病和存在气体或严重骨硬化的情况下，这会导致线束硬化伪影，甚至在存在骨折的情况下也可能导致可见水肿的缺失。VNCa成像的任何潜在用户都应该意识到其潜在的缺陷。
颅内钙化是头部CT扫描的常见表现。它们通常由脉络丛和基底节内的营养不良过程引起，或可能作为不同疾病的一部分发生，如结节性硬化症、囊虫病、Sturge-Weber综合征和缓慢生长的脑肿瘤（如脑膜瘤、皮样瘤、颅咽管瘤和少突胶质瘤）。
在紧急情况下，任何颅内高注意力集中的来源都可能混淆诊断，尤其是在需要排除颅内出血的情况下。在头部常规CT扫描中，任何衰减水平大于100 HU的病变都被归类为钙化。然而，新鲜血液的密度通常为50-65 HU，而钙化的衰减可能在70-200 HU之间变化。该标准可能不适用于衰减水平低于100 HU的病变，其值往往重叠。
目前，用于区分出血和钙化的成像技术包括基于MRI的技术，如定量敏感性标测和梯度回波成像。
VNCa已被证明能准确区分钙化和出血，甚至在衰减在50到100 HU之间的病变中。在临床研究中，截止值为44 HU的VNCa在区分颅内出血小病灶和钙化方面具有较高的诊断性能（表1）。
头部DECT扫描显示标准灰度序列（a）分类为不确定的脑桥中的局灶性高密度灶。这位有高血压病史的80岁患者因精神状态改变而被送往急诊室。在钙图（b）上，高密度病灶仍然可见，而在虚拟去钙图像（c）上则不明显，提示为实质钙化。磁共振成像证实了这一发现。
头部DECT扫描显示脑桥的局灶性高密度，在标准灰度序列（a）中分类为不确定。这位58岁的患者有高血压和糖尿病病史，因右臂震颤、视力模糊和收缩压升高而被送往急诊室。在虚拟去钙图像（c）上，桥脑的局灶性高密度灶表现为高衰减的局灶区域，与出血相一致。
MRI和CT目前被认为是评估脊柱疾病的首选诊断成像方式。CT成像由于其出色的空间分辨率，在急诊创伤环境中用于检测低密度骨折线。另一方面，MRI是评估神经、肌腱结构和骨髓疾病的参考标准技术。MRI对于诊断继发于创伤的BME特别有用。然而，由于成本高、采集时间长，常规创伤环境下的MRI检查可能会受到限制。
虽然单能量CT不能去除骨小梁并揭示细微的骨髓衰减变化，但DECT允许BME评估。其快速采集时间有利于急诊场景。已经进行了几项研究，以评估VNCa重建检测急性椎体骨折的诊断性能。BME检测已通过使用彩色编码图像进行定性评估，并使用基于感兴趣区域的骨髓衰减测量进行定量评估。当松质骨内出现微骨折时，骨髓衰减增加，因为其脂肪含量被水肿和微出血所取代。彩色编码的VNCa重建在BME定性评估方面显示出良好的结果，无论是在敏感性（范围72-96%）、特异性（范围70-100%）还是准确性（范围90-99%）（表1）。
类似地，在VNCa数据集上对骨髓衰减的受试者操作特征曲线分析也证明了极好的敏感性、特异性和准确性，使用-80和-12 HU的截止值，其范围分别为85-96%、82-90%和85-91%。
骶骨功能不全骨折的诊断也获得了有趣的结果，显示了定性评估的高度敏感性和特异性（分别为93%和95%），以及使用-43 HU的临界值进行定量评估的85%和95%的值这可能使DECT成为一种有希望的技术，以避免对不全性骨折及其相关并发症的误诊，尤其是在患有骨质疏松症或弥漫性骨病的患者中。
椎间盘退行性疾病是一种常见的与年龄相关的疾病，可引起下腰痛，并带来巨大的社会和经济负担。
常见的并发症是脊髓或脊神经根受压。快速准确的诊断对于快速开始最佳治疗和避免可能导致不可逆压迫是必要的。MRI是首选诊断成像方式，因其能在椎间盘和脑脊液之间提供良好分界。然而，MRI在临床常规检查中有一些局限性，例如患者有铁磁性金属植入物、幽闭恐惧症或难以保持仰卧和长时间静止。
DECT成像作为一种有吸引力的替代方法被引入，特别是由于VNCa成像，它在识别椎间盘退变的早期阶段取得了有希望的结果。使用最大CT值800 HU和阈值-200 HU，具有混合CT覆盖的VNCa彩色编码图已证明能够检测改良Pfirrmann分类的不同分级（该分类广泛用于椎间盘退变分级）。特别是，VNCa成像能够检测到椎间盘衰减的增加，这与髓核脱水以及蛋白多糖和水分含量的损失正相关。
更晚期的椎间盘退变以椎间盘高度降低、纤维环破裂和髓核突出为特征。标准CT对腰椎间盘突出症的检测显示出中等的敏感性和特异性。最近，DECT通过应用彩色编码的VNCa重建克服了椎间盘对比度分辨率受损的问题。
脊柱DECT扫描。标准灰度序列（a）显示L3/L4和L4/L5椎间盘真空现象的典型脊柱关节病表现。经磁共振成像T2加权序列（c）（箭头）证实，虚拟去钙重建结合优化椎间盘分析（b）可精细显示腰椎间盘突出症（箭头）。
彩色编码图有助于区分小椎间盘突出症和脑脊液，与标准CT相比具有更好的敏感性和特异性，分别为91%和92%（使用MRI作为参考标准（表3））。
关于椎间盘DECT检查的相关文章，参见：双能量VNCa对颈椎间盘突出症的诊断价值；腰椎间盘退变的双能CT评估。
脊柱是骨转移最常见的部位。乳腺癌、前列腺癌和肺癌共同导致80%以上的转移性骨病。
肿瘤患者通常进行增强CT扫描，用于分期和随访。然而，尽管碘造影剂有助于增强软组织对比度，但在标准CT上评估骨病变仍然具有挑战性。在荟萃分析中，传统CT图像报告脊柱转移检测的敏感性和特异性分别为77%和83%。当高度怀疑存在骨转移时，患者可能需要接受额外的成像技术，如MRI、闪烁扫描或正电子发射断层扫描。
最近用不同的钙抑制指数评估了VNCa重建检测转移性脊柱病变的效果。特别是，与常规CT的78%相比，使用低抑制指数和中等抑制指数使灵敏度提高到85%，并且与主观图像分析的良好读者一致性相关。
在Abdullayev等人的一项研究中，使用低抑制指数和中抑制指数进行定量分析，分别使用-143 HU和-31 HU的截止值，显示了区分正常骨和转移骨的有希望的结果（表3）。
DECT在浸润性脊柱疾病中的作用也集中在多发性骨髓瘤患者身上。在这种恶性血液肿瘤中，浆细胞的不受限制的克隆性增殖导致骨髓正常成分的改变。通常进行低剂量全身CT扫描以检测溶骨性病变在这种情况下，DECT显示了有希望的结果，与标准CT相比具有更好的灵敏度。
不同的研究提出了介于-45 HU和-36 HU之间的截止值，以通过定量评估实现最佳灵敏度，并允许对疾病的病灶和扩散模式进行精细描述，准确率在93%到99%之间。
VNCa重建特别有助于检测常规X线照片或标准CT上可能遗漏的细微髋部骨折，尤其是受弥漫性骨骼疾病（如骨质疏松症或佩吉特病）影响的患者。
及时识别骨盆骨折对于治疗计划至关重要，误诊与残疾和较高死亡率有关，并伴有缺血性坏死和血栓栓塞等并发症。不同的作者将临床随访作为参考标准，重点关注VNCa重建检测骨盆骨折的诊断性能（表3）。在这些研究中，DECT的表现明显优于标准CT，当评估彩色编码的VNCa图像时，显示出敏感性的提高（>5%）。定量分析的临界值为-55.3 HU，其敏感性和特异性分别为100%和94%。
不同的情况，如涉及脊柱或骨盆的轴性脊椎关节炎和骶髂关节炎，通常需要患者进行MRI检查。对浸润性病变也有很好的结果，VNCa已被用作标准CT上因骨髓等密度而几乎看不到的恶性盆腔肿瘤的活检指南。
使用骨闪烁扫描作为参考标准，与CT相比，MRI具有更高的敏感性和特异性（分别为88%和100%对72%和99%）。在疑似或轻微骨折的情况下，MRI被认为是继常规平片后最好的高级成像选择，因为它能很好地描绘骨髓和邻近软组织。另一方面，在BME强烈的情况下，仅MRI可能无法显示骨折线，诊断可能需要常规X线片或CT。高成本、低访问率和禁忌症使MRI无法作为急诊环境中可疑和隐匿性骨折的高级成像选择。然而，在MRI上，骨挫伤被认为是骨损伤的关键发现，因为它可以发现细微骨折，而这些骨折在传统的X光平片和标准CT中可能是隐匿的。
越来越多的研究表明，DECT利用VNCa成像检测四肢骨骼小骨的创伤性BME是可行的（表4），与标准CT相比，定性和定量评估的诊断性能有所提高。
DECT可以补充标准CT成像提供的信息，提高VNCa对急性膝关节骨折的诊断能力。在Booz等人的一项研究中，通过彩色编码的VNCa图像对膝关节骨折进行定性评估的敏感性和特异性为95%，而在定量分析中，使用-51 HU截止值，这些值分别为96%和97%。Wang等人也显示了类似的结果，他们提出了-67 HU的截止值，敏感性为81%，特异性为99%。与标准CT相比，DECT检测骨折的灵敏度提高了15-20%，尤其是对于经验较少的放射科医生。VNCa算法即使在低辐射剂量协议下也表现良好，与标准剂量DECT非常一致。二分髌骨和骨关节炎可能是VNCa算法的一个缺陷，因为它们可能确定假阳性和假阴性。另外一个限制是存在假体或骨合成植入物。
右侧急性踝关节创伤患者的DECT扫描。标准灰度系列（a）未描绘任何断裂线。彩色编码的虚拟去钙图像（b）显示右跟骨明显的创伤性骨髓水肿，显示为绿色区域（箭头）。这一发现通过使用质子密度加权序列（箭头）的磁共振成像（c）得到证实。几位作者研究了VNCa重建的性能，以检测远端关节（如舟状骨）的创伤性BME。在这些研究中，无论是定性评估还是定量分析，DECT都能够以比标准CT更高的敏感性和特异性突出创伤性BME（表4）。一些病例报告还强调了DECT描绘跟腱撕裂的能力，与传统CT相比，其可信度有所提高。使用MRI作为参考标准，在急性膝关节创伤中评估交叉韧带断裂也有类似的结果，具有相当好的敏感性（79%）和极好的特异性（100%）。
VNCa成像也可描绘与类风湿性关节炎相关的炎症性BME，无论是大关节还是小关节，显示了良好的定性评估和与MRI的极好一致性。
类风湿性关节炎患者双手的DECT扫描。第二掌指关节放大显示标准灰度序列（a）和正常虚拟去钙衰减（b）上软骨和骨板的正常平滑轮廓（短箭头）。相反，第三掌指关节的骨髓水肿明显，表现为广泛且界限不清的绿色区域（长箭头）。通过T2加权脂肪饱和序列的磁共振成像证实存在炎性骨髓水肿（c）。
充分清除血管中的钙化斑块是CT血管造影（CTA）研究的一个挑战。钙化斑块通常会导致血管狭窄评估过高，尤其是在小血管中，并可能导致不必要的侵入性操作。
通常，在常规CTA中，固定的HU值被用作去除钙化的阈值，尽管这种方法常常由于钙化的晕状伪影而失败。或者，平扫CT采集可以作为钙化斑块减影的蒙片。然而，由于患者的运动或两次扫描之间的动脉搏动，可能会出现错位伪影。众所周知，DECT算法可以改善图像质量，减少接受CTA检查的患者的对比剂体积和辐射剂量。基于DECT的三物质分解还可以减少含碘血管的钙信号，从而从CTA扫描中去除硬斑块。
在这种情况下，与传统CTA相比，使用数字减影血管造影作为参考，VNCa成像已被证明可以改善硬斑块引起的颈动脉狭窄的定量。管腔评估没有显示出受到晕状伪影的影响，可能是因为该算法识别并消除了钙晕状成分的光谱行为。
现代DECT平台中使用的能量积分探测器基于X射线转换为电信号的间接过程，该电信号通过光电二极管并转换为光子。另一方面，新的光子计数探测器直接将X射线光子转换为电信号，提高了剂量效率和空间分辨率，改善了光谱分离和空间配准。在不久的将来，光子计数探测器CT平台不仅可以更详细地显示BME，尤其是在小骨中，还可以区分尿酸盐晶体、羟基磷灰石和焦磷酸钙沉积物。初步数据显示，在从血管中减少钙化斑块、分离血液和钙化、克服当前VNCa对次优材料分解的限制以及DECT平台的分辨率限制方面，取得了有希望的结果。
在过去的十年中，基于DECT的VNCa成像已被证明在一些神经放射学、血管和肌肉骨骼应用中提供了比标准CT更多的临床相关信息。迄今为止，使用VNCa重建的最大经验存在于骨髓成像中，尤其是骨创伤，但也适用于炎症和肿瘤骨髓病理学。一些研究表明，它还具有鉴别高密度病变和评估椎间盘的潜力。与标准CT相比，常规通过MRI或骨闪烁扫描评估的炎性或浸润性骨髓疾病可以通过DECT进行更详细的评估。对VNCa图像的主观和客观分析显示了较高的诊断准确性，并证明了在禁忌症或可用性有限的情况下，VNCa作为MRI、骨闪烁扫描或PET/CT的成像替代方式的潜力。特别是在急诊/创伤环境中，由于节省时间、早期准确诊断和迅速开始治疗，患者可以从该技术中获益。然而，尽管多项研究显示了基于DECT的VNCa成像的潜力，但这项技术仍然没有在临床常规中取得进展，可能是因为其可用性有限，因为大多数可用研究都是在第二代和第三代DSCT平台上进行的。这可能限制了供应商间的相关性研究，并阻碍了VNCa成像与临床常规的整合。
必须了解VNCa技术限制和与采集协议和重建软件相关的差异，这可能因供应商而异，并为定量评估生成不同的截止值。需要进一步研究VNCa成像算法，以更全面地了解其潜力。
文献原文：D'Angelo T, Albrecht MH, Caudo D, et al. Virtual non-calcium dual-energy CT: clinical applications. Eur Radiol Exp. 2021 Sep 3;
主动脉双能量CTA：检查流程与注意事项
双能量 (Dual Energy；DE)主动脉CTA是一种同时使用两个不同管电压的X线球管对主动脉及其分支进行成像的血管造影检查。
执行DECT血管造影检查主要是为了更好地区分碘和钙。在较低的管电压下，碘的增强效果比骨组织更加明显。利用这种效果，能够从骨结构的血管（和钙化斑块）中将碘体素分离出来。与单能CTA检查相比，DE CTA具有以下优点：
能够以自动、可重现的方式去除复杂的骨结构，而且不会清除其他组织中可能具有重要意义的信息；尤其值得一提的是，这种检查基本不会意外去除整条血管。标记和去除钙化斑块，以改进钙化和管腔的显示效果。为了优化DE检查，务必理解影响图像质量的因素并了解如何进行技术微调以获得最佳结果。请参考以下工作流程步骤中的“提示”部分。主动脉双能量CTA检查的适应症包括：
疑似主动脉病变或主动脉主要分支病变，包括动脉瘤、壁内血肿或夹层。通过手术或支架置入修复腹主动脉瘤(AAA)的术前成像。作为肝切除、肝移植和门体分流术的术前检测。可疑肠系膜缺血、脉管炎和不明失血评估。腹部大血管静脉血栓形成或闭塞，例如，肠系膜静脉系统或全身静脉系统，包括下腔静脉(IVC)血栓和肝静脉血栓（Budd-Chiari综合症）。如果体内有金属植入物，例如脊柱假体和血管支架，则在一定程度上不适合进行双能量CTA检查。高密度的长金属支架通常会产生图像模糊和条状伪影，因此利用DE算法可能无法恰到好处地去除骨组织。如果有去除金属伪影的相关技术，可以与双能量技术联合使用。
右手肘前静脉中0.0478英寸（1.2毫米）或更粗的静脉留置针。在动力注射之前，应测试并用盐水冲洗注射部位，以找到正确的注射点并降低溢出风险。为了避免产生运动伪影，应当指导病人在吸气之后屏住呼吸。如有必要，指导病人进行练习。
头先进或足先进，仰卧，头部以适当物品加以支撑，例如头臂支架。感兴趣区位于扫描区域中心，通过激光标记居中。DE成像的最佳显示野受球管B的较小扫描区域限制。双能量信息仅可用于此区域。
由于DE结果很容易受图像噪声、射束硬化和交叉散射伪影的影响。当病人定位于扫描区域中央时，图像质量将达到最佳。
建议使用两个定位像扫描（AP和侧位），以便于使相关解剖结构居中。DE采集可将侧面定位像作为参考，通过检卡上的上移或下移按钮调整检查床高度。感兴趣区可借助激光标记灯居中，检查AP和侧面定位像后可对居中情况进行调整。
所有默认双能量扫描方案均以DE作为前缀。为便于将相关解剖结构置于扫描区域中央，所有DE方案都预先定义了在AP和侧位进行的两种定位像扫描。
默认的西门子方案在优化图像质量、扫描时间和病人剂量这三方面之间取得了良好平衡。首次开始执行DE检查时，建议使用西门子默认方案。
DE_BodyAngio_BoneRem。DE_BodyAngioFast_BoneRem 选择性光子屏蔽能够更加灵活地优化DE检查和病人的扫描参数。使用选择性光子屏蔽，可使用较低的剂量保持对比度-噪声比，从而改善结果图像中的DE信号：
为了以适当的低放射剂量获得最佳的结果，球管电流在默认情况下以固定比率与对应的x线球管关联。用户只能修改球管A的有效mAs值，球管B对应的值将根据预定义的比率自动调整。下表显示SOMATOM Definition Flash上的DE_BodyAngio_BoneRem方案使用/不使用选择性性光子屏蔽（指明为Sn）时的球管电流比率：
根据使用的扫描方案，扫描持续时间可以比使用单能量的传统CTA检查长一些。建议使用较长时间的造影剂团注。
下表显示所使用的典型注射方案。下表中列出的值基于最佳实践。确保根据自己所在环境的实际情况修改这些值。可以使用以下公式来估计造影剂容积：
· 这些值基于最佳实践。确保根据自己所在环境的实际情况修改这些值。交叉散射伪影随病人的身体直径和螺距的增大而增加。为了尽量减少这些伪影和图像噪声，建议采取以下措施*：
建议仅对身体直径小于35 cm的纤瘦病人使用80 kV / Sn 140 kV（或70/Sn10kV、80/Sn150kV）组合。
CARE Dose 4D应始终激活，以便根据病人的体形、厚度和组织密度自动调节剂量。
DE CTA采集在主动脉及其分支不透明度均一的动脉期中进行。骨去除算法的效果取决于目标血管的最佳造影剂增强和CTA数据集中的最小噪声。可使用手动或自动团注跟踪来确定扫描容积中的团注到达时间。的定位像显示整个胸部DE采集的扫描范围（粉红框）以及主动脉弓团注跟踪的断层位置（红线）：
通过检查侧面定位像并使用检查卡上的上移或下移按钮进行调整，可将感兴趣区域居中。
使用测测试团注功能时，首先要以CTA采集所用的相同流率进行小剂量造影剂团注（如10 - 15 ml）。在同一断层位置执行一系列低剂量扫描，以监测感兴趣断层中的团注到达情况。使用这些序列图像生成时间密度曲线，然后使用曲线峰值来确定CTA采集的扫描延迟。骨去除算法的有效性以及MIP图像的质量在很大程度上取决于CTA采集的最佳造影剂增强。必须小心操作，以使造影剂在目标血管中保持均一的不透明性。
(1) 本检查增强不理想，导致 MIP图像噪声较强，骨碎片更明显
(2) 本检查的造影剂增强优异、均一，因此骨去除彻底，血管详情极为清晰。CARE Bolus是推荐使用的确定下肢动脉循环时间的方法。
监测扫描定位于髂动脉分叉以上的腹主动脉水平。必须在血管中设置好ROI；必须避免接触主动脉壁的任何钙化部分。使用140 kV设置时，触发阈值可设置为基准以上100 - 150 HU之间。达到该阈值后，CTA采集就会自动触发。
如果病人下肢出现严重动脉闭塞，则会影响到血液流向闭塞远端。为了改善远端流出血管的显示效果，建议确保整个扫描的扫描持续时间为20 - 30秒。可在CARE Bolus中设定5 - 10秒的附加扫描延迟，以便稍后触发螺旋CTA采集。
尽管监测扫描和造影剂注射同时启动，但可以预设置15秒的启动延迟，以便稍后再启动监测扫描。这样将可防止病人受到不必要的照射。
在定位像中，红线代表扫描容积开始点以上的监测扫描位置。第一个和最后一个监测扫描图像显示造影剂团注到达。ROI（蓝色圆圈）在腹主动脉中放置良好。
完成采集后，CT图像利用采集的原始数据进行重建。常规的工作流程通常需要生成厚轴位断层以便查看和记录。还需要重建重叠的薄轴位断层，然后用于进一步的二维/三维后处理。默认方案中设置了多个重建任务，并为每个任务重建三个图像系列：
混合数据，组合了低kV和高kV采集数据。在自动任务选项卡上选中为混合系列自动执行任务选项后，即可仅为混合图像系列进行自动拍片和传输。此功能在重建任务1中默认打开，用于创建薄断层系列。
在SOMATOM Definition Flash中，使用100 kV / Sn 140 kV设置的DE_BodyAngio_BoneRem方案的默认DE合成为0.5。
这表示混合比率为50%高kV数据∶50%低kV数据。此值能够优化图像质量，降低噪音，产生合理的放射剂量*。
混合系列用于常规诊断和三维后处理。高/低kV图像系列使用syngo CT Dual Energy进行评估*。使用80 kV设置时，可以调整DE合成以改善混合图像的质量，如下所示：
≤ 0.3，用于体形高大的病人（身体直径 > 30 cm），或用来降低图像噪声
- 3 - 0.4，用于体形瘦小的病人（身体直径 < 30 cm）。为了改善造影剂增强检查中的碘清晰度，最高可调整为最大值0.6 使用100 kV设置时，可以调整DE合成以改善混合图像的质量，如下所示：
≤ 0.4，用于体形高大的病人（身体直径 > 35 cm），或用来降低图像噪声
- 4 - 0.6，用于体形瘦小的病人（身体直径 ≤ 35 cm）。为了改善造影剂增强检查中的碘清晰度，最高可调整为最大值0.8 重建DE数据集时，必须考虑以下提示：
建议使用较宽的FoV，至少为30 cm。
建议在syngo CT Dual Energy应用程序中使用专用的DE卷积核（前缀为D或Q）。
DE卷积核在骨和组织或器官的交界处产生较少的边缘增强，从而提高DE处理质量。
对于体形高大的病人，可以使用高达2 mm的更大层厚和更平滑的卷积核。
腹部定量与肝脏检查
1. 腹部双能量CT定量技术
双能量CT（DECT）通过使用两种不同的X射线光谱，同时或接近同时地获取两个不同的数据集，从而获得更多的信息。光电效应和康普顿散射之间的微妙平衡是决定DECT扫描模式的关键因素，与传统的X射线和混合能量CT（SECT）技术类似。CT值是多种因素（例如，光子能量、质量密度）的函数。当使用SECT时，不同元素组成的材料可能会表现出类似的CT值，并可能无法区分彼此。这是SECT的一个固有限制。DECT克服了这一障碍，它在第二能级上获取衰减系数，从而允许随后对特定材料进行分解并最终进行量化分析。因为通过光电效应发生相互作用的可能性与目标组织的原子序数和密度成正比，由此产生的不同的能量谱能够识别、提取和量化目标材料。
早期的DECT扫描原型有很大的技术局限性，即两种能量之间存在高度的空间和时间错位、高噪声和辐射剂量增加。然而，在过去的10-15年里，CT球管和探测器技术的快速发展为临床DECT系统的诞生提供了条件，重新激发了影像医学界对这项技术的兴趣。
DECT为许多诊断问题提供了定性和定量的解决方案。定性分析使用各种能量和材料的特定数据集，在每个体素的基础上直观地评估材料含量。定量分析更进一步，允许用户在图像数据上画出感兴趣的区域，以生成特定的材料测量值，如碘浓度。
虽然是创新，但定量DECT还没有达到普遍的临床实践，主要是由于供应商特定的硬件和软件包不容易相互适用。
然而，随着DECT在临床上获得更多的发展，全面了解常用的定性和有希望的定量应用，也能让放射科医生认识并欣赏这种诊断工具。它还能使放射科医生发现更多的DECT适应症，并可能将CT诊断的边界推向未被发现的前沿领域。
肾脏肿块是常规增强CT检查中最常见的偶然发现之一。放射科医生只能使用单期增强检查，特别是当观察到肾脏病变的衰减大于单纯液体时（即>+20HU），才会努力进行全面的肾脏肿块定性。在没有平扫图像的情况下，要区分因蛋白性/出血性或假性增强现象导致的无增强的高衰减囊肿与实性血管下肿瘤不可行。最近的文献表明，在DECT扫描中发现的高达50%的偶然性肾脏肿块可以完全定性为非增强性囊肿或增强性实性肿块，而不需要进行额外的成像。显示了一种现象，即碘浓度与HU单位相互矛盾地出现。最近，人们对用单期TBDE CT和机器学习算法扫描的患者进行了研究，以努力提高诊断的准确性。这项工作建议进行专门的多期CT检查，在碘对比度和CT值相互矛盾的情况下，进行专门的多期CT检查。
使用双能量CT评估肾囊肿特征--为评估急诊室的腹痛而进行的增强CT显示左肾间的低增强病变。混合成像的衰减测量值为+113HU，提示有出血性内容、假性增强或实性肿块（a）。虚拟平扫重建显示病变高衰减，表明是一个高密度囊肿（b，箭头）。彩色编码碘图，在病变上画出感兴趣的区域，显示碘密度为0.0mgI/mL，确保诊断为无增强的高密度囊肿（c）。请注意，囊肿的虚拟平扫衰减为+78.3HU，混合和虚拟平扫图像之间的模拟衰减差为+33.3HU。鉴于衰减差>20HU，如果只使用衰减测量，可能会将病变误判为增强型囊肿。这表明碘定量可能是一个独立于HU的测量。
证据表明，从虚拟平扫（VUE）图像生成的CT测量值与传统的平扫采集值在5-10HU的衰减差异内有很好的相关性，表明VUE图像有可能取代单独采集的平扫图像。然而，由于碘提取过程中出现的算法平滑化，VUE图像看起来更像卡通图像，器官边界不明显。VUE图像仍有可能出现算法不精确和衰减值不准确的情况，这可能导致病变对比度增强的虚假或欺骗性计算，通常是由于碘或钙提取不完全、患者体型较大、点状钙化消失（即<3mm）、视野边缘效应等原因导致的病变对比度高。这些缺点继续影响着放射科不愿意取消前瞻性获得的传统平扫图像而采用VUE。尽管如此，随着光谱分离、材料分解和扫描设备硬件的不断改进，VUE图像的质量有望进一步改善。
碘物质分解在肾脏肿块评估中显示出极大的前景。在评估肾脏肿块时，碘定量的特点是能够将病变分类为非增强型囊肿和增强型肿块。虽然使用视觉检查彩色编码的碘图内的彩色像素的定性评估已被证明是有用的，但许多定量方法显示出良好的结果。有人建议用不同的诊断阈值来确定碘的存在，作为平扫和增强图像之间典型的20HU变化的替代。一些研究报告称，使用双源DECT平台的阈值在0.5mgI/mL之间，使用kV快速切换DECT的阈值在2.0mgI/mL之间。阈值的差异可能是由于与不同扫描仪类型有关的光谱分离程度不同，以及患者人群和体型的差异。需要进行大型队列研究和进一步的跨平台验证，以精确定义最有效的碘阈值。在这些解决方案出台之前，在对同一肾脏病变进行连续检查时，可能值得采用相同的DECT平台，从而减轻跨平台碘定量的潜在变化。
DECT的一个长期应用是肾结石成分的定性。尽管SECT被认为是肾结石检测的标准，但DECT提供的材料分解分析将准确描述肾结石的成分。结石成分会影响治疗方法。例如，尿酸盐结石可以通过尿液碱化来溶解，而钙基结石可能需要通过体外冲击波碎石等侵入性程序来清除。诚然，放射科医生在此应用中并不直接量化结石含量，而是根据结石含量在高、低能量下的不同衰减情况，采用半定量的方法。
肾上腺偶发病变是一种常见的影像学发现，在普通人群中高达5%的CT检查中观察到。腺瘤是肾上腺最普遍的良性发现，在没有已知癌症的患者中占所有肾上腺结节的75%。在已知有肾上腺外恶性肿瘤的患者中，肾上腺肿块往往仍然是腺瘤，但肾上腺转移的发生率可高达73%。传统的SECT依赖于CT衰减测量值<10HU的肾上腺病变才能诊断为富脂腺瘤。常见的阈值包括40%的相对增强洗脱百分比和60%的绝对增强洗脱百分比，当应用这些阈值时，可产生较高的诊断效果。
对于在门静脉期获得的常规CT检查，如果没有专门的平扫图像，DECT理论上可以缓解肾上腺附带瘤的特征问题。有人提出了虚拟平扫图像作为肾上腺偶然肿块定性的解决方案。以前的工作表明，VUE图像和真正的平扫图像衍生的衰减值之间有很高的相关性（Pearson相关系数为0.945），而且模体研究得出的VUE值在预期值的5HU之内。然而，进一步的研究表明，从门静脉期得出的VUE图像在描述偶发腺瘤时的可靠性有限，得出的衰减值比真正的未增强值高达15 HU。不同的 DECT扫描仪已被证明需要不同的 CT 阈值。小型回顾性研究表明，碘物质分解技术也有助于识别肾上腺瘤。最近，有人建议将门静脉期获得的双能量数据中的碘浓度与VUE衰减之比作为区分腺瘤和转移瘤的有用参数。
使用双能量CT评估肾上腺结节特征--66岁的患者因慢性腹痛接受CT扫描。发现了一个偶然的左肾上腺肿块，静脉期的平均衰减值为+58 HU（a）。如果没有平扫图像，这个结节将被认为是不确定的，需要患者返回进行专门的肾上腺洗脱CT方案或MR评估。鉴于该检查是在DECT模式下进行的，虚拟平扫图像被重建，观察到的衰减值为+10 HU（b），确保了富含脂肪的腺瘤的诊断，从而避免了任何额外的检查。
大小为基础的肿瘤分类系统，如1.1版的实体瘤反应评估标准（RECIST 1.1），被常规用于评估治疗反应的有效性。类似RECIST的标准采用目标病变的单维直径测量，用所有目标病变的总和来估计肿瘤负担的定量测量。尽管RECIST类标准的作用已经确立，但它仍有很大的局限性，包括病变靶点选择或测量的可变性以及排除病变增强或衰减作为评价治疗反应的方法。特别是对于新兴的免疫治疗药物，可能会出现假性进展，从而对常规的再分期模式构成挑战。
使用双能量CT评估治疗反应--黑色素瘤患者接受了基线分期检查。检查显示，左侧肾周有一个25.2×20.2mm的强化肿块（a，箭头）。碘定量的结果是平均归一化碘浓度（NIC）为0.0689（b）。患者开始接受免疫治疗。6个月后进行的再分期检查（c）显示肿块的大小减少（c，箭头），现在测量为10.1×7.3mm，符合RECIST 1.1标准的治疗反应。治疗后的碘定量显示NIC为0.0341，证实了治疗有效（d）。人们应该期望随着肿瘤的缩小，NIC也会减少。然而，要注意病变缩小但显示NIC增加的情况可能反映了疾病的复发。
DECT可以为基于尺寸的肿瘤分类系统所无法满足的临床需求提供解决方案。在传统的增强图像中，出血或坏死的肿瘤碎片可能会混淆地提高肿瘤的衰减，并错误地将这种发现归类为疾病的进展。体积碘吸收率（VIU），即病变体积乘以碘浓度，已被用来更好地评估晚期胃癌的化疗效果。例如，Chen及其同事证明，化疗后，胃癌平均CT值和中位VIU明显下降，而最大病灶直径没有统计学意义。与RECIST 1.1评价相比，通过VIU分析与Choi标准有更好的相关性。在用抗血管生成药物治疗的肝癌中，灌注CT被用来预测死亡率和疾病反应，据此血管渗透性、血流和血容量的减少反映了恶性新生血管的减少。使用碘物质分解评估肝细胞癌血管生成的初步工作，代替CT灌注，已在动物模型中显示出前景，表明有可能使用定量DECT参数评估肿瘤反应，并在理论上节省总辐射量。
基于尺寸的治疗反应指标可能存在的缺陷--透明细胞肾细胞癌患者在基线时出现了大的周边强化的左肾肿块，65.6×59.6mm（a，箭头）。碘图显示平均归一化碘浓度（NIC）为0.0908（b）。用疫疗法治疗后，患者在2个月后接受了重新分期。在治疗后的随访检查中（c），肿块大小减少了很多（箭头），尺寸为51.4×46.5mm，但根据RECIST 1.1标准，被认定为病情稳定。治疗后，肿块的周边结节性强化明显减少。治疗后的平均NIC为0.0272（d），表明治疗有效。尽管在这个案例中，无论定量评估如何，周边结节强化的程度在视觉上是明显的，但读者应该意识到定量指标可能有助于解决治疗反应问题的情况。
随着DECT纤维化测量的进一步优化，可以预见的优势是将其简化为常规多期CT肝脏方案，用于肝细胞筛查。这种方法将减轻对较长扫描时间和后处理要求的需求。
目前DECT技术的一个限制是无法中和特定材料分解方法的厂商间差异。例如，基于模型的研究显示，在单能谱数据和碘定量方面存在很大的厂商间差异。基于病人的研究显示，在衰减方面，扫描仪之间的差异相当大，但在碘浓度测量方面的差异较大。尽管对血管进行碘浓度归一化是一项公认的技术，可以改善基于器官的碘测量的可重复性，但它仍可能无法解决由于不同的DECT技术而产生的变化。与患者相关的（如体型大小）和扫描仪相关的因素也会影响碘定量的精确度和准确性。同样，不同器官和扫描仪设置的虚拟平扫图像衰减测量的跨厂商比较也有待研究。随着未来工作的开展，跨厂商的量化将促进DECT定量技术在临床实践中的无缝应用。
目前的CT扫描仪使用能量积分探测器（EID），在规定的时间间隔内，沉积到探测器上的总入射X射线能量被测量。X射线首先轰击顶层闪烁体装置，产生第二波光子。这些光子被底层的光电二极管迅速吸收，其中入射的光子被转换为与指定时间段内沉积到探测器上的总能量成比例的电信号。
PCD由单层半导体材料（通常是碲化镉或碲化镉）组成，不需要单独的层来将入射的X射线转换成光。相反，半导体将入射的X射线转换为正负电荷云。移动的电荷产生电流和随后的脉冲高度信号，直接与单个光子能量成比例，而不是整个入射X射线束的集合能量。然后，脉冲高度信号被分类到多个特定能量箱。
原型的PCD-CT扫描仪已经显示出比目前市售的EID-CT扫描仪更多的好处。光子能量分档允许对比度诱导材料的最佳能量加权（即 "K-边缘成像"），并在多对比剂研究中区分不同的对比剂。PCD-CT可以有效地消除在低能量设置下看到的电子噪声，从而提高低能量下的剂量效能。其他好处包括改进光谱分离，缩小探测器元件尺寸，以及提高几何效率等。
放射组学是一个迅速兴起的领域，它利用先进的数学算法从成像数据中提取大量的定量特征。放射组学依赖于这样一个假设，即医疗数据中包含肉眼无法察觉的病理过程信息，因此无法通过视觉检查发现。最近应用放射学人工智能算法的蓬勃发展，改善了与图像分割、图像处理和特征提取有关的计算和数学障碍。
大多数基于CT的放射学分析都是利用单一能量的单期增强图像来提取特征，主要是肿瘤放射学数据。目前还不知道DECT对未来基于放射组学会有什么影响。DECT衍生的图像比单一能量和临床模型的表现更好，这表明DECT可能提供额外的成像纹理特征和参数，而SECT数据无法实现。在预测甲状腺乳头状癌和结直肠粘液腺癌患者的结节转移方面也有类似结果。其他工作主要是利用半自动肝脏分割来区分肝脏的良性和恶性病变。另一项研究表明，DECT衍生的碘定量和放射组学可以准确区分正常肝脏和脂肪变性和肝硬化。虽然目前发表的文献有限，但基于双能量CT的放射组学的潜在应用显而易见，并可能在未来几年加强全新的定量CT文献谱。
主要通过CT值分析和材料量化推动的定量DECT应用，显示了解决目前在评估胃肠道和泌尿生殖系统病症以及肿瘤治疗反应方面未满足的需求。新兴技术，如放射组学、人工智能和光子计数探测器CT，有可能提高腹部和肿瘤学中定量DECT技术的价值。
在过去的30年里，CT扫描仪技术的飞跃使DECT成为一种更易于临床使用的工具。20世纪80年代发布的改良型商业CT系统（Somatom DR；西门子医疗, Erlangen, Germany）是首批应用于临床的DECT系统之一。该扫描仪使用一个单一的X射线管，在高能和低能的潜在能量之间快速切换，但最终因特定能量数据集之间的噪声水平不同而受到影响。
2006年，一种双源DECT扫描仪（SOMATOM Definition;西门子医疗, Erlangen, Germany）问世，它将两个X射线源和两个探测器安装在同一个机架上。第一代双源具有83ms的时间分辨率、可调节的特定能级噪声水平和光谱过滤优化。
在过去的十年时间里，DECT在多厂商产品的开发和临床应用方面经历了一个快速上升期。与传统的SECT相比，重建不同的DECT材料或能量的数据集提供了大量的图像显示新意。这些独特的优势包括改进病变检测和分类、腹部偶发肿瘤的定性，从而放弃或减少后续检查的需要、潜在的辐射剂量降低和成本章约，以及改善图像质量。定量DECT，即由碘定量和理想的供应商中立的CT值测量驱动，可以催化这种进步，并填补其他方式留下的空白。然而，应该注意的是，许多研究报告称，不同供应商平台的CT值测量存在差异，目前是限制临床广泛采用的一个因素。
SECT的一个常见限制是对腹部偶发肿瘤的完整描述。这种情况往往需要安排单独的影像检查对有关的偶发肿瘤（如肾上腺或肾脏病变）进行全面评估。采用精简的DECT后处理技术和重建，在最初发现时就为病变特征提供了方便和全面的评估途径，从而放弃了对未来随访检查的需要。这种好处还辅以改善成本效益评估和降低辐射剂量的潜力。例如，在评估偶然发现的尺寸≤4cm的不确定的肾脏病变时，单期DECT比多期SECT和MRI更具成本效益。
DECT可以优化目前基于尺寸的肿瘤分类系统，后者未满足临床需求。这些系统在描述肿瘤增强变化与治疗反应方面历来不足，特别是随着抗血管和免疫抑制剂治疗恶性肿瘤，如黑色素瘤或胃肠道间质瘤，的日益普及和有效。DECT提供了一个不同的角度来观察这些治疗方案后肿瘤的反应，它承认既定的基于尺寸的肿瘤指标，但也同时提供与肿瘤血管和实质成分有关的生存能力的定量和定性评估。
肝脏脂肪变性和纤维化的定量和分级主要是用MR进行。例如，质子密度脂肪分数（PDFF）是基于成像的脂肪含量测量的标准，但除非扫描协议包括多回波化学转换脉冲序列，否则通常无法使用。尽管在平扫图像上使用线性衰减系数测量对严重的脂肪变性定量显示出良好的特异性，但SECT在测量轻度至中度患者的肝脏脂肪含量时并不精确。由于平扫图像不是大多数CT检查采集方案的一部分，因此这一局限性进一步加剧。使用传统的SECT进行肝脏脂肪定量的障碍在增强CT检查中甚至更大。
新的数据表明，DECT可能能够对肝脏脂肪含量进行准确的无创分级，并为偶然的筛查和量化提供机会。
定量DECT图像重建和显示技术要点。有效的DECT定量成像需要对基本的数据采集和临床上有意义的解释所需的成像重建有基本的了解。重建可由特定材料或能量的CT数据集产生，两者都需要指定的材料分解后处理算法。DECT数据可以在重建高能量或低能量图像之前（原始数据或投影空间域）或之后（图像空间域）进行后处理。选择投影空间分解还是图像空间分解，完全取决于所采用的DECT硬件类型。例如，投影空间分解用于kV快速切换或双层探测器CT平台。相反，图像域分解则用于双源CT系统。图像和投影数据相关内容，参见：双能量CT的实现方法。
DECT检查产生大量的成像数据，历来需要高水平的放射科医生和技术员的专业知识来指导PACS的无缝整合。可以使用几种工作流程的算法。传统的DECT重建主要发生在一个独立的后处理工作站。成像采集后，用户为特定的检查和临床场景手动生成所需的重建。随后，图像被推送到PACS进行进一步审查。
DECT采集和重建工作流程--不同的DECT工作流程算法可以在临床实践中实施。传统上，技术员获取DECT扫描，并将原始数据传输到供应商指定的工作站（上排）。该工作站可以放置在用户选择的位置。然后，技术员或放射科医生对任何需要的数据集进行手动后处理，并将其转发到PACS。然后放射科医生在诊断工作站对检查进行解释。或者，技术员可以将原始数据发送到供应商特定的瘦客户端服务器（下排）。这通常安装在放射科医生进行诊断性阅读的同一台电脑上。放射科医生在瘦客户端上对数据进行后处理，并将所有完成的数据转发给PACS进行最终解释。
这种方法的自动化程度最低，而且受限于用户必须运用高水平的特定扫描仪知识来有效重建有用的数据。尽管如此，基于工作站的重建方法拥有DECT重建的全部可能性和创造性。目前，大多数重建解决方案都是利用供应商特定的瘦客户端。原始图像从扫描仪或PACS发送到瘦客户端上。放射科医生在与PACS相同的电脑上连接到瘦客户端，创建感兴趣的系列。鉴于放射科医生可以使用同一台电脑进行所有的检查工作，理论上有节省时间的优势。陡峭的学习曲线可能会限制这种工作流程的选择。重建可以直接在CT扫描仪上生成，并发送至PACS。最终，技术员可能在每次检查中花费更多的时间。放射科医生在寻找最有效的重建工作流程时，必须权衡各种因素，如成像数量、放射科医生和技术员的需求以及其他资源。
材料分解是DECT数据在每个体素基础上提取特定材料信息的方法。市面上的DECT扫描仪采用了两种类型的材料分解算法：分别是双材料分解和三材料分解。采用原始数据或投影空间域的双材料分解法，假定一个体积由两种预先确定的材料以二进制组合（如碘和水）组成。鉴于每种材料在两个不同的能量水平上的衰减特性，可以计算出其中一种材料的比例。具有近乎相同的光谱特性的材料将产生视觉上相似的特定材料图像，在临床上可能不实用。在临床实践中，碘和水最常构成材料基对，用于重建特定材料的图像（例如，碘密度图像）。
采用图像空间域的三材料分解法，假定一个体积由三种材料组成。质量守恒定律和完整性假设指出，体素内的总质量必须等于在基础集中预选的三种材料的所有单个质量分数之和。非脂肪软组织、脂肪和碘构成了腹部成像DECT应用中最常采用的材料基础三要素。不管是实施双材料还是三材料分解，都可以确定预选材料（如碘、脂肪、钙）的直接定量（单位：毫克/毫升）或分数百分比。
选择碘作为材料基础成分是相当有效的，因为它可以从特定材料的图像中减去，从而产生虚拟平扫图像，或者用用户可定制的彩色编码梯度叠加到灰度图像上，从而产生一个碘的叠加图像。材料分解还允许创建碘图。碘图可以用来测量感兴趣的特定区域的碘含量。
除了特定材料的数据集形成和量化外，DECT还可以进行特定能量的重建。SECT利用多色的X射线束来提取传统的诊断信息。与SECT相比，DECT的一个主要优势是能够合成虚拟的单色（也被称为 "单能量"）数据集。这些数据集克服了多色X射线光谱的内在限制--即低能量光谱中普遍存在的高对比度和高噪声，而高能量光谱中则存在低噪声和低对比度。多色图像极易受到能量转移现象的影响，如线束硬化伪影，其变化是CT值变化和差异性碘对比的函数。单色X射线光束允许从单个选定的能量（在40-190 keV范围内）的优先光子吸收，并可以为给定的任务优化图像噪声和对比度特征。这样一来，单能数据就用千电子伏特（keV）而不是千伏峰值（kVp）来描述。
碘造影剂表现出与单色数据的线性对比度衰减。碘造影剂在较低的能量水平（如40keV）下达到最大，并随着能量水平的提高而线性下降。然而，低能量的单色光束会受到更高的噪声影响，对于某些诊断任务来说，不一定理想。由于反相关噪声等影响，单能量数据可能显示出供应商特定的噪声特征。大多数文献建议使用中间范围的能量（即大约60-70 keV的病变检测），以最大限度地提高与噪声的对比度。同样，最理想的能量水平可能取决于诊断任务。这种算法使用空间频率分割技术，将低能量数据的最佳信号与中能量数据的降噪数据结合起来(更多内容参见：DECT单能谱图的临床应用)。表1总结了用于腹部定量分析的最常见的DECT重建。
非酒精性脂肪肝（NAFLD）是目前慢性肝病的主要诱因，大约20%的患者在10年内会发展成肝硬化。
通常肝脏活检被认为是肝脏脂肪定量的金标准，但其固有的侵入性和取样依赖性导致了非侵入性成像技术的发展，以取代活检。MR PDFF是评估脂肪肝患者的临床标准，但由于需要前瞻性地纳入MR检查采集方案而受到挑战。CT平扫对中重度脂肪肝具有良好的特异性，阈值为40-48HU，但对轻度脂肪肝缺乏敏感性，几乎从未作为常规临床CT方案的一部分进行采集。自动化的肝脏体积分割可以客观评估肝脏脂肪变性，尤其是中度（≥15%）脂肪变性，但该技术仍需要跨厂商验证。
DECT几乎可以从任何增强检查中提供肝脏脂肪含量的估计，克服了MR PDFF和CT平扫在前瞻性方案选择方面的限制。DECT利用了脂肪在高、低能量下的不同衰减。由于康普顿散射相互作用占主导地位，脂肪在较高的能量水平上显示出衰减增加。在较低的能量下，光电效应占主导地位，由于脂肪的有效原子数较低，其衰减较低。脂肪定量可以使用双物质分解法，将脂肪和其他正常的肝脏组织定义为基础对，或者使用三物质分解法，将脂肪、肝脏组织和第三种物质（如碘）作为基础三物质。已发表的研究建议使用 "ΔHU"（即140keV时的肝脏衰减减去80keV时的肝脏衰减之差）或肝脏脂肪分数（即使用材料分解算法计算感兴趣体素内的脂肪百分比）。根据目前可用的数据，DECT可以可靠地检测和量化脂肪变性等级，主要是在增强CT检查中，而增强CT检查占了大部分CT检查。通过kV快速切换DECT进行肝脏脂肪定量的多物质分解分析，与MR光谱和增加组织学脂肪变性等级有很好的相关性。例如，Hyodo及其同事证明，DECT衍生的脂肪体积分数（FVF）和MR衍生的脂肪分数都随着组织学脂肪变性等级的增加而增加。
使用双能量CT进行肝脏脂肪定量--使用双或三材料分解，可以提取感兴趣区域内每一体素的脂肪分数。请注意，与混合能量CT不同，获得这一测量结果不需要单独的平扫阶段。在这个例子中，混合（120 kV常规等效）图像划出的衰减值从后段的+116 HU到前段的+121 HU（a），排除了精确的脂肪变性评估的可能性。相应的脂肪分数颜色图显示了肝脏内脂肪分布的异质性。前段的脂肪分数被测量为0.2%，表明脂肪分布正常。然而，后段的脂肪分数显示为12.2%，表明轻度脂肪变性（b）。
肝脏纤维化是肝硬化的标志，有助于决定慢性肝病的临床结果和发展为肝细胞癌的风险。早期检测肝纤维化已被证明可以阻止肝病的发展，甚至有可能逆转肝损伤。肝纤维化的金标准是活检。然而，无创肝纤维化分期对慢性肝病患者来说也至关重要，否则他们将接受连续的有创活检，并出现不可忽略的并发症。已有的测量肝脏硬度的无创成像技术包括超声引导下的瞬时弹性成像或剪切波弹性成像，以及MR弹性成像。然而，采用这些技术的一个实质性问题是需要前瞻性地安排病人进行专门的检查，或者需要特定的协议或人员来使用该技术。在这种情况下，DECT的主要优势是对可能的任何高容量、非前瞻性设计的CT检查进行定量分析。
越来越多的证据支持将DECT用于肝脏纤维化的定量分析。慢性肝病的特点是细胞外体积增加，主要来自血管外和细胞外空间的胶原蛋白沉积。增强DECT扫描的碘密度测量已被证明可以无创地对肝脏纤维化进行分期并估计细胞外体积。Δ肝，即肝脏平衡期和平扫期衰减与主动脉衰减的差异，已被证明与活检后METAVIR肝脏纤维化评分相关。从平衡期碘密度图像中计算出的细胞外体积，并将其归一化为肝上下腔静脉血池以估计纤维化程度，显示出良好的组织病理学相关性。类似的工作是用平衡期碘浓度归一化的主动脉来估计细胞外体积，显示出与METAVIR评分的良好相关性，但未能区分无纤维化（F0疾病）和极早期纤维化（F1疾病）。目前，如果同时存在脂肪浸润，基于DECT的纤维化定量表现不佳，这可能是现有材料分解算法的反映。目前还不知道铁的共存或多时态测量碘浓度如何影响DECT肝纤维化估计的性能。
肝脏铁沉积的增加是慢性肝病的一个显著特征，包括非酒精性脂肪肝、慢性病毒性肝炎和血液病相关贫血。它还与纤维化、肝硬化、肝细胞癌和心脏不良后遗症的风险增加有关。而血浆或血清铁蛋白定量被认为是评估血色素沉着的最常用测试，作为肝脏储存的代用指标，它也是一种急性期炎症标志物。使用MR的无创成像技术可以量化肝脏铁浓度，但由于缺乏使用权或扫描时间过长，可能会受到限制。
虽然SECT铁定量使用增加的X射线吸收来间接估计铁，但它容易因脂肪或其他材料的共存而产生误差。DECT材料分解可以是一个更好的选择。使用在双能量模式下扫描的CT检查产生的铁图，可以估计出虚拟铁含量（VIC）。这种方法已被证明与疑似输血性血小板增多症患者的血清铁蛋白水平相关。一些工作表明，基于三物质分解的VIC可以区分临床相关的肝脏铁浓度阈值，其敏感性和特异性与MR R2弛豫法相似（非常低的铁水平除外）。铁浓度也可以用ΔHU来估计，即低千伏和高千伏数据集之间HU单位的变化。最近，对来自虚拟单能谱图像的低和高能量之间的ΔHU进行了评估，与MR R2弛豫测量技术相比，显示出强烈的线性相关性。
目前，DECT需要大量的队列验证才能成为一种被广泛接受的铁定量的非侵入性成像技术。MR驱动的技术仍然是基于成像的铁定量的主要方法。通过额外的工作，可以从DECT检查中常规提取肝脏铁含量，而不会给患者带来额外的费用或扫描时间。
区分良性和恶性门静脉血栓（PVT）是一项不可或缺的放射学任务。40%的肝癌患者会出现PVT，而以肿瘤侵入门静脉系统为特征的恶性PVT则在高达44%的肝癌患者中发现。恶性PVT对这些患者的预后、肿瘤分期和整体治疗机会有巨大的影响。虽然组织病理学被认为是金标准，但许多成像技术，包括MR、增强超声、多普勒超声和CT已被用于描述和诊断恶性PVT。
使用多期增强CT，在门静脉期图像上很容易识别PVT的存在。然而，动脉晚期的血栓强化是提示恶性PVT的最具体标志。增强评估固有的技术局限性，如兴趣区放置的困难，会限制恶性PVT的充分识别，不能最佳地描述患者的疾病负担，并使治疗效果出现偏差。使用材料特异性碘图的碘定量已被证明可以提高区分恶性肿瘤血栓和普通血栓的总体诊断准确性、敏感性、特异性、阳性预测值和阴性预测值。
脾脏定量DECT的范围有限；然而，最近的文献中出现了一些探索应用。有人建议在门静脉期进行基于碘的物质分解以估计脾脏的碘含量，以预测肝硬化引起的门静脉高压病例中食管静脉曲张的严重程度。这项工作表明，定量DECT可能对评估脾脏血流动力学有意义。碘浓度也可能更好地区分副脾和淋巴结，而不是使用CT值测量。
2. 肝脏CT检查技术
计算机断层扫描（CT）通常用于局部和弥漫性肝病的初始检查，因为它具有良好的耐受性，图像几乎没有伪影，并且整个腹盆部可以在一次屏气内快速成像。在过去十年中，CT技术发展迅速，大多数现代扫描仪能够使用宽探测器阵列，低千伏电压（kV）设置，迭代重建，双能CT（DECT）和深度学习进行成像。对于肝脏疾病的最佳评估，对成像参数的关注现在比以往任何时候都更加重要。
多排探测器CT已经成为常态，现代CT扫描仪通常具有4至64排探测器，其允许在各向同性分辨率（低至0.5mm）的单次旋转中具有更大的z轴覆盖范围。CT扫描仪提供最多320排探测器，z轴覆盖高达16厘米，机架旋转时间快至0.25秒。这些扫描仪包括Revolution Apex，通用电气医疗；SOMATOM Force，西门子医疗；和Aquilion ONE Vision，佳能。在轴向模式下扫描消除了与螺旋扫描技术相关的伪影，但在肝脏中应谨慎进行，以免一次扫描包括不完整。
宽探测器CT系统的缺点是散射增加，脚跟效应，锥形束伪影，以及由于大锥角（可能影响低对比度分辨率）而导致的空间分辨率和图像噪声之间的折衷。为了弥补这种对图像质量的负面影响，一些CT制造商引入了3D反散射网格。虽然宽探测器CT在心血管应用中显示出令人鼓舞的结果，但其在肝脏成像等其他应用中的价值仍有待确定。
小于1秒的扫描时间可以最大限度地减少不合作或无法屏气的患者的活动，并减少辐射剂量。宽探测器CT系统允许在动脉期早期/晚期的多个时间点对整个肝脏进行成像（轴向模式），这可能比单动脉期扫描检测到更多的高血管性肝脏病变。宽探测器扫描仪还允许全肝动态灌注成像，这在z轴覆盖范围有限的CT系统上是不可行的。
需要将CT的辐射剂量限制在合理允许的最低水平（ALARA原则），这一点已得到普遍认可，尤其是对于多期检查（这是大多数专用肝脏扫描方案所必需的）。尽管需要限制辐射剂量，基本的指导原则是，CT图像必须是诊断可用，才能发挥作用。许多机构使用辐射剂量跟踪软件来标记高剂量获得的CT扫描。这些扫描是在病态肥胖患者中获得，这是合理的，但监测有助于减少无意中的过度辐射，并允许对受影响患者进行随访。
辐射剂量与管电流（mA）成正比。现代CT扫描仪允许根据定位图图像上的患者密度沿z轴进行自动管电流调制（ATCM），以达到可接受的目标噪声水平。与固定mAs相比，使用ATCM可降低辐射剂量高达50%。
当管电流保持不变时恒定条件下，将管电位从120。kV降低至100 kV或从120 kV降低至80。kV可分别减少33%和65%的剂量。减少kV设置也可将碘对比度的衰减增加高达70%。尽管低kV技术可以应用于身材较瘦的成年人，同时保持可接受的图像噪声，但由于噪声和厚身体部位对低能X射线的过度衰减，其在大型患者中的应用通常受到限制。对于重度肥胖患者，通常需要高kV设置（140或150。kV）来实现足够的X射线穿透以进行诊断扫描。配备高输出X射线管的新型CT系统部分克服了低kV的X射线衰减问题，自动kV选择可能有助于为不同大小的患者选择合适的kV。
患者在（a）120 kV和（B）80 kV设置下（相隔3个月）获得的增强门静脉期图像。通过使用80 kV和迭代重建技术（ASiR-V），在图像噪声无明显增加和对比度衰减改善的情况下，辐射剂量减少了近50%。
强大的X射线管，有助于利用低kV技术在不同体型的患者中的优势，包括大型患者，一些高端球管即使在70/80。尽管人们可能认为球管功率越高，患者的剂量越高，高球管功率允许使用更强大的预过滤，通过使用专用的预过滤器从光束中去除能量过低的光子，这些光子会对患者剂量产生不成比例的影响，但不会对图像质量产生影响（关于能谱纯化技术的原理，参见：能谱纯化技术的基本原理与临床应用）。
迭代重建通过降低CT图像噪声进一步降低辐射剂量。结合其他方法，迭代重建已使辐射剂量减少高达75%，同时保持可接受的图像噪声和质量。然而，应注意积极的辐射剂量降低，因为最近的几项研究表明，低对比度病变检测不能维持在中到大的剂量降低水平，并且可以限制低密度肝病变（如肝转移）的检测和表征，尤其是亚厘米级病变。
虽然CT通常被认为具有非操作员依赖性和鲁棒性，但仔细注意成像技术对于肝脏病理的最佳检测和表征仍然至关重要。表1描述了多期肝脏CT的一般扫描和造影剂参数。与可通过小剂量测试精确定时获得的造影成像不同，最佳肝脏成像通常需要对整个肝血管系统（动脉、门静脉和肝静脉）和肝实质进行强有力的增强，这只能通过快速注射相对大剂量的静脉（IV）造影剂获得。使用足够大的静脉造影剂剂量对于多期成像检测和描述肝脏病变（包括转移瘤和肝细胞癌（HCC））尤其重要。在肝脏检查的所有阶段使用相同的kV设置很有价值，这样各阶段之间的Hounsfield单位（HU）值可以直接进行比较。
20-50 ml，注射速率与造影剂相同。对于团注测试，使用与正式打药相同的盐水冲洗量和速率。
平扫期是通过静脉造影确定肝脏病变增强程度的基线，有助于评估背景肝病，如脂肪变性。对于某些肿瘤，如神经内分泌转移瘤，平扫CT通常是比较不同扫描时间点肿瘤大小的最佳相位。对于HCC评估，平扫期有助于确定动脉期高强化的细微区域。一些机构在平扫期使用的辐射剂量低于增强期。如果患者已经接受了局部治疗，平扫期对于区分碘化油染色、血液和蛋白质物质与真实动脉期高强化很有价值。然而，它在评估肝脏局灶性病变方面存在争议。对于治疗初期HCC的CT成像，根据肝脏成像报告和数据系统（LI-RADS）以及其他HCC分期标准，平扫期的纳入是可选的。
造影在肝脏局灶性病变的检测和定性中起着关键作用。虽然门静脉期足以检测低血管性肝转移，但动脉晚期和延迟期对于评估包括HCC在内的高血管性肿瘤最为重要。多期肝脏CT增强的质量受多种因素的影响。门静脉期实质增强主要与造影剂体积和碘浓度确定的碘剂量有关，动脉晚期图像的质量取决于快速对比剂注射和准确的扫描时间。
晚期动脉期显示肝实质轻度强化的高血管病变，其特征是肝动脉强化良好，门静脉强化良好，但肝静脉无前向强化。相比之下，动脉早期显示肝动脉增强，而门静脉或肝静脉无明显对比，通常不显示高血管病变。因为动脉晚期可用于检测动脉期高增强病变，在本章，动脉期专门指动脉晚期。
肝癌的多期肝脏CT方案。动脉晚期（A）、门静脉期（B）和平衡期（C）。动脉晚期是指肝动脉（白色箭头）完全强化，门静脉（星号）强化良好，但没有可见的顺行肝静脉强化（黑色箭头）。在门静脉期，肝动脉、门静脉和肝静脉都得到很好的增强。在平衡期，也称为延迟期，所有血管的对比度增强均匀，对比度基本上与肝实质的间质空间平衡。
与MRI和超声（US）不同，MRI和超声（US）允许在无辐射的情况下获取多个动脉期图像，而CT成像需要精确的扫描延迟时间来始终如一地捕获单个最佳动脉期。与其他增强期（非对比期、门静脉期和延迟期）不同，动脉期晚期发生在短时间内，误期可能导致肝脏CT扫描不足以检测HCC或其他高增强病变并进行分期。我们建议动脉晚期扫描方案应针对患者，并使用大剂量造影剂快速团注，然后快速团注生理盐水，将造影剂冲洗到体循环中。固定扫描延迟不考虑个体间的共病或套管针放置位置经常深刻影响肝脏造影剂到达时间的问题。建议采用旨在获得最佳扫描但更耗时的团注测试法，或采用旨在获得良好扫描且更自动化的检测触发法。这两种针对患者的方法均采用低mA技术，每1至2秒监测一次腹主动脉，并在临床实践中证明了其可靠性。
鉴于动脉晚期的相对重要性，一些实践使用更高的辐射剂量来实现此临界期的图像噪声低于肝脏CT检查的其他阶段。
CT肝脏成像的门静脉期通常发生在静脉注射造影剂后60-90秒，其特征是门静脉和肝动脉完全增强，肝静脉前向增强，肝实质明亮增强。此对比期最能显示低血管转移和胆道异常，并且在检测动脉栓塞治疗肝癌后残余病变增强方面可能优于动脉期。在该期可以看到肝癌的消退，但在延迟期通常更好。门静脉期的时间安排比动脉期的时间安排更为宽松，但稍晚采集（80秒）的错误可能比过早采集要好。在动脉期使用定时推注时，也可计算最佳门静脉期扫描延迟。
多期CT上的肝癌。动脉晚期（A）、门静脉期（B）和平衡期（C）的HCC（箭头）。虽然在门静脉期可以看到微弱的冲洗，但在平衡期可以看到肿瘤冲洗和假包膜特征。
延迟期也称为平衡期，在对比剂注射后3至5分钟获得。在这个阶段，对比度在肝脏的血管内和间质水之间达到平衡，例如在肝纤维化区域。延迟期是检测HCC的冲刷、包膜外观和镶嵌结构的最佳期，尤其是在小于2。多项研究表明，延迟期的使用增加了HCC的检出率和诊断信心，并提高了低血管肿瘤和胆管癌的检出率。
DECT是肝脏成像的一种有价值的工具，它可以使对比度衰减变亮，减少伪影，并提高病变检出率。DECT利用了这样一个事实，即所有材料在低能量和高能量下都会将X射线衰减到该材料所特有的程度。与传统CT（单能CT[SECT]）不同，DECT获得两组独立的CT数据，一组来自低能X射线光子光谱，另一组来自高能X射线光子光谱。特别是，通过DECT可以从钙和有机材料中描绘碘对比度，即使它们在SECT中具有相似的HU值。
DECT的各种特定于供应商的实现都是可用的，关于每种实现的详细讨论参见：双能量CT的实现方法。所有的临床DECT系统都产生类似的图像重建。与肝脏成像最相关的DECT图像重建包括线性融合等效于120 kV的图像，虚拟平扫（VNC）图像，虚拟单色（VMC）图像和材料特定图像（尤其是碘图）等。
VNC图像有助于区分病变或肝组织中的钙和出血与碘强化，以帮助诊断并消除单独的CT平扫，这简化了多期CT并减少了辐射剂量暴露。尽管早期结果令人鼓舞，但VNC图像上的衰减值可能取决于双能量扫描仪，患者的体型，以及DECT协议的采集阶段。碘分离不完整和无法在一些供应商特定的VNC图像上测量HU值是其他挑战。在VNC图像上，治疗病灶中的碘油化疗栓塞材料可能会被减去，因此可能被误认为是对比增强。为了评估模糊的高衰减病灶，VNC图像应始终与碘和线性融合120。kV图像一起查看。
VMC图像模拟在给定X射线能量（keV）下用单色X射线束采集的CT扫描外观。
kV图像，但在低keV（80 keV）下束硬化伪影减少。
VMC图像（<55keV）可提高高血管性肝脏病变的显著性，并可能有助于挽救对比度增强不良的CT扫描，如不良团注。门静脉期DECT扫描可受益于低keV。VMC图像，以更好地描绘低血管性病变，如转移瘤和浸润性肝脏肿块。关于单能谱的更多内容，参见：DECT单能谱图的临床应用。
两个高血管性肝转移瘤（箭头）在70keV VMC图像（A）中几乎看不到，在50keV（B）和40keV（C）VMC图像中更为明显。
碘图显示碘对比度的分布，可显示为灰度图像或类120。kV图像上的彩色编码叠加。与SECT上的碘增强评估相比，碘图像和低keV图像提供了更好的图像对比度和更可靠的组织增强测量（和6）。当结合VNC图像查看时，无需真实的平扫图像即可确定组织增强。例如，钙化病变可与强化肿块相鉴别，癌栓可与血栓相鉴别。早期报告表明，使用DECT碘浓度可能优于SECT作为肝癌局部治疗反应的成像生物标记。
改善材料密度（MD）碘图的病变可见度。在门静脉期间获得的肝脏的对比增强的70keV（A）和碘图（B）。虽然病变最终诊断为血管瘤，但这个例子强调了碘图检测小病变的益处。
HCC消融后的治疗监测。仅基于70keV VMC图像（A），难以区分消融床中的出血与残余增强（箭头）。碘图（B）证实消融床中缺乏增强/残留疾病。该示例强调了碘图在材料分化中的益处，特别是当平扫CT无法解释时。
在美国和世界范围内，弥漫性肝病是一个重要的公共卫生问题，也是导致肝脏相关发病率和死亡率的主要原因。脂肪变性、铁沉积、炎症和胆汁淤积可导致弥漫性肝实质损伤，如果不治疗，可能发展为肝硬化及其并发症。肝活检仍然是弥漫性肝病诊断的参考标准，但它是侵入性检查，其使用可能受到采样误差的限制，对于监测治疗和长期临床随访来说，这是不可行的。MRI无创成像对于肝脏脂肪和纤维化的定量最准确，而US对于脂肪和纤维化的定量很有价值。然而，CT通常是容易获得的，是高度可重复的，并且可以在患者无法接受MRI的情况下获得。
肝脏脂肪变性与代谢X综合征和非酒精性脂肪肝相关，可能发展为脂肪性肝炎和肝硬化。肝脏铁过载可能是原发性（特发性）或继发性的，如果未经治疗，可导致肝硬化和多器官衰竭（更多内容，参见：铁过载症：症状，原因，诊断和治疗）。CT评估脂肪和铁沉积的一个问题是，这两种材料对CT衰减有相反的影响，因此其中一种材料的存在可能会干扰另一种材料的评估：脂肪减少，铁增加肝衰减。虽然SECT对检测轻度脂肪变性可能不敏感，但几个CT平扫120。kV SECT阈值（例如，<37或<48。HU）对检测中度至重度脂肪变性（组织学上脂肪含量为30%）有一定价值。相反，平扫SECT铁过载阈值（例如，>75。HU）是提示性但非特异性的，因为在其他情况下，如胺碘酮或胶体金治疗、肝豆状核变性和糖原贮积症，可能会出现肝脏CT高衰减。当对SECT进行静脉注射造影剂时，脂肪变性或铁沉积的检测变得更加不准确。
在某种程度上，DECT减轻了SECT的一些限制，因为材料分解可能允许对脂肪或铁进行更具体的量化。与水和正常肝组织不同，水和正常肝组织在不同kV设置下的衰减变化可以忽略不计，肝脏衰减随肝脏铁过载和脂肪变性程度的不同而线性变化。在脂肪变性的情况下，CT衰减随着kV成像的增加而增加。相反，在铁沉积的情况下，随着kV成像的增加，CT衰减略有降低。但DECT定量沉积疾病的临床研究结果好坏参半，尤其是低水平脂肪变性和铁沉积。在中度至重度铁过载患者中，DECT对肝脏铁的定量结果更好，这类人群MRI定量不太准确。新的多物质分解算法可能允许将铁与其他物质（包括脂肪）区分开来，DECT验证的大型队列临床研究是有必要的。
肝纤维化是肝脏反复损伤的结果。纤维化分期具有重要的预后意义，因为早期阶段可以通过乙型或丙型肝炎抗病毒治疗和非酒精性脂肪性肝炎患者生活方式的改变来治疗甚至逆转。在成像技术中，MRI和US弹性成像是临床实践中最常用的方法。然而，目前正在研究几种分期纤维化的CT方法。纤维化的形态学测量包括肝段容积比和肝表面结节评分，这是简单的方法，但可能需要专门的软件。增强CT方法包括灌注CT，可以显示造影剂平均通过时间和肝动脉血流量与纤维化阶段的相关性。这种方法需要专用的CT协议、辐射剂量较高和专用软件。根据fECV（%）=肝增强/主动脉增强 公式计算的平衡期和平扫期肝细胞外体积分数（fECV）的简单测量（100-红细胞压积[%]），在常规成像中显示出良好的肝硬化预测和适度的纤维化分期预测（参见：5分钟延迟双能量CT对肝纤维化的无创分期）。DECT进一步简化了单平衡（延迟）期扫描的fECV计算，无需额外的非增强扫描。需要进一步研究来验证DECT在量化肝纤维化中的作用。
关于双能量CT在弥漫性肝脏疾病中的价值，参见：双能量CT在弥漫性肝病中的价值。
CT机的几项进展即将出现，并有望在未来5至10年内提供。人工智能（AI）已经在改变放射学实践，并将改善我们专业的许多基本面。使用卷积神经网络的深度学习用于减少图像噪声、减少所需的辐射剂量、增加对比度衰减和减少CT上的伪影。图像识别中的深度学习有望减少放射科医生的工作量，提高诊断一致性，以检测和描述局灶性和弥漫性肝病。
光子计数CT（PCCT）使用微型探测器，按能量对入射光子进行排序。理论上，这些小型探测器应提供更高的空间分辨率，减少所需的辐射剂量，减少束硬化伪影，并提供比现有使用能量积分探测器的CT扫描仪更详细的成像部位能谱描绘。PCCT应能够重建更精确的材料特异性图谱，并根据肝脏脂肪变性、铁和对比度增强的量化需要区分两种以上的材料。与此同时，新型非碘造影剂正在开发中，这种造影剂可以与碘造影剂同时使用，但在DECT中以不同的颜色出现，在PCCT中更为生动。这些造影剂通常使用高原子序数物质，如钽、铋、金、镱或铪，即使使用SECT，也可能提供CT衰减优势。多对比PCCT检查，例如在一次采集中使用碘和钆造影剂，可以提供肝脏的动脉期和静脉期检查以及完美的图像配准。这些图像将进一步提高AI在肝脏CT分析中的价值。
CT仍然是肝脏疾病评估的基石。双能CT技术可以改进肝脏局灶性病变的检测和表征，并在较小程度上评估肝脏脂肪变性、铁沉积和纤维化。对CT技术的重视，尤其是准确捕捉动脉晚期，可以提高对肝癌和其他高血管肿瘤的评估。包括人工智能、光子计数CT和新型造影剂在内的新兴技术将进一步提高肝脏CT诊断能力。
A.R.K.报告通用电气医疗、飞利浦医疗和胰腺癌行动网络的研究资助。B.M.Y.报告通用电气医疗、飞利浦医疗、Guerbet和NIH的资助；Nextrast股东；通用电气医疗、飞利浦医疗和佳能医疗发言人。
编译整理自：Kulkarni NM, Fung A, Kambadakone AR, Yeh BM. Computed Tomography Techniques, Protocols, Advancements, and Future Directions in Liver Diseases. Magn Reson Imaging Clin N Am. 2021 Aug;
双能CT骨骼肌脂肪定量
在癌症患者中，肌细胞减少症与较低的预期寿命和较差的预后相关。它还与需要手术或术后患者并发症发生率增加有关，并导致住院时间延长。
虽然肌肉力量可以通过临床测量，例如通过握力测试，但肌肉数量可以通过生物电阻抗分析（BIA）、双能量吸收法（DXA）、计算机断层扫描（CT）或磁共振成像（MRI）进行评估。
然而，BIA值受患者水合状态的影响，而DXA由于其二维性质而依赖于关于肌肉和脂肪隔室分布的某些假设。相反，CT和MRI可以准确地确定身体成分。对于已经需要CT检查以确定临床指征的患者，CT尤其有利，慢性病和/或重病患者通常也是如此。
虽然在初级保健中使用较少，但CT和MRI被认为是确定肌肉数量的金标准。然而，到目前为止，关于如何或用哪种技术测量肌肉质量，作为每单位尺寸肌肉力量的衡量标准没有达成共识。肌内和肌外脂肪的增加表明肌肉质量下降。对CT图像或骨骼肌平均辐射衰减（SMRA）的放射学描述评估骨骼肌脂肪积聚的能力进行了研究。前者代表一种主观方法，SMRA的测定是半定量的，其值在-190和+150HU之间，峰值在50。SMRA受碘化造影剂使用的影响。在关于SMRA值的临床影响的非放射学论文中，关于此类药物的使用和相位获取的信息经常缺失，这使得研究之间的可比性复杂化。
相反，双能CT（DECT）扫描仪在临床上越来越普遍，它为测量脂肪提供了新的、定量的、与造影剂无关的方法。双能的特点是产生两种不同的能谱，这两种能谱可以从两个独立的球管探测器系统中导出，如双源DECT。
使用DECT，体素中特定材料或组织（例如脂肪）的比例可通过与能量相关的材料特定衰减系数来确定。虚拟平扫（VNC）图像可以从使用对比剂进行的DECT扫描中创建。通过DECT材料分解或利用VNC图像上的辐射衰减值对脂肪进行量化已经成功地证明用于肝脏、骨髓和肾上腺（胰腺的应用参见：双能量CT胰腺脂肪定量）。这项初步研究的主要目的是通过DECT物质分解和DECT-VNC-HU值来量化骨骼肌内的脂肪，并与MR化学位移弛豫法（MRCSR）进行比较。基于平扫单能CT扫描的SMRA临界值和单能CT导出的肌肉数量参数，研究DECT值与肌细胞减少症分类之间的关系。
作者研究了21例腹部DECT增强扫描（100kV/Sn150kV）患者，同时进行腹部3T MRI检查。
CT扫描使用第三代双源CT（SOMATOM Force）标准腹部协议。DECT参数为100kV/Sn150kV，螺距0.5，准直0.6mm，层厚1mm。注射80ml碘对比剂80秒后开始图像采集。使用syngo.via（Liver。VNC，Siemens）创建VNC图像。该算法基于三物质分解，假设每个体素由肝组织、脂肪和碘组成。随后，肝脏脂肪图（FatMap，Siemens）应用程序将计算出的脂肪浓度显示为彩色编码图（-c），应用于整个数据集，包括骨骼肌。
58岁女性非霍奇金淋巴瘤患者的DECT扫描（d）和磁共振图像（e）计算的脂肪图图像（a-c）。标记右后棘旁肌的分析区域（白色星号，脂肪图上的十字线）。在脊髓后旁肌的126个感兴趣区域（≥6cm2）中测量由物质分解确定的脂肪分数（DECT-FF）和虚拟平扫（VNC）DECT图像上的HU值。为了验证，采用化学位移弛豫法对基于MR的脂肪组分（MR-FF）进行评估。根据骨骼肌指数（SMI）和平扫单能CT的临界值，将患者分为高或低骨骼肌平均辐射衰减（SMRA）组，并分为肌细胞减少性或非肌细胞减少性。
DECT脂肪组分、DECT VNC。HU和SMA的测定。DECT扫描脂肪分数（DECT-FF）和DECT虚拟平扫Hounsfield单位（DECT-VNC-HU）从脊髓后旁肌（竖脊肌）（a，b）的感兴趣区（ROI）获得。骨骼肌面积（SMA）是在通过从外骨骼肌周长减去第三腰椎周长和内骨骼肌周长来划定肌肉特异性组织（−29到+150。HU）后确定（c，d）。骨骼肌指数（SMI）由SMA/身高的平方得出。两例患者DECT-FF低肌脂肪率为3%，SMI低（a，c:32岁，男性，无既往病史），DECT-FF高肌脂肪率为38%，SMI高（b，d:68岁，女性，转移性乳腺癌）。研究发现DECT-FF与MR-FF（r=0.91）、DECT-VNC-HU与MR-FF（r=-0.90）、DECT-FF与DECT-VNC-HU（r=-0.98）具有良好的相关性。DECT-FF和MR-FF组内相关性良好（r=0。
- 71-0.90]），平均差值为-0.15%（标准差3.32[95%CI 6.35至-6.66]）。使用SMRA分类得出两组DECT VNC。HU值的差异为8倍（5 HU[95%CI 23-11]，42 HU[95%CI 33-56]，p=0.05）。DECT-FF和基于SMI的分类之间没有显著关系。
DECT-FF和MR-FF之间的相关性以及两者的分布与患者年龄的关系。DECT扫描脂肪组分（DECT-FF，蓝色）与磁共振化学位移驰豫法（MR-FF，红色）脂肪组分的相关性较高（r=0.91）（a）。较高的患者年龄似乎与较高的DECT-FF（r=0.62）和MR-FF（r=0.59）中度相关（b）。DECT-FF和MR-FF的Bland。Altman图。DECT扫描脂肪分数（DECT-FF）和MRI化学位移驰豫法脂肪分数（MRFF）之间的平均差异为−0.15%。95%可信区间（95%CI）约为6.5%。研究人群中脂肪含量最高的患者（DECT组为38%，MR组为32%）的最大差异为7.74%。这项初步研究表明，通过DECT物质分解量化骨骼肌内的脂肪堆积作为肌肉质量参数是可行和可靠的。DECT-VNC-HU值允许独立于对比剂的使用来评估SMRA，如果不应用平扫，这是有益的。在常规临床CT扫描中，DECT为定量和客观地测量肌肉质量提供了一种新方法。这对于改善慢性或严重疾病患者中肌细胞减少症作为常见并发症的放射学确认具有很大的潜力，与不良的临床结果密切相关。
双能CT（DECT）材料分解和虚拟平扫DECT。HU值评估肌肉脂肪可靠。
HU值允许在增强DECT扫描中区分骨骼肌平均密度。
通过DECT测量肌肉脂肪是确定肌肉质量的一种新方法，是诊断确认肌肉减少症作为与不良临床结果相关的合并症的一个重要参数。
骨髓水肿与肌骨应用
骨髓水肿（BME）是由骨髓毛细血管壁损伤引起，导致骨内压力增加，刺激感觉神经。BME的诊断通常是通过脂肪抑制的磁共振成像（MRI）序列可以检测到的水含量增加。BME是几种非创伤性疼痛疾病的标志，包括维生素D缺乏、骨质疏松症、微创伤、慢性肝衰竭、糖尿病、周围动脉疾病和骨髓水肿综合征。BME可能表现为其他几种非创伤性病理情况，包括骨软骨病变（OCL）、血管性坏死（AVN）、软骨下骨折和应力性骨折。
MRI是诊断BME最经常使用的影像学工具。然而，由于禁忌症和费用增加，它并不总是适合或可用。DECT可以通过使用虚拟去钙（VNCa）算法来抑制正常骨，从而可以在创伤性和非创伤性情况下识别BME。具体来说，DECT可用于诊断痛风等非创伤性病理状况。特别是在非典型表现中，DECT非常有用，这给诊断带来了挑战，并能将其与其他关节病和肿块（如化脓性关节炎、类风湿关节炎、骨关节炎、假性痛风或肿瘤）区分开来，尤其是在不能直接抽吸液体的部位。
之前我们也分享过一些骨髓水肿有关的文章，参见：双能量CT骨髓分析：急诊室的Game Changer（上）；双能量CT骨髓分析：急诊室的Game Changer（下）；双能量CT检测头颈部骨髓水肿；双能量CT骨髓分析在骨肌创伤中的价值。
使用双源CT扫描仪（SOMATOM Definition Flash、SOMATOM Drive或SOMATOM Force，西门子医疗，福希海姆，德国），电压组合设置为80/Sn 140kV，或80/Sn 150 kV。对于四肢骨的成像，扫描区域位于DE FOV的中心，预设的参考管电流-时间乘积为1.6:1（A管，220mAs；B管，138mAs），螺距为0.6。根据需要，在解剖组织厚度增加的情况下，如中轴骨，将管电流-时间乘积增加到300和228 mAs，以减少光子饥饿伪影。(关于CT伪影，参见：CT伪影：根本原因与规避方法)。
DECT彩色编码图像是由软组织卷积核图像重建，以提供更好的骨窗图像的信噪比。DECT三维和二维图像与标准CT图像一起评估，使用骨和软组织窗口，在专用的工作站上进行，以便进行充分的窗口调整和后处理。DECT三维图像将BME编码为绿色，将正常骨髓编码为蓝色，在描述BME方面通常比二维图像更敏感。三维图像还能提供整个解剖区域的概况。二维图像的特定DE信息被叠加到传统的灰阶形态学图像上。无论采用哪种颜色查找表，BME通常使用与-30HU和30HU之间密度相对应的颜色进行编码。然而，评估非创伤性BME时，只有当密度值高于-50HU的分界线时，DECT图像才用叠加的彩色编码图进行可视化。这种方法可能被证明有助于区分轻度和重度BME。可以通过增加或减少彩色编码图像的叠加程度来进行专门的开窗处理。通过提高叠加水平，有可能检测到不太明显的BME区域，而通过降低叠加的BME图的可视化程度，有可能评估底层骨骼的解剖细节。
在骨质硬化的情况下，如患有退行性骨关节炎的老年人，无骨髓水肿的骨通常被编码为紫色，而BME被编码为绿色。由于骨质硬化可产生假阳性结果，因此了解典型的骨质硬化部位以减少误诊的风险很重要。与正常对侧比较，寻找任何不对称性也有用。还建议逐步提高BME的阈值和/或骨窗图像的BME叠加水平，以获得更清晰的描述。在某些情况下，通过对有疑问的区域使用ROI，对DECT进行定量评估，可以帮助实现鉴别诊断。然而，阈值可能因解剖学区域、病人年龄和DECT图像的定性评估而有很大差异。
82岁女性，无法接受MRI检查，患有非外伤性椎体压缩性骨折。在矢状面标准X光片（A）上，可以看到脊柱中段的骨折（白色箭头）。在高分辨率的矢状位1毫米重建CT图像（B）上，怀疑T9椎体有额外的骨折（蓝色箭头）。在相应的矢状位（C）和冠状位DECT叠加图（D）上，T5和T9新鲜椎体骨折被证实为BME的存在，以绿色阴影编码（箭头），而正常骨骼以紫色编码。
通过使用管电流调制软件（CARE Dose 4D;西门子），辐射负担对四肢骨骼来说可以忽略不计，对中轴骨来说可以接受。由于骨关节炎和随后的软骨流失的可能性增加，以及由于骨质疏松症和骨矿化程度降低，BME的发病率和流行率往往随年龄增长而增加。复杂的疼痛综合征和慢性疾病更经常在老年患者中发生，而老年患者往往不适合做MRI。重要的是，在这一人群中，由于黄骨髓相对于红骨髓的增加而导致骨密度的逐渐下降，因此可以更好地识别BME。
BME的存在和分布，以及标准的高分辨率CT图像所描述的解剖学变化，是确定正确诊断和选择最合适的治疗方法的基础。
DECT可以通过显示BME的存在来区分新旧椎体压缩性骨折。在最近的一项荟萃分析中，评估了13项以MRI作为诊断参考的研究，包括515名患者和926个急性骨折，DECT总体敏感性为86.2%，特异性为91.2%，准确性为89.3%。通过减少金属伪影，DECT可以准确判断脊柱手术中植入物的位置。DECT图像的高内在对比度也有助于确定鉴别诊断，如椎间盘突出症的情况。
46岁男性，患有非外伤性的急性右侧坐骨神经痛。在轴位T2加权MR图像（A）和相应的带软组织窗的轴位1mm重建CT图像（B）上，都可以看到L5-S1水平的巨大的右后外侧椎间盘突出（箭头）。
DECT已经成功地用于诊断膝关节和踝关节的OCL，无论是在创伤性还是非创伤性的情况下。疼痛的OCL通常与BME有关，在DECT图像中常表现为明显的软骨下水肿区，周围有较轻的和周边退化的BME。然而，有些OCL可以被DECT漏掉，特别是在有软骨下硬化的情况下。分析额外的相关发现，如骨关节炎或半月板或韧带损伤患者典型的关节间隙狭窄，可能有助于识别较小的、不太明显的BME病灶。在这种情况下，用紫色标示无BME的骨，用绿色标示BME，并正确调整叠加的BME信息水平，是准确诊断的关键。
48岁男性，患有距骨穹窿和胫骨远端的OCL。在矢状位STIR MRI图像（A）上，距骨穹窿和胫骨远端有软骨下骨髓病变，与关节软骨变薄有关（箭头）。在相应的矢状位1毫米DECT图上（B），BME被描述为红色（箭头），而正常的骨被显示为绿色-黄色的阴影。在带有软组织窗口的矢状位1毫米重建CT图像上（C），可以确定距骨喙、软骨下硬化和关节间隙狭窄（箭头）可能是导致非创伤性BME的原因。
65岁女性，患有非外伤性内侧膝关节疼痛。在冠状面STIR MRI图像上（A），内侧半月板体破裂并向内侧脱位（粗箭头）。由于晚期软骨病，在股骨髁上可以看到微小的BME区域（细箭头）。在相应的冠状位1毫米重建DECT图像上也可以看到微小的BME区域（细箭头）（B）。通过使用其他颜色编码（C），DECT可以描述破裂的半月板（粗箭头），与MRI结果有良好的相关性。
骨坏死被定义为骨的缺血性死亡，其诊断依据是MRI上是否存在双线征、BME和软骨下骨折。有了标准的高分辨率CT图像，DECT可用于识别BME和相关的影像学发现，以及可靠地诊断股骨头的AVN。重要的是，DECT图像可以可靠地识别软骨下骨折和骨皮质受累，这是股骨头AVN的预后和管理的关键。得益于高分辨率的图像，DECT可用于对AVN进行分期，例如描述早期的囊性和硬化性影像学改变，或软骨下塌陷区周围的BME。CT也是评估关节狭窄和钙化疏松体的高度可靠的成像工具。
58岁女性，右股骨头AVN。在冠状位STIR MRI图像（A）上，软骨下低密度的绢状线，明显的双线征（箭头），与涉及股骨颈和股骨粗隆区的弥漫性BME有关。在相应的T1加权图像（B）上，低密度的BME似乎放过了股骨头的内侧面。在DECT冠状三维图像（C）上，描述了一个扁平的软骨下水肿区，硬化相关的伪影阻碍了股骨头BME的清晰成像（粗箭头），BME在股骨颈上显示明显。在相应的带有软组织窗的1毫米冠状CT图像上（D），可以描绘出与BME分布相对应的密度增加（粗箭头），以及一条细微的软骨下低密度线，这与软骨下骨折的诊断一致（细箭头）。
一过性骨髓水肿综合征是一种自限性疾病，以疼痛和局部的BME为特征，常影响下肢关节。除了证实BME倾向于保留软骨下区域，DECT成像还可以排除任何相关的发现，以缩小鉴别诊断的范围。DECT确实能够诊断应力性骨折、早期AVN阶段和炎症性关节病。
46岁女性，患有非外伤性右髋关节疼痛。在冠状位STIR MRI图像（A）上，显示股骨颈的高强化BME（粗箭头）。注意到与之相关的股骨粗隆滑囊炎（细箭头）。BME的分布模式（箭头）在相应的DECT冠状三维图像（B）和1毫米冠状DECT图像（C）上得到证实（箭头）。
应力性骨折是由长期重复性的微创伤引起的。不全性骨折是一种常见于骨质疏松症妇女的应力性骨折，由异常骨质的正常应力造成。至于创伤性非移位性骨折，DECT可以通过描绘骨折线周围的BME来识别应力性骨折。高分辨率的形态学CT图像也可用于精细描绘骨折线的走向，并根据有无反应性成骨细胞的反应来区分新鲜骨折和陈旧骨折。
42岁男性，长跑运动员，双侧胫骨应力性骨折。在冠状STIR MRI图像（A,E）上，描述了一条低密度的绢状软骨下线（箭头），周围是涉及内侧胫骨近端的细微BME。在DECT三维图上（B，F），一些BME在骨折周围很明显（箭头）。在相应的DECT冠状二维图像上（C,G），证实了BME的存在（箭头），有一个从周边到中心的梯度。标准的冠状面重建CT图像（D,H）证实了骨折线（箭头）。注意左膝没有反应性硬化（D），右膝有硬化（H）。
BME是一种常见的影像学变化，在骨骼系统的一些炎症性疾病中可以检测到，如自身免疫性或化脓性关节炎。虽然BME在短期内可用于评估对治疗的反应，但从长期来看，骨侵蚀和形态学变化可用于评估疾病的进程（和）。在晚期炎症性关节炎病例中，骨质疏松的存在使DECT更容易识别BME，而高分辨率的CT图像可以精细地识别骨侵蚀、关节间隙变窄和骨重建。在疼痛性痛风中，除了识别痛风石外，DECT还可以评估骨重建并检测相关的BME。DECT可以准确评估与轴性脊柱关节炎相关的骶髂关节炎患者的BME。
59岁女性，患有晚期类风湿性关节炎。在冠状STIR MRI图像（A）上，手腕和腕骨的弥漫性BME明显地表现为高信号。在相应的T1加权图像（B）上，晚期侵蚀性改变明显。在三维冠状面DECT图像（C）上，BME被证实。带软组织窗的冠状1毫米标准CT图像（D）可以描绘出腕骨的侵蚀性和形态学变化。
48岁女性，患有痛风。经超声检查，可发现一个低回声的痛风石（A）。在带软组织窗的轴向CT图像中（B），痛风石显示软组织密度（箭头）。在用于痛风分析的三维DECT图像中（C），痛风石被编码为绿色（粗箭头）。注意存在微小的额外的痛风石（细箭头）。在DECT三维图上（D），在中间楔骨和第一跖骨的底部可以发现BME；这可能是导致疼痛的一个额外因素。
涉及骨骼系统的感染性疾病引起的骨质炎症，在影像学上常以BME的存在为特征。如果是脊柱炎，DECT可以描绘出椎体和椎间盘水肿的存在，这可以排除椎板侵蚀或椎体塌陷。CT可用于指导脊柱旁液体收集时的取样。在骨髓炎的情况下，DECT可以用来描述BME，但也可以清楚地描述侵蚀性改变、细胞性病变以及软组织受累。
57岁男性，脊柱炎伴有恶化的腰痛。在矢状位STIR MRI图像（A）上，L1和L2椎体的BME很明显（粗箭头）。椎间盘出现高强化，前、后纵韧带增厚（细箭头）。静脉注射钆后，相应的矢状位T1加权图像（B）显示对比度增强，涉及椎体（粗箭头）和增厚的前、后纵韧带（细箭头）。在DECT矢状位1毫米重建图像（C）上，有涉及椎体（粗箭头）和椎间盘（细箭头）的BME。在CT引导下（D），对脊柱旁的液体采集进行取样，以确诊为脊柱椎间盘炎，并分离出相关的病原体。
通过使用VNCa数值，DECT与MRI相比，可以可靠地描绘浆细胞紊乱的成像模式。DECT是评估和分期淋巴增生性疾病的一个有前途的工具。DECT可以帮助诊断CT隐藏的骨质病变及其后续的活检。
岁女性，患有乳腺癌的单发隐匿性股骨转移。在三维DECT图像（A）上，可以清楚地认识到左股骨上有一个水肿的病灶区域（粗箭头）。在矢状位二维图像上，病变（粗箭头）在叠加的BME图上得到确认（B）。在矢状位二维骨窗图像（C）上，病变（粗大的箭头）没有被确认，只显示了非特异性的轻度高密模式，也存在于股骨远端（细小的箭头），在DECT图像上与BME无关。
DECT是一种现成的、无伪影的成像工具，能够在一些非创伤性环境中识别BME和相关的骨和软组织成像结果。
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