新型光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT（PCD-CT）有可能解決以往CT系統(tǒng)的局限性，如空間分辨率不足、檢測(cè)低對(duì)比度小結(jié)構(gòu)的準(zhǔn)確性有限或缺少常規(guī)可用的光譜信息（參見XI區(qū)：什么是光子計(jì)數(shù)CT？光子計(jì)數(shù)CT技術(shù)研究進(jìn)展）。本文我們將解釋PCD-CT的基本原理和潛在臨床優(yōu)勢(shì)，重點(diǎn)介紹商用PCD-CT應(yīng)用以來的最新文獻(xiàn)。
計(jì)算機(jī)斷層掃描（CT）自20世紀(jì)70年代誕生以來，經(jīng)歷了不斷的技術(shù)發(fā)展；如今，它已成為一種成熟的影像學(xué)成像方法，憑借其速度和對(duì)解剖結(jié)構(gòu)的精確呈現(xiàn)，成為影像診斷的重要支柱。在發(fā)展過程中，CT的應(yīng)用范圍逐漸從單純的形態(tài)學(xué)成像技術(shù)擴(kuò)展到包括組織灌注等各種功能參數(shù)。
然而，CT的某些技術(shù)局限性阻礙了其應(yīng)用范圍的進(jìn)一步擴(kuò)展。對(duì)于一些要求較高的任務(wù)，如對(duì)嚴(yán)重鈣化和支架患者進(jìn)行冠狀動(dòng)脈CT血管造影（cCTA），空間分辨率仍不理想。最近的一項(xiàng)研究表明，cCTA在診斷支架內(nèi)再狹窄方面的性能仍然不足。在檢測(cè)小的、低對(duì)比度結(jié)構(gòu)方面的準(zhǔn)確性有限，因此可能會(huì)漏診或誤診癌癥。最近的一項(xiàng)薈萃分析研究顯示，22.5%的肝細(xì)胞癌在CT中被漏診。此外，CT檢查結(jié)果有時(shí)會(huì)模棱兩可，如高密度腎囊腫，因此必須進(jìn)行其他檢查才能獲得明確診斷并確定進(jìn)一步的臨床治療方案。進(jìn)一步降低CT的輻射劑量仍然是一個(gè)理想的目標(biāo)。盡管技術(shù)不斷進(jìn)步，CT的輻射劑量仍占所有診斷和介入手術(shù)的一半以上。
最近引入臨床實(shí)踐的新型光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT（PCD-CT）有可能解決這些局限性，克服以往CT的弱點(diǎn)。
一、光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT發(fā)展簡(jiǎn)史
在介紹PCD-CT的基礎(chǔ)知識(shí)之前，我們將簡(jiǎn)要概述這種新型探測(cè)器技術(shù)的發(fā)展歷程。
第一臺(tái)PCD-CT臨床前原型（通用電氣醫(yī)療保健公司）于2008年研制成功。對(duì)人體志愿者進(jìn)行的幾項(xiàng)研究證明了這種新檢測(cè)原理的臨床適用性。該CT系統(tǒng)使用32排碲化鎘（CdTe）探測(cè)器，探測(cè)器像素為1×1mm2，有兩個(gè)能量閾值。該系統(tǒng)只能以低于臨床需要的輻射劑量運(yùn)行。
從2014年開始，在臨床研究環(huán)境中安裝了3臺(tái)混合雙源PCD-CT臨床前原型（SOMATOM CounT；西門子醫(yī)療）。這些原型機(jī)以臨床雙源CT（SOMATOM Definition Flash；西門子醫(yī)療）為基礎(chǔ)，將2個(gè)探測(cè)器陣列中較小的一個(gè)替換為碲化鎘PCD，其等中心Z軸覆蓋范圍為16 mm。子像素可通過各種方式組合成更大的像素，或以棋盤式排列讀出4個(gè)能量閾值，并交替設(shè)置低能量和高能量閾值。該原型機(jī)首次實(shí)現(xiàn)了典型臨床參數(shù)的掃描，如0.5 s的旋轉(zhuǎn)時(shí)間和高達(dá)550 mA的管電流。PCD-CT與成熟的臨床CT相比并不遜色。
2017年，在臨床研究環(huán)境中安裝了帶有碲鋅鎘（CZT）探測(cè)器的單源PCD-CT原型（飛利浦醫(yī)療）。它的像素尺寸為0.5×0.5 mm2，有5個(gè)能量閾值。最短的機(jī)架旋轉(zhuǎn)時(shí)間為1 s。該系統(tǒng)后來升級(jí)為臨床前PCD-CT，其視場(chǎng)（FOV）為50cm，等中心的Z軸覆蓋范圍為17.6mm，機(jī)架旋轉(zhuǎn)時(shí)間為0.33 s。
2020年，帶有碲化鎘探測(cè)器的第二代臨床前PCD-CT（SOMATOM CounT Plus；西門子醫(yī)療）在3家臨床機(jī)構(gòu)安裝。單源CT的機(jī)架旋轉(zhuǎn)時(shí)間為0.3 s，配備的探測(cè)器由0.275×0.322 mm2（等中心為0.151×0.176 mm2）的子像素組成。該系統(tǒng)提供50 cm的FOV，等中心的Z軸覆蓋范圍為57.6 mm。
2021年，第一代PCD雙源CT（PCD-DSCT）與2個(gè)碲化鎘探測(cè)器（NAEOTOM Alpha，西門子醫(yī)療）實(shí)現(xiàn)了商業(yè)化。兩個(gè)探測(cè)器的子像素尺寸均為0.275 × 0.322 mm2（等中心為0.151 × 0.176 mm2）。2×2子像素可合并為1個(gè)宏像素；然后，系統(tǒng)可通過144×0.4 mm準(zhǔn)直度和兩個(gè)探測(cè)器的4個(gè)能量閾值（合并為常規(guī)應(yīng)用中的2個(gè)能量閾值）進(jìn)行數(shù)據(jù)采集。子像素也可以單獨(dú)讀出。此外，還可利用宏像素的空間分辨率重建來自2個(gè)能量閾值的多能量圖像。CT系統(tǒng)配備了2個(gè)X射線管，每個(gè)120 kW，有多個(gè)焦點(diǎn)，最小的焦點(diǎn)大小為0.4×0.4 mm2（等中心為0.181×0.181mm2）。同時(shí)，PCD-DSCT的技術(shù)性能也得到了評(píng)估。在本文的臨床實(shí)例中，我們將主要參考該臨床系統(tǒng)。
二、光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT的物理原理
光子計(jì)數(shù)探測(cè)器由碲鎘（CdTe）、碲鋅鎘（CZT）或硅（Si）等半導(dǎo)體制成。由于原子序數(shù)較高，碲化鎘和碲鋅鎘層可以相對(duì)較?。?.4-2mm），但仍能提供較高的X射線吸收率。而由硅制成的光子計(jì)數(shù)探測(cè)器則需要更厚（30-60mm）才能充分吸收X射線。根據(jù)目前的文獻(xiàn)，所有臨床前或臨床使用的PCD-CT都配備了碲化鎘或碲鋅鎘探測(cè)器。圖1顯示了基于碲化鎘或碲鋅鎘的PCD的結(jié)構(gòu)示意圖。在半導(dǎo)體層的上側(cè)是一個(gè)大面積的陰極電極，在下側(cè)為像素化陽極電極。在陰極和單個(gè)陽極之間施加800-1000 V的高壓，可產(chǎn)生強(qiáng)大的電場(chǎng)。入射的X射線被半導(dǎo)體吸收，產(chǎn)生的電荷（電子-空穴對(duì)）在電場(chǎng)中分離。電子移動(dòng)到陽極，在那里產(chǎn)生持續(xù)時(shí)間約為1 ns（109 s）的短電流脈沖，通過電子脈沖整形電路轉(zhuǎn)換成半寬（FWHM）為10-15 ns的電壓脈沖。電壓脈沖的脈沖高度與X射線的吸收能量E成正比。一旦脈沖超過閾值TL，即吸收能量（通常為20-25 keV），讀出電子裝置就會(huì)對(duì)其進(jìn)行計(jì)數(shù)。在技術(shù)實(shí)現(xiàn)中，使用了一個(gè)脈沖高度比較器電路，其中輸入了與閾值能量相對(duì)應(yīng)的電壓，參見圖1。探測(cè)器信號(hào)相當(dāng)于在投影測(cè)量時(shí)間內(nèi)記錄的所有脈沖的總和。
圖1 CdTe/CZT PCD（上圖）和相應(yīng)讀出ASIC（下圖）的示意圖。從CT系統(tǒng)的正面看，扇形方向是沿探測(cè)器扇形掃描平面的方向。單個(gè)探測(cè)器像素是由公共陰極和像素化陽極（此處用虛線表示）之間的強(qiáng)電場(chǎng)形成的；像素之間無需進(jìn)一步分離。在本圖所示的探測(cè)器結(jié)構(gòu)中，兩個(gè)準(zhǔn)直器葉片之間各有4個(gè)子像素，用于抑制散射輻射，另見圖4。在ASIC中，被吸收的X射線量子產(chǎn)生的電壓脈沖在脈沖高度比較器中與對(duì)應(yīng)于所需閾值能量（20-25 keV）的閾值電壓進(jìn)行比較。只有超過該閾值能量的X射線量子才會(huì)被計(jì)數(shù)。
為了獲得光譜分辨數(shù)據(jù)，需要同時(shí)讀出在不同閾值能量下工作的多個(gè)計(jì)數(shù)器，見圖2。然后，探測(cè)器為每個(gè)閾值提供單獨(dú)的數(shù)據(jù)流，其中只包含能量超過相應(yīng)閾值能量的X射線量子，另見圖2。從包含能量超過最低閾值能量TL的所有X射線量子的數(shù)據(jù)流中重建的圖像（TL圖像，西門子公司專有，也稱為T3D圖像）可與傳統(tǒng)CT在相同的X射線管電壓（kVp）下獲得的圖像相媲美。然而，在現(xiàn)實(shí)的PCD中，由于不可避免的物理效應(yīng)降低了信號(hào)的光譜分離度，如像素邊界的電荷共享或熒光導(dǎo)致的X射線量子能量損失，能量登記存在誤差。這些效應(yīng)的示意圖如圖3所示，它們會(huì)導(dǎo)致量子在X射線能量過低時(shí)被錯(cuò)誤地計(jì)數(shù)兩次。與CdTe-PCD或CZT-PCD相比，硅PCD受電荷共享和熒光的影響較小，因此光譜分離效果較好，但大多數(shù)X射線量子主要在硅晶體中散射，而不是直接吸收；它們經(jīng)常離開探測(cè)器像素而不產(chǎn)生信號(hào)，因此探測(cè)器的探測(cè)量子效率降低，所有探測(cè)任務(wù)都需要更高的輻射劑量。在非常高的X射線通量下，產(chǎn)生的電壓脈沖在時(shí)間上重疊，不再單獨(dú)計(jì)數(shù)。然而，在實(shí)際的CT通量率下，脈沖堆積并不起作用。
圖2 使用PCD采集光譜數(shù)據(jù)的示意圖。上圖所示為吸收不同能量的X射線量子所產(chǎn)生的電壓脈沖時(shí)間序列。下圖是一個(gè)4門限計(jì)數(shù)器的技術(shù)實(shí)現(xiàn)示意圖。在此示例中，同時(shí)讀出4個(gè)計(jì)數(shù)器的閾值能量分別為20、35、60和75 keV。探測(cè)器提供4個(gè)原始數(shù)據(jù)流，其中只包含吸收能量大于各自閾值能量的計(jì)數(shù)X射線量子。
圖3 電荷共享和K-escape的示意圖，它們降低了現(xiàn)實(shí)PCD的能量分離?？拷袼剡吔缥盏腦射線會(huì)產(chǎn)生電子，這些電子會(huì)在相鄰像素中產(chǎn)生信號(hào)（電荷共享）。因此，一個(gè)X射線光子會(huì)以過低的能量被錯(cuò)誤地計(jì)數(shù)多次。入射的X射線最初還會(huì)擊穿探測(cè)器材料的內(nèi)殼電子（K電子）。這會(huì)產(chǎn)生熒光輻射，熒光輻射會(huì)被探測(cè)器單元本身或鄰近的探測(cè)器單元重新吸收和計(jì)數(shù)（K-逃逸）。入射到初級(jí)相互作用位點(diǎn)的X射線以過低的能量進(jìn)行計(jì)數(shù)。
三、光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT的臨床優(yōu)勢(shì)
通過其探測(cè)原理，PCD有可能克服傳統(tǒng)能量積分閃爍探測(cè)器(EID)的一些局限性，迄今為止，幾乎所有CT設(shè)備都使用了這種探測(cè)器。
1、無電子噪聲
與任何電子設(shè)備一樣，探測(cè)器的讀出電子元件會(huì)產(chǎn)生一定量的背景噪聲。在PCD中，X射線量子計(jì)數(shù)必須超過的最低閾值能量約為20 keV；在X射線管的主光束中沒有低于此能量的X射線，因?yàn)樗鼈円驯活A(yù)濾波器濾除。這一閾值能量遠(yuǎn)高于電子設(shè)備的本底噪聲，因此電子噪聲不會(huì)影響PCD的計(jì)數(shù)率，見圖2。因此，即使在低X射線通量下，信號(hào)也只顯示X射線光子的統(tǒng)計(jì)量子噪聲。而在傳統(tǒng)的EID中，電子噪聲在低X射線通量時(shí)會(huì)主導(dǎo)信號(hào)，因此圖像噪聲會(huì)急劇增加，出現(xiàn)噪聲條紋，CT值的穩(wěn)定性也會(huì)受到影響。光子計(jì)數(shù)探測(cè)器在檢查肥胖病人和進(jìn)行低劑量掃描時(shí)能提供更好、更低噪聲的圖像，從而為進(jìn)一步降低輻射劑量提供了可能。早期的臨床前原型在模型掃描和對(duì)志愿者的初步研究中就注意到，PCD在低輻射劑量下具有卓越的圖像質(zhì)量。研究的重點(diǎn)是低劑量的肺部成像，這在肺癌篩查等方面非常重要。最近，研究人員評(píng)估了PCD-CT在評(píng)估系統(tǒng)性硬化癥患者間質(zhì)性肺病(ILD)時(shí)減少輻射劑量的潛力。一項(xiàng)對(duì)80名患者進(jìn)行的研究顯示，PCD-CT的平均CTDIvol為0.72 mGy，其圖像噪聲、主觀圖像質(zhì)量和診斷準(zhǔn)確性與2.3 mGy的DSCT相當(dāng)。作者總結(jié)說，使用PCD-CT評(píng)估ILD可以減少66%的輻射劑量，而不會(huì)影響診斷準(zhǔn)確性。對(duì)兒童患者（平均年齡2.6歲）進(jìn)行的超低輻射劑量（平均SSDE為0.45 mGy）光子計(jì)數(shù)探測(cè)器CT胸部檢查顯示，肺部結(jié)構(gòu)的圖像質(zhì)量良好至極佳，軟組織結(jié)構(gòu)的圖像質(zhì)量中等。最近的一項(xiàng)研究對(duì)PCD-CT在檢查嚴(yán)重肥胖患者方面的潛力進(jìn)行了調(diào)查，51名超重患者（體重指數(shù)[BMI]中位數(shù)為32.15 kg/m2）在第二代DSCT和第一代PCD-DSCT上接受了有臨床指征的腹部增強(qiáng)CT。作者觀察到劑量明顯減少（PCD-CT的平均CTDIvol為12.00 mGy，DSCT為16.05 mGy），同時(shí)圖像質(zhì)量保持相似甚至有所提高。PCD-CT在評(píng)估肥胖患者腫瘤方面的優(yōu)勢(shì)在其他地方也有描述。
2、探測(cè)器像素更小，空間分辨率更高
光子計(jì)數(shù)探測(cè)器的結(jié)構(gòu)比傳統(tǒng)的EID更精細(xì)。在EID中，單個(gè)探測(cè)器像素必須由不透明的中間層隔開，以防止光學(xué)串?dāng)_。這些中間層的厚度約為0.1mm，會(huì)降低探測(cè)器的劑量效率，因?yàn)橹虚g層吸收的X射線量子不會(huì)對(duì)探測(cè)器信號(hào)產(chǎn)生影響。探測(cè)器像素的結(jié)構(gòu)越小，這些中間層的相對(duì)面積就越大，劑量效率就越低。因此，EID的探測(cè)器像素不可能比現(xiàn)在小很多。在內(nèi)耳掃描等特殊應(yīng)用中，提高空間分辨率的替代技術(shù)是通過可移動(dòng)的梳狀孔徑減小探測(cè)器像素的有效面積，其缺點(diǎn)是由于探測(cè)器的劑量效率大大降低而導(dǎo)致輻射劑量顯著增加（參見XI區(qū)：什么是CT高分辨力成像？）。
另一方面，光子計(jì)數(shù)探測(cè)器不需要在單個(gè)像素之間設(shè)置格柵（見圖1）。探測(cè)器的像素可以比EID小得多，從而大大提高了空間分辨率。實(shí)現(xiàn)這一點(diǎn)的前提條件是X射線管的焦點(diǎn)相應(yīng)較小，即使這是以降低X射線管功率為代價(jià)的。否則，焦點(diǎn)尺寸將限制空間分辨率。PCD-CT空間分辨率的提高已在臨床前原型上得到成功驗(yàn)證。例如，混合雙源PCD-CT掃描平面的空間分辨率為0.15 mm，層厚為0.41 mm。根據(jù)制造商的不同，臨床前原型機(jī)的探測(cè)器像素大小在0.225×0.225 mm2和0.5×0.5 mm2之間；無論如何，它們都比EID-CT系統(tǒng)的探測(cè)器像素小得多。
圖4顯示了市售PCD-CT與第三代DSCT的探測(cè)器結(jié)構(gòu)對(duì)比。探測(cè)器像素大小為0.275×0.322mm2（等中心為0.151×0.176mm2）。每組4×6探測(cè)器像素通過一個(gè)二維準(zhǔn)直器網(wǎng)格與相鄰組隔開，以減少散射輻射。使用這種探測(cè)器和0.4×0.4mm2的焦點(diǎn)，可以實(shí)現(xiàn)超過40 lp/cm的分辨率，相當(dāng)于0.125mm，見圖5；這大約是EID-CT系統(tǒng)分辨率的兩倍。在CT中，空間分辨率的提高總是伴隨著圖像噪聲的增加或輻射劑量的相應(yīng)增加；CT的這一基本規(guī)律也適用于PCD-CT。因此，必須采用基于迭代或深度學(xué)習(xí)的精細(xì)降噪技術(shù)。
圖4 帶有閃爍體探測(cè)器（左）和商用PCD-DSCT（右）的第三代DSCT的探測(cè)器結(jié)構(gòu)示意圖。從上往下看，z方向是病人的縱向。粗黑線示意性地表示用于抑制散射輻射的準(zhǔn)直器網(wǎng)格。在超高分辨率模式下，PCD的探測(cè)器像素單獨(dú)讀出。在標(biāo)準(zhǔn)掃描模式下，2×2像素合并為一個(gè)宏像素--用淺灰色和深灰色方格表示。
圖5 在PCD-CT上實(shí)現(xiàn)40lp/cm空間分辨率的演示，探測(cè)器示意圖如圖4所示。在重建過程中，使用了最銳利卷積核Br98。
在臨床上，出色的空間分辨率對(duì)于評(píng)估小型骨性結(jié)構(gòu)（如內(nèi)耳或腕部結(jié)構(gòu)）至關(guān)重要。在肺部檢查（尤其是用于ILD的鑒別診斷）和小血管CT血管造影（如頭頸部和四肢）方面也有優(yōu)勢(shì)。在cCTA中，以前由于嚴(yán)重鈣化而導(dǎo)致高估血管狹窄的局限性可能會(huì)被克服。臨床前原型已經(jīng)證明了cCTA在上述臨床領(lǐng)域的優(yōu)勢(shì)。
最近，在一項(xiàng)對(duì)5具尸體頭部的研究表明，與EID-CT相比，PCD-CT在顳骨的超高分辨率（UHR）檢查中提供了優(yōu)越的圖像質(zhì)量和顯著的劑量節(jié)?。ㄆ骄鶆┝繙p少79.3%）。在13名患者的顳骨檢查中，PCD-CT在評(píng)估所有個(gè)體解剖結(jié)構(gòu)時(shí)被評(píng)為優(yōu)于EID-CT，平均輻射劑量比EID-CT低31%。圖6顯示了一個(gè)臨床案例，說明PCD-CT在內(nèi)耳成像中的潛力。在使用小鼠作為樣本對(duì)PCD-CT和EID-CT之間的最小骨骼細(xì)節(jié)的可視化進(jìn)行比較時(shí)，發(fā)現(xiàn)在劑量匹配掃描中，PCD-CT比EID-CT提供了明顯更小的圖像噪聲、更高的信噪比和更高的邊緣清晰度。在骨小梁成像中，PCD-CT的有效容積空間分辨率（定義為每mm3可單獨(dú)表示的元素?cái)?shù)量）比傳統(tǒng)CT高5倍以上。
圖6 用第三代DSCT（左）和第一代PCD-DSCT采集的內(nèi)耳掃描（右），顯示PCD-CT對(duì)鈦K活塞鐙骨假體（箭頭，遠(yuǎn)端直徑0.4mm）的可視化效果更佳。
在高分辨率肺部成像中，與EID-CT相比，PCD-CT可提供更好的圖像質(zhì)量，而輻射劑量卻明顯更低。在一項(xiàng)針對(duì)30名因懷疑患有ILD而接受傳統(tǒng)EID-CT和PCD-CT檢查的患者的研究中，UHR PCD-CT在輻射劑量略低的情況下顯示出明顯更好的整體圖像質(zhì)量和清晰度。此外，UHR PCD-CT還提高了讀者對(duì)是否存在網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)、磨玻璃不透明和馬賽克模式等成像結(jié)果的可信度，對(duì)是否存在通常的間質(zhì)性肺炎的可信度也有了特異性的提高，參見圖7中的示例。一項(xiàng)比較PCD-CT和EID-CT的模型研究證實(shí)，高分辨率PCD-CT能以較低的輻射劑量更準(zhǔn)確地量化肺結(jié)節(jié)體積和氣道壁厚度。
圖7 通過第三代DSCT（左）和第一代PCD-DSCT（右）獲得的間質(zhì)性肺病患者的肺部掃描圖。UHR PCD-CT掃描證實(shí)右肺中葉外圍存在牽引性支氣管擴(kuò)張（箭頭），并與輕度磨玻璃衰減相疊加。這一發(fā)現(xiàn)在EID-CT掃描中被忽略。
冠狀動(dòng)脈CTA是另一種受益于空間分辨率提高的應(yīng)用。盡管技術(shù)不斷進(jìn)步，但某些患者群體仍有獲得非診斷性圖像質(zhì)量的高風(fēng)險(xiǎn)；嚴(yán)重的冠狀動(dòng)脈鈣化代表了非診斷性檢查的最大風(fēng)險(xiǎn)。PCD-CT的高分辨率有可能解決目前cCTA的局限性，尤其是在存在強(qiáng)鈣化的情況下高估狹窄的問題。在一項(xiàng)運(yùn)動(dòng)模型研究中，與標(biāo)準(zhǔn)分辨率CT相比，UHR PCD-DSCT提高了血管狹窄量化的準(zhǔn)確性，減少了鈣化偽影，且不受心率的影響。在一項(xiàng)有14人參加的使用雙層EID-CT和原型PCD-CT進(jìn)行cCTA的研究中，在100%、92%和45%的冠狀動(dòng)脈鈣化、支架和非鈣化斑塊病例中，PCD-CT圖像的總體圖像質(zhì)量和診斷可信度得分更高。在一項(xiàng)對(duì)20名使用PCD-DSCT的患者進(jìn)行的研究中，層厚為0.2 mm的UHR cCTA和使用銳利卷積核（Bv64或Bv72）進(jìn)行的圖像重建對(duì)斑塊和周圍血管腔提供了極好的解剖可視性，且不會(huì)出現(xiàn)明顯的開花偽影。在定量評(píng)估中，開花偽影從使用標(biāo)準(zhǔn)卷積核（Bv40）時(shí)的52.8%下降到使用Bv72時(shí)的39.7%。在20名患者的22個(gè)斑塊中，與參考標(biāo)準(zhǔn)相比，層厚為0.2mm、采用Bv64卷積核重建的斑塊總體積和鈣化成分體積分別平均減少了23%和32%。纖維成分的體積保持相似，而脂質(zhì)成分的體積則顯著增加。在一名68歲胸痛患者的冠狀動(dòng)脈CTA中，UHR PCD-DSCT可以觀察到微鈣化和纖維帽，光學(xué)相干斷層掃描也證實(shí)了這一點(diǎn)。
圖8 通過UHR PCD-CT改善冠狀動(dòng)脈斑塊特征描述的臨床示例。在標(biāo)準(zhǔn)重建（左圖）中的鈣化斑塊，在UHR圖像（右圖）中變成了部分鈣化斑塊，體積也變小了。
3、提高碘對(duì)比噪聲比
在EID中，被吸收的低能量X射線量子產(chǎn)生的光量少于高能量的量子，因此它們對(duì)探測(cè)器信號(hào)的貢獻(xiàn)較小。EID產(chǎn)生的信號(hào)與投影測(cè)量時(shí)間內(nèi)記錄的總X射線能量相對(duì)應(yīng)。而光子計(jì)數(shù)探測(cè)器則對(duì)能量超過最低能量閾值的所有X射線量子進(jìn)行等權(quán)重計(jì)數(shù)。低能量X射線量子對(duì)探測(cè)器信號(hào)的貢獻(xiàn)與高能量X射線不相上下。大部分低對(duì)比度信息都包含在低X射線能量范圍內(nèi)，因此在PCD-CT中，低對(duì)比度差異往往更加明顯。使用碘造影劑進(jìn)行CT掃描時(shí)尤其如此。碘在33keV處有一個(gè)K-edge；它在K-edge上方的低能區(qū)吸收最強(qiáng)。因此，在PCD-CT圖像中，碘對(duì)比度要高于在相同X射線管電壓（kVp）下獲得的EID-CT圖像。在相同的輻射劑量下，較高的碘信號(hào)會(huì)導(dǎo)致較高的碘對(duì)比噪聲比（CNR）。在一項(xiàng)使用4個(gè)不同大小的擬人化模型對(duì)臨床前PCD-CT原型進(jìn)行的研究中，觀察到在80、100、120和140 kVp下，碘對(duì)比噪聲比（CNR）的平均增幅分別為11%、23%、31%和38%。
在臨床上，碘CNR的增加意味著增強(qiáng)掃描的圖像質(zhì)量更好，或可能減少輻射或造影劑劑量。在一項(xiàng)早期的模型研究中，由于碘CNR增加，劑量減少了32%。在一項(xiàng)由70名腫瘤患者組成的隊(duì)列中，他們首先在第二代DSCT上接受常規(guī)造影劑增強(qiáng)腹部和盆腔CT掃描，然后在PCD-CT上進(jìn)行隨訪，結(jié)果發(fā)現(xiàn)PCD-CT的TL圖像與DSCT相比，圖像質(zhì)量相似甚至更好（肝臟病變更清晰），平均輻射劑量減少32%（平均CTDIvol/DLP = 7.98 mGy/393.1 mGy·cm，DSCT為14.11 mGy/693.6 mGy·cm）。作者將這一結(jié)果歸因于低能量X射線量子的權(quán)重提高，從而提高了碘對(duì)比度，而電子噪聲的缺失和迭代重建的改進(jìn)也為這一結(jié)果提供了幫助。在一項(xiàng)針對(duì)100名胸部腫瘤患者的類似研究中，與第二代DSCT相比，在保持圖像質(zhì)量的情況下，平均輻射劑量減少了40%以上（PCD-CT的平均CTDIvol/DLP = 4.17 mGy/151.0 mGy·cm，DSCT的平均CTDIvol/DLP = 7.21 mGy/288.6 mGy·cm）。
4、多能量成像功能
在多閾值模式下，PCD可同時(shí)提供多個(gè)探測(cè)器信號(hào)，其中只包含能量大于相應(yīng)能量閾值的X射線量子，見圖1。有了兩個(gè)能量閾值，目前所有已建立的雙能量應(yīng)用都成為可能，這些應(yīng)用都是基于將材料分解成兩種基本材料（如碘和水）。因此，虛擬單色圖像（VMI）、碘圖或虛擬平掃（VNC）圖像可以在任何可能與這些結(jié)果相關(guān)的患者檢查中進(jìn)行常規(guī)計(jì)算。虛擬平掃是將材料分解成碘和軟組織部分后的軟組織圖像的另一個(gè)術(shù)語。虛擬單色圖像基于相同的材料分解。不過，這里的基礎(chǔ)材料圖像是按比例縮放的，因此碘和軟組織的衰減與使用所需能量（以keV計(jì)）的單能X射線獲取并重新組合為VMI的圖像完全相同。而對(duì)于其他材料，例如鈣，則無法正確再現(xiàn)所需的keV衰減。
第一代臨床PCD-CT采用了一種方法，為所有常規(guī)造影劑增強(qiáng)檢查提供120 kVp或140 kVp的標(biāo)準(zhǔn)化采集協(xié)議。每次CT掃描的主要圖像輸出是根據(jù)臨床問題量身定制的KeV水平的VMI，例如，用于實(shí)質(zhì)器官成像的是60-65 keV，或用于CT血管造影的是45-55 keV。VMI的碘CNR可通過改進(jìn)算法得到改善，使其隨著keV的降低而增加，就像用較低的管電壓(kVp)采集圖像一樣，見圖9。這種方法能更好地實(shí)現(xiàn)CT圖像結(jié)果的標(biāo)準(zhǔn)化，因?yàn)閂MI中的碘對(duì)比度只取決于所選的keV水平，而與采集條件（尤其是X射線管電壓）無關(guān)。
圖9 將裝有15mgI/ml溶液的管子插入大型（40×30cm）Gammex多能CT體模（Sun Nuclear Corporation）中，用PCD-DSCT掃描時(shí)的CNR。隨著VMI的KeV水平降低，碘CNR也隨之增加。120 kV掃描（插值）的55 keV VMI中的碘CNR相當(dāng)于90 kV掃描（90kV的TL圖像），而55 keV VMI中的碘CNR相當(dāng)于120 kV掃描。
有幾項(xiàng)臨床研究對(duì)PCD-CT的VMI圖像質(zhì)量、CNR以及與EID-CT相比對(duì)患者造成的相關(guān)輻射劑量進(jìn)行了調(diào)查。一組50名患有肝轉(zhuǎn)移的腫瘤患者使用PCD-CT在120 kV電壓下進(jìn)行掃描，另一組50名患者使用EID-CT在自動(dòng)選擇管電壓的情況下進(jìn)行掃描，其中大部分掃描建議使用100 kV電壓。與EID-CT的多色圖像相比，PCD-CT的VMI在70 keV時(shí)顯示出更低的圖像噪點(diǎn)，在輻射劑量相似的情況下，40-70 keV范圍內(nèi)的CNR始終更高（PCD-CT的CTDIvol為6.7 mGy，EID-CT為6.4 mGy）。此外，在低keV下，低血管化肝轉(zhuǎn)移灶的清晰度明顯更高，與低體重指數(shù)患者相比，高體重指數(shù)患者可從PCD-CT中獲益，因?yàn)閳D像噪聲和病灶清晰度都得到了保留。在另一項(xiàng)研究中，40名患者在第三代DSCT的高螺距模式下接受了胸腹主動(dòng)脈CTA。通過自動(dòng)選擇管電壓（參考電壓100kV）來選擇最佳管電壓。每位患者都在管電壓為120 kV的PCD-CT上接受了輻射劑量匹配的后續(xù)掃描，并在40、45、50和55 keV下重建了VMI。與EID-CT圖像相比，40和45 keV PCD-CT的平均CNR明顯更高，超重患者的CNR增益更高。在主觀圖像分析中，考慮到40和45 keV的圖像噪聲增加，45至50 keV的VMI被認(rèn)為是最佳折衷。在其他研究中也觀察到碘CNR在極低keV（如40 keV）時(shí)最高，但由于40 keV時(shí)圖像噪聲較高，診斷時(shí)首選稍高的keV（如50 keV）的趨勢(shì)。在一項(xiàng)對(duì)39名門靜脈期接受增強(qiáng)腹部PCD-CT的患者進(jìn)行的比較研究中，作者發(fā)現(xiàn)在50 keV下對(duì)VMI進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化重建的效果最佳，與EID-CT相比，在相同輻射劑量下，主觀圖像質(zhì)量相似，CNR明顯更高。圖10顯示了腹部CT掃描的臨床實(shí)例。在對(duì)80名疑似肺栓塞(PE)患者進(jìn)行的PCD-CT檢查中，50 keV的VMI的主觀PE可見度最高。對(duì)于冠狀動(dòng)脈CTA，在模型評(píng)估和對(duì)10名患者的研究中，如果結(jié)合高水平的迭代重建（QIR3和QIR4），40 keV的VMI更受青睞。
圖10 用PCD-DSCT（120 kV、144×0.4 mm、CTDIvol = 4.8 mGy）掃描的肝硬化和消融后腫瘤復(fù)發(fā)患者的CT圖像。隨著VMI（左側(cè)和中間）的KeV水平降低，碘CNR增加，腫瘤復(fù)發(fā)（箭頭）變得更加明顯。碘圖像（右）可以量化碘吸收。
同時(shí)，還研究了在低能量下使用VMI時(shí)減少造影劑的可能性。在PCD-CT的動(dòng)態(tài)循環(huán)模型中，即使造影劑濃度降低50%，冠狀動(dòng)脈CTA中以40keV重建的VMI也能達(dá)到診斷上足夠的碘CNR。在一組60名患者中，造影劑用量減少25%（從三相方案中370 mgI/ml造影劑的70 ml減少到相同造影劑的52.5 ml）的方案顯示，在相同輻射劑量下，與EID-CT相比，PCD-CT的主動(dòng)脈CTA質(zhì)量并不遜色，此時(shí)50 keV的VMI是客觀和主觀圖像質(zhì)量之間的最佳折中方案。
在不同能量下重建VMI的能力可提高診斷可信度。在使用50 keV的VMI與大螺距PCD-DSCT進(jìn)行冠狀動(dòng)脈CTA時(shí)，低造影劑劑量方案（30ml的350mgI/ml造影劑而不是常規(guī)的60mL）在一組27名患者中產(chǎn)生了診斷圖像質(zhì)量。在評(píng)估與鈣化斑塊和支架相關(guān)的管腔狹窄時(shí)，增加100 keV VMI提高了診斷信心，并通過減少開花偽影降低了9名患者的CAD-RADS評(píng)分。
虛擬單色圖像也可用于無造影劑的CT掃描，在這種情況下，必須特別注意選擇用于鈣化評(píng)分等定量應(yīng)用的keV水平。通過選擇適當(dāng)?shù)腒eV組合和迭代重建強(qiáng)度（量子迭代重建QIR，西門子醫(yī)療），EID-CT的鈣化評(píng)分結(jié)果可以在PCD-CT上重現(xiàn)。在一項(xiàng)結(jié)合模型和患者的研究中，作者使用70 keV和QIR 0或65 keV和QIR3或QIR 4的VMI對(duì)120 kV PCD-DSCT掃描進(jìn)行了精確的冠狀動(dòng)脈鈣化評(píng)分。在90 kV電壓下使用65 keV和QIR 3以及在Sn100 kV電壓下使用70 keV和QIR 1進(jìn)行圖像重建，可獲得與EID-CT相媲美的鈣化評(píng)分結(jié)果，并有可能大幅減少輻射劑量。
虛擬平掃圖像具有臨床意義，因?yàn)槿绻麍D像質(zhì)量足夠高，就無需進(jìn)行CT平掃，從而減少了患者的總輻射劑量。有幾項(xiàng)研究對(duì)PCD-CT的VNC圖像質(zhì)量進(jìn)行了調(diào)查，其中一些有爭(zhēng)議的結(jié)果可能是早期軟件和掃描儀版本造成的。在一個(gè)擬人化腹部模型的VNC圖像中觀察到平均絕對(duì)誤差為4.1 HU，該模型帶有碘化肝臟插入物（1.4 mgI/ml）和19個(gè)肝臟病灶（碘含量為0-5 mg/ml）。這一模型結(jié)果在15例肝臟低密度病變患者中得到證實(shí)，與TNC圖像相比，VNC圖像的平均誤差為3.7 HU。在一組100名患者中，PCD-CT動(dòng)脈和門靜脈相的腹部VNC圖像與TNC圖像相比，CT衰減準(zhǔn)確，圖像質(zhì)量良好，76%的測(cè)量誤差小于5 HU，95%的測(cè)量誤差小于10 HU。VNC圖像的主觀圖像質(zhì)量評(píng)分較低；但99%-100%的患者都能達(dá)到診斷質(zhì)量。其他研究?jī)A向于顯示VNC和TNC之間存在較大差異，PCD-CT的VNC圖像導(dǎo)致腎上腺腺瘤真實(shí)平掃衰減的高估和低估。在研究可能的臨床應(yīng)用時(shí)，發(fā)現(xiàn)PCD-CT的VNC圖像在評(píng)估肝臟脂肪變性和增強(qiáng)肺掃描的肺氣腫定量方面可靠。
高時(shí)間和空間分辨率與光譜數(shù)據(jù)采集相結(jié)合，為心血管CT帶來了新的應(yīng)用。例如，將材料分解為碘和鈣可用于去除cCTA中的碘，只留下冠狀動(dòng)脈中的鈣（PURE Calcium，西門子醫(yī)療）。與分解為碘和軟組織（VNC圖像）的普通材料不同，鈣在兩種基礎(chǔ)材料圖像之間分裂，因此在VNC圖像中的密度降低，而這種特殊材料分解的目的是保留PURE Calcium圖像中的鈣密度，使其有可能用于鈣評(píng)分。一項(xiàng)對(duì)67名患者進(jìn)行的研究表明，TNC圖像與鈣化評(píng)分有很高的相關(guān)性，但仍低估了從純鈣圖像得出的鈣化評(píng)分。相比之下，VNC圖像得出的鈣化評(píng)分被低估的程度要大得多。
在一個(gè)相關(guān)的應(yīng)用中，也是基于將物質(zhì)分解為碘和鈣，將鈣化斑塊從CTA成像的對(duì)比劑填充血管中去除，以提供虛擬非鈣化圖像（PURE Lumen，西門子醫(yī)療）。一項(xiàng)模型研究表明，在模擬心率高達(dá)每分鐘80次的情況下，由嚴(yán)重鈣化斑塊引起的開花偽影減少，圖像可解釋性提高。因此，這種應(yīng)用可以更好地評(píng)估血管管腔；不過，其功效還有待臨床研究證實(shí)。圖11顯示了一個(gè)臨床實(shí)例。
圖11 用PCD-DSCT掃描的LAD和CX有鈣化的患者的冠狀動(dòng)脈CTA圖像（120 kV、144×0.4 mm、0.25 s旋轉(zhuǎn)時(shí)間、66 ms時(shí)間分辨率）。55 keV虛擬單色成像（上）中顯示的鈣化在55 keV虛擬非鈣化成像（下）中被去除。
如果采用2個(gè)以上的能量閾值，如圖2中的4個(gè)，原則上可以分離出2種以上的基底材料。例如，可以像以前一樣選擇碘和水作為基礎(chǔ)材料，然后從這兩種材料中分離出第三種材料。不過，這只有在第三種材料的K-edge處于40至100 keV之間的相關(guān)CT能量范圍時(shí)才可行。遺憾的是，人體中天然存在的所有元素都不具有這個(gè)范圍內(nèi)的K-edge，因?yàn)樗鼈兊脑有驍?shù)太低。因此，必須將釓、金、鉿或鎢等原子序數(shù)較高的元素作為造影劑引入人體，以實(shí)現(xiàn)多物質(zhì)分解。此用是臨床前研究的主題。
四、展望
要將PCD-CT廣泛應(yīng)用于臨床，僅展示其技術(shù)能力是不夠的。相反，必須證明PCD-CT對(duì)診斷準(zhǔn)確性和診斷信心有積極影響，最好還能改變患者的臨床治療。初步研究已經(jīng)表明，在不同的臨床領(lǐng)域，這些技術(shù)對(duì)診斷性能和診斷準(zhǔn)確性都有影響，而更大規(guī)模、更全面的臨床研究也必將隨之而來。
此外，我們可能會(huì)看到，通過基于放射組學(xué)和深度學(xué)習(xí)等的精細(xì)圖像分析，高分辨率PCD-CT數(shù)據(jù)中的大量信息將得到更好的利用。這方面的初步研究已經(jīng)啟動(dòng)。例如，由于PCD-CT具有更好的空間分辨率和信噪比，因此可以檢測(cè)主動(dòng)脈周圍脂肪組織的紋理變化是否與局部主動(dòng)脈鈣化有關(guān)，從而為動(dòng)脈粥樣硬化的發(fā)展提供生物標(biāo)記。對(duì)腹部VMI和心肌中放射組學(xué)特征的穩(wěn)定性進(jìn)行了研究，結(jié)果表明左心室心肌的某些紋理改變可能與Agatston評(píng)分估計(jì)的冠狀動(dòng)脈鈣化嚴(yán)重程度有關(guān)。
編譯整理自：Flohr T, Schmidt B. Technical Basics and Clinical Benefits of Photon-Counting CT. Invest Radiol. 2023 Jul 1;58(7):441-450. doi: 10.1097/RLI.0000000000000980. 僅供專業(yè)人士交流目的，不用于商業(yè)用途。
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