医学影像技术体系 · 第 38 卷 / 共 44 卷
后处理工具、专题应用与设备史
本卷导读
从 CT 与 MRI 的常规后处理出发，讨论椎间盘、ADC 图、CCTA 与颈动脉狭窄的流程，并延伸到双能量卒中、肌骨进展与 CT 设备的技术演进。
知识结构
- 常规后处理与 ADC 生成
- CCTA、颈动脉与卒中专题
- 双能量与肌骨专题
- 双能量CT和实影渲染技术改善骨盆骨折不稳定性评估
- 双能量CT在急性缺血性脑卒中中的价值
- 肌骨疾病新兴诊断方法研究进展
- CT 的诞生与设备革新
常规后处理与 ADC 生成
由于CT扫描，不能像MRI一样任何方向打角度，所以在进行椎间盘显示的时候，需要用到一些图像后处理的方法。
飞利浦iPatient主机副台及后处理工作站“椎间盘重建”
Define Batch，可点击Mark First/Mark Last确认批处理的起始/结束范围。
Batch Parameters，可手动修改图像的层厚、层间距及数量。（注：Thick、Incr及No.Images会根据所选图像的范围自动更新数据。
确认好需要打印的批处理后，可在“Add”栏，添加打印图像的Mini图和Ref图，然后进行保存、打印即可。在保存、打印批处理前，也可选择Preview对图像进行最终预览。
• 如需保存已批处理图像的模板，请在Preset中选择Save Preset，对图像进行命名，随后Save即可。（保存的批处理模板会在Preset内显示。
在完成列表选择患者进入到查看列表，然后选择创建视频或序列，在“预设”下拉列表中选择所需的预设检查卡。
在自动生成的椎间盘上，可对所需的椎间盘进行添加或删除，调整批处理的范围和角度，并可以选择对组或单个椎间盘命名。
调整好批处理图像以后，可自行对椎间盘重建的图像进行层厚、间隔及图像数量的修改，然后再保存或发送至终端/相机。
\4. 单击管理预设，在管理批处理预设中用户可以自行编辑和新增iBatch检查卡。
• “LD”为腰椎批处理模板，“CS”为颈椎批处理模板。
目前磁共振的常规扫描，很多部位都会进行DWI扫描。
很多医院，工程师在设置序列的时候，一般头颅的DWI扫描，都给大家设置好了。扫描完后系统自动生成ADC图。而其他部位的DWI扫描，比如腹部、盆腔、颈部、鼻咽，则可能由于大家不常用。默认的序列并没有自动给大家重建ADC图，这样就导致大家不知道如何进行DWI的后处理和重建ADC图。
先进入图像查看界面Review里，在这里进行任何图像的后处理和打片是很方便的。
找到需要后处理的DWI图像，单击鼠标右键，在下拉菜单中发现有这么多选项。这个后处理是智能选择，如果大家随便选择一个非DWI的序列，则不会出现Diffusion和Diffusion Registration这两个选项。
首先第一步是需要做DWI的校正Registration，由于梯度的震动或者病人本身导致的轻微运动，所以我们首先需要进行图像校正。对于头颅这种刚性器官还好，而如果是腹部这种运动器官，在进行两个或者多个B值扫描的时候，由于在运动，所以有可能同样的B值扫描并不在完全一致的层面，这样计算的ADC值及生成的ADC图可能就有问题。为什么腹部DWI，我们还是推荐尽量不要用自由呼吸扫描，虽然这样可以节约时间，图像也没有宏观的运动伪影。但是可能导致ADC值不准。
完成Diffusion Registration之后，系统会自动生成一组校正后的DWI序列。生成的这个序列会自动带一个前缀，Reg，代表是已经完成了校正的DWI序列，用户就知道了。
完成校正以后，然后鼠标选中这个已经完成校正的DWI序列，也就是有Reg前缀的。同样点击右键选择序列的后处理。此时，大家就会发现，弹出的下来后处理菜单，没有Diffusion Registration了，因为已经完成了校正。只有Diffusion，当然大家就选它啦。
进入DWI后处理功能之后，右边的界面就显示的Diffusion的后处理窗口。
进入DWI后处理界面，映入眼帘的就是两组图。左边的图是DWI序列图，右边的图是预览的ADC图或者eADC图。
这些图像可以通过拉着鼠标左键不放拖动切换。这是因为DWI一般有两个及两个以上的B值，不同B值的DWI图像并不相同。
在阈值遮罩内的组织及体素，就等于被过滤了，不参与后面ADC图的计算。
这个阈值遮罩用户可以按住鼠标右键不动，上下拖动调整遮罩的范围和大小。如果完全不用遮罩的话，生成的ADC图，周围背景噪声又太大了。如果遮多了，则可能担心把脑内和需要观察的组织给遮挡了。这一步，用户应该自己调节一下阈值遮罩的范围和大小。
调节好阈值遮罩后，DWI后处理界面上面有一些工具栏，这些工具栏有哪些作用呢？
第一个有fx标志的那个是选择用几个B值（哪些B值）来生成ADC图。因为理论上两个B值就可以生成ADC图，而如果一个DWI序列有两个以上的B值，则选择不同B值生成的ADC图是有差异的。
仅有两个B值的时候，就默认为这两个B值都选上来重建ADC图。两个B值以下的时候，就开始给用户选择了。如果大家不选，默认的是最低的B值和最高的B值。比如果不选，默认的是b=0和b=800重建ADC图。
有老师问，如果我只扫描了一个B值，比如就一个高B值（b=1000）能不能做。一个B值是不能生成ADC图的，如果只有一个B值，进入不了DWI后处理界面，系统会报错。
完成B值的选择后，下一步就点这个小人带星标的符号。在飞利浦的系统中，这个符号很多，只要出现这个符号，就代表的是generate series，生成序列。
这个时候，用户可以选择生成哪些图（序列）。一般我们推荐生成一个ADC图就够了，eADC又叫指数ADC，是在ADC图上做了算法。两者之间的关系可以从 ADC 图推导得到。
ADC图上信号低：表示表观扩散系数低，扩散受限。
eADC图上信号高：表示表观扩散系数低，扩散受限。
ADC图和DWI高B值图是刚好相反的，而eADC图和DWI高B值图的信号表示是一致的。
两种图都生成也是可以的，只要大家觉得不占内容，传图的时候PACS不会有压力，诊断医生多看一组图也无所谓。
另外需要注意，生成的ADC图，如果大家不重命名，系统会自带一个小写字母d，比如生成的ADC图就变成了dReg-DWI命名的。
我一般推荐大家把生成的ADC图命名为ADC map，这样生成的图在序列里显示的就是dADC，这样传图的时候就一目了然了，写报告的医师也知道这个图代表什么意思。
生成的ADC图等于就是一个序列，也是一个定量图，是以各个体素的ADC值定量组成的mapping。
做了一次ADC图重建步骤之后，扫描卡片会带一个下拉的箭头，代表有后处理步骤。下次扫描的时候就不需要自己手动重建了。
测量ADC图非常简单，就是在ADC图上划一个ROI感兴趣区，然后就能得到需要的ADC值。
测量完后，右键点击结果，还可以选择Histogram组织直方图和Detail显示详细的数据信息。
ADC图的质量取决于DWI图像的质量。所以扫描好DWI是关键。
一直纠结写不写一篇老版本的后处理的文章，一来是老版本基本上用户越来越少，为了这极少部分的用户写一篇文章值不值。第二点是，毕竟新老版本软件界面差异大，写出来怕影响。后来看到后台这么多用户留言问问题，我还是感觉，即使只有1个用户在使用老版本，我写本章只要有一个老版本用户看了觉得有用，那么也是值得的。
苏州永鼎医院我记得，虽然当时不是我培训的，但是应该是2014.11月培训的，是一个老版本界面的机器。
而不是我培训的医院，由于也在线解答过问题，所以好多也记得住，虽然很多时间已经过去快7年了。
本章针对的是2014.9月之前装机的飞利浦R2.6这个版本的老软件版本的飞利浦用户。如果是新用户或者最新装机的，大家就不必看本章了，因为两个软件版本界面差距非常大。
DWI扫描的后处理及生成ADC图。理论上老版本操作和新版本差距较大。新版本大家记住就切换Plan和Review这两个界面即可。Plan是扫描界面，也就是进行扫描的定位界面，在这个界面可以定位划线，修改参数，加载序列等。Review是查看浏览界面，这个界面可以打片，后处理，查看图像。
还有一个界面是打片和查看图像的，测量值也是在这个界面。也就是说老版本有三个处理界面：计划工具Plan界面、基本查看功能（打片、测量值）、高级查看功能（后处理）。
首先第一步是在老版本的基础下，进入高级后处理窗口。这个逻辑大家好理解，因为你是要进行DWI后处理，这里肯定是高级查看功能。
这个是老版本，所以注意扫描卡片的位置不是在最左侧，而是在的区域。
DWI序列扫描完了，我们要对其进行后处理生成ADC图。
画面左侧显示的是B=0的图像，右侧为ADC图像，可以通过在B=0图像上按住鼠标右键，调节背景阈值，过滤掉不想要的头皮等组织。
选中画面右侧并激活，通过按住鼠标左键左右滑动，可以同时浏览eADC图像。其中eADC是指数ADC，用来显示组织的弥散效应。eADC是通过e（-b*adc）得到。
在eADC图上，脑脊液显示为低信号，可以更好的去除T2穿透效应，对于脑室周轻微弥散不同的病灶，显示效果更佳。
一般我们生成图像的时候，生成一个ADC图就够了，也可以同时生成ADC图和eADC图，但是这样系统的容量占的就多。
要生成ADC图至少需要两个B值。点击左上角fx键，选择想要的B值。如果只有两个B值，则默认了这两个B值。
这个操作不难，有老师要问，难道每次扫描完DWI我都需要做这一步。
实际上不需要，你最初完成了这个后处理之后，可以发现扫描卡片里多了一个下拉列表。
用户将这个有下拉列表的扫描卡片重新保持，则一起进行的后处理步骤也保持了。下次用户扫描，直接拉这个卡片，扫描完后系统自己自动运行后处理，不需要我们再手动做一遍处理了。
老版本测量比较麻烦，需要进入另一个界面。而新版本只需要在Review里浏览图像操作，就可以完成所有所需要的图像测量。
右键点击图像，打开下拉菜单，发现有一个ROI划感兴趣区的选项，选中这个。
然后用户自定义你需要测量的ROI区域。划完ROI，激活ROI的数字，点击右键Statistics----Statistics。
在老版本中，是选择SYSTEM---Screen Capture来保存结果。
首先在EWS工作站的图像浏览窗口，找到生成的ADC序列。点击ADC序列的显示工具栏。
然后按住鼠标左键，通过移动划出自己想要测量的区域（感兴趣区）。
然后同样点击划的区域，激活ROI。点击鼠标右键，弹出下来菜单。选择Measurement Results。
老版本的设备逐渐淘汰、升级、更新，使用老版本的用户非常少。有些老版本的界面和功能，已经7年没有用了，别说用户，很多新手培训工程师可能都没有见过。
后来看到后台这么多用户留言问问题，我还是感觉，即使只有1个用户在使用老版本，我写本章只要有一个老版本用户看了觉得有用，那么也是值得的。
CCTA、颈动脉与卒中专题
冠脉CTA扫描是CT中比较有难度和高级的技术，而扫描完后如何方便、快捷地进行后处理也是很多老师关心的话题。
选择患者，在下方series选择扫描序列加载进入CCA分析软件（可依据HR75次/时，选择45%左右时相），软件自动进行组织解剖分割，分割后显示。间视图为轴位图像，右侧自上而下分别为冠状位、矢状位、心脏VR图像。每种颜色所覆盖的解剖组织标注位于左侧菜单栏中间：
检查冠状动脉树：检查冠状动脉所有分支是否分割（染色）正确，如果动脉缺失或者静脉干扰较多，需要手动校正。2.校正---添加血管，首选工具：
单击Inject dye（注射添加）按钮，为未被染色分割的血管上色，可以调节控制注射的速度。
若着色过多或者静脉显示过多，可用small spherical eraser（橡皮擦）工具擦除，橡皮擦工具可以调节尺寸。若心脏形态异常，心脏分割失败，则需启用Re-Segment（重新分割）功能：
（1）由左侧菜单栏选择Re-Segment（重新分割）功能。
（2）可以选择重新分割一个相位或所有相位。
（3）单击Active Seed（放置种子），位置部位将被激活。
（4）浏览图像，找到三个解剖位置点：肺动脉瓣、二尖瓣、心尖，并单击放置种子。
（5）单击Run Segmentation（重新分割）。
一、进入第二步Coronary Extraction（冠状动脉提取）
软件自动命名主要血管，包括前降支（LAD）、右冠状动脉(RCA)、后降支(PDA)、回旋支(LCX)，并列于左侧菜单栏中部。单击血管名称，该血管的CPR图像、拉直图像分别显示于屏幕左上及左下（布局不同，位置会有变化）。
将鼠标置于未自动命名的血管上，则沿血管路径显示黄色线，确定路径无误，左键单击黄色线，出现对话框，选择正确血管名称，或在空白处输入血管名称，对血管进行命名。
于左侧列表中血管名称上单击右键，可以修改血管名称、或删除当前血管。
沿血管中心线出现多个调节点，调整每个调节点的位置至血管中心。可以在VR、CPR及血管轴位像上调整调节点位置。选择要延长的血管。可以在下拉菜单中选择延长哪一端，远端还是近端，单击轴位或VR图像中心线上的下一个点，红色中心线将延长，曲面CPR重建图像也会更新为显示延长的血管。
拉直图像，单击旋转。可拉动底部进度条，分段查看血管全程。上部显示五个血管轴位像对应下方图像上五条标志线。
Ⅰ心脏实体Ⅱ心脏MIP视图Ⅲ冠状动脉树视图Ⅳ轮廓视图
Ⅴ2D视图 Ⅵ球体视图Ⅶ搭桥视图Ⅷ主动脉瓣视图 (1)Magic Glass魔镜：
Magic Glass（魔镜）功能会显示一个可移动的缩略窗口，该窗口区域内可以单独调整窗宽窗位，用于帮助显示血管内的支架、斑块等。
虚拟IVUS（介入血管超声）是血管内腔、血管壁和硬块的实体图像。在血管轴位像图像中，单击右键可以选择IVUS，在中间截面中显示IVUS 图像。血液显示为黑色；正常动脉壁为黄色；钙化显示为白色。
(3)心电图显示：单击右上方功能栏中ON/OFF ECG按钮，心电图将显示于屏幕下方，拖动进度条可以浏览全程，红色为曝光区。
在日常工作中，我们编辑调整完血管就可以进行照相了，常规打印图像有冠脉血管曲面成像及拉直像，心脏VR，冠状动脉树，Outline模式（适合观察冠脉钙化）,Globe图,2D图，根据医院打印篇幅自行选图排版。
冠脉分析页面，可以对冠脉管腔进行编辑、测量、比较。
血管管径显示分两种方法：轮廓法（Contours）、卡尺法（Calipers）。在Contours（轮廓）模式下，拉直图像中将显示可移动的彩色参考线：红色线用于标记狭窄位置；黄色线用于标记离病变最近的正常处近端参考位置；绿色线用于标记离病变最近的正常处远端参考位置。
单击Edit（编辑）按钮，图像显示了管腔轮廓和绘制控制点。校正控制点至正确位置。
指向横截面图像，单击轮廓的开始位置，一个新轮廓将开始出现。1.标记斑块（Mark Plaque Finding）：
接受或拒绝斑块（Acept/Reject）：斑块上色后，出现于斑块下方，根据斑块上色情况选择接受或拒绝。若接受，则斑块周围视窗右下角将显示软件计算后斑块信息。2.编辑管腔轮廓（Edit Lumen Contours）：3.编辑血管轮廓（Edit Vessel Contours）：4.编辑发现物（Edit Finding Segmentation）：5.合并发现物（Merge with Finding）：
CCA软件共有四步，在日常工作中，为了提升工作效率，我们通过前两步的处理就可以满足诊断、打片的需求，第三步操作可以帮助对冠脉或者斑块更细致的分析，用于帮助我们解决疑难问题或者满足相关科研需求。
急性缺血性脑卒中给全球带来沉重负担，导致严重的发病率和死亡率。多国流行病学研究表明，卒中发病率呈上升趋势，尤其是在发展中国家。
在卒中的各种亚型中，隐源性脑卒中仍是一个具有挑战性的类别。隐源性脑卒中需要考虑的一个重要方面是颈动脉狭窄，在过去的40年中，颈动脉狭窄一直被认为是脑血管事件风险分层的主要参数。然而，最近的科学证据强调，其他因素也可以预测动脉粥样硬化斑块的临床表现。具体来说，易损斑块的某些特征可能是引发脑血管事件的独立风险因素，而与狭窄程度无关。
出现了一个关键问题：鉴于新出现的科学证据凸显了颈动脉斑块易损性的重要性，仅仅依靠颈动脉狭窄程度对脑血管风险进行分层的传统方法的可靠性如何？研究表明，仅仅评估颈动脉狭窄程度可能并不能完全捕捉到与隐源性脑卒中相关的潜在病理生理学以及栓塞事件的潜在风险。
因此除了传统的基于狭窄程度的分层外，探索和阐明颈动脉斑块特征和易损性作为脑血管事件关键决定因素的作用就变得十分必要。了解颈动脉斑块特征与栓塞事件风险之间复杂的关系有可能彻底改变我们的隐源性脑卒中管理和风险评估方法。
缺血性卒中是由于脑供血中断导致的急性神经系统事件。这种中断可归因于血栓栓塞事件或脑血管闭塞。有时即使进行了全面调查，但卒中的病因仍可能无法确定。在医学上，原因不明的卒中被归类为隐源性脑卒中。隐源性一词来源于希腊语中的kryptos和genic，这两个词组合起来的意思是"来源不明"。
隐源性脑卒中是一种排除性诊断，只有在排除了所有其他可能的病因后才能使用。隐源性脑卒中的潜在病因非常多，包括：（1）先天性心脏病（如卵圆孔未闭）和后天性心脏病（如心肌病、心内膜炎、瓣膜病）引起的心源性栓塞；（2）血管疾病（如脉管炎、动脉夹层、非硬化性颈动脉斑块、主动脉弓粥样斑块）；（3）血栓性疾病
来源不明的栓塞性卒中（ESUS）是隐源性脑卒中的一种亚型。ESUS一词用于描述被认为有栓子来源的卒中，但即使经过全面调查，栓子的来源仍然难以确定。
隐源性脑卒中与ESUS的区别在于假定的卒中机制。ESUS的病因是栓塞，而隐源性脑卒中的病因则完全不确定。引入ESUS的概念是为了识别可能从抗凝治疗中获益的患者，而不是抗血小板治疗（通常用于病因不明的卒中）。
尽管所有ESUS病例都是隐源性脑卒中，但并非所有隐源性脑卒中都是ESUS。其他隐源性脑卒中可能由栓塞以外的病因引起，如未识别的小血管疾病甚至非血管性病因。ESUS并非隐源性脑卒中的同义词，因为隐源性脑卒中还包括具有多种潜在病因的患者，如心房颤动和梗死同侧有明显动脉粥样硬化斑块的患者，以及诊断工作不完整的患者。从本质上讲，隐源性脑卒中是一个更宽泛的术语，包括所有来源不明的脑卒中，而ESUS则是隐源性脑卒中的一个特定子集，其中怀疑有栓子来源但仍未确定。
确定隐源性脑卒中患者的确切病因往往是一个复杂的过程，因为各种心脏或血管病变都可能是卒中的病因。在大多数隐源性脑卒中病例中，几种潜在的病症经常重叠，这就增加了寻找病因的复杂性，从而给临床决策带来不确定性。具体患者的隐源性脑卒中是否可归因于轻度狭窄的颈动脉粥样硬化斑块、中等大小的卵圆孔、明显扩张的左心房、区域性扩张的左心室、钙化的主动脉瓣，甚至潜在的肿瘤转移，这经常成为争论的焦点。
鉴于潜在的不同病因，需要进行全面的临床和实验室数据评估。评估应包括动脉粥样硬化性和非动脉粥样硬化性血管疾病、心脏栓子来源（包括结构和节律异常）以及凝血功能障碍。
为了优化患者治疗并改善预后，必须区分卒中病因。根据现有的脑卒中分类系统，只有导致管腔狭窄≥50%的脑卒中才可归因于大动脉粥样硬化（LAA）。然而，这一定义已经过时，因为它是基于40多年前的数据和研究，这些数据和研究将脑血管事件的风险与颈动脉高度狭窄的存在联系在一起。
传统上认为颈动脉狭窄程度是判断脑卒中风险严重程度的主要标准，这主要是基于20世纪80年代和90年代发布的一系列试验结果，这些试验表明颈动脉内膜切除术对中重度狭窄（70%-99%）患者有益。这些研究使用狭窄程度作为风险分层的参数，因为在进行这些研究时，还没有其他类型的可通过成像技术获得的信息，这些信息可以说明斑块本身的情况，而不是狭窄程度（斑块的影响）。
近年来，大量证据表明，即使在狭窄程度较低（<50%）的病例中，如果存在易损斑块，也可能存在发生脑血管事件的高风险。
2017年，欧洲心脏病学会强调需要对具有颈动脉斑块易损性影像学特征的无症状患者进行有针对性的血管再通，美国超声心动学会的2020年建议和欧洲血管外科学会的临床实践指南也强调了斑块易损性的影响。最近一篇论文表明，纳入易损斑块可对≤15%病例的病因进行重新分类。根据急性卒中治疗中的Org 10172试验（TOAST）分类系统，仅根据50%的狭窄来定义LAA卒中并没有考虑到一些重要方面，包括动脉粥样硬化血管的代偿性扩大和颈动脉斑块的总负荷。将高斑块负荷纳入LAA的定义可对卒中病因进行重新分类，与TOAST分类相比，可识别出更多LAA患者和更低比例的ESUS患者。
研究证实，在隐源性脑卒中患者中，与对侧相比，梗死侧颈动脉斑块具有易损性特征的发生率明显更高。在该研究中，同侧颈动脉狭窄小于50%且具有高危特征的发生率为32.5%（95%置信区间[CI]，25.3-40.2），而对侧颈动脉的发生率为4.6%（95%置信区间，0.1-13.1）。同侧颈动脉与对侧颈动脉发现具有高风险特征斑块的几率比（OR）为5.5（95% CI，2.5-12.0）。与心脏栓塞性或小血管性脑卒中患者相比，隐源性脑卒中患者中此类复杂颈动脉斑块的发病率明显更高。
例如，Kopczak等人一项涉及234名患者的研究显示，隐源性脑卒中患者同侧颈动脉复杂斑块的发病率明显高于对侧（31% vs 12%；P=.0005）。在随后的一项研究中，同一作者证实，隐源性脑卒中患者缺血区域同侧有复杂的非狭窄颈动脉斑块，其复发风险增加5.6倍。这些研究强调了复杂斑块的存在与缺血发作风险之间的相关性。然而，有多种斑块特征与脑血管事件的发生有关，因此可以探讨每种特征的具体关联性和风险。
超声（US）检查、计算机断层扫描（CT）和磁共振成像（MRI）等现代成像方法可详细显示颈动脉斑块的组成和形态，有助于识别缺血性卒中潜在病因的易损性特征。在临床实践中，所有出现急性神经症状的患者在到达医院后都会立即接受CT或MRI脑血管成像检查，以评估是否存在缺血性卒中并排除任何出血证据。颈动脉US是评估颈动脉斑块动脉粥样硬化最常用的方法，可评估易损性的一些形态和组成特征。使用US检查可勾勒出与斑块易损性相关的一些声像学特征，包括大的并行低回声区、异质回声纹理、和斑块回声性。经颅多普勒超声检查发现无症状栓塞是未来卒中风险的独立预测指标。
虽然颈动脉US技术应用广泛、成本低廉且无辐射，但在临床实践中往往需要CT扫描和MRI来评估颅外和颅内血管是否存在动脉粥样硬化疾病。
斑块内出血（IPH）的特征是动脉粥样硬化斑块内的血液成分外渗，它被认为是斑块易损性的一个关键特征。近年来，一些纵向和横断面研究表明，IPH是出现症状的一个重要风险因素。一项对1190名无症状颈动脉狭窄患者进行了平均53个月随访的纵向研究显示，磁共振成像检测到的IPH与随后发生的脑血管缺血性事件显著相关。
在某些情况下，IPH对轻度颈动脉狭窄患者的影响也得到了探讨：最近发表的一项荟萃分析对7个队列进行了研究，涉及560名无症状颈动脉狭窄患者和136名无症状颈动脉狭窄患者，结果显示IPH比任何已确定的临床风险因素更能预测卒中。在颈动脉狭窄小于50%的病例中，IPH患者同侧卒中的年发病率为9.0%，而无IPH患者同侧卒中的年发病率为0.7%。
在最近的前瞻性斑块风险研究（PARISK）中，244名近期有症状的轻度至中度颈动脉狭窄患者接受了平均5.1年的随访。通过经颅多普勒检查、US检查、MRI和CT扫描，发现IPH的存在与复发性脑血管事件相关。
还有一点，IPH根据发生时间分为近期/急性（小于一周）、中期（1-6周）或慢性/陈旧性（大于6周）。近期/急性IPH发生脑血管事件的可能性最高；但在超过18个月后，发生脑血管事件的可能性会继续增加。
磁共振成像被认为是检测IPH最灵敏的方法，因为IPH的表现取决于血红蛋白的氧化状态：尤其是强T1加权图像，通过反转预脉冲来抑制血液信号，显示IPH在斑块的大部分为高强度信号灶。一般认为CT扫描的敏感性较低，因为纤维、脂质和IPH成分的CT值有很大重叠。一般认为US检查并不合适，但最近的研究表明，有经验的操作者也可以进行US检查。在不同的成像技术中，MRI可以根据发生时间对IPH进行分类。
67岁男性右侧颈内动脉斑块内出血（IPH），同侧缺血性卒中。（A-D）非硬化性颈内动脉粥样硬化斑块，斑块内有溃疡（A和C中的白色箭头），T1加权图像（B）中的高信号提示IPH，尤其是T2加权图像（C）中突出显示的早期亚急性IPH。
2015年发表的一项回顾性横断面研究对726例颈动脉-脑MRI检查结果进行了分析，发现颈动脉源性卒中的最强预测因子是管腔内血栓。CT血管造影较为敏感，可以显示被造影剂包围的管腔内充盈缺损。增强US检查和MRI也是准确划分腔内血栓的无创成像模式。
在一名同侧缺血性卒中的82岁男性左侧颈动脉内观察到的腔内血栓。CT显示左侧颈动脉管腔内充盈缺损，表明存在血栓（A和B）。
纤维帽（FC）是一层纤维结缔组织，将斑块核心与动脉管腔分隔开来，它的破坏会导致内皮下斑块成分的血栓形成暴露，从而诱发动脉粥样硬化性颈动脉斑块的血栓栓塞并发症。目前，磁共振成像是检查FC状态最有效的无创成像模式。光子计数CT扫描仪在准确划分FC厚度方面取得了可喜的成果。
一项纵向前瞻性研究使用MRI对126名无症状颈动脉狭窄患者进行了平均1年的随访，结果显示，富脂坏死核心（LRNC）、较薄和/或破裂的FC以及IPH与复发性脑血管事件相关。颈动脉狭窄程度与复发性事件无关。FC薄和（或）破裂与近期卒中或TIA病史高度相关：在一项基于MRI的研究中，与FC厚的患者相比，FC破裂的患者近期发生卒中或TIA的可能性高23倍。另一项前瞻性纵向研究显示，在中位随访514天期间，FC破损和IPH是继发脑血管事件的风险因素。
LRNC是一种异质组织，由富含脂质的巨噬细胞、胆固醇晶体、平滑肌泡沫细胞死亡以及血浆衍生脂质堆积形成，并由内膜细胞外基质大分子拴住。LRNC在动脉粥样硬化斑块的进展和易损性中起着关键作用。2017年发表的一项对16项研究的荟萃分析显示，CT血管造影显示存在低衰减斑块的患者发生同侧脑血管事件的风险几乎是其他患者的三倍，与血管狭窄程度无关。2013年发表的一项系统回顾和荟萃分析显示，LRNC可预测无症状受试者的卒中或TIA。MRI因其卓越的软组织对比度被认为是评估LRNC最敏感的方式。相反，由于IPH和LRNC的CT值明显重叠，CT扫描通常被认为灵敏度较低。同样，US检查也被认为不太适合用于区分出血和脂质成分。
超声（US）检查（A）和CT扫描（B、C）显示富脂质坏死核心的实例。（A）一名同侧缺血性卒中的62岁女性左侧颈总动脉非硬化性颈动脉斑块，斑块内有一个富脂坏死核心（LRNC）和厚纤维帽（FC）。（B）一名有症状的82岁男性左侧颈内动脉中的低衰减、亚闭塞斑块，其平均CT值为43 HU，类似于LRNC。（C）同侧缺血性卒中的72岁男性右侧颈内动脉中的低衰减、亚闭塞斑块，平均CT值为22 HU。然而，由于脂质和出血成分的CT值重叠，因此不能排除斑块内出血（IPH）的可能性。
在能够详细观察颈动脉斑块结构的技术进步之前，斑块的表面形态是人们关注的一个关键参数。斑块表面可分为光滑、不规则（表面变化范围在0.3至0.9毫米之间）或溃疡（专指直径≥1毫米的空腔）。颈动脉斑块表面的评估可通过一系列成像方法进行，但CT扫描和MRI似乎在溃疡检测方面具有更高的诊断准确性，明显优于US检查（CT的敏感性> 90%，而US检查的敏感性< 40%）。
斑块易损性的另一个特征是斑块的最大厚度。在参与Tromsø研究的6584名无症状者中，男性和女性的最大斑块厚度都与中风的发生有关。在一项针对6102名无症状颈动脉狭窄受试者的前瞻性纵向研究中，最大斑块厚度与主要心血管不良事件的发生有关。然而，最大斑块厚度似乎对隐源性脑卒中患者也有影响：在一项对85例隐源性脑卒中患者进行的研究中，卒中同侧非钙化斑块厚度大于3mm的患者占35%（对侧为15%）。在对1072例受试者进行的中国动脉粥样硬化风险评估II研究中，最大斑块厚度与脑缺血症状的相关性高于狭窄程度。
在PARISK研究中，颈动脉斑块体积的测量显示出与复发性同侧脑血管缺血事件的独立相关性（斑块体积每增加100毫升，HR值为1.07；95% CI，1.00-1.22）。
斑块厚度和颈动脉斑块负荷可通过US检查、CT扫描和MRI比较容易地进行评估。在临床实践中，由于US检查的广泛性和可行性，US检查是评估颈动脉斑块厚度的首选初始成像方式。
斑块内新生血管是晚期动脉粥样硬化病变的特征，可通过增强US检查、CT扫描和MRI检测到。2012年进行的一项研究表明，新生血管与脑血管事件有关，另一项对155名有症状患者进行的前瞻性研究表明，斑块内新生血管与复发性脑血管事件有关。这一特征似乎很有希望，但由于目前的常规临床实践尚未采用非侵入性成像评估斑块炎症和新生血管，因此还需要进一步的研究来证实和采用这一特征。
虽然关于钙化在动脉粥样硬化中的功能仍有争论，但钙化的大小、形状和位置等因素可影响斑块形成的进程，这一点已被广泛接受，最近的一些论文显示，在某些情况下，这些因素与斑块的易损性及随后的卒中风险相关。特别是，阳性边缘征（positive rim sign）与斑块炎症、血管渗漏和IPH的形成密切相关。一项针对329名无症状颈动脉斑块的鹿特丹人群研究患者的前瞻性队列研究显示，较高的钙化负荷与IPH的存在相关。CT扫描被认为是检测斑块内钙化的参考标准。但值得注意的是，斑块钙化也可通过US检查和MRI检查发现，前者表现为高回声区，后者在所有对比序列上都表现为低信号区。
CT显示的不同类型颈动脉钙化示例。（A）颈动脉斑块伴浅表钙化（白色箭头）。（B） 颈动脉斑块伴有大块钙化（白色箭头）。（C） 颈动脉斑块伴阳性边缘征（白色箭头）。
1973年，马萨诸塞州总医院在一项导管血管造影研究中首次描述了颈动脉蹼，近年来，颈动脉蹼一直被认为是卒中的一个未被重视的危险因素。颈动脉蹼是颈动脉球后外侧壁产生的蹼状充盈缺损，由于其突入颈动脉管腔，可改变血流并导致血液淤滞，从而形成血栓并继发缺血性卒中。在最初被误诊为隐源性缺血性脑卒中的病例中，颈动脉蹼占9.4%至37.0%。这种情况似乎更常见于年轻女性受试者：在Coutinho等人的研究中，90%的颈动脉蹼病例为女性，年龄范围为34至57岁。在Zelada-Rios等人的另一篇论文中，女性患者的比例为60%，年龄介于37岁至43岁之间。
人工智能及其子集，即机器学习和深度学习，不仅有可能帮助评估颈动脉斑块的易损性特征，而且有可能帮助早期发现急性缺血性脑卒中的潜在机制。Buckler等人开发了一种基于人工智能的模型，以组织学标本为基本真相，对CT图像上的动脉粥样硬化斑块的易损性进行分类。入选的总体群组包括53名颈动脉粥样硬化患者，他们被随机分配到衍生群组（n=30）和验证群组（n=23）。根据修改后的美国心脏协会组织学定义，所提出的卷积神经网络模型与病理分类具有很高的一致性，在识别不稳定斑块、稳定斑块和微小病变方面具有很高的准确性。Kamel等人利用康奈尔急性卒中学术登记处的数据开发了一种机器学习算法，用于区分心源性栓塞和非心源性栓塞ESUS，以确定隐匿性心源性栓塞来源的患者比例。提出的基于人工智能的模型通过人口统计学、临床、超声心动图和实验室数据进行了训练，在区分心源性栓塞和非心源性栓塞病例方面达到了极高的准确性（曲线下面积为0.85）。随后，作者将最终模型应用于一组独立的580例ESUS病例，结果显示44%（95%可信区间：39%-49%）的病例是由心脏栓塞引起的，隐匿性心脏栓塞的预测概率与心房颤动的诊断相关。人工智能可将大量成像数据与临床特征和人口统计学数据合并，代表了缺血性卒中评估的新视野。
引入新的卒中风险分类系统：Plaque-RADS。鉴于越来越多的文献强调动脉粥样硬化斑块的组成和形态对确定卒中风险的重要性，采用标准化、通用和跨病种的报告系统无疑对临床实践大有裨益。
最近，斑块报告和数据系统（Plaque-RADS）分类被引入，目的是为颈动脉粥样硬化疾病建立统一的词汇和结构化的报告系统，通过为个性化患者风险分层提供透明、可重复的方法，加强放射医师、转诊临床医师和研究人员之间的交流、除目前唯一的定量描述"狭窄"外，Plaque-RADS还提供了形态和成分斑块评估，范围从Plaque-RADS1（表示完全没有颈动脉斑块）到Plaque-RADS4（表示具有IPH、FC破裂和/或血栓等特征的复杂斑块）。
除颈动脉狭窄程度外，考虑斑块形态和组成的评分系统可加深对缺血性卒中病因的理解。它还有可能根据与斑块易损性相关的成像特征对某些隐源性脑卒中进行重新分类。未来有必要开展多中心试验，以评估Plaque-RADS评分在隐源性脑卒中病例中的实用性及其对卒中病因重新分类的能力。
随着不同治疗策略的出现，隐源性脑卒中的病理生理学变得越来越重要。具有易损性特征的非硬化性颈动脉斑块越来越被广泛认为是脑血管风险的组成部分。先进的成像技术可大大提高隐源性脑卒中的诊断率。还需要进一步的研究来证实这些发现，并建议将此类成像方法纳入常规诊断方案，以加强卒中管理和预防。
文献原文：Saba L, Cau R, Spinato G, Suri JS, Melis M, De Rubeis G, Antignani P, Gupta A. Carotid stenosis and cryptogenic stroke. J Vasc Surg. 2024 May;
双能量与肌骨专题
1. 双能量CT和实影渲染技术改善骨盆骨折不稳定性评估
骨盆骨折不稳定性的分级对于使用骨盆固定带（pelvic binders）的患者来说是一个挑战。双能CT（DECT）和实影渲染可以提供有关骨韧带完整性的辅助信息，但这些工具的用途尚不清楚。
近日，来自马里兰大学医学院的学者评估了DECT和实影渲染相对于单能量CT（SECT）的附加诊断价值，以区分骨盆固定带患者的任何不稳定性和平移不稳定性。该文章发表在Radiology上，我们一块学习一下。
42岁男性，被汽车撞击后CT扫描的图像。（A）轴位单能CT扫描显示右骶骨屈曲骨折，没有骶髂关节变宽（箭头）。在第一次读片中定义为侧方挤压（LC）1型（LC-1，稳定）。（B）冠状位DECT扫描显示骨髓水肿和骨挫伤仅限于骶骨右侧（*），归因于骶骨骨折。在第二次读片中定义为LC-1型。（C）冠状位和（D）轴位实影渲染图像。在冠状位图像上看到直肌插入撕裂（C中的箭头），在轴位视图上看到右骶棘韧带撕裂（D中的箭头）。这些发现被认为反映了一种旋转不稳定损伤，在第三次读片中，前后挤压（APC）2型机制被骨盆固定带掩盖。骨科医生将骨折分类为APC-2。
在这项回顾性分析中，连续的成年患者（年龄≥18岁）在2016年8月至2019年1月期间，在同一个一级创伤中心，使用第三代双源CT扫描仪（SOMATOM Force，西门子医疗，福希海姆，德国）以双能量模式进行扫描。骨科医生的Young-Burgess分级作为参考标准。两名放射科医生在三个读片环节（第1环节，SECT；第2环节，SECT加DECT；第3环节，SECT加DECT和实影渲染）中使用Young Burgess系统进行盲法评分。
Young-Burgess骨盆骨折分型。侧方挤压（LC）1型（LC-1）和前后挤压（APC）1型（APC-1）损伤被认为是稳定的；LC-2型和APC-2型，旋转不稳定；LC-3型，APC-3型，垂直分离（VS），平移不稳定。使用McNemar检验（配对卡方检验）和DeLong检验，在阅片过程中比较任何不稳定性和平移不稳定性的诊断性能。通过加权κ检验计算放射科医生与骨科参考标准的一致性。
轴位实影渲染图像上（A，C）完整和（B，D）撕裂韧带的示例。（A）51岁男行的完整髂腰韧带（箭头），摩托车碰撞后稳定的骨盆骨折。（B）59岁男性，自行车运动员，右侧髂腰韧带撕裂（空心箭头），他被行驶中的车辆撞伤，并被归类为3型骨折。左侧髂腰韧带纤维完整（实心箭头）。（C）21岁男性，盆底韧带完整（如箭头所示），在机动车碰撞后骨盆骨折稳定。（D）28岁女性，右盆底韧带撕裂（空心箭头），被移动的车辆撞击，被归类为LC 2型骨折和髋臼骨折。左盆底韧带复合体完好无损（实心箭头）。
研究共分析54名患者（平均年龄41±16岁。在任何不稳定性方面，与单独使用SECT相比，使用SECT+DECT和实影渲染的诊断性能更高，使用SECT+DECT和实影渲染的受试者工作特征曲线（AUC）下的面积分别为0.67和0.82（P=0.04）；对于平移不稳定性，仅SECT组的AUC为0.80，SECT+DECT组和实影渲染组的AUC为0.95（P=0.01）。
对于任何不稳定性，单用SECT的相应敏感性为61%（36名患者中的22名），SECT加DECT和实影渲染的相应敏感性为86%（36名患者中的31名）（P0.99）。放射科医生和骨科医生之间的一致性（κ值）从0.44（SECT）提高到0.76（DECT和实影渲染相结合）。
冠状位实影渲染图像上完整和撕裂的腹直肌插入示例。（A）摩托车相撞后，51岁男性的腹直肌完整插入。（B）58岁女性，从高处坠落后，直肌插入撕裂（箭头所示），评估为前后挤压3型骨折，用骨盆固定器复位。
骨盆固定带对不稳定性分级有混杂作用，单能量CT（SECT）不适合直接评估继发性稳定韧带损伤。研究表明，在耻骨联合、骶髂关节、骶骨下外侧、坐骨棘和L5横突等感兴趣的部位，用双能CT（DECT）对骨髓水肿进行常规评估，并辅以直接显示髂腰韧带、盆底韧带、直肌插入实影渲染改善了骨盆固定带患者对机械性骨盆不稳的辨别力。
用于诊断任何不稳定性的受试者工作特征曲线（AUCs）下的区域从SECT的0.67（95%置信区间：0.51，0.82）改善到SECT、DECT和实影渲染的0.82（95%置信区间：0.69，0.95）（P=0.04）；用于区分平移不稳定的AUC也有所提高，从0.80（95%CI:0.64，0.95）提高到0.95（95%CI:0.88，1.03；P=0.01）。似然比（LRs）显示DECT和实影渲染对任何不稳定的诊断具有适度的附加值，而当这些后处理工具结合使用时，阳性和阴性LRs在检测平移不稳定的强和/或决定性范围内（阴性LR，0.07[95%CI:0.01，0.5]；阳性LR，36.4[95%CI:5.22，53.2]）。
放射科医生和骨科医生参考标准之间的总体一致性（加权k）也从0.44提高到了0.76。在SECT中，92%（95%CI:79，98）的高基线特异性判定为平移不稳定，可能是由于一些平移不稳定骨折在骨盆周向压缩时表现出更大程度的扭曲。
L5和骶髂关节（A，B）正常和（C）异常DECT骨髓信号的例子。（A）轴位DECT图像显示34岁男性L5（髂腰韧带起点，箭头所示）的正常骨髓信号，该男子因从高处坠落导致稳定的骨盆骨折。（B）冠状位DECT图像显示了稳定骨盆骨折患者骶髂关节（承载骶髂前韧带和骶髂后韧带，*）的正常骨髓信号。（C）冠状位DECT图像显示55岁男性，在机动车碰撞后，前后挤压型2型骨折用骨盆固定器稳定。骶髂关节和L5横突周围的骨髓水肿（*和箭头）强烈表明，尽管没有骶髂关节分离，但骶髂关节断裂和髂腰韧带撕裂存在。
本研究样本中，平移不稳定性仅由所有四个区域的全部参与决定，与现有分类中这种损伤类型的极端严重程度一致。四区损伤对平移不稳定性的敏感性为100%（15/15；95%CI:78，100），特异性为74%（29/39；95%CI:58，87），AUC为0.87（95%CI:0.80，0.94）。对任何不稳定的区分都会受到受伤区域的数量和涉及的具体区域的影响。骶髂关节、耻骨联合和髂腰韧带的损伤与任何不稳定的几率增加约4-6倍有关；然而，髂腰韧带损伤没有统计学意义（P=0.06~0.08），可能是因为样本量小。
在轴位DECT图像上，耻骨体、坐骨棘和骶骨下外侧（A-C）正常和（D-F）异常骨髓信号的例子。（A-C）34岁男性，从高处坠落后发生稳定骨盆骨折，DECT图像显示耻骨体（腹直肌肌腱插入；A中*）、坐骨棘（B中的箭头）和骶骨下外侧（盆底韧带连接；C中的箭头）的骨髓信号正常。（D）60岁男性，骨盆挤压伤后发生前后挤压2型骨折，骨髓水肿累及左侧耻骨体（*）。骨盆固定带复位导致耻骨联合轻度增宽，单能量CT（未显示）没有可见的耻骨体骨折。这一发现可能是由于耻骨联合断裂和腹直肌撕脱联合作用所致。（E）28岁女性，被行驶中的车辆撞到，右侧坐骨棘（箭头所示）出现骨髓水肿。（F）41岁男性，被行驶中的车辆撞到，骨髓水肿累及左侧骶骨下外侧（箭头所示）。
这是一项单中心回顾性研究，带有内在选择和制度偏见。
CT扫描仪和软件设置来自单一供应商，尽管在全球范围内该供应商占有非常大的份额。
第三，通常骨髓分析需要使用平扫DECT图像进行分析，但是动脉期和门静脉期图像是创伤CT的常规检查。之前有报告DECT在肿瘤患者接受常规分期增强门静脉期CT检查时诊断椎体压缩骨折的益处。本研究使用动脉期成像进行虚拟去钙DECT，以进一步减少造影剂的影响。
第四，由于这项涉及使用三种模式评估多个损伤区的概念验证研究的复杂性，通过共识阅读评估了不稳定性分级。
第五，尽管读片环节以1个月的间隔进行，并且每个环节的患者顺序都是随机的，但仍应考虑模式评估顺序导致回忆偏差的可能性，并引入读者内变异的可能性，因为在第一个环节中发现的结果可能会在后两个环节或其中一个环节遗漏。
作者的研究表明，与单能量CT相比，单能量CT、双能量CT和电影渲染的联合使用改善了不稳定性评估。在不同的双能量、能谱或光谱CT扫描仪和软件平台上进行验证和复制时，需要进行更大规模的前瞻性多读者研究。
5月15日晚，我们一块聊聊如何做好一场演讲
双能量CT在急性缺血性脑卒中中的价值
通过常规执行常规CT“脑窗”（BW）系列，可以在发病后3到6小时内观察到脑梗死的早期迹象。血管内（EST）或静脉注射脑卒中治疗后，需要评估技术成功率，以确定患者预后。随着EST成为大血管闭塞的标准治疗方法，对介入后成像提出了进一步的要求。动脉内注射造影剂后，血脑屏障（BBB）的破坏可能导致出血或造影剂渗出，这两种情况在BW断层扫描中都很难区分。
在后续扫描中检测EST后的残余动脉血栓或早期动脉再栓塞形成对于进一步的治疗决定至关重要。然而，造影剂给药后，通过常规CT BW成像或CTA可能看不到血栓。
虽然上述许多成像挑战可以通过磁共振成像来解决，但磁共振扫描更耗时，有时不可用，而且其适用性受到与患者相关的禁忌症（如幽闭恐惧症）的限制。紧急情况下急性缺血性脑卒中的“优化”CT成像对于治疗决策和预后判断是迫切需要的。
双能量CT（DECT）进一步允许剂量减少，这是由于患者的辐射暴露不可忽略，最近已成为一个关键问题。
然而，CT灌注（CTP）和CT血管造影（CTA）在检测急性缺血性脑卒中方面也被描述为准确的，因此，需要对一站式CTP/CTA和DECT进行比较。
在一项增加红细胞压积（5-85%）以模拟出血的体模研究中，虚拟平扫（VNC）衰减与常规图像衰减相比，能够准确区分血液和碘对比剂混合物。
大多数关于DECT在缺血性脑卒中应用的临床研究调查了出血与由于血脑屏障破裂（尤其是EST后）引起的碘造影剂渗出之间的区别。碘图系列（IM）描绘对比度增强区域，而VNC代表“平扫”成像。
脑窗（a，d）、虚拟平扫（b，e）和碘图（c，f）系列。在脑窗和碘图上，上排显示左侧基底节的高密度区域，但在虚拟平扫序列中没有，代表造影剂渗出；下一行显示脑窗右侧岛叶皮质和碘图序列中的高密度区域，在虚拟平扫序列（箭头）中仅部分高密度，代表造影剂渗出和出血。
对14名患者的VNC和IM系列进行评估，可以在28个高密度区域区分出血和造影剂增强，准确率至少为91%，这在后续扫描中得到了证实。在40名患者中，对148个高密度区域进行了调查，并以100%的敏感性、84.4-100%的特异性和87.2-100%的诊断准确率进行了正确分类。与BW系列相比，在19名患者中，VNC和IM系列的准确率分别为89%、63%。EST后48名患者的高密度区域被指定为造影剂增强或出血，无假阳性或假阴性。在使用80-140 kV管电压DECT的过程中，实现了可靠的区分。然而，鉴于EST在全球范围内的表现不断提高，患者数量相当低。需要使用主观和客观评分量表对更大的人群进行研究，以最终确认DECT的高准确性。
然而，出血和造影增强可能不是高密度区域的唯一原因。
采用常规影像（CI）和虚拟单能影像（VMI）重建58例患者的脑实质内出血（IPH）和低密度实质病变（HPL）的诊断质量，范围从40到120 keV，通过基于ROI的测量、对比噪声比（CNR）计算和5点Likert量表对双层探测器CT（DLCT）的keV进行客观评估。VMI对HPL和IPH的描述改善在很大程度上取决于病理类型及其位置。白质低密度病变（WM）和灰质高密度病变（GM）在高/120keV时更易显示，而在低/40 keV时，WM中的高密度病变和GM中的低密度病变更容易显示。
然而，有人认为，发表偏倚可能会导致对诊断性能的高估，因此需要进行大规模的前瞻性队列研究。
DECT的第二个最受重视的改进是在预先应用造影剂的情况下显示急性脑梗死或出血性梗死。
根据100/140 kV VNC系列非梗死脑组织的平均密度降低，采用了相对双能量对比。组织对比度通过梗死对侧ROI密度测量进行定量测定，具有较高的评分可靠性。与BW和VNC相比，EM实现了最高的皮层梗死对比度和对未来梗死面积的最佳预测。梗死部位不影响检出率。
脑窗（a，e）、虚拟平扫（b，f）、水肿图（c，g）和随访（d，h）脑窗系列。上排显示脑窗或虚拟平扫序列中没有梗死界限，但水肿图（箭头）上有明确界限(对应于随访序列)；下一行在脑窗和虚拟平扫序列上仅显示左侧基底节的轻微梗死分界，但在水肿图（箭头）上显示清晰分界(对应于随访序列)。
与SECT相比，30例后颅窝早期梗死患者的DECT扫描的80和100 keV外推单能序列获得了更好的图像质量，并且在100 kV序列上有更好的梗死检测能力的趋势。
与SECT相比，不同的DECT技术可以提高早期梗死的检出率。
然而，虽然X-map产生了有希望的结果，但一些问题可能会导致假阳性或假阴性结果。DECT图像在脑-颅骨边界附近有涂抹伪影，X-map值在患者间和患者内存在较大差异，尤其是在GM方面。
在一项对EST后模拟常规CT图像的研究中，VNC上有IPH的Hounsfield单位（HU）值显著高于无IPH的情况（截止80 HU），而有延迟IPH的HU值显著高于无IPH的情况（截止78 HU）。
VMI单能99keV图像在急性MCA脑梗塞的评估中取得了梗死和正常脑实质之间的最佳平衡，并且不低于70keV图像。
EST后立即在DECT（100/140 kV）上发现132例患者的对比增强区，其中32例发现出血。随访影像学检查为CT或MR。由数量不确定的评分者进行的主观评估显示，对比度增强（优势比（OR）11.3）和出血（OR 10.4）与不良的临床结果（改良的Rankin量表3-6）相关，即使实现了完全再通。具有对比增强区的患者表现出更高的延迟出血转化率（OR 4.5）。为了研究对比度增强区域在何种情况下会转变为梗死或延迟出血，分析了20名患者（共44个对比度增强区域）接受EST的DECT扫描（100/140 kV），并由两名评分员对BW、VNC和IM成像进行ROI密度测量，具有较高的评分员间可靠性。与未转化的区域（曲线下面积（AUC）0.99）相比，转化为梗死的区域在IM上显示出更高的密度，代表了更高的对比度增强，截止值为34.1 HU。对于延迟出血的预测，AUC为0.78。在EST后立即对85名患者的DECT（80/140 kV）图像进行检测，如果存在碘渗出（n = 54），在碘浓度> 1.35 mg/dl时，更可能出现后期出血，AUC为0.89。
脑窗（a，d）、碘图（b，e）和扩散加权随访MRI（c，f）系列。上排显示丘脑和右枕叶在脑窗和碘图序列上都有轻微的碘渗出，没有未来的梗死；下一行显示丘脑和右上小脑的碘染色更明显，随后出现梗死。这些研究表明，EST后对造影剂渗出的存在或数量可能对临床结果有预测价值。然而，在一些研究中，没有考虑临床参数，随访成像在时间间隔和成像方法方面不一致。
与SECT相比，DECT可能有助于在先前的造影剂注射后显示含有血栓物质的颅内动脉。在第一次体内研究中，得出的结论是，可以省略额外的BW。和CT血管造影的VNC重建一样，可以检测到高密度动脉；然而，没有对VNC进行与早期梗死检测相关的评估，这在急性期至少同样重要。在第二项体内研究中，虽然可以进行常规血管造影研究，但没有将残留血栓物质的动脉与“金标准”TICI评分（脑梗死溶栓）进行比较。关于人工血栓的血栓成分的结果尚未在体内得到验证。
DECT可用于区分动脉内造影剂和血栓。迄今为止，关于颅内动脉血栓检测的体内研究很少。
在30名有脑卒中和高密度动脉体征的患者和30名对照组中，根据DECT（80/140 kV）血管造影术重建的VNC序列上的动脉内血栓检测与BW/真实平扫序列上的检测相同。在应用主观评分量表和客观ROI密度测量方法后，该系列的准确率达到了93%，包括有血栓的动脉、无血栓的对侧动脉和对照组的动脉。
在10/16例颅内大动脉EST和介入后即刻DECT（100/140 kV）患者中，在BW、VNC和IM协议的数字血管造影序列中发现残余外周血块。只有9/10的患者在VNC上发现有血栓的动脉，而5/6的患者没有血栓。含有血栓的动脉明显比仅在VNC上灌注的动脉密度更高。
常规血管造影（a）、脑窗（b）和虚拟平扫（c）。取栓术后的最终血管造影序列显示右侧大脑中动脉M2部分的残余血栓，在脑窗和虚拟平扫序列（圆圈）上显示为高密度点。
到目前为止，关于DECT与CTP或CTA技术在急性缺血性卒中应用中的上述优势的DECT与常规CT和MRI的对比研究仍然很少。
CTA为急性缺血性中风患者的治疗医生提供了有助于临床决策的优势，例如详细说明闭塞的存在、血栓的程度和神经血管解剖，以及已知的缺点，包括辐射、造影剂诱发肾病的风险，以及进行CTA所需的时间。
该领域的重要进展是一站式CTP/CTA技术，该技术已广泛应用于缺血性脑卒中患者的临床诊断和预后评估。尤其是在紧急情况下，一站式CTP/CTA技术除了可以划分缺血期和范围外，还可以确定栓子的位置和范围，从而帮助临床诊断和治疗。
根据不同的评分系统评估，侧支循环状态是决定急性缺血性卒中预后的重要因素。在应用单期和多期CTA（spCTA和mpCTA）并与CTP参数进行比较后，在spCTA上评估的侧支循环状态足以预测缺血性中风患者的预后和做出决策，可能会避免mpCTA或CTP等进一步的成像方式。
尽管几乎没有证据表明，CTP可能比NCCT更准确，在检测急性缺血性脑卒中方面的准确度与CTA相似，从而证明了CTP对部分脑卒中患者的潜在治疗益处。
引入了新的4D CTA扫描协议，包括平扫CT、重建动脉和静脉相的动态CTA、全脑灌注，以及使用320排探测器CT扫描仪在一次采集中对颈动脉进行CTA。这种方法涉及一种独特的造影剂注射技术和急性缺血性脑卒中患者可接受的辐射剂量，还使用基于模型的迭代重建（MBIR）、时间求和重建（时间最大强度投影，tMIP）和减法技术来优化结果。
CTA还可用于确定血栓切除术后潜在的血栓残留，这对临床结果有重要意义，因为血栓残留的病例更容易再次闭塞。
DECT在检测血栓持续性或早期再血栓形成方面很有价值，无需额外使用造影剂，但其与预后预测的相关性仍有待进一步研究确定。
需要进一步的研究来比较DECT和CTA以及CTP的价值。
一种新开发的技术，多能CT（MECT），在基于图像的材料分解任务中使用新型光子计数探测器。
具有多个能量箱的光子计数探测器模型在100 kV/Sn 140 kV下实现了与DECT相当的性能。然而，在双源协议中使用光子计数探测器后，性能可以提高到单光子计数探测器和双源DECT的水平以上。
与传统CT相比，GM/WM分化更大，具有良好的评估者内和评估者间重复性，这与更高的软组织对比度和12.8-20.6%的图像噪声减少有关。
与使用能量积分探测器（EID）的传统单能量CT扫描相比，用于评估头颈部主要动脉的光子计数探测器（PCD）CT获得了显著更高的图像质量分数，图像噪声更低，图像伪影更少。
由于线束硬化，EID图像上的动脉内伪影未在PCD图像上显示。与非PCD相比，碘图的CNR高20.7%，而70 keV的VMI提供的CNR与非能谱图像相似。与单能量EID CT相比，光子计数CT可能潜在地改善颈动脉和颅内CT血管造影的图像质量。
有效原子序数图通过分析衰减变化作为能量的函数，提供了一种定量的材料区分方法。这种方法已经在临床上得到了应用，例如，与碘图相比，在有效原子序数图上对肺栓塞引起的肺灌注缺陷进行了检测。另一个神经放射学应用是预测脑肿瘤组织学，发现颅内肿瘤分为三大类：胶质瘤、脑膜瘤和转移瘤。z图的有用价值似乎是增强后有效原子序数的百分比变化。计算出的每个体素中组织的有效原子序数可能也有助于血栓的分化。需要进一步研究这种方法在急性缺血性脑卒中治疗中的潜力。
尽管DECT有利于区分材料，但材料分解会受到来自两次单独扫描的两个CT图像的放大噪声的影响，这可能会导致图像质量下降。这可能是因为实现的算法表现出次优分解性能，无法充分描述DECT图像与基本材料之间的映射关系，尤其是在噪声条件下。预计迭代重建等技术将有所改进，以提高图像质量和人工智能，这可能会促进材料分解。与使用传统方案的方法相比，所提出的方法在临床数据集的噪声抑制中具有更高的分解质量。
鉴于不同公司提供的DECT成像技术方法不同，成像数据可能会略有不同，并妨碍其在临床应用中的可比性。本综述中报告的研究结果可能无法在不同的扫描仪类型和不同代的DECT扫描仪中重复。需要进行大型多中心研究，包括不同的扫描仪，以确认使用替代技术时所获得的结果是否适用。然而，一些发现在不同的研究中多次得到验证，即使使用不同的扫描技术，因此强调了DECT方法的稳健性。
虽然DECT材料分解在神经放射学中通常是成功的，但一个主要的限制是，这种区分仅限于三种预选材料。
使用三物质分解算法获得VNC和碘（或钙）覆盖图像，DECT成功用于72例患者中的90.2%，用于区分钙染色和/或外渗与IPH，钙与IPH，以及金属伪影减少和血管造影评估。然而，第四种物质，例如实质钙化，可能会干扰分析。材料分解会进一步受到伪影的影响，如线束硬化、金属条纹或饱和效应。
然而，目前的研究为DECT未来可能的应用，以及最新的CT技术如何改变我们的日常诊断以获得更准确的结果提供了重要提示。
第三代双源CT双能量扫描仪的性能优于前几代，并且有望持续改进。方法的标准化将允许不同中心之间进行可比成像。
目前，DECT在脑卒中患者中最有趣的临床应用是区分先前应用碘造影剂后的出血和造影剂渗出，并且在使用碘造影剂后，通过VNC序列可以可靠地显示动脉血栓。
未来的研究应关注供应商之间技术上不同的DECT成像方法的潜在差异。在不久的将来，临床实施的候选技术包括MECT、PCD、有效原子序数Zeff和电子密度以及人工智能。
文献原文：Mangesius S, Janjic T, Steiger R, Haider L, Rehwald R, Knoflach M, Widmann G, Gizewski E, Grams A. Dual-energy computed tomography in acute ischemic stroke: state-of-the-art. Eur Radiol. 2021 Jun;
2. 肌骨疾病新兴诊断方法研究进展
肌肉骨骼（MSK）疾病是全球致残的主要原因之一，其诊断复杂性源于异质性表现和多因素病理生理机制。近年来，成像技术、分子生物标志物、人工智能应用和床旁技术的进步正从根本上重塑肌肉骨骼疾病的诊断模式。本章综合阐述了计算机断层扫描（CT）、磁共振成像（MRI）、超声等多种诊断成像方式的最新创新，以及新兴的生化、遗传和数字技术，揭示多模态诊断策略联合应用如何在实际临床中提高疾病检测、分层和临床决策的准确性。
一、成像技术在肌肉骨骼诊断中的演变。传统X线摄影因其易获取、成本较低且能清晰显示骨结构，仍是肌肉骨骼成像的初始金标准，尤其适用于评估骨折、关节间隙狭窄、骨赘形成和骨密度变化。但它软组织对比度有限，仅能以二维形式呈现三维结构，难以检测早期软骨退变或细微软组织异常--例如在骨关节炎早期，软骨可能已严重恶化，X线却无明显异常。
计算机断层扫描（CT）通过横截面成像和更优的对比度分辨率超越传统X线。最新的光子计数探测器CT（PCD-CT）相比多排探测器CT（MDCT），在降低辐射暴露的同时提升了空间和对比度分辨率。其核心优势在于直接将X射线转化为电信号，可测量单个光子能量，能清晰显示骨小梁细节，改善复杂骨折和细微骨病变的评估。与传统能量积分探测器（EID）CT相比，PCD-CT拥有更小的探测器像素、更高的几何剂量效率、先进的多能谱后处理能力，还能减少金属伪影并提高对比噪声比。PCD-CT的广泛应用受限于高成本（约为传统CT的5倍）、专业人员培训需求以及目前主要集中在大型学术中心等问题。
磁共振成像（MRI）则凭借软组织对比度、多平面成像能力和无电离辐射的优势，成为肌肉骨骼诊断的重要工具。定量MRI技术可在关节退变早期无创测量软骨退变，分为量化形态学变化和细胞外基质变化两类，在骨关节炎患者的横断面和纵向研究中均表现出高准确性和足够的精确性。
四维计算机断层扫描（4D-CT，又称动态CT）通过对运动结构进行多次CT测量，实时显示关节运动，在腕、肩、肘、髋、膝、踝等部位的运动分析中展现出价值，能揭示关节运动学、撞击和不稳定等动态事件。初步研究表明，结合3D-3D配准的4D-CT在捕获膝关节运动学方面准确性较高，有望成为体内运动学分析的可靠工具，但设备和处理成本极高，目前仅限研究机构或专业中心使用。
分子成像为疾病发病机制的细胞和代谢过程提供了新视角，其中基于荧光的方法成为探索骨生物学和体内细胞活动的有效工具。例如，科学家开发的荧光实时破骨细胞发育分析（FRAMCO），通过破骨细胞特异性启动子控制的特定转基因的红-绿荧光转换，实现破骨细胞特异性基因表达和前破骨细胞的细胞间融合，为监测成骨细胞和破骨细胞活性、评估骨代谢相关疾病的治疗效果提供了无创手段。
床旁超声具有即时、动态、经济且无电离辐射的优势，在急诊中对骨折检测表现出较高的敏感性和特异性，有望减少对传统X线的依赖，加速诊断和治疗流程。它还能快速评估软组织损伤，并辅助超声引导介入手术（如肩关节病变的皮质类固醇注射），提高治疗准确性和患者预后。针对肩关节检查，标准化方法（如ABSIS法，涵盖肩锁关节、肱二头肌肌腱、肩胛下肌、撞击征、冈上肌）对全层撕裂的诊断准确性较高，是临床评估的有效补充。
生物标志物在评估和监测肌肉骨骼疾病中至关重要，尤其对于炎症性或退行性疾病。II型胶原C端交联肽（CTX-II）是研究最广泛的骨关节炎生物标志物，与膝关节骨关节炎的存在、进展密切相关，尿中CTX-II水平升高与软骨降解和疾病严重程度相关。但它存在明显的昼夜波动（清晨较高，随时间下降）和个体、种族差异，需通过标准化采样时间（如中午）提高可重复性。目前，包括CTX-II在内的软骨降解标志物尚未被纳入常规临床实践，因其尚未充分验证或可靠到足以标准化使用。
骨转换标志物（BTM）能反映骨重塑机制，其中血清I型前胶原N端肽（PINP）是成骨细胞活性和骨基质新胶原合成的敏感指标，常用于评估骨质疏松治疗效果。临床指南建议在骨质疏松治疗开始时测量基线PINP，并在治疗后评估。抗吸收药物（如双膦酸盐）通常降低PINP水平，而合成代谢药物（如特立帕肽）则升高其水平，有助于医生区分治疗效果并定制方案。PINP受肾功能影响（晚期肾损伤患者的单体形式会蓄积），需使用检测完整（三聚体）PINP的方法以减少干扰，目前已被国际骨质疏松基金会（IOF）/国际临床化学和实验室医学联合会（IFCC）推荐为骨质疏松管理的参考标志物。
（二）与疾病发展相关的遗传和表观遗传标志物。遗传标志物可预测疾病易感性、进展和治疗反应。生长分化因子5（GDF5）基因的功能性单核苷酸多态性（SNP）rs143383与骨关节炎发展密切相关：该C/T突变位于基因5'非翻译区，形成CpG位点，T等位基因与疾病相关且表达降低。DNA甲基化通过调控GDF5表达和rs143383导致的等位基因失衡，影响该等位基因在关节炎易感性中的外显率。
但rs143383的临床转化价值有限，其效应量中等（优势比约1.10），在不同种族人群中验证不足（如在希腊高加索人中未发现关联），且尚无临床验证的诊断阈值，目前仅限研究使用。遗传与表观遗传因素的相互作用提示，联合检测面板可能更准确地评估疾病风险。
随着技术进步，生化标志物检测正迈向更精准的方向。先进分子诊断技术实现的多重检测可从少量样本中同时检测多种标志物，提高评估效率，尤其适用于类风湿关节炎、骨关节炎等多病理机制共存的复杂疾病。床旁生化检测技术将周转时间从数天缩短至分钟，支持患者就诊时的实时临床决策。将生物标志物评估与成像结果、临床数据结合，可形成全面的疾病监测体系--生物标志物通常能在结构异常显现前检测到分子变化，与成像所见的结构改变互补，提供更完整的疾病状态信息。
体格检查能捕捉成像或实验室检查无法完全反映的结构完整性、功能能力和疼痛来源，是诊断和治疗规划的基础。
例如，肩关节检查中的Hawkins-Kennedy撞击试验、Neer撞击征和空罐试验可评估肩袖病变或撞击综合征；膝关节检查中的Lachman试验、前后抽屉试验和内外翻应力试验可评估韧带完整性。功能评估需关注患者日常活动、职业任务和娱乐中的受限情况，标准化功能评估工具（如下肢功能量表LEFS）可客观追踪治疗效果，助力制定针对性干预方案。
传统静态评估难以捕捉功能运动中肌肉激活、关节运动学和神经肌肉控制的复杂协调，动态评估则通过观察患者主动任务中的表现，揭示代偿策略、运动不对称和运动控制异常。
基于惯性测量单元（IMUs）的步态客观评估在膝关节骨关节炎患者中表现出潜力：患者通常步长缩短、步态速度减慢、步长持续时间延长，步长时间变异性增加，提示运动效率和神经运动控制下降。关节运动学分析显示，患者摆动期膝关节活动度减少、冠状面腰椎运动减弱，足跟着地和脚趾离地机制改变，这些可能是为减少疼痛或受累关节负荷的适应性策略。
运动分析技术已从主观视觉判断转向量化测量，包括实验室光学运动捕捉系统、便携式惯性传感器、表面肌电图（sEMG）、力板和压力映射设备等。但这些技术仍面临挑战：传感器校准误差、信号噪声、软组织 artifacts，以及缺乏统一的数据过滤协议，导致不同研究和临床机构的结果难以比较。
患者报告结局测量（PROM）通过记录患者对症状、功能能力和生活质量的主观感受，补充客观评估结果。标准化问卷针对特定疾病（如骨关节炎的WOMAC量表、腰痛的Roland-Morris残疾问卷）、特定部位（如下肢的LEFS、上肢的DASH问卷）或整体健康（如SF-36、EQ-5D）。
PROM需具备良好的心理测量学特性（有效性、可靠性、反应性和可解释性），许多广泛使用的量表已通过验证，并建立了最小临床重要差异（MCID），帮助医生判断变化是否具有临床意义。电子管理（如平板、手机或网页平台）简化了数据收集，降低了行政负担，使患者报告数据更易整合到临床流程中，支持更及时的决策。
但机器学习存在局限性：训练数据偏倚（如过度代表特定人群）会导致模型在未充分代表的患者群体中表现不佳；可推广性差，在外部数据集上的性能常显著下降；监管严格，截至2023年，仅Gleamer BoneView等少数骨折检测CNN工具获FDA批准，且获批后难以修改或重新训练以纠正偏倚。
预测分析通过大型数据集和先进机器学习技术，揭示传统评估忽略的复杂关系，为治疗规划和预后提供具体决策。机器学习算法在预测肌肉骨骼手术术后恢复指标等方面表现优于传统工具，人口统计学、功能和社会经济变量等患者因素常成为重要预测因子。多种方法（随机森林、支持向量机、神经网络）被用于预测疾病进展、治疗反应和并发症风险，无监督聚类算法还能识别不同患者表型，支持个性化管理。
临床决策支持系统（CDSS）整合到临床实践中，在诊疗时提供循证建议，提高诊断准确性和治疗规划质量。CDSS可结合患者遗传、人口统计学和生活方式数据，对比临床指南、研究和历史结果，推荐合适的检查（如成像、血液检查）。
但CDSS的整合面临挑战：警报疲劳（高频或低特异性警报导致医生忽视）、知识 base 需持续更新、数据质量影响输出可靠性、可推广性差（部分工具在多中心环境中效果不佳），以及医生对数据偏倚和准确性的担忧。数据隐私法规（如美国HIPAA、欧盟GDPR）限制数据共享，阻碍系统开发和改进。
标准化是提高成像采集方法和生物标志物参考范围的关键。成像设备参数、后处理流程的差异影响诊断准确性和纵向可比性（如MRI的磁场强度、脉冲序列不同）；生物标志物的测量受分析方法、样本处理影响，需制定共识指南、校准标准和质量保证计划。
新型诊断技术需经严格验证：先通过分析验证确保测量准确性和可重复性，再通过临床验证确定敏感性、特异性等诊断性能，最后验证临床效用（是否改善患者结局和决策）。
联合多种诊断模态可克服单一方法的局限：成像擅长显示结构异常但易忽略功能或分子变化，生物标志物能检测早期生化改变但缺乏解剖特异性，临床评估提供功能见解但受主观性影响。整合这些互补技术，可深化疾病机制理解，实现早期准确诊断、精准分层和靶向治疗。
计算方法（如人工智能和高级统计建模）在多模态数据整合中至关重要，能发现传统分析忽略的模式，识别新的疾病亚组和预后信号，应对肌肉骨骼疾病的多变量特性。
伦理方面需关注公平获取（复杂昂贵技术可能加剧医疗不平等）、知情同意、意外结果处理和隐私保护。过度诊断也是隐患，高敏感性成像可能检出无症状异常（如MRI常发现无症状者的椎间盘突出），直接面向消费者的成像技术可能导致不必要的自我治疗。
成本效益分析需考虑诊断测试的直接成本及其对治疗决策、结局和医疗利用的下游影响。例如，先进定量MRI虽能早期检测骨关节炎，但需证明早期诊断可通过干预改变疾病进展并改善结局，才能体现其临床价值。
在骨科、运动医学和肌肉骨骼诊断领域，技术进步、计算发展和疾病机制理解的深化正推动显著变革。先进MRI技术可在结构改变前识别软骨退变，分子成像揭示骨重塑和炎症通路，床旁超声提升了实时成像的可及性，新型生物标志物和遗传表观遗传分析提供了客观评估工具和易感模式。
数字技术、人工智能和机器学习的应用是重要转变，从MRI半月板撕裂自动检测到关节置换术后住院时间预测，模型表现优异；临床决策支持系统减少了临床变异性；可穿戴设备实现了疾病的持续监测。
然而，将创新转化为患者结局改善仍面临挑战：成像协议、生物标志物检测和临床评估的标准化，验证研究需确立技术性能和对决策的影响，多模态数据整合需先进的 数据协调策略。通过研究人员、临床医生、行业、监管机构和医疗系统的协作，肌肉骨骼诊断有望迈向更精准、个性化和以患者为中心的未来。
文献原文：Kumar R, Marla K, Sporn K, Paladugu P, Khanna A, Gowda C, Ngo A, Waisberg E, Jagadeesan R, Tavakkoli A. Emerging Diagnostic Approaches for Musculoskeletal Disorders: Advances in Imaging, Biomarkers, and Clinical Assessment. Diagnostics (Basel). 2025 Jun 27;15(13):1648. doi: 10.3390/diagnostics15131648.。文献原文：Ibrahim R, Abdelnabi M, Pathangey G, Farina J, Lester SJ, Ayoub C, Alsidawi S, Tamarappoo BK, Jokerst C, Arsanjani R. Utility of Cardiac CT for Cardiomyopathy Phenotyping. Tomography. 2025 Mar 20;
CT 的诞生与设备革新
1971 年 10 月 1 日，星期五，一种用于活体患者脑部成像的新方法问世。经过漫长的计算机处理重建后，显示器屏幕上出现了一幅令人惊叹的图像，由此引发了医学成像领域的一场革命。这幅编号为 “200.2A” 的图像，来自阿特金森・莫利（Atkinson Morley）医院詹姆斯・安布罗斯（Dr. James Ambrose）医生的一位41岁的女性患者，该患者左额叶疑似有肿瘤，后来肿瘤被成功切除，经证实为囊性星形细胞瘤。
由于 CT 及其发展的重要性，已有许多文章讲述其历史，包括在其他领域的应用。尽管其他研究人员也在 CT 相关领域开展过研究（例如，早期的轴向断层扫描尝试，但不包括精确重建），但在本章，我们的叙述仅限于与医用 X 射线 CT 直接相关的工作，从艾伦・科马克（Allan Cormack）的贡献开始。将描述第一台 CT 系统的研发以及之后一二十年的发展情况，旨在展示 CT 走向成功的历程。
CT 取代了许多侵入性更强的检查方法。它完全取代了气脑造影术（一种对患者和医生来说都非常困难的检查），并减少了导管血管造影术和核医学检查的使用。
亨斯菲尔德之前的 CT 研究工作。艾伦・M・科马克曾在开普敦大学和剑桥大学学习物理学。20 世纪 50 年代中期，他回到南非，在格罗特・舒尔（Groote Schuur）医院工作，不仅负责放射性同位素的安全处理，还亲身参与 X 射线在诊断和治疗中的应用。他注意到，用于剂量测定的方法与物理科学中的方法相比过于粗糙，而精确的 X 射线剂量测定只有了解辐射源到感兴趣点之间的衰减系数分布才能实现，因此他试图通过对物体的透射测量来确定这种分布。他发现，虽然文献中描述了均匀材料衰减系数的测量方法，但对于非均匀介质，尚无现成的方法，于是他开始研发这种技术。尽管他的主要动机是剂量测定，但他意识到这些衰减分布图还有其他用途，包括消除放射成像中由于感兴趣区域的图像与上下组织的图像相互叠加而带来的局限性。由于这只是他的副业，与主要工作无关，因此在这个问题上的进展较为缓慢。
科马克意识到这个问题本质上是数学问题，即如何通过线积分求解函数。他查阅了文献，并咨询了开普敦的数学家，但都没有找到解决方案，于是他首先推导出了具有圆对称性物体的求解方法。他用木材和铝制作了一个体模，使用钴 - 60 源沿平行线进行透射测量（由于具有圆对称性，只需一个视角），计算出的这些材料的衰减系数与独立测量的结果非常吻合。之后，他将理论扩展到非圆对称物体。实现这一理论需要计算机处理技术，这由他的学生大卫・亨尼奇（David Hennage）提供支持。科马克对一个由铝和有机玻璃组成的体模进行了测量，并绘制出了沿物体剖面的衰减系数图。这可以说是计算机辅助断层扫描的首次实验演示，这项工作也使他后来与亨斯菲尔德共同获得诺贝尔奖。相关结果于 1964 年发表。多年后，他看到了拉东（Radon）等人关于重建的论文，并在 1973 年的一篇论文中引用了这些内容，该论文还描述了在正电子发射体成像和重带电粒子透射测量中的应用。关于 20 世纪 60 年代的工作，科马克回忆道：“曾试图让医院的物理师对这些结果产生兴趣，但没有成功。”。西门子公司的一个团队在弗里德里希・古登博士（Dr. Friedrich Gudden）的领导下，也在大约与英国电子音乐工业公司（EMI）的亨斯菲尔德团队同一时期开展了后来被称为 CT 的研究工作，且双方互不了解。从 1967 年开始，他们意识到可以通过 X 射线透射测量来生成衰减系数的横断面图像。这些科学家在放射学领域工作，因此可能会受到当时该领域观点和偏见的影响。其中一个观点是高空间分辨率的重要性。他们了解断层重建的基本要求，并意识到要达到与放射成像相当的空间分辨率，需要数千个投影，每个投影有数千个样本，而且必须生成具有非常大矩阵尺寸的图像。由于存在这些障碍，无法实现亚毫米级的空间分辨率（或许也没有充分认识到三维低对比度检测能力的影响），该项目最终终止。与此同时，在英国，亨斯菲尔德和 EMI 公司在开始这个项目时，并不了解科马克或古登之前的工作，他们正在研发临床原型头部 CT 扫描仪，下一部分将对此进行描述。
1949 年，30 岁的戈弗雷・N・亨斯菲尔德加入了电子音乐工业公司（EMI）。他唯一的正规培训是获得了法拉第学院的副学士学位。在 EMI 的最初几年，他继续从事雷达系统及其显示器的研究。多年后，他领导的设计团队研发出了英国第一台全晶体管通用计算机 --EMIDEC 1100。他的工程背景为他在医学领域的开创性贡献奠定了基础。
随着计算机工作的结束，亨斯菲尔德被调到 EMI 的中央研究实验室（CRL），该实验室以在立体声录音、电视广播、雷达和通信领域的开创性工作而闻名。在中央研究实验室从事模式识别技术研究时，他被要求思考一些可能有成果的项目。他专注于这个想法，并问自己一个一般性的问题：通过对一个盒子进行 “读数”，能否计算出盒子里未知的内容？1967 年夏末，在一次度假旅行中，他遇到了一位医生，这位医生对传统放射成像的弊端颇有怨言。这可能是他第一次将人体解剖学作为 “读取盒子内部” 问题的一个例子。他思考是否有一种系统理论上可以识别一本合上的书中的文字，一页一页地 “通过从不同角度用强光照射每一页，并测量从另一端出来的光”。他将容积的 “书 - 盒子” 问题简化为一个二维问题，将其分解为一系列平行的切片。他认为 “只要有足够的信息，就可以计算出页面上写了什么”。
1967 年秋末，亨斯菲尔德通过手动计算，证明了他可以通过沿水平、垂直、45 度和 135 度线（投影）的总和迭代计算出一个 3×3 的数字网格。之后，他找到了中央研究实验室的斯蒂芬・贝茨（Stephen Bates）。两人合作，到 12 月时，通过连接到远程分时计算机，创建了一个计算 8×8 数字矩阵内容的程序。他在不了解之前的数学方法的情况下，使用与现有计算机兼容的最简单的算法，解决了 CT 重建问题。
在早期，这项工作的资金一直是个问题。1967 年 11 月至 1968 年 7 月，亨斯菲尔德从事的是无资金支持的工作，也就是在这段时间里，“三维 X 射线” 的想法形成了。到 6 月，他开始进行专利检索并提交了专利披露。然而，中央研究实验室主任 “除非有外部资金支持，否则不会从 EMI 有限的可用资金中为三维 X 射线项目分配任何资金”。亨斯菲尔德向英国卫生与社会保障部（DHSS）寻求资金建议，并于 8 月提交了一份 1 万英镑的资助申请。虽然该申请被拒绝，但他得到了改进建议，并于 10 月提交了一份题为 “拟议项目：一种改进形式的 X 射线摄影” 的资助申请。其目的是 “研究如何利用计算机更好地利用通过伽马射线或 X 射线检查物体时获得的信息”。
1968 年 10 月 7 日，亨斯菲尔德提交的部分提案表明，当时他虽然尚未见过 CT 图像，也没有进行任何实际测试，但已经对 CT 有了清晰的构想。他预见了 CT 的优势，包括高剂量效率、对小于 1% 的衰减变化的敏感性，以及不存在来自其他叠加物体的阴影，他还预见了需要使用窗口技术来处理图像中较宽的动态范围。他还讨论了技术方面的问题，如放射源和探测器的选择。他描述了散射和线束硬化对 CT 的影响，以及扫描时间与各种系统设计选择之间的相互作用。令人惊讶的是，他预见了容积锥束扫描，并展示了一个矩形探测器组的图表，用于检查整个解剖体积。他为一个全新的医学领域及相关产业奠定了基础，不仅包括第一台 CT 扫描仪的关键要素，还包括后来许多系统的关键要素。
亨斯菲尔德 1968 年 10 月 7 日提案的部分内容。（b）引言以及书（物体）和页（切片）的类比；（c）患者解剖结构切片图；（d）用于采集解剖体积的探测器组图。
1968 年 10 月 28 日，该提案最初获得了英国卫生与社会保障部 2500 英镑的资助，加上 EMI 提供的同等微薄资金，总额仅为他申请金额的一半。随着时间的推移，他又获得了一些额外资金，但令人难以置信的是，总计仅 6.9 万英镑的资金，在几乎整整三年的时间里，促成了首例活体患者的 CT 图像的诞生。
第一台试验性扫描仪的扫描机构使用从车床回收的零件建造，最初使用的是镅 - 241 源。完成一次扫描需要 9 天，计算机处理需要 2.5 小时。这种装置虽然适用于体模测试，但由于尸体容易腐烂，很难用于尸体扫描。使用 X 射线管后，扫描时间缩短到 9 小时，加速了研究进程。扫描样本由合作的放射科医生弗兰克・多伊尔（Frank Doyle）博士、詹姆斯・安布罗斯博士和路易斯・克雷尔（Louis Kreel）博士提供。
在分时系统上可行的最大重建矩阵是 32×32。1969 年，重建工作转移到 ICL 1905 大型主机上，经过优化后，能够在约 20 分钟内重建 80×80 的图像。图像存储在纸带上（一幅图像大约需要 90 米长的纸带），然后输入到一个观察器中，该观察器通过与示波器相连的宝丽来相机生成照片打印件。每打印一幅图像需要 60 分钟的曝光时间。改变窗位和窗宽需要大约一个小时来倒带和重新读取纸带。
和其他学术神经放射科医生一样，詹姆斯・安布罗斯博士花了大量时间寻找替代那些当时在临床上使用但远非理想的痛苦脑部检查方法。他非常清楚这种未被满足的需求。1969 年，亨斯菲尔德在寻找合作伙伴时，在阿特金森・莫利医院遇到了安布罗斯。安布罗斯带亨斯菲尔德参观了他的科室，并介绍了科室的工作。参观结束时，亨斯菲尔德说：“可以做得比这好得多。” 安布罗斯向他提出挑战，让他展示对有病变的脑部标本能做些什么。亨斯菲尔德还从弗兰克・多伊尔博士和路易斯・克雷尔博士那里获得了标本。参观后五周，亨斯菲尔德再次拜访安布罗斯，带来了一张宝丽来照片，上面是安布罗斯提供的脑部标本的 CT 扫描图像（（b））。安布罗斯看到这张 “令人震撼” 的图像后，问亨斯菲尔德：“你意识到你做了什么吗？” 亨斯菲尔德回答：“是的。” 放射学从此发生了永久性的改变。
（a）台式扫描仪；（b）第一幅脑部标本图像；（c）小猪尸体扫描图像。
在 1970 年 1 月决定为阿特金森・莫利医院制造一台临床原型机之前，车床扫描仪仅扫描了 15 个样本。1970 年 2 月，亨斯菲尔德和 EMI 的一位业务同事拜访了教学医院的主要放射科医生，评估 CT 扫描仪的潜在市场。得到的回应非常令人沮丧。自 1895 年 X 射线被发现以来，提高空间分辨率一直是核心目标，放射科医生担心 CT 的空间分辨率会远低于胶片。他们不习惯使用计算机，而且该系统的成本将远远高于他们熟悉的设备。持怀疑态度的人认为，CT 是一种昂贵却只能得到更差图像的方法。
1970 年 8 月，临床原型机的规格最终确定，一年多后系统建成。在此期间，亨斯菲尔德做了几次报告，展示车床扫描仪的结果。他的演讲反响有限。大多数放射科医生最初没有意识到消除组织叠加带来的好处，也没有意识到在三维空间中实现优于 0.5% 的密度分辨能力的意义。然而，这种反应并没有削弱亨斯菲尔德的决心。
1971 年 10 月 1 日，在安布罗斯博士的监督下，首例活体患者的 CT 扫描进行了，但由于图像是在异地的分时大型主机上重建的，安布罗斯博士两天后才看到图像（小型计算机刚刚问世，使 CT 的实际应用成为可能）。安布罗斯说，1971 年 10 月 1 日的首次临床扫描显示的细节比他预期的要多得多。
（a）阿特金森・莫利医院的第一台 EMI 扫描仪。（b）首例患者扫描图像，显示囊性星形细胞瘤（已添加箭头）。图像来源于相关文献。
1972 年 4 月 20 日，在英国放射学会会议上首次展示了这些早期临床数据，此时已有约 70 名患者接受了扫描。这在当地的《泰晤士报》上引起了报道，其中包括首例患者扫描的图像和机器的照片。然而，1972 年 5 月 15 日星期一在纽约的一次演讲引起了美国主要神经放射科医生的关注。亨斯菲尔德和世界著名的英国神经放射科医生詹姆斯・布尔（James Bull）博士参加了在蒙特菲奥里医院 / 阿尔伯特・爱因斯坦医学院举行的为期 5 天的年度神经放射学研究生课程，其他著名的学者包括来自麻省总医院的胡安・塔夫拉斯（Juan Taveras）博士和来自哥伦比亚长老会医疗中心的欧内斯特・伍德（Ernest Wood）博士。还有 400 多名医生参加了该课程。布尔和亨斯菲尔德获得了在午餐时间做 30 分钟演讲的机会。由于听众专业性强，且有业内有影响力的人士出席，再加上 CT 结果具有革命性，一切都改变了。演讲后的第二天，亨斯菲尔德登上了美国三大电视网络的新闻。在接下来的一周里，亨斯菲尔德参观了美国的主要医院，接下来的几个月里，EMI 的其他代表也相继来访。一位 EMI 经理指出：“像梅奥诊所这样的医院希望每天检查 30 名患者”，这意味着 “梅奥诊所一周检查的患者数量…… 相当于阿特金森・莫利医院一整年检查的患者数量”。伍德博士建议 EMI 在即将于 1972 年 12 月举行的北美放射学会（RSNA）年会上预订展位，并展示其 CT 机器。EMI 在芝加哥帕尔默酒店获得了最后一个 100×200 的展位。在北美放射学会会议上，亨斯菲尔德和安布罗斯受邀在总统演讲后立即在大宴会厅举行的 “放射学新技术” 专题会议上发言，他们的演讲标题很简单，就是 “计算机化轴向断层扫描”。他们的演讲引起了不小的轰动。1972 年的北美放射学会会议对 EMI 和 CT 来说都是一次重大成功。在展会上，EMI 收到了多台 EMI 扫描仪的订单，每台都需要支付 10 万美元的不可退还定金。
1972 年北美放射学会会议。（a）亨斯菲尔德在一台观察设备旁；（b）展出的 EMI 扫描仪；（c）亨斯菲尔德和安布罗斯准备关于计算机化轴向扫描的首次北美放射学会演讲。
原型 CT 扫描仪的初始图像是在远程大型主机上重建的，需要使用磁带手动传输原始数据，图像则通过磁带和宝丽来照片返回，要到第二天才能拿到。这种情况持续了大约前 6 个月的扫描工作，限制了扫描患者的数量，仅约 70 人。当时对全球市场规模的估计很低（仅为 12 台）。如果没有更紧凑、成本更低的计算设备，临床 CT 就不可能广泛普及。幸运的是，小型计算机在同一时期得到了发展。1965 年，数字设备公司（DEC）推出了第一台售价低于 2 万美元的小型计算机 PDP-8。1968 年，Data General 推出了第一台 16 位 Nova 计算机，售价 3999 美元，是 PDP-8 价格的五分之一，随后又推出了更先进的型号，包括 1974 年的 Eclipse。DEC 于 1970 年推出了 16 位 PDP-11。Nova、Eclipse 和 PDP-11 都是早期 CT 系统的理想选择。然而，随着扫描次数的增加和矩阵尺寸的增大，图像重建可能成为限制患者吞吐量的瓶颈。医生们要求更快的重建时间，而小型计算机的计算能力被证明是不够的。为了满足这一需求，CT 制造商采用了阵列处理器，如浮点系统公司或 Analogic 公司的产品。与当时的小型计算机相比，阵列处理器在处理具有高度并行性的问题时速度要快得多。有些处理器能够同时执行整数（如数组索引）和浮点计算。一些 CT 系统还采用了专用硬件来加速计算密集型操作，如扇束反投影。这些计算系统使通用小型计算机能够管理其他一些控制和数据处理过程。
早期的 CT 系统还需要其他计算功能。数据存储也面临挑战，短期存储使用磁盘（体积大且容量有限），归档则使用磁带。数据显示功能也需要新的子系统，特别是用于图像窗处理的子系统。由于放射科医生的工作流程涉及在胶片换片机上读取图像，因此开发了多格式相机，可以在一张摄影胶片上打印多个 CT 图像。胶片一直用于 CT 图像的解读，也成为患者病历的一部分。
患者仰卧在检查台上，膝盖抬起，在辅助下将头部放入一个厚橡胶袋中，该橡胶袋连接到一个五面体的 1000×1000（25 厘米）塑料盒内部（第六面是橡胶袋）。患者的头部放置成一定角度，以便切片与眶耳线（包含眼睛和耳道）平行。这个 “水袋” 最大限度地减小了 X 射线信号的动态范围，减少了 X 射线束硬化的变化，并为 CT 值的准确性提供了水参考。它还为迭代算法提供了一个起点 -- 在扫描视野内水的衰减是均匀的。
EMI 扫描仪配备了一台 Data General Nova 820 小型计算机，内存为 32K。它有一个 2.5MB 的双面硬盘、一个卷对卷磁带存储设备和一台打印机。该计算机系统及其外围设备估计占系统约 10 万英镑成本的不到 10%，在 1973 至 1975 年间，在美国的售价为 35 万至 40 万美元（相当于 2021 年的 200 万美元）。
X 射线源是一个固定阳极油冷管，可以有多种设置，通常是 100kVp、40mA，120kVp、32mA，或 140kVp、27mA。大多数中心最初使用 120kVp 的设置。该系统使用两个碘化钠（NaI）闪烁体（每个都与一个光电倍增管（PMT）光学耦合），在 X 射线源对面，同时扫描两个相邻的 13 毫米切片。每次扫描开始时，都会对探测器的缺陷（如增益漂移和偏移）进行重新校准，因此每次扫描需要校准 180 次。系统每线性移动一次，旋转 1 度，总共旋转 180 度，为两个切片各每 1.5 毫米采集 160 个样本数据点，并将原始数据存储在磁盘上。扫描两个切片的时间为 5 分钟。
在早期系统中，使用 28800 个数据点，通过亨斯菲尔德的迭代算法重建 80×80 的图像。EMI 图像标尺中，水的值为 0，空气的值为 - 500，这建立了一个相对衰减标尺。所有其他组织都有与其 X 射线衰减系数相对应的 EMI 值，致密骨约为 + 500 EMI 单位。早期的代数算法后来被更快的卷积反投影方法所取代（采用 1 毫米采样和 160×160 图像矩阵）。CT 值标尺后来扩大了 2 倍，空气的值为 - 1000，这个扩大后的标尺单位成为行业标准，并以亨斯菲尔德的名字命名。
重建和显示两个图像需要 5 分钟。从一开始，每天的质量保证测试之一就是扫描水盒并测量噪声（水值周围的标准偏差），这测量了系统的端到端噪声，包括量子噪声和所有次级噪声源。
由于这些图像具有如此宽的动态范围（-500 至 + 500），并且能够测量衰减的细微差异，因此必须设计一种技术来选择动态范围的一部分并将其映射到显示器上。这是医疗成像系统首次具有如此广泛的可辨别（即统计上显著的）图像值范围，这也促成了 “窗口技术” 以及窗宽和窗位控制的引入和首次使用。由于当时的计算机和显示设备不具备这种能力，因此需要专用硬件。显示控制台有专门的旋钮用于此目的。一个旋钮允许选择 7 个离散的窗宽级别，第二个旋钮选择窗位 -- 窗口中心的图像值。窗位 ±（窗宽 / 2）范围内的图像值被转换为显示器上的 10 个灰度级别。
EMI 扫描仪（后来称为 EMI Mark I）提供三种类型的图像显示：数字打印输出、显示器上的灰度图像，以及通过宝丽来相机拍摄显示器获得的硬拷贝。宝丽来图像通过宝丽来刮片进行化学 “定影”，一次拍摄一张。患者的记录包括 8 至 12 张宝丽来图像（13 毫米切片），这些图像被粘在文件夹中。一次典型的扫描根据患者的情况安排 60 至 120 分钟。为了更详细的分析，可以将 - 500 至 + 500 的图像数字打印输出纳入患者的文件夹中。每张打印输出大约需要 10 分钟才能生成。为了确保数据不丢失，扫描数据被传输到磁带上。最初，这是在每次患者检查结束时进行的。
平移旋转扫描仪的改进、第二代扫描仪和首台全身扫描仪。到 1973 年北美放射学会会议时，除了阿特金森 - 莫利医院外，已经安装了五台扫描仪，其中三台在英国（曼彻斯特、伦敦的皇后广场和格拉斯哥），两台在美国。1973 年初交付给梅奥诊所的 EMI Mark-I 系统于 1973 年 6 月 18 日对英国以外的首例患者进行了成像。大约一个月后，麻省总医院的扫描仪安装并投入使用。首批 10 台 EMI 扫描仪部分是手工制造的，同时制造业正在逐步扩大规模。
当 CT 的临床价值变得明显时，需求增加了，改进技术的努力也随之增加。1975 年，EMI 推出了 CT1010 头部扫描仪，用碳前置衰减器取代了水袋。它仍然使用平移 - 旋转几何结构，能够在每次移动时校准探测器，但它使用了 8 个探测器，覆盖 3 度，允许 3 度的旋转增量，只需 60 次平移，将扫描时间减少到 1 分钟。这种设计后来被称为第二代 CT。
（a）第一代CT的几何结构。本示例中，旋转增量为1度。（b）第二代CT。本示例中，6个探测器覆盖6度范围，将扫描速度提高了6倍。（c）亨斯菲尔德与安布罗斯在EMI CT1010旁的合影，这是一款早期的第二代头部扫描仪。
不断增长的市场和人们的热情也给 EMI 带来了竞争，许多公司采用第一代或第二代设计以快速进入市场。1974 年，西门子和日立推出了第一代平移旋转头部扫描仪，1974 年 6 月 19 日，西门子在法兰克福大学安装了一台 SIRETOM扫描仪。俄亥俄核公司（BCC 的一部分，1973 年更名为 Technicare）在核医学成像系统市场已经取得成功，该公司迅速开发了 DeltaScan 50 全身扫描仪和成本较低的 Delta 25 型号，这是一种与 EMI 系统类似的头部专用双切片扫描仪。许多新进入诊断成像领域的公司，包括制药公司，在 CT 的早期进入了该领域。加利福尼亚的制药公司 Syntex 推出了一款头部扫描仪。Neuroscan 推出了一款头部专用扫描仪，通用电气（GE）通过授权使用该扫描仪快速进入 CT 领域。法国主要的医疗成像公司 CGR 推出了一款早期的头部专用系统。但这些在市场上都不是很成功。
1974 年，俄亥俄核公司在克利夫兰诊所安装了 Delta Scanner 的原型机，这是一种双切片第二代系统（三个探测器）全身扫描仪。DeltaScan 50 具有更大的 256×256 图像矩阵和 2 分钟的扫描时间。
随着第二代设计中探测器数量的增加，扫描时间缩短到可以进行全身成像的程度。当莱德利访问时，EMI 已经在大力开发第二代全身扫描仪。这项工作的成果是 EMI 5000 系列，这是一种第二代设计，拥有 30 个探测器，覆盖 10 度，重型机架的平移和旋转减少到略多于 1 秒，实现了 20 秒的扫描时间，便于屏气成像以减少运动影响。1974 年 12 月，EMI 5000 扫描仪安装在英国米德尔塞克斯郡的诺斯威克公园医院。1975 年 10 月，首批两台 EMI 5005 扫描仪在美国安装。Technicare 继续改进其设计，并推出了一系列系统。与 EMI 的许多竞争对手相比，Delta Scan 系列产品非常成功。它们拥有更先进的软件、用户友好的设计、更快的扫描时间和更高的图像分辨率，并且 Technicare 与西门子有分销协议。需求非常旺盛，在 1975 年的北美放射学会会议上，客户排队支付 5 万美元的定金以等待系统交付。在那之后，北美放射学会禁止在展览厅进行此类交易。
虽然这些扫描时间对于许多人的屏气成像来说是合适的，但由于患者、器官的随机运动和蠕动影响，颅外图像质量不一致。该领域需要更高的速度，而第二代设计的潜力有限。
对速度的追求、NCI 的招标书和 “第三代” “旋转—旋转”扫描仪。如果有足够多的紧密排列的探测器元件，CT 扫描可以在没有任何平移运动的情况下完成。这种后来被称为第三代或旋转 - 旋转的概念通常归功于当时在斯坦福大学的道格拉斯・博伊德（Douglas Boyd）。然而，其他人也独立开发了这一概念。如 1 图（d）所示以及在他的专利中详细描述的那样，亨斯菲尔德已经构思了这个想法。马萨诸塞州总医院的科学家大卫・切斯勒（David Chesler）也有这个设计。切斯勒及其同事向美国国立卫生研究院提交了一份开发 CT 全身扫描仪的基金申请。这份名为 “横断面 X 射线相机” 的申请于 1973 年初提交，并于同年 11 月获得资助（CA015882）。它包括设计一台 5 秒扫描的扇束全身扫描仪，通过重新组合为平行射线进行滤波反投影重建，使用前置衰减器（后来称为蝶形滤波器）以减少动态范围和束硬化伪影，以及四分之一偏移对准以处理第三代系统容易出现的混叠问题。
1974 年底，美国国立卫生研究院 / 国家癌症研究所（NIH/NCI）发布了一份招标书（RFP），以推动高速全身 CT 扫描仪的开发。虽然招标书只产生了一个中标项目，但它无疑加快了整个行业的 CT 开发速度。参与竞争的制造商在准备提案时，需要制定研发战略。然后，那些未获得资助的制造商知道该领域将会取得进展，市场是接受的，如果他们不加快研发速度，就会被甩在后面。
到 20 世纪 70 年代下半叶初，第三代设计成为快速全身扫描最受欢迎的策略。这包括通用电气、西门子、瓦里安、塞尔、CGR、Artronix、Elscint、飞利浦、东芝、日立和岛津。
虽然可以认为第三代扫描仪的研发是为了实现更高速度的全身成像，但一些早期系统是针对特定解剖部位的应用。Artronix 起源于放射治疗计划的计算机系统，1974 年底推出了一款头部专用系统（Neuro CAT），扫描时间为 12.8 秒，包括一个水袋。Artronix 利用其计算机专业知识引入了许多功能：并发扫描、重建和显示、更薄（3 毫米）的切片能力以及容积重格式化。大约在同一时间，通用电气开发了一款用于乳腺成像的扫描仪（CT/M），1975 年首台安装在梅奥诊所。患者俯卧在检查台上，乳房浸入水浴中；该系统使用带有 127 个通道的氙电离室，360 度旋转时间为 10 秒。CT/M 的临床发现之一是，注射造影剂后，检测乳腺恶性肿瘤的敏感性要高得多，这为后来的 MRI 和其他成像模式的应用奠定了基础。具有讽刺意味的是，经过这么多年，尽管已经开发出专用的乳腺 CT 扫描仪，但如今 CT 扫描未被广泛使用的唯一主要身体器官就是乳腺。这两种早期的第三代系统都使用氙电离室阵列、进行 X 射线检测，两家公司后来都开发了全身系统。
在国家癌症研究所发布招标书时，通用电气在其企业研发中心启动了 CT/M 乳腺扫描仪和全身扫描仪（CT/T）的项目。1975 年北美放射学会会议上宣布该项目转移到通用电气医疗系统后，该系统被命名为 “7800”。CT/T 7800 使用带有 289 个信号通道和两个参考通道的氙电离室、脉冲 X 射线源（线频率），360 度旋转时间为 4.8 或 9.6 秒。第一台原型机于 1976 年安装在加州大学旧金山分校（UCSF）。它的旋转速度提高了一倍（360 度 / 2.4 秒），源脉冲（120Hz 频率），能够采集 525 度旋转的数据，并且其重建算法可以从 212 度范围内的数据生成图像，这用于早期的动态扫描和心脏成像工作。
瓦里安联合公司开发了一种独特的系统，1975 年底首台安装在斯坦福大学。早期原型机的旋转时间为 6 秒，但从 1976 年开始，所有生产系统都是 3 秒扫描仪。与大多数其他早期第三代扫描仪一样，它有一个氙电离室（301 个通道）和脉冲 X 射线源，但与当时所有其他系统不同的是，它有一个滑环，支持机架连续旋转。与现代 CT 扫描仪滑环（在低电压下传输电力，机架上有紧凑的高压电源）不同，瓦里安系统传输高压电力。虽然机架的开口很大，但滑环的直径相当小，这要求系统有一个隧道，患者被送入其中。连续旋转加上半扫描重建能力，使动态扫描的时间分辨率低于 3 秒。该系统还有移动臂，可以在旋转过程中移动探测器，以提供更多的采样、更少的混叠和更高的空间分辨率。该扫描仪为双能成像的开创性工作提供了支持。
（a）瓦里安V-360-3型CT扫描仪，配备小型高压滑环以实现连续旋转，因此一侧为封闭设计。高压电源位于旋转机架下方。（b）瓦里安仪器公司的生产车间。
1977 年推出的飞利浦 Tomoscan 300 也有一个氙气探测器，但提供了独特的可变放大功能。源和探测器彼此刚性连接，可以相对于旋转中心重新定位，以便所有探测器都能用于小视野和大视野。
与其他早期第三代全身扫描仪一样，1977 年推出的西门子 SOMATOM使用脉冲 X 射线源，最小旋转时间为 4 秒。然而，当所有其他厂商都使用氙气探测器时，西门子使用的是闪烁体（碘化铯）与光电二极管耦合的阵列。早期的 SOMATOM型号有两个不同单元间距的探测器阵列。西门子 SOMATOM 的其他独特功能是能够在扫描结束后立即提供重建图像，以及具有非常高的热容量 X 射线管（1.3 M 热单位），这两者的结合产生了高吞吐量的机器。它使用由 Analogic 公司开发的专用阵列处理器，能够在获取探测器数据的同时对其进行预处理、滤波和反投影，从而使数据采集和重建重叠进行，这一功能被称为 “瞬时图像重建”。
在接下来的几年里，探测器通道的数量增加了，空间分辨率也提高了。例如，1977 年，通用电气推出了 CT/T 8800，与 7800 相比，在相同的扇束宽度上有 523 个探测器通道。校准和重建算法的改进对图像质量产生了重要影响。
除了更快的成像时间外，扇束宽度足以覆盖整个视野的 CT 系统的开发也使得能够生成类似放射照片的图像，用于定位和图形化扫描处方，通常称为定位像。这也得益于能够照射薄切片的准直器。为了生成定位像，机架保持静止，而患者穿过射线束。定位像扫描很快成为所有 CT 系统的基本功能。
虽然第三代架构与早期系统相比有许多优势，但也带来了重要的挑战。其中最主要的是这些系统容易产生环形伪影。与第一代和第二代系统中每个探测器可以在每次移动时进行校准不同，第三代扫描仪中的探测器只能在患者不在射线束中时进行校准。单个探测器通道的误差会累积（产生完整或部分环形），并且对探测器的线性度和稳定性要求极高。这个问题很早就被认识到，并引起了系统设计人员的关注。第三代系统的另一个基本问题是，当探测器通道几乎没有串扰时，当投影的空间频率内容高于奈奎斯特频率时，所采集的投影可能会受到混叠的影响。这两个问题都促使人们寻找一种能够避免这些问题的快速扫描架构。
最初，所有第三代扫描仪都存在诸如此类的环形伪影。通用电气是第一个找到环形伪影解决方案的公司。
避免环形伪影：“第四代” 旋转 - 静止系统。如上所述，1974 年美国国立卫生研究院 / 国家癌症研究所关于开发高速全身 CT 扫描仪的招标书导致向包括哥伦比亚长老会医疗中心神经研究所和美国科学与工程公司在内的一个团队授予了约 100 万美元（后来增加到约 160 万美元）的资金，萨德克・希拉尔（Sadek Hilal）博士（医学博士、哲学博士）为首席研究员。该团队包括来自美国科学与工程公司的杰伊・斯泰因（Jay Stein）博士（带来了 X 射线和探测器方面的经验）和来自贝尔实验室的拉里・谢普（Larry Shepp）博士（带来了数学和算法方面的专业知识）。提交给美国国立卫生研究院的提案计划建造一台第三代扫描仪，但斯泰因和谢普明白，这样的系统容易因探测器通道不完善而产生环形伪影。美国科学与工程公司选择避开第三代设计的另一个原因是，很难将许多大型闪烁体 - 光电倍增管探测器（美国科学与工程公司熟悉的技术）安装在实现良好成像光学和空间分辨率所需的狭小空间内。
斯泰因和谢普通过打破球管与探测器的刚性耦合，将问题彻底颠倒过来，创造了一种 CT 系统，其探测器固定环围绕患者，球管在患者和探测器环之间的空间中旋转，称为第四代。在这种模式中，每个探测器可以在每个反向扇形视图的开始和 / 或结束时收集连续的反向扇形数据。与第三代扫描仪中发散投影中的样本数量固定不同，在第四代设计中，可以根据需要以尽可能精细的增量对反向衰减数据进行采样。虽然当时第三代扫描仪可以收集任意数量的视图，但每个视图中的射线数量受到阵列中探测器单元数量的限制。相比之下，在第四代设计中，视图的数量受到探测器数量的限制，但每个反向扇形中的射线数量可以灵活控制，这对于实现高空间分辨率是一个优势。
（a）第三代 CT 通过与探测器阵列刚性耦合的扇束源的旋转来获取数据。（b）在第四代扫描仪中，扇束源在固定的探测器环内部旋转。当源旋转时，一个探测器单元测量反向扇形数据（阴影部分）。（c）美国科学与工程公司机架的图像。
第四代设计也并非没有挑战。对于相同的探测器间距，第四代设计需要比第三代多得多的探测器，而在任何时候只有一小部分探测器在使用。由于射线从多个方向进入探测器单元，系统无法抑制平面内散射。X 射线管离患者更近，导致皮肤剂量更高。
美国科学与工程公司于 1976 年 3 月推出了他们的扫描仪概念，并于 1977 年向哥伦比亚大学交付了第一台设备。它有 600 个锗酸铋（BGO）- 光电倍增管探测器，经过准直以实现更高的空间分辨率（但降低了剂量效率）。它达到并超越了国家癌症研究所 / 美国国立卫生研究院招标书的设计目标，扫描时间为 5 秒，平面内分辨率低于 1 毫米，图像矩阵为 512×512，切片厚度可达 2 毫米。习惯了原始 EMI 扫描仪大得多的体素体积的扫描仪用户感到惊讶：“体积从 117 立方毫米减少到 1.13 立方毫米，大约提高了 100 倍的分辨率。” 该系统商业化后不久，美国科学与工程公司将其设计出售给了辉瑞公司。
在国家卫生研究院资助下开发的第四代设计引发了一场有趣的知识产权纠纷。虽然提交了专利申请，但当时联邦政府将获得受资助发明的所有权。美国科学与工程公司被建议申请独家许可，这一请求引发了关于这样做是否符合公众利益的争议。
在专利问题尘埃落定之前，一些竞争对手已经采用了第四代设计。Technicare 推出了 DeltaScan 2000 系列，Picker 国际公司推出了 Synerview 扫描仪。360 度旋转的扫描时间缩短到 1 秒。虽然有些扫描仪有完整的探测器环，但 DeltaScan 2010 和 Synerview 300 的探测器覆盖 180 度加上扇角，以降低成本。
当 “传统” 的第三代和第四代扫描仪在市场上竞争并不断改进时，几种混合型设计也应运而生。这些系统基于原始架构，并进行了修改，以减轻弱点或实现独特的功能。
Artronix 开发了一种使用氙气探测器的全身第三代扫描仪，但存在环形伪影问题。他们希望使用探测器环，但寻求继续使用电离室并保留抑制患者散射的能力。在他们的混合型设计中，采用了 “同心 X 射线源和偏心探测器环”，探测器环的单元聚焦于环的中心。患者位于环内，但不在中心。源焦点位于环的中心并在原地旋转，焦点位置保持不变，但扇束的方向旋转。并且，整个组件在实验室坐标系中旋转，因此患者保持静止，射线束和探测器围绕患者旋转。这种设计也允许连续扫描，很有创意，但在商业上并不成功，部分原因可能是探测器成本和患者剂量问题。
基于对第三代和第四代的体模模拟工作，位于伊利诺伊州诺斯布鲁克的 EMI 团队说服管理层，由于早期第三代系统中的环形伪影，第四代设计更可取。他们寻求一种方法来避免上述一些问题，并提出了旋转 / 章动概念。在这种混合型第四代设计中，X 射线管位于探测器环的外部。由于探测器离患者更近，既可以使用更小的探测器，又可以减少探测器数量以降低成本。几何放大率的降低减少了焦点模糊，再加上更小的探测器单元，提高了空间分辨率。由于球管不再靠近患者，皮肤剂量问题也得到了缓解。然而，探测器环不能挡在源和患者之间。在章动设计中，环倾斜 2 度，使源附近的探测器区域不挡射线束。第一台 EMI 7070 使用 1088 个碘化铯 - 光电二极管探测器，于 1979 年 3 月安装在马林克罗特放射学研究所，但在 EMI 退出 CT 业务之前仅售出 43 台。7070 旋转 / 章动概念后来短暂地以 Omni Medical 的 Quad I 出现，后来更成功的是东芝 TCT-900，安装了 400 多台。
当源旋转时，环的靠近源的一侧倾斜离开扫描平面，使环产生章动。
Topaz 是在 EMI 中央研究实验室设计的混合型第三代系统。亨斯菲尔德很早就预测到了环形伪影，并试图避免它们。Topaz 使用电子控制的飞点 X 射线源，这样在扫描患者时，焦点的移动使得穿过患者的射线在一小部分秒内由两个探测器单元测量。探测器可以进行连续比较和校准。该系统有 612 个碘化铯 - 光电二极管探测器，包括一个中央变焦区域。虽然 1980 年实现了 1200×1200×270 的容积图像，但在 EMI 关闭其 CT 业务之前，该系统并未商业化。
Imatron C-100 超高速 CT（也称为 Cine CT 或电子束 CT）是另一种混合型第四代系统，也是一项重大创新。该商用系统是加州大学旧金山分校多年研究的成果，于 1981 年推出，提供了前所未有的时间分辨率，无需任何运动即可生成一组平行切片。患者实际上位于一个大型 X 射线管内部，该 X 射线管有一个 6 半圆形阳极和一个电子束，可在 33 至 100 毫秒内沿四个阳极轨道之一扫描，产生旋转 210 度的焦点。系统的另一半是两排 432 个闪烁体 - 光电二极管探测器，覆盖 210 度。四个阳极轨道和两个探测器排的组合可以一次产生两个切片，共八个切片。该设计旨在便于心脏扫描，该系统在该领域占据主导地位数十年，直到常规 CT 扫描仪能够可靠地对心脏成像。它对儿科患者也很有吸引力。使用该系统的开创性研究为冠状动脉钙化评分等应用奠定了基础。后来的版本 C-150 和 C-300，探测器数量增加了一倍（每个探测器环 864 个）。在 C-300 中，所有 1728 个探测器电子通道都可以与单个探测器环一起使用，该探测器环具有更精细间距的闪烁体，以提供 100 毫秒扫描时间的单切片高分辨率模式。
在 CT 技术发展之时，使用闪烁体和光电探测器或高压气体将高能光子转换为可测量信号的探测器已为人熟知。对于 CT 应用，光子计数是不可能的。在每个测量间隔内，许多光子的能量会被积分。
闪烁体（如碘化钠或氟化钙）与光电倍增管耦合是一个非常合理的选择。固体闪烁体提供高量子探测效率（QDE），光电倍增管可以提供高无噪声增益。然而，它们体积庞大且价格不菲，并且其增益可能会漂移。这些特性与平移 - 旋转扫描仪兼容，所有第一代和第二代系统都使用这些探测器。
电离室可以非常稳定和线性。如果电场足够高，信号对偏置电压的敏感性相对较低。为了具有合理的探测效率，电离室必须使用高原子序数的气体在高压下工作，并且相对较厚（与固体闪烁体相比）。20-30 个大气压的氙气，电池深度为几厘米，对于诊断 X 射线光谱，可以提供约 50% 的量子探测效率。通用电气的 Whetten 和 Houston 在这些探测器上做了开创性工作。为 CT 设计多通道电离室时，一个重要的选择是电场方向与扇束和 X 射线路径的比较。将电极置于扇束的上方和下方或阵列的前后似乎是不错的选择，但这种方法存在问题。设计最终确定为电极板平行于 X 射线传播方向的系统。这种设计容易实现高效收集离子和电子的高场，并通过阻止氙气产生的特征 X 射线的迁移来防止串扰。通用电气的设计有交替的信号板和高压板，每个探测器单元包括一个信号电极和两侧的两个偏置电极。
带有钨板的氙探测器阵列图，交替的阳极信号板和阴极偏置板。
如上所述，虽然绝大多数早期第三代 CT 系统使用氙气探测器，但西门子率先在第三代扫描仪中使用与光电二极管耦合的闪烁体。光电倍增管不适用于高分辨率扇束探测器。光电二极管是一种替代方案，但由于失去了光电倍增管提供的增益，必须特别关注闪烁体的亮度（即 X 射线能量到光的转换效率）和光收集效率。最初的西门子探测器使用碘化铯（CsI）作为闪烁体。碘化铯的一个优点是其亮度。不幸的是，它存在余辉和其他问题。EMI 是第一家在第四代设计中使用闪烁体 - 光电二极管探测器的制造商。锗酸铋和钨酸镉在一些 CT 系统中被用作碘化铯的替代品。这些闪烁体避免了碘化铯的一些问题，但将 X 射线能量转换为光的效率较低，降低了探测器增益。最终，具有高速度和高亮度的闪烁体被开发出来，所有系统制造商都使用了闪烁体 - 光电二极管探测器。
它们需要数十电子伏特的 X 射线能量才能产生一个可测量的电子。数据采集系统（DAS），包括信号放大器和模数转换器，面临着确保系统具有高剂量效率和宽动态范围的挑战。对于第三代扫描仪，数据采集系统的设计更具挑战性，因为信号通道必须具有极高的线性度和稳定性。许多系统制造商寻求 Analogic 公司的帮助，该公司在高质量信号数字化方面享有盛誉。多年来，Analogic 为几乎所有 CT 扫描仪生产了数据采集系统子系统。
CT 的早期吸引了许多公司进入该领域，包括新创企业和以前未从事 X 射线成像的公司。这些参与者带来了创新理念，迅速推动了该领域的发展。传统的成像公司可能在早期并不处于领先地位，但在 CT 领域的成功对他们来说成了生死攸关的问题 -- 他们要么成功，要么业务就会衰退 -- 他们都决定投资 CT 技术并进入市场。
美国科学与工程公司成功开发的第四代 CT 是一项重大进步。作为回应，Technicare、Picker 和 EMI 采用了某种形式的第四代设计。第三代系统在扫描时间上具有竞争力，但所有早期第三代系统都存在环形伪影问题。环形的起源是已知的，许多人预测它们永远无法解决。第四代系统避免了这些误差。它们还可以通过准直探测器来实现高空间分辨率。为了竞争，第三代扫描仪需要解决环形伪影问题并减小探测器间距。采用第三代设计的公司面临着巨大的压力，要么迅速进行技术改进，要么改变策略。Artronix 转向了混合型第四代扫描仪。通用电气医疗系统的首席执行官 Walter Robb 在其业务和通用电气公司研发中心的科学家的建议下，加大了对第三代设计的投入，押注这些问题将得到解决，这可能是在拿自己的职业生涯甚至通用电气医疗成像业务的未来冒险。他的赌注得到了回报。随着 8800 的推出，探测器质量的改进以及复杂的校准、校正和信号处理算法的实施，通用电气解决了环形伪影问题，并能够实现始终如一的高质量图像。西门子、飞利浦和其他第三代 CT 供应商纷纷效仿。混叠问题也得到了解决，首先是四分之一偏移对准，后来是焦点摆动。四分之一偏移的功劳有时归于 Brooks 等人，但 Peters earlier 提出了这一建议，切斯勒也独立提出了这一建议。随着这些问题得到控制，第三代设计在成本和其他性能方面的优势给选择其他架构的公司带来了压力。
几年内，大型 X 射线成像公司对 CT 技术投资的兴趣为他们带来了竞争优势。他们与客户的长期关系也开始发挥作用，因为许多客户通常更喜欢与他们过去打交道的商业伙伴，并且可以从这些伙伴那里获得更广泛的业务合作。
随着 CT 的临床影响变得明显，CT 系统的市场不断扩大，政府机构和第三方支付者施压限制销售数量。美国卫生、教育和福利部部长约瑟夫・卡利法诺 1977 年在参议院小组委员会面前表示：“我们不需要在这个国家的每家医院都配备 CT 扫描仪…… 每个孩子都不需要劳斯莱斯；每个青少年都不需要凯迪拉克；每家医院都不需要 CT 扫描仪。” 幸运的是，许多其他人，包括医疗专业人员，他们看到了 CT 对患者护理的影响，不同意卡利法诺先生的观点。CT 最终被证明是最重要的医学进步之一。从患者护理的角度来看，这些限制导致 CT 检查等待时间过长，并对许多本可以从 CT 研究中受益的患者产生了负面影响。从业务角度来看，它们对所有供应商都产生了重大影响。它们导致向独立成像中心销售系统的增加和移动系统市场的增长，但这并不能弥补对医院销售的下降。虽然收紧的市场导致一些传统成像公司（如通用电气和西门子）的份额增加，但这对份额较小的公司来说尤其艰难，进而导致许多公司退出市场。
早期，CT 行业有 20 家公司，起初是 “初创公司”，它们对诊断成像领域知之甚少。是医疗或制药领域的公司。到 20 世纪 70 年代末，参与者数量减少，整合开始。瓦里安于 1977 年退出该领域，并将其 CT 业务和知识产权组合出售给通用电气。1978 年，Syntex 和 Artronix 退出 CT 市场，CGR 于 1979 年退出（CGR 于 1988 年与通用电气合并），塞尔于 1978 年将其 CT 业务出售给 EMI。Technicare 最初凭借第二代 Delta 50 取得了巨大成功，1978 年被强生公司收购，以在 CON 低迷期间提供财务稳定性。随着通用电气图像质量的提高，Technicare 和通用电气 “为每一笔订单展开激烈竞争”。由于 2000 系列扫描仪成本高昂，Technicare 面临亏损。其 MRI 业务仍然具有竞争力，但 1986 年 Technicare 被出售给通用电气。1979 年，EMI 与索恩电气工业有限公司合并，成立索恩 EMI 有限公司。由于市场环境迅速变化、产品延迟和管理层变动，EMI 的 CT 业务面临压力，不到一年后（1980 年 4 月 30 日），该公司被出售。通用电气收购了美国 CT 零部件和服务业务以及部分专利，以及 EMI 在美外的大部分医疗业务（Topaz 除外，该业务出售给了飞利浦）。索恩 EMI 仍然持有大量 CT 专利组合，最终授权给所有 CT 制造商，为索恩 EMI 赚取了数千万英镑。到 20 世纪 80 年代初至中期，CT 市场主要由传统成像公司掌控。尽管这些公司的产品存在差异，商业竞争依然激烈，但许多人认为 CT 创新的时代已经过去。这种观点得到了同时期对 MRI 的大量投资和进步的支持。然而，认为 CT 创新已经结束的预测显然是错误的。CT 正准备取得巨大进步，这种进步一直持续到今天。推动这些进步的新技术，如螺旋或螺旋式、多层、宽锥束、双能和光子计数 CT（参见XI区：CT近三十年发展史（上）：螺旋CT、多层CT、宽锥CT与双源CT、CT近三十年发展史（下）：双能量CT与光子计数CT）。
1979 年 10 月 11 日，几乎在阿特金森 - 莫利医院进行首例患者 CT 扫描整整 8 年后，宣布诺贝尔生理学或医学奖联合授予艾伦・科马克和戈弗雷・亨斯菲尔德，以表彰他们 “开发了计算机辅助断层扫描”。公告称：“毫不夸张地说，在 X 射线诊断领域，没有其他方法能在如此短的时间内带来如此显著的研究进展和众多应用。”
1979 年诺贝尔生理学或医学奖的两位获得者 -- 工程师亨斯菲尔德和物理学家科马克，都没有任何医学或科学领域的博士学位，实际上也没有生理学和医学背景。CT 的发展还产生了一种新的测量单位 -- 亨斯菲尔德单位（HU）。促成 CT 这一巨大进步的突破性初始创新，是来自放射学领域之外的个人，特别是亨斯菲尔德的工作。虽然现代 CT 扫描仪的平面空间分辨率越来越接近放射成像和荧光成像，但在 20 世纪 70 年代初，这种水平的空间细节根本无法实现。计算机断层成像需要人们愿意接受低得多的空间分辨率（例如 3 毫米而不是 0.3 毫米），以换取解决叠加问题和对小密度差异的敏感性带来的潜在好处。20 世纪 60 年代末西门子暂时放弃 CT 工作就是一个例子，但并非个例。放射学界的许多人都认为如此低的空间分辨率是不可接受的。亨斯菲尔德（和科马克）不受同样先入为主观念的限制，并面临着来自传统放射学专家的怀疑。亨斯菲尔德引发的工作导致了我们领域的巨大变革。自最初的突破性创新以来，许多人取得了进展，在科学创造力和行业竞争的推动下，每一项都带来了显著的增量改进，这些改进累积起来，使得今天能够获得极其复杂的图像。
CT 的发展和采用标志着诊断成像和放射学领域重大变革的开始，从主要涉及胶片的模拟成像到通过算法计算像素值的数字成像，以及计算机在其中发挥重要作用的成像时代的开始。在 CT 之前，计算机已经开始在放射学和核医学中使用，超声也在通过算法生成图像，但这些都是例外。放射科医生对计算机既不熟悉也不适应。即使是 CT（和 MRI）图像，多年来也都是打印在摄影胶片上，使用胶片换片机读取。事后看来，鉴于放射成像已经完全从胶片转变为数字，值得注意的是，第一种得到广泛应用的数字 X 射线成像技术是一种全新的模式 --CT。尽管如此，CT 和 MRI 使用胶片的大量预算无疑促进了图像存档和通信系统（PACS）的采用。
CT 的成功为 MRI 和其他复杂昂贵的医疗技术铺平了道路。虽然一些个别公司在 CT 领域并不成功，但整个行业是成功的。许多学术事业得到了发展，最重要的是，患者受益匪浅。这为 MRI 等未来的机会提供了一个路线图。
如果没有政府对工业实验室研究的资助 -- 公私合作伙伴关系，CT 的早期快速发展是不可能实现的。两个重要的例子是英国卫生与社会保障部向EMI提供的有限资金，以及美国国立卫生研究院关于开发快速全身 CT 的招标书。在这两种情况下，政府相对微薄的资金导致了公司（包括那些获得初始资金的公司及其竞争对手）更大的投资，刺激了竞争和创新。相比之下，美国和其他地方的政府对CT市场增长的限制（例如 CON），虽然动机是可以理解的，即确保医疗支出得到合理使用，但减缓了技术的增长，并导致公司退出该领域。CT市场的整合无论如何可能在某个时候发生。
2024年，仅在中国，就有大约2.1亿次CT检查在10500个中心的52600台设备上进行，对许多患者的健康产生了积极影响。
自 20 世纪 70 年代临床 CT 问世以来，设备历经窄束初代扫描、滑环螺旋成像、多层探测器、双源 / 双能成像等多轮技术迭代，但其成像底层长期依赖能量积分探测器（EID） 架构，受电子噪声、空间分辨率上限、光谱信息缺失等固有物理局限制约。光子计数 CT（PCCT）依托半导体直接转换探测器实现单光子分辨与能量分级采集，彻底突破传统 CT 底层硬件瓶颈。本章基于 CT 完整技术发展脉络，系统对比能量积分与光子计数两种探测器的核心工作原理，阐述 PCCT 在超高空间分辨率、低噪声成像、原生多能谱定量分析上的技术优势，梳理其在心内科、呼吸、骨骼肌肉、肿瘤等多领域临床应用价值，并分析电荷共享、脉冲堆积等现存技术难题，展望光子计数 CT 引领下一代光谱定量成像的发展方向。
CT 是现代医学影像核心模态，五十余年发展历程始终围绕 “更快扫描速度、更高图像清晰度、更低辐射剂量、更精准组织定性” 四大目标持续革新。1971 年 Hounsfield 完成全球首例临床颅脑 CT 扫描，开启断层成像时代；此后滑环技术催生螺旋 CT，多层探测器拓展扫描覆盖范围，双源、双能 CT 实现基础物质分辨，迭代重建与深度学习重建进一步压低辐射剂量。
光子计数探测器（PCD）以碲化镉（CdTe）、碲锌镉（CZT）等半导体材料为核心，一步完成 X 射线光子到电信号的转换，独立计数每一枚光子并区分其能量层级，实现从 “能量总和积分” 到 “单光子能量分辨” 的范式转变。2021 年首款全视野临床光子计数 CT 正式商用，逐步覆盖全身多系统检查，成为近十年 CT 领域里程碑式突破。
1 理论奠基与初代 CT（1917-1970 年代）。断层成像数学根基源自 1917 年 Radon 提出的线积分重建理论；1963 年 Cormack 完善 X 线断层重建算法；1960 年代 Oldendorf 搭建首台旋转 X 线原型设备，验证断层成像可行性。1971 年 Hounsfield 与 Ambrose 完成首例人脑临床 CT 扫描，第一代设备采用笔形束 + 单探测器，单一层面扫描耗时数分钟；第二代改为扇形束提升速度；1977 年第三代旋转 - 旋转机架（SOMATOM 系列）问世，实现全身快速成像，奠定现代 CT 机架基础，二人于 1979 年共享诺贝尔生理学或医学奖。
2 螺旋容积成像与电子束 CT（1980-1990 年代初）
1980 年代电子束 CT（EBCT）专为心脏成像研发，摒弃旋转球管，通过偏转电子束多点生成 X 线，单层采集仅 50~100 ms，可冻结心脏运动，率先用于冠脉钙化积分筛查。但设备空间分辨率偏低、全身成像通用性差，随多层 CT 普及逐步退出主流临床。
滑环技术于 90 年代初落地，取消机架旋转线缆束缚，实现连续螺旋扫描，检查床匀速移动形成螺旋容积数据，单次屏气即可完成全脏器容积采集；同时探测器由氙气气体探测器迭代为固态闪烁体探测器，扫描速度、伪影控制大幅优化，CT 血管成像（CTA）技术走向临床普及。
- 3 多层、双源与双能 CT 普及阶段（1998-2020 年）
1998 年双层螺旋 CT 上市，开启多层探测器（MDCT）时代，探测器排数快速迭代至 16 排、64 排、256 排乃至宽体 512 排，单次机架旋转覆盖完整心脏、胸部脏器，大幅缩短创伤、冠脉扫描时长。2005 年双源 CT（DSCT）搭载两套呈 90° 夹角的球管 - 探测器系统，显著提升时间分辨率，适配高心率、心律不齐患者冠脉成像。
为弥补 EID 无光谱分辨能力的缺陷，行业衍生多种双能成像方案：快速千伏切换、双层闪烁体探测器、分裂滤光片等，通过两组不同能谱数据实现结石、碘剂、钙化基础物质分离。但所有方案仍依托能量积分架构，光谱分离度有限，低剂量下定量误差明显，且需预设专用扫描协议，无法在常规检查中同步获取能谱信息。
重建算法同步迭代：滤波反投影（FBP）作为传统标准算法噪声抑制能力弱；迭代重建（IR）通过迭代修正降低辐射剂量，但易出现不自然图像纹理；深度学习重建（DLIR）依托神经网络平衡噪声与解剖细节，可实现 20%40% 剂量降低，成为 EID-CT 标准化配套技术。
- 4 光子计数 CT：下一代成像变革（2021 至今）
2000 年代 GE、飞利浦完成光子计数原型人体预实验；2010 年西门子、飞利浦推出全身成像原型设备；2021 年首款商用全视野光子计数 CT 投入临床，佳能、联影等厂商同步跟进自研机型。PCCT 跳出能量积分底层逻辑，原生具备超高分辨率、多能谱定量、天然低噪声三重优势，无需额外扫描协议即可一站式获得解剖与物质成分数据，覆盖心血管、呼吸、骨骼、肿瘤全场景，标志 CT 进入光谱定量成像新阶段。
2 能量积分探测器与光子计数探测器核心原理对比
1 传统能量积分探测器（EID）工作机制。EID 采用两步间接转换结构：X 射线光子入射闪烁体晶体，转化为可见光光子；可见光传导至光电二极管，汇总所有光子总能量生成单一累积电信号。所有光子能量叠加积分，丢失单光子能量信息，无法区分不同组织的 X 线吸收特征；电路基线噪声会被计入总信号，低剂量、肥胖患者扫描时噪声干扰显著；低能光子信号权重低于高能光子，软组织碘对比辨识度受限。
2 光子计数探测器（PCD）工作机制。PCD 采用单步直接转换，核心为 CdTe/CZT 半导体像素：X 射线光子撞击半导体直接生成电子 - 空穴对，强电场分离电荷形成电压脉冲，脉冲幅值与入射光子能量一一对应；配套专用集成电路（ASIC）设置多级能量阈值，将光子自动分仓计数，同步记录光子数量与各自能量。无闪烁体、无光学串扰，彻底取消物理隔栅，像素尺寸可缩小至 0.15 mm 级别；设置最低能量阈值过滤全部电子噪声，图像仅保留量子噪声；全部能量光子等权重计数，低能碘相关信号充分凸显；单次扫描原生输出多组能谱数据，支持事后重建虚拟单色图、虚拟平扫、碘定量图等衍生图像。
3 光子计数 CT 四大核心技术优势
1 突破极限的超高空间分辨率。EID 受隔栅与光学扩散限制，常规极限分辨率约 910 lp/cm；PCD 无隔栅遮挡，像素尺寸可低至 0.151 mm，超高分辨模式下极限分辨率达 40 lp/cm，单层切片厚度最低 0.2 mm。临床价值集中体现在精细结构显示：冠脉微小支架、远端分支钙化、肺小叶细支气管、骨小梁微结构清晰分辨；冠脉 CTA 中大幅减轻钙化 blooming 伪影，避免高估狭窄程度，约 34% 钙化血管可下调狭窄分级，减少不必要的有创冠脉造影转诊；间质性肺病可清晰显示 10 级细支气管，提升早期纤维化检出率。
2 天然低噪声，显著降低辐射剂量。PCD 通过能量阈值屏蔽电路电子噪声，同等扫描剂量像噪声较 EID 降低约 40%；若维持相同信噪比，辐射剂量可减少 20%30%，儿童、多次复查肿瘤、肥胖患者获益突出。EID 低剂量扫描时条纹噪声显著，微小低密度病灶易被掩盖；PCCT 在超低剂量条件下仍稳定保留软组织对比，适配胸部筛查、骨骼随访等低剂量场景，契合辐射防护 ALARA 原则。
3 原生多能谱成像，精准组织定量 区别于 EID 双能 CT 需要预设专属扫描序列，PCCT 每一次扫描自动采集多能级光子数据，无需额外曝光即可事后重建多种定量图像：
虚拟单色图像（VMI）：4060 keV 低能级图提升碘对比，强化微小肿瘤、缺血病灶显示；高能级图减少金属伪影。虚拟平扫（VNC）：精准剔除血管内碘剂信号，无需单独平扫序列，减少一次扫描剂量，主动脉瓣钙化定量误差与真实平扫仅相差 0.2%~0.6%。碘浓度定量图：精准测量组织碘蓄积浓度，量化肿瘤强化程度、心肌灌注缺损，误差仅数 mg/mL，具备标准化诊断阈值。
该特性将 CT 从单纯解剖成像升级为解剖 - 功能定量一体化模态，实现脂肪肝、肾结石成分、肿瘤活性无创精准分型。
- 4 全场景通用，简化临床扫描流程。EID 双能设备仅部分扫描协议支持能谱成像，常规平扫无法获取物质分辨数据；PCCT 所有检查原生携带多能谱信息，技师无需切换扫描模式，一站式完成解剖成像与定量分析，简化放射科工作流，减少扫描重复率与造影剂用量。
4 光子计数 CT 多系统临床应用进展。冠脉 CTA 是 PCCT 最成熟应用场景：减轻钙化、支架 blooming 伪影，精准评估中度狭窄，降低 CAD-RADS 分级高估率；双源光子计数机型可单次心跳完成全心容积扫描，适配房颤、高心率人群；VNC 图像替代常规平扫，钙化积分无需两次扫描；碘图定量心肌灌注，早期识别隐匿心肌缺血。多项 Meta 分析证实，PCCT 冠脉成像可减少 29% 介入造影转诊、43% 不必要血运重建手术。
超高分辨模式清晰显示肺间质细微纤维化、磨玻璃结节、次级肺小叶结构，可将可识别支气管层级由 9 级提升至 10 级；超低剂量方案用于肺癌年度筛查，在降低 27% 容积 CT 剂量指数（CTDIvol）前提下，提升微小实性 / 磨玻璃结节检出敏感度；能谱成像区分炎性结节与肿瘤结节，通过碘定量评估病灶活性。
超细像素清晰显示骨小梁微结构、微小骨挫伤、腕踝关节细微骨折；同等剂量下骨皮质、软骨边界对比度显著优于 EID-CT；能谱区分痛风尿酸盐结晶、羟基磷灰石钙化，无创鉴别关节病变类型，适用于脊柱、关节术后随访。
头颈部、腹部肿瘤依靠低 keV 虚拟单能图提升病灶与正常组织对比度，检出 EID 易漏诊的小体积乏血供转移灶；碘定量精准评估放化疗后肿瘤坏死程度；能谱参数区分良性增生与恶性占位，减少不必要穿刺活检；骨转移病灶清晰显示微小皮质浸润。
5 光子计数 CT 现存技术局限与优化方案 PCCT 尚未完全普及，仍存在半导体物理固有缺陷，目前依靠硬件与算法联合校正缓解：
电荷共享：单个光子产生的电荷云扩散至相邻像素，能量分级失真；通过缩小像素尺寸、像素重合逻辑校正，降低能量分辨误差。荧光逃逸：半导体吸收光子产生特征荧光，被邻近像素捕获，干扰计数精度；依托材料改良与重建算法补偿。脉冲堆积：心脏、大血管高 X 线通量下光子脉冲重叠，低估光子数量、高估能量；采用高速读出 ASIC、优化球管电流上限、通量自适应校正算法改善。
上述缺陷在常规中等剂量扫描中影响极小，仅超高剂量心脏扫描需微调协议，对常规临床诊断无明显干扰。
CT 五十余年发展史，是硬件探测器、机架几何、重建算法协同革新的历程：从初代单层面颅脑成像，到螺旋、多层、双能 CT 逐层迭代，而能量积分探测器始终是制约成像性能的底层瓶颈。光子计数 CT 依托半导体直接探测、单光子能量分辨技术，完成从 “积分成像” 到 “计数成像” 的底层范式革新，在空间分辨率、噪声控制、多能谱定量、辐射剂量四大维度实现全方位超越，覆盖心血管、呼吸、骨骼、肿瘤全临床场景，大幅提升微小、钙化、低对比病灶诊断准确度，简化扫描流程，降低整体辐射暴露。
现阶段电荷共享、脉冲堆积等物理缺陷已通过软硬件联合校正得到有效控制，伴随半导体材料、高速 ASIC、深度学习光谱重建持续升级，光子计数 CT 设备成本将逐步下降，有望成为各级医院标准化 CT 机型。未来光子计数 CT 将深度融合靶向纳米造影剂、全身动态灌注定量、AI 自动病灶定量分析，实现疾病早期筛查、精准分型、疗效全程无创监测，推动医学断层成像迈入高精度、低剂量、多参数定量的全新时代。
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