雙源CT的技術原理與臨床應用

來源：XI區

2005年10月，人類歷史上第一臺雙源CT在德國埃爾朗根大學裝機。同年的RSNA上，對於大多數參觀者而言，唯一真正的驚喜來自西門子。首次將具有兩套球管和兩套探測器系統的計算機斷層掃描儀-雙源CT，引入國際公眾視野。隨後的十五年，雙源技術不斷進步和飛躍，開創了CT史上的新紀元。

本文介紹了雙源CT的技術原理和臨床應用。雙源CT（DSCT）是一個帶有兩個X射線管和兩個探測器的CT系統，其角度約為90°。兩種測量系統均在患者的相同解剖水平（z軸位置相同）下同時獲取CT掃描數據。DSCT可為心臟，心胸和兒科成像提供大約四分之一機架旋轉時間的時間解析度。已經證明了在高心率和複雜心律下對心臟和冠狀動脈的成功成像。DSCT系統可以以單源CT系統的螺旋螺距的兩倍運行（最大螺距為3.4）。產生的高檢查床速度有利於兒科應用和快速的CT血管造影掃描。在不同的管電壓（kV）下操作兩個X射線管可以獲取雙能量數據以及相應的應用程式，例如單能成像和材料圖計算。可以通過對兩個X射線管的X射線束進行不同的過濾來改善光譜分離。同時，DSCT系統必須應對一些挑戰，其中包括第二個探測器系統的尺寸有限以及交叉散射的輻射。
利用計算機斷層掃描進行心臟成像需要非常短的軸位切片曝光時間和相應的專用掃描和圖像重建技術，以避免圖像中的運動偽影。提高機架旋轉速度是第三代多排CT (MDCT)系統在臨床上穩健提高時間解析度的先決條件。另一種掃描儀概念提供了顯著增強的時間解析度，但不需要更快的機架旋轉，這就是具有多個X線球管和相應探測器的CT。2006年，商業上引入了雙源CT (DSCT)。它配備了兩個X線球管和兩個探測器(見圖1)。兩個測量系統同時運行，並在患者的同一解剖層面採集CT數據。從那時起，三代DSCT系統已經在商業上引入。第一代DSCT，SOMATOM Definition (Siemens Healthineers, Forchheim, Germany)，有兩個安裝在旋轉機架上的球管和探測器系統，角度偏移正好為90°。探測器(A)覆蓋整個50cm直徑的掃描視場(SFOV)，而探測器(B)覆蓋更小的26cm SFOV，這是機架空間限制的結果。兩個探測器通過z-飛焦點技術同時採集64個重疊的0.6mm切片。機架旋轉時間為0.33s。2009年推出了第二代DSCT，SOMATOM Definition Flash (Siemens Healthineers，Forchheim，Germany)，兩個測量系統的角度偏移增加到95°，為(B)探測器提供更大的33cm SFOV。兩個檢測器同時採集128個重疊的0.6mm切片，掃描架旋轉時間快至0.28s。第三代DSCT，SOMATOM Force (Siemens Healthineers，Forchheim，Germany)自2014年開始上市。它為(B)探測器提供了進一步增加的35.4cm SFOV，並在0.25s的最小機架旋轉時間內同時採集每個探測器192個重疊的0.6mm切片。

圖1 具有兩個獨立測量系統的DSCT。a）第一代 兩個測量系統之間的系統角度為90°。b）第二代 為了提高探測器（B）的SFOV，選擇了95°的較大系統角。使用第三代DSCT（c），探測器B的SFOV進一步提高到35.4cm。圖紙由德國西門子醫療Junia Hagenauer提供。

DSCT的主要好處是它改進了心電同步心臟掃描的時間解析度。DSCT掃描儀提供大約四分之一機架旋轉時間的時間解析度，與患者的心率無關，並且不需要多扇區重建技術。部分掃描用於單源CT的心電同步圖像重建，掃描數據段為180°加上探測器扇角(約50°- 60°，取決於系統幾何結構)。這是直徑通常為50cm的完整SFOV的圖像重建所需的最小數據，但對於該SFOV內的任何圖像像素都不需要。在傳統方法中，整個部分掃描數據段用於SFOV的任何點的圖像重建，即使較少的數據就足夠了。冗餘數據使用Parker描述的算法進行加權。由此產生的時間解析度約為機架旋轉時間的三分之二(2Trot/3)，並且在SFOV範圍內保持不變。為了提高時間解析度，已經提出了部分掃描數據的改進重建方法，其僅使用最小數據來重建每個圖像點，即在從扇形束幾何形狀re-binning之後的平行幾何形狀中的半掃描正弦圖(180°掃描數據)。時間解析度取決於圖像像素在SFOV中的位置。在通常定位心臟的掃描儀的等中心處，180°採集的扇形束數據足以進行圖像重建，並且時間解析度為Trot/2。DSCT系統為心胸成像提供了顯著提高的時間解析度。由於兩個探測器之間的90°角，半掃描正弦圖可以分成兩個90°數據段，這兩個數據段由兩個測量系統在患者心動周期的相同相對相位和相同解剖水平上同時採集。兩個四分之一掃描段通過平滑過渡函數來附加，以避免在各自的開始和結束投影處的潛在不連續性造成的條紋或其他偽影。利用這種方法，在SFOV足夠居中的區域中實現了相當於機架旋轉時間四分之一的時間解析度(圖2)。

圖2 在DSCT中，將在患者心動周期內（例如，在R峰之後的時間Tdel處）預定義階段重建圖像所必需的平行幾何形狀的180°半掃描段分成兩個90°兩個測量系統在相同的解剖結構水平上同時獲取的數據段（指示為綠色和橙色）。

對於轉速為0.33s的第一代DSCT，時間解析度為轉速/4 = 83ms。對於轉速為0.28s的第二代DSCT，時間解析度為75ms，略多於機架旋轉時間的四分之一，因為兩個測量系統之間的角度增加了(95°)。採用轉速為0.25s的第三代DSCT，可實現66ms的時間解析度。使用雙源方法，時間解析度與患者的心率無關，因為僅使用一個心動周期的數據來重建圖像。這是與單源MDCT系統的一個主要區別，單源系統可以通過在多扇區重建中將來自幾個心動周期的數據組合成一幅圖像來提供相似的時間解析度。然而，使用這種方法，時間解析度強烈依賴於心率和機架旋轉時間的關係(見圖3)。

圖3 在0.33 s機架旋轉速度時使用MDCT和DSCT系統進行ECG門控螺旋掃描的時間解析度，既適用於單扇區重建（綠線和藍線），也適用於雙扇區重建（黑線和紅線）。DSCT系統通過單扇區重建提供與患者心率無關的83ms時間解析度。如果是雙扇區重建，則取決於心率，兩種系統（MDCT和DSCT）的時間解析度都會有所不同。 

圖4顯示了第一代DSCT系統和可比較的64層單源CT系統的移動冠狀動脈模型在70bpm和90bpm時的軸位圖像和多平面重建，兩者都是在0.33s的機架旋轉時間採集。模體模擬真實的冠狀動脈運動。請注意，在該心率下，由於165ms的時間解析度不足，單源CT圖像在90bpm時的圖像質量下降，而DSCT圖像幾乎沒有運動偽影。在圖4的底部示出了一個臨床實例，展示了用於血管評估的改進的時間解析度的臨床優勢。

圖4 動態冠狀動脈模型的圖像。a）70bpm時的DSCT，b）90bpm時的DSCT，c）70bpm時的單源CT，d）90bpm時的單源CT。兩個系統的機架旋轉時間均為0.33s。來自單源CT e）和第一代DSCT f）的心率相似的臨床圖像，均為0.33s機架旋轉時間。由於數據來自不同的患者，因此直接比較具有挑戰性，因此圖像顯示，由於具有更好的時間解析度，圖像質量有了提高的機會（由德國埃爾朗根大學S.Achenbach提供）。有趣的是，多扇區方法也可以應用於DSCT系統。在雙扇區重建中，由兩個探測器中的每一個獲取的四分之一掃描段被獨立地分成在患者的後續心動周期中獲取的更小的子段——類似於MDCT的雙扇區重建。使用多扇區方法，時間解析度再次作為患者心率的函數而變化，並且在0.33s機架旋轉時間可以建立大約60ms的平均時間解析度，參見圖3(最小時間解析度42ms)。Leschka和他的同事在2008年詳細研究了DSCT系統中雙扇區重建的臨床益處，得出結論認為，儘管時間解析度更高，但整體圖像質量的提高並不顯著。因此，雖然這種模式通常不建議用於冠狀動脈造影檢查，但它仍然有利於高級功能評估，如檢測室壁運動異常或確定參數，如峰值射血分數等。同時，一些臨床研究已經證明了DSCT在高心率和不規則心律患者中可靠地執行冠狀動脈CTA的潛力。DSCT足夠準確，可以在部分或全部難以成像的患者中診斷出具有臨床意義的冠狀動脈疾病。在一項對33項研究的薈萃分析中，這些研究比較了第一代和第二代DSCT冠狀動脈CTA在以有創導管血管造影術為參考標準檢測>50%狹窄時的診斷準確性，作者發現，在患者層面，合併敏感性為98%，合併特異性為88%，在有和沒有心率控制的研究亞組中，敏感性或特異性沒有顯著差異。然而，有心率控制的研究中的中位輻射劑量(1.6 mSv)小於無心率控制的研究中的中位輻射劑量(8 mSv)。DSCT系統提供了一種在一次心跳內掃描心臟的方法，而不需要覆蓋整個心臟體積的寬探測器。對於單源CT，螺距被限制為p≤1.5，以確保沿z軸的無間隙容積覆蓋。如果螺距增加到p>1.5，則會出現採樣間隙，這將妨礙重建具有明確的窄層面靈敏度輪廓且沒有過多圖像偽影的圖像。然而，對於DSCT系統，用第二個球管探測器系統採集的數據-以大約90°的偏移安裝在機架上-四分之一轉之後可以用來填補這些間隙，見圖5，並且螺距可以增加到p= 3.2。

圖5 沿z軸（沿患者身體）的數據採樣方案，用於以螺距3操作的64排DSCT掃描儀。探測器A（藍色）因高螺距引起的採樣間隙（黃色箭頭）用探測器B（紅色）採集的數據填充。在最大螺距時，不採集冗餘數據，每個測量系統四分之一的數據旋轉用於圖像重建。時間解析度大約是機架旋轉時間的四分之一。在螺距減小時，由於對應於圖像的角度數據段增加，時間解析度變差。例如，在螺距為2的情況下，時間解析度大約是旋轉時間的0.4倍，在此情況下第三代DSCT的時間解析度為100ms。大螺距掃描模式可實現極高的掃描速度——第二代DSCT高達458mm/s(38.4mm探測器覆蓋範圍，0.28s機架旋轉時間)，第三代DSCT高達737mm/s(57.6mm探測器覆蓋範圍，0.25s機架旋轉時間)。這使得能夠在非常短的掃描時間內檢查更大的解剖範圍，例如高時間解析度的胸部CTA，肺栓塞的評估，大多數心臟結構和近端冠狀動脈的可視化，以及在低輻射和對比劑量下主動脈的快速CTA掃描。高掃描速度和相應的短掃描時間也有助於對合作能力有限的患者進行檢查，如兒科放射學。圖6展示了在標準模式和大螺距模式下掃描移動玩偶的模型實驗中運動偽影的減少。

圖6 一個模擬沒有鎮靜劑的兒童運動的移動玩偶模型（左）的CT掃描。a） 用標準螺旋掃描體模的MPR和VRT（螺距1，0.33s旋轉時間）顯示明顯的運動偽影。c）和d）使用大螺距螺旋（螺距3.2，0.33s旋轉時間）運動偽影顯著減少，因為掃描時間非常短，每幅圖像的時間解析度最佳。由美國明尼蘇達州羅切斯特梅奧診所臨床創新中心C. McCollough提供。

大螺距掃描模式可以與心電觸發相結合-患者的心電觸發檢查床運動和數據採集。定位患者檢查床，並且開始檢查床加速，使得在達到全速之後，檢查床在規定的心動時相到達規定的開始z軸位置(例如心臟的底部或頂點)，參見圖7。然後數據採集開始。每幅圖像的時間解析度約為1/4。然而，相鄰z軸位置圖像的掃描數據是在心動周期的稍微不同的階段採集的。與此同時，一些臨床研究表明，在心率足夠低且穩定的患者中(第二代DSCT<65bpm，第三代DSCT<73–75bpm)，大螺距掃描技術可成功用於冠狀動脈CT血管造影，並有可能以非常低的輻射劑量在一次跳動中掃描整個心臟。

圖7 心電觸發大螺距DSCT螺旋儀的檢查床移動和數據採集。心電觸發的大螺距掃描已被用於急診室的全面胸腔檢查和TAVI程序的規劃和/或檢查，因為它們在低輻射劑量下的一次掃描中提供了冠狀動脈、主動脈和髂動脈的充分可視化，見圖8。非常短的總掃描時間可以減少造影劑的用量。

圖8 80歲男性患者（92公斤）行TAVI術後早期心電觸發大螺距螺旋掃描，斜矢狀面厚MIP（30mm）。採集採用120 kV，CTDIvol=4.98 mGy，DLP=355 mGy·cm。瑞士蘇黎世州立大學提供。

利用DSCT系統，通過在不同千伏設置下同時操作兩個X線球管來獲取雙能量數據，例如80kV和140kV。掃描參數可以針對兩個測量系統進行單獨調整，從而實現掃描協議的靈活選擇，對每個X射線管的螺距或可用管電流(mA)沒有限制。結合實時解剖劑量調製，可以根據患者解剖和計劃的檢查來調整對患者的輻射劑量。雙能CT檢查的質量取決於兩個能譜的分離。顯著的光譜重疊和不良的能量分離導致低效和不精確的組織分化，這反過來必須通過增加輻射劑量來補償。DSCT系統允許通過對高千伏光束的額外預過濾來改善光譜分離，例如，通過在需要時可移入光束並移出的濾波器。第二代DSCT使用厚度為0.4mm的錫濾過器(Sn)，將140kV光譜的平均能量(經過20cm水模之後)從86keV移動到97keV，見圖9。80kV光譜的平均能量是60keV。錫過濾器有幾個好處。它增加了低能和高能光譜之間的光譜分離，縮小了140kV光譜(這導致更好的劑量效率和更少的線束硬化偽影)，並減少了交叉散射。Primak等人發現，在高千伏球管中添加錫過濾可以將碘和鈣之間的雙能對比提高290%。

圖9 典型的80kV和140kV光譜（經過20cm水模後），標準化為曲線下的相等面積（頂部）。80kV光譜和140kV光譜，外加0.4mm錫預濾過（中間），80kV光譜和150kV光譜，外加0.6mm錫預濾過（底部）。注意高能光譜的平均能量向更高值的移動（箭頭），從而減少的光譜重疊。第三代DSCT通過提供150kV X線球管電壓和更強的錫預濾過(0.6mm)以獲取高能CT數據，進一步改善了光譜分離(見圖9)。圖10顯示了用DSCT進行的DE掃描的臨床實例。

圖10 左 12歲男孩的術前胸部CTA評估肺血管解剖（a）與肺實質的疊加碘圖評估肺灌注（b）；在第二代DSCT上用80/140Sn kV獲得（由美國聖路易斯華盛頓大學醫學院M.Siegel提供）。右 57歲腎癌患者（BMI 36）。70 keV（c）下的虛擬單能圖像和虛擬平掃圖像（d）；在第三代DSCT上用100/150Sn kV獲得（由美國達勒姆杜克大學D.Marin提供）。一種客觀地量化能量分離和物質分化能力方面的能量分離CT採集技術性能的方法是使用DE比。材料的DE比定義為其在低千伏時的CT值(單位為HU)除以其在高千伏時的CT值(單位為HU)。例如軟組織的DE比接近1，脂肪的DE比<1，骨骼和碘的DE比>1。作為一個有代表性的臨床例子，我們關注碘的DE比率。在造影增強掃描中將兩種材料分解成軟組織圖像和碘圖像是DE CT成像的一種常用臨床應用。碘圖將不同組織中的碘攝取可視化為局部灌注的替代參數，而軟組織圖像用作「虛擬平掃圖像」，對應於沒有施用造影劑的真實平掃CT圖像(見圖12d)。虛擬平掃圖像和碘圖已被用於將腎臟腫塊定性為良性或惡性，或用於可視化肺實質或心肌中的灌注缺陷。DE碘比率與mAs和其他重建參數無關；對於合理的低碘含量，它僅略微依賴於碘濃度。高能光譜和低能光譜的光譜分離越好，DE碘比越高。DE碘比率越高，虛擬平掃圖像的圖像噪聲越低，相應碘圖中碘的定量越精確。圖11示出了不同DE CT採集技術和不同CT掃描儀代的DE碘比率。它們是用不同直徑(10/20/30/40cm)的水當量圓形模型測量的，代表不同的患者尺寸。模型的中心插入了一個小管(直徑2.0cm)，管內填充了稀釋的碘造影劑(15mgI/ml- Ultravist 300，德國拜耳醫療保健公司，鹽水稀釋)，代表了增強主動脈的典型衰減。

圖11 在20 cm直徑模體下，不同DE採集技術的DE碘比率。kV切換80 kV/ 140 kV，第一代DSCT 80 kV/140 kV，第二代DSCT100kV/140Sn kV和80 kV/140Sn kV（0.4mm錫預濾過），第三代DSCT100kV/150Sn kV，90kV/150Sn kV，80kV/150Sn kV和70kV/150Sn kV（0.6mm錫預濾過）。 

在供應商推薦的100kV/Sn140kV管電壓組合下，第二代DSCT的碘比率為2.25；在供應商推薦的90kV/Sn150kV管電壓組合下，第三代DSCT的碘比率為3.0。與不使用光譜整形的80kV/140kV相比，有58%的改進。

圖12示出了在其他體模直徑下的碘比率，以及在相同輻射劑量下虛擬平掃CT圖像中的測量圖像噪聲。10、20、30和40cm模型的CTDIvol值(1.2、2.5、7.2和21.2mGy)應用於用於掃描相應模型的所有電壓組合。虛擬平掃圖像中的圖像噪聲是DE技術的輻射劑量效率的良好指標：材料分解後虛擬平掃圖像中的圖像噪聲越低，獲得足夠質量的虛擬平掃圖像以替代真實平掃圖像所需的輻射劑量就越低。在相同的輻射劑量和相同的模體尺寸下，圖像噪聲在80/140kV時最高。對於40cm的模體，無光譜整形的80kV/140kV的圖像噪聲是90kV/Sn150kV的兩倍。

圖12 不同直徑模體下不同DE採集技術的虛擬平掃CT圖像的碘比率（左）和圖像噪聲（右）。對於每個模型直徑，不同技術的輻射劑量保持不變。虛擬平掃CT圖像中的圖像噪聲越低，相應DE技術的輻射劑量效率越好。

不僅碘圖和虛擬平掃圖像，而且所謂的虛擬單能圖像(VMI)也受益於改進的光譜分離。VMI圖像是基於兩種材料分解成碘和軟組織。通過應用適當的比例因子，VMI圖像中碘和軟組織的CT值對應於特定能量(單位為keV)的單能X射線束的虛擬測量。其他材料的CT值可能無法反映它們在所需能量下的實際增強效果。基於教科書上的兩種材料分解的VMI圖像在低和高千電子伏時圖像噪聲增加。然而，已經引入了減少這種噪聲增加的精細處理技術，例如Mono+算法。使用Mono+時，在體模掃描中顯示出改善的碘對比噪聲比，與低千伏掃描相當甚至超過低千伏掃描。高DE比，例如80/Sn140kV，可以獲得最佳結果。Husarik等人在一項模體和患者研究中證實了這些發現。他們發現Mono+對肝臟病變成像的附加價值是降低噪聲、增加CNR和提高病變的顯著性，儘管在非常大的身體尺寸上有局限性。其他研究報告了通過在高keV水平下使用Mono+來減少金屬偽影的能力。

高千伏電子束的光譜預過濾是在低輻射劑量下實現差分DE CT掃描的關鍵技術。與此同時，一些臨床研究已經證明了雙源DECT在與單能量CT (SECT)相比相似或降低的輻射劑量下的可行性。Schenzle等人報導了雙源DE CT在胸部CT中不增加輻射劑量的可行性。作者聲稱，通過優化的CT重建，對比度噪聲比可以提高一倍。他們得出結論，CT可以在常規模式下進行，而不會增加輻射劑量或損害圖像質量。Bauer等人比較了64層螺旋CT和雙源DE CT用於肺動脈造影(CTPA)的輻射劑量和圖像質量。他們觀察到，第二代DECT在80/Sn140kV下運行時，劑量顯著降低，圖像質量類似於單源120KV的CTPA。在配對隊列中對比增強單能量和雙能量胸部CT檢查的輻射劑量和圖像質量的直接比較中，Lenga等人觀察到，與單能量CT (SECT)採集相比，第二代和第三代雙源DECT檢查可以在不增加輻射暴露或降低圖像質量的情況下進行。在對200例按性別和體重指數匹配的患者進行的腹部CT掃描的回顧性分析中，Wichmann等人發現，對於第二代和第三代DSCT的單能量和雙能量掃描，在相似的主觀圖像質量和讀者信心下，有效輻射劑量相似，而對於第三代DSCT，輻射劑量系統地較低。在急診科環境中，腹部和盆腔的雙源CT與SECT相比，輻射劑量降低，但顯示圖像質量的客觀測量得到改善，主觀圖像質量相當。在一項針對兒科人群的回顧性研究中(79名兒童接受了胸部或腹盆部CT或CTA)，在保持對比度和CNR的同時，使用雙源DECT導致的輻射暴露與SECT相當或更少。

儘管具有臨床優勢，但DSCT系統必須應對許多挑戰。圖像重建的一個主要挑戰是數據截斷：對於緊湊的機架設計，一個探測器(A)覆蓋整個SFOV(50cm)，而另一個探測器(B)被限制在較小的中心視場(分別為26cm、33cm和35cm)，見圖1。因此，如果掃描對象超出中心視野，探測器(B)的投影數據將被截斷，並且在重建之前必須外推數據，以避免圖像中的截斷偽影。用探測器(A)獲得的數據用於外推探測器(B)的截斷投影。外推是在平行幾何中完成的。由於DSCT系統的機械裝配，用於外推(B)在某個投影角θ下的數據的相應(A)數據被提前四分之一圈(螺旋的相同半圈)或延遲四分之一圈(螺旋的下半圈)獲得。

另一個挑戰是交叉散射輻射，例如探測器(A)探測到的來自X射線管(B)的散射輻射，反之亦然，見圖13。交叉散射輻射會產生偽影，降低圖像的對比度和噪聲比。這可能導致在DE掃描中不正確的材料分解和材料分類。

圖13 DSCT掃描儀中交叉散射X射線光子相互作用點的位置。（a）來自底部球管（a）的X射線光子被散射到探測器（B）中。（b） 來自頂部球管（b）的X射線光子散射到探測器（A）中。無交叉散射校正（c）和交叉散射校正（d）的水模圖像。

交叉散射需要足夠的校正。最直接的校正方法是直接測量探測器(A)和(B)中的交叉散射輻射，並將其從測量信號中減去。該技術在第二代DSCT中實現。在直射束之外的每個探測器上需要額外的探測器元件。直接測量的替代方法是基於模型的交叉散射校正。交叉散射輻射的主要來源是物體表面的康普頓散射，因此對物體表面的了解足以預測交叉散射。然而，通過分析原始數據正弦圖的輪廓，可以容易地確定物體表面。該技術在第一代DSCT中實現。具有相似表面形狀的物體的預存交叉散射表用於交叉散射輻射的在線校正。基於測量和基於模型的交叉散射校正的結果如圖14所示。

圖14 在DSCT系統上掃描的帶有心臟植入物的人形胸部模型的圖像。在等中心，z方向的X射線束寬度為38.4mm。FOV 420mm，窗寬300HU，窗中心40HU。a） 無散射校正。箭頭表示由於直接散射和交叉散射而產生的散射偽影。b） 基於測量的散射校正。c） 基於模型的散射校正。

在第三代DSCT中，實現了基於交叉散射的簡化蒙特卡羅模擬的校正。

雙源DE CT的第三個挑戰是兩個X射線管在同一z軸位置獲得的投影的90°偏移。即使高能和低能DE數據關於它們的z位置被同時採集，它們的投影角度是不同的。因此，基於原始數據的DE算法很難實現。因此，DE算法是基於圖像的。線束硬化通常被認為是基於圖像的DE算法的一個限制因素。然而，在現代CT掃描儀通常滿足的某些前提條件下，基於圖像的方法實際上等同於基於原始數據的方法。一個先決條件是薄吸收器模型的有效性。如果我們使用水和碘作為基於圖像的雙能分解的基礎材料，那麼沿著任何測量射線路徑的碘的最大X射線衰減預計都非常小，以至於假設對總衰減的線性貢獻是有效的。薄吸收體模型適用於水中高達5000 HU⋅cm的碘樣品，對應於具有200 HU碘增強和25 cm厚度的對象的臨床情況。在臨床實踐中，這一先決條件只有在碘濃度非常高的極端情況下才會被違反，例如在CT腎造影術研究中。作為第二個先決條件，水的CT值和小碘樣品的CT值都被期望獨立於它們在掃描對象內的位置。因此，DSCT掃描儀配備了優化的蝶形濾波器，提供足夠的線束硬化，並且近似圓柱形的患者橫截面必須位於SFOV中心。實際上，與原始數據或基於圖像的分析方法相比，電子噪聲、掃描儀校準、發射光譜的穩定性、錐形束效應和散射輻射對獲得的結果有更大的影響。更具體地說，DSCT掃描儀配備了一種迭代算法來校正與碘相關的線束硬化，這種算法在材料分解之前分別應用於低千伏和高千伏圖像。該算法已被評估並發現可顯著減少射束硬化偽影並改善DE結果，如虛擬平掃、碘和/或單能圖像，見圖15。

圖15 在第三代DSCT上獲得的心肌雙源DE碘圖（時間解析度125ms）。左 無線束硬化校正。沿著主動脈和左心室之間的一條直線（箭頭）的線束硬化偽影可以模擬灌注缺陷（較暗的區域，碘增強較少）。右 迭代線束硬化校正。線束硬化偽影明顯減少。

由於兩個測量系統獲得的投影的90°偏移，物體運動是雙源DE CT掃描的又一個挑戰。相應的(A)-和(B)-圖像中的運動偽影可能略有不同，這可能會影響材料分解。然而，在實踐中，由於DSCT良好的時間解析度，這個問題是不相關的，並且它可以通過非剛性配準A、B圖像來進一步減輕。

2006年首次推出的雙源CT經過三代掃描儀的完善。如今，DSCT廣泛應用於學術和非學術成像中心。DSCT主要是為了提高心臟CT掃描的時間解析度而設計，即使在心率高且不規則的情況下，臨床上也可以很快證明冠狀動脈CTA掃描是可靠的。除了心臟功能之外，DSCT系統架構的其他潛在機會也很快被發現。通過在不同的管電壓下操作兩個X射線管來獲取雙能量數據的能力導致了雙能量CT的復興，這在20世紀80年代已經得到了評估，但由於當時CT掃描儀的技術限制而被放棄。今天，所有主要的CT供應商都提供依賴不同技術解決方案的DE CT掃描儀。在第一個原型系統上評估了雙能量掃描的進一步方法，如配備光子計數探測器的CT掃描系統，本質上允許高解析度和光譜信息的結合。DSCT固有的大螺距掃描為快速的CT血管造影研究鋪平了道路，並促進了CT在兒科檢查中更廣泛的接受，因為它具有避免鎮靜的潛力。

全文編譯自：Schmidt B, Flohr T. Principles and applications of dual source CT. Phys Med. 2020 Oct 25;79:36-46. doi: 10.1016/j.ejmp.2020.10.014. 僅供專業人士參考，不用於商業用途。

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