自1971年第一臺(tái) CT 系統(tǒng)問(wèn)世以來(lái)（參見(jiàn)XI區(qū)：回望：CT五十年（1968-2018）），臨床 CT 系統(tǒng)一直使用閃爍體能量積分探測(cè)器（EID），該探測(cè)器采用兩步檢測(cè)過(guò)程。首先，將 X 射線能量轉(zhuǎn)換為可見(jiàn)光，然后將可見(jiàn)光轉(zhuǎn)換為電信號(hào)?？茖W(xué)家對(duì)使用能量分辨光子計(jì)數(shù)探測(cè)器（PCD）的一步式直接 X 射線轉(zhuǎn)換過(guò)程進(jìn)行了詳細(xì)研究。隨后，首個(gè)臨床 PCD-CT 系統(tǒng)于 2021 年投入商業(yè)使用。與 EID 相比，PCD 具有更好的空間分辨率、更高的對(duì)比噪聲比、消除電子噪聲、提高劑量效率和常規(guī)多能量成像。本文將從技術(shù)上介紹 PCD 在 CT 成像中的應(yīng)用，并介紹其優(yōu)點(diǎn)、局限性和潛在的技術(shù)改進(jìn)。

能量分辨光子計(jì)數(shù)探測(cè)器技術(shù)簡(jiǎn)介

能量分辨光子計(jì)數(shù)探測(cè)器（PCD）的典型設(shè)置如圖1所示。探測(cè)器的核心是由碲化鎘（CdTe）、碲化鎘鋅（CZT）或硅制成的半導(dǎo)體層。X射線穿過(guò)患者后，被這層半導(dǎo)體吸收并產(chǎn)生電荷云，在探測(cè)器頂部陰極和底部像素化陽(yáng)極電極之間的高電壓（800-1000V）產(chǎn)生的強(qiáng)電場(chǎng)中，電荷云被分離。電子移動(dòng)到陽(yáng)極，產(chǎn)生短電流脈沖。脈沖整形電路將電流脈沖轉(zhuǎn)換為電壓脈沖，最大信號(hào)的一半寬度為10-15 ns。電壓脈沖的振幅與吸收的能量成正比。當(dāng)脈沖高度超過(guò)閾值時(shí)，就會(huì)對(duì)脈沖進(jìn)行電子計(jì)數(shù)。PCD還可在多個(gè)電壓閾值下運(yùn)行，以提供能量分辨數(shù)據(jù)。

與目前醫(yī)用CT系統(tǒng)中使用的固態(tài)閃爍探測(cè)器相比，PCD具有多項(xiàng)優(yōu)勢(shì)。在能量積分探測(cè)器中，X射線光子的能量首先轉(zhuǎn)化為可見(jiàn)光，然后產(chǎn)生電流。單個(gè)探測(cè)器元件必須由反射格柵隔開(kāi)，以防止光學(xué)串?dāng)_。

這些格柵會(huì)降低探測(cè)器的幾何劑量效率，因?yàn)槠渲形盏腦射線量子不會(huì)對(duì)測(cè)量信號(hào)產(chǎn)生影響。為了將這些死區(qū)造成的損耗保持在可接受的水平，有源探測(cè)器元件不能變得越來(lái)越小，這最終限制了能量積分探測(cè)器所能達(dá)到的空間分辨率。而能量分辨光子計(jì)數(shù)探測(cè)器則不需要單個(gè)像素之間的間隔，因此可以做得更小。幾何劑量效率只會(huì)因反散射格柵而降低，而反散射格柵對(duì)于之前所有的CT探測(cè)器都是必要的。當(dāng)探測(cè)器的像素非常?。ɡ缤渡涞降戎行臅r(shí)小于0.2mm）時(shí)，就不必在每個(gè)探測(cè)器元件之間設(shè)置反散射格柵。因此，PCD的分辨率可達(dá)40 lp/cm以上，而能量積分探測(cè)器的最高分辨率為20 lp/cm。更高的空間分辨率為骨骼結(jié)構(gòu)、肺部和小血管的CT檢查提供了顯著的臨床優(yōu)勢(shì)，前提是噪聲的增加得到充分解決。

在能量分辨PCD中，吸收的X射線產(chǎn)生的所有脈沖一旦超過(guò)代表光子能量T0的閾值電壓就會(huì)被計(jì)數(shù)，閾值電壓的值通常約為20-25keV。電子噪聲的振幅很低，遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于這個(gè)閾值。因此，電子噪聲不會(huì)導(dǎo)致計(jì)數(shù)，即使在劑量很低的情況下，此時(shí)統(tǒng)計(jì)泊松噪聲是主要的噪聲源。因此，與使用能量積分探測(cè)器的相應(yīng)掃描相比，輻射劑量極低的CT掃描或肥胖病人的CT掃描具有更低的圖像噪聲、更少的條紋偽影和更穩(wěn)定的CT值，輻射劑量的降低似乎有可能超過(guò)目前的限制。

所有X射線量子對(duì)探測(cè)器信號(hào)的貢獻(xiàn)權(quán)重相等，而不論其能量E大小。低能量量子基本上決定了CT圖像中不同組織之間的對(duì)比度。在使用碘造影劑掃描時(shí)，PCD的吸收率特別高，剛好高于其33keV的K-edge，因此能生成碘對(duì)比噪聲比更高的CT圖像。這可以減少輻射劑量或造影劑用量。

能量分辨PCD可使用多個(gè)閾值能量。圖2展示了同時(shí)采集兩個(gè)測(cè)量信號(hào)的過(guò)程，其中檢測(cè)到的量子能量超過(guò)了閾值T0和T1。將相鄰能量閾值的探測(cè)器信號(hào)相減，就會(huì)產(chǎn)生"能量倉(cāng)"數(shù)據(jù)，其中包含能量在兩個(gè)閾值之間的所有X射線計(jì)數(shù)。對(duì)CT數(shù)據(jù)進(jìn)行能量分辨測(cè)量，可在任何CT掃描中進(jìn)行多能量材料分辨。所有已建立的雙能量應(yīng)用都可以使用兩個(gè)能量倉(cāng)。使用三個(gè)或更多能量倉(cāng)采集數(shù)據(jù)可區(qū)分兩種造影劑（碘和另一種K-edge大于40 keV的材料，如釓或金）。   

圖2 在兩個(gè)閾值能量（T0=20 keV，T1=70 keV）下采集數(shù)據(jù)的示意圖，提供兩個(gè)光譜分辨探測(cè)器信號(hào)。下圖是一名25歲女性的腹部增強(qiáng)掃描圖，該掃描圖是用臨床光子計(jì)數(shù)CT原型機(jī)在上述兩個(gè)閾值能量下獲得的

PCD的物理限制

由低原子序數(shù)Z材料（如硅）制成的探測(cè)器與由高Z材料制成的探測(cè)器相比，光電吸收減少，探測(cè)器內(nèi)的康普頓散射量增加。在探測(cè)器中發(fā)生康普頓散射的X射線會(huì)丟失有關(guān)原始相互作用位置的信息，從而導(dǎo)致生成圖像的清晰度下降。一些散射光子也會(huì)離開(kāi)探測(cè)器，不會(huì)對(duì)測(cè)量信號(hào)產(chǎn)生影響，從而導(dǎo)致劑量效率降低。

對(duì)于高Z值探測(cè)器（如碲化鎘或CZT）來(lái)說(shuō)，探測(cè)器中幾乎不存在康普頓散射，大多數(shù)光子通過(guò)光電效應(yīng)直接被吸收。然而，有兩種效應(yīng)會(huì)導(dǎo)致信息丟失：首先，光電效應(yīng)會(huì)導(dǎo)致電子從探測(cè)器材料原子的內(nèi)部電子殼（通常是K殼）中射出。當(dāng)電子空位被填滿時(shí)，原子可能會(huì)發(fā)射出特征光子，從而將部分入射能量帶出探測(cè)器像素。這就是所謂的K逃逸。其次，如果入射X射線光子的吸收發(fā)生在靠近像素邊界的地方，那么所產(chǎn)生的電荷云可能會(huì)在相鄰的兩個(gè)像素之間分裂。這被稱為電荷共享。因此，單個(gè)高能X射線光子可能會(huì)被錯(cuò)誤地計(jì)算為多個(gè)低能光子。例如，一個(gè)80-keV的光子可能在一個(gè)像素中顯示為50-keV的光子，而在下一個(gè)像素中則顯示為30-keV的光子。這會(huì)導(dǎo)致測(cè)量的X射線光譜失真，影響多能量應(yīng)用。

像素越大，電荷共享和K逃逸對(duì)探測(cè)器信號(hào)的相對(duì)貢獻(xiàn)就越小，但脈沖堆積的影響就越大。在高X射線通量下（CT系統(tǒng)在低衰減區(qū)域通常會(huì)產(chǎn)生高達(dá)10⁹光子/秒/mm²的X射線），X射線擊中探測(cè)器像素的速度太快，無(wú)法單獨(dú)記錄。能量過(guò)高時(shí)，多個(gè)重疊的脈沖會(huì)被算作一個(gè)光子相互作用。這被稱為脈沖堆積。脈沖堆積會(huì)導(dǎo)致非線性計(jì)數(shù)率，最終導(dǎo)致探測(cè)器飽和。減少脈沖堆積的一種方法是使用較小的探測(cè)器像素，但K逃逸和電荷共享的影響會(huì)隨之增加。另一種方法是使用edge-on的硅基PCD，因?yàn)樗鼈兙哂懈叩碾姾奢d流子遷移率，可以處理更高的X射線通量，而不會(huì)出現(xiàn)脈沖堆積。

實(shí)現(xiàn)臨床PCD-CT所面臨的挑戰(zhàn)    

探測(cè)器材料（如碲化鎘、CZT、硅）的高產(chǎn)能制造

碲化鎘作為探測(cè)器材料的研究始于20世紀(jì)50年代。該材料群最有趣的特性是對(duì)多種輻射的敏感性。人們的主要興趣集中在紅外、X 射線和 γ 射線輻射探測(cè)器領(lǐng)域。碲化鎘的商業(yè)潛力巨大，但碲化鎘尤其是碲鋅鎘的晶體質(zhì)量是一個(gè)限制因素。大多數(shù)應(yīng)用所需的高電阻率 (ρ > 10⁹ Ω·cm) CdTe 和 (ρ > 10¹⁰ Ω·cm) CdZnTe 的生長(zhǎng)相當(dāng)復(fù)雜。Acrorad 公司從碲溶劑中生長(zhǎng)碲化鎘（CdTe）和 Redlen 公司生長(zhǎng)碲鎘鋅（CdZnTe）的方法（稱為 "移動(dòng)加熱器法"（THM））取得了突破性進(jìn)展。移動(dòng)加熱器法基于從溶劑區(qū)生長(zhǎng)CdTe和CdZnTe，具有生長(zhǎng)溫度較低的優(yōu)點(diǎn)。由于其優(yōu)勢(shì)，特別是在碲化鎘晶體生長(zhǎng)方面，移動(dòng)加熱器法現(xiàn)已成為高產(chǎn)生產(chǎn)這些材料的首選方法。然而，這仍然是一項(xiàng)復(fù)雜的技術(shù)，而且生長(zhǎng)速度相當(dāng)緩慢。THM 可產(chǎn)生直徑達(dá) 3 英寸（75 mm）的兩種材料的單晶體。碲化鎘和碲鋅鎘之間的差異與電荷載流子的電阻率和遷移率-壽命有關(guān)。目前有幾家公司正在通過(guò) THM 法生產(chǎn)探測(cè)器級(jí)碲化鎘和碲鋅鎘，如 Eurorad、Acrorad、EV Products Kromek和 Redlen。高電阻率晶體的生長(zhǎng)是一項(xiàng)復(fù)雜的挑戰(zhàn)。

2016年出現(xiàn)了用于直接轉(zhuǎn)換半導(dǎo)體讀出的專用集成電路。在像素尺寸的選擇上有一個(gè)有趣的權(quán)衡：使用較小的像素尺寸可以處理較高的光子通量，因?yàn)閱蝹€(gè)像素每次看到的光子較少。這樣可以最大限度地減少脈沖堆積。小像素的另一個(gè)優(yōu)勢(shì)是，像素越小，脈沖越短，從而提高探測(cè)器的高通量能力。這就是所謂的小像素效應(yīng)。另一方面，小像素尺寸會(huì)增加電荷共享和K逃逸，從而扭曲光譜響應(yīng)。開(kāi)發(fā)讀出ASIC所面臨的主要挑戰(zhàn)是如何滿足相互矛盾的要求，盡可能降低電子噪聲和功耗。

PCD開(kāi)發(fā)和早期系統(tǒng)臺(tái)式系統(tǒng)和小動(dòng)物模型系統(tǒng)PCD的早期評(píng)估是使用小動(dòng)物模型掃描儀和臺(tái)式系統(tǒng)進(jìn)行的。據(jù)報(bào)道，臨床前研究使用了配備硅、碲化鎘、CZT和砷化鎵PCD的研究系統(tǒng)，這些系統(tǒng)具有2至8個(gè)能量箱，探測(cè)器像素尺寸小至55 μm，以便及早了解這種探測(cè)器技術(shù)的臨床潛力。例如，利用這些系統(tǒng)對(duì)小鼠和兔子模型進(jìn)行了小動(dòng)物研究，以研究使用金納米粒子對(duì)易受損傷的動(dòng)脈粥樣硬化斑塊進(jìn)行材料特異性成像，以及基于脂質(zhì)體碘的滲透性和保留性增強(qiáng)進(jìn)行腫瘤分化。這些系統(tǒng)還有助于掃描體外人體組織，如動(dòng)脈粥樣硬化斑塊的動(dòng)脈段或造影劑增強(qiáng)的軟骨標(biāo)本。此外，還利用臺(tái)式系統(tǒng)對(duì)光譜失真、電荷共享和脈沖堆積效應(yīng)等物理概念進(jìn)行了評(píng)估。

臨床前系統(tǒng)    

GE醫(yī)療

GE Healthcare使用DxRay開(kāi)發(fā)的碲化鎘PCD取代GE VCT掃描儀上的傳統(tǒng)能量積分探測(cè)器(EID)，開(kāi)發(fā)了全視場(chǎng)PCD-CT掃描儀原型。該探測(cè)器有2個(gè)能量分區(qū)，計(jì)數(shù)率能力相當(dāng)有限，僅為5×10⁶計(jì)數(shù)/秒/ mm²。探測(cè)器像素為1×1 mm²，配置為二維多切片幾何結(jié)構(gòu)，探測(cè)器像素為1000×32（32層CT系統(tǒng)）。該系統(tǒng)后來(lái)安裝在以色列拉賓醫(yī)療中心，并進(jìn)行了一些人體掃描，包括頸動(dòng)脈血管造影和腹部檢查，使用的管電流（例如腹部掃描使用140 mA、140 kV、1 s旋轉(zhuǎn)速度）比常規(guī)臨床檢查使用的管電流相對(duì)較低。PCD CT掃描儀可生成各種類型的雙能量圖像，包括虛擬單色圖像、碘圖、原子序數(shù)（Z）圖和虛擬平掃圖像。通用電氣公司（GE）已制造出使用硅基探測(cè)器Edge-on陣列的全尺寸CT系統(tǒng)，該系統(tǒng)正在進(jìn)行早期患者研究。

西門(mén)子醫(yī)療

西門(mén)子醫(yī)療集團(tuán)（Siemens Healthineers）利用其第二代雙源CT系統(tǒng)（SOMATOM Definition Flash）制造了一套全身研究型PCD-CT系統(tǒng)（SOMATOM CounT），將兩個(gè)探測(cè)器陣列中的一個(gè)換成了碲化鎘PCD。PCD陣列有32排0.9 mm × 0.9 mm的探測(cè)器宏像素，相當(dāng)于等中心0.5 mm × 0.5 mm。

每個(gè)宏像素包含4×4個(gè)正方形子像素，大小為0.225 × 0.225 mm²?？梢允褂煤晗袼兀?×4子像素）或超高分辨率（UHR）模式（2×2子像素）獲取數(shù)據(jù)，超高分辨率模式的有效探測(cè)器尺寸為等中心0.25 × 0.25 mm²。每個(gè)探測(cè)器配置有2個(gè)能量閾值，使用特殊的"chess"模式可獲得4個(gè)能量閾值，該模式每隔一個(gè)宏像素就以不同的能量閾值運(yùn)行，從而形成類似國(guó)際象棋棋盤(pán)的4個(gè)能量閾值分布。PCD陣列的視場(chǎng)（FOV）為275 mm，而EID系統(tǒng)的視場(chǎng)為500 mm。對(duì)于大于275 mm的物體，需要進(jìn)行低劑量數(shù)據(jù)完成掃描，以避免截?cái)鄠斡?。該系統(tǒng)的一個(gè)重要特點(diǎn)是，它可以使用高達(dá)550 mA的管電流進(jìn)行高通量掃描，這足以滿足大多數(shù)全身掃描的需要，與商用EID-CT掃描儀提供的管電流相當(dāng)。三個(gè)醫(yī)療中心（梅奧診所、美國(guó)國(guó)立衛(wèi)生研究院和德國(guó)癌癥中心）都安裝了該設(shè)備，并對(duì)這些系統(tǒng)進(jìn)行了廣泛的患者研究，結(jié)果表明PCD-CT與EID-CT相比具有多種優(yōu)勢(shì)，包括空間分辨率更高（150 μm）、輻射劑量更低、圖像偽影更少，以及可同時(shí)進(jìn)行高分辨率、多能量成像。

后來(lái)，西門(mén)子醫(yī)療集團(tuán)制造了單源PCD-CT研究系統(tǒng)（SOMATOM Count Plus），該系統(tǒng)的PCD陣列具有500 mm的全視場(chǎng)。這種FOV和Z軸覆蓋范圍與商用EID掃描儀相當(dāng)，而且無(wú)需數(shù)據(jù)完成掃描。PCD陣列由0.275×0.322 mm²的子像素組成，相當(dāng)于等中心的0.151×0.176 mm²。由于準(zhǔn)直器葉片的存在，UHR模式的有效最小重建層厚為0.2mm，多能模式為0.4mm。同一制造商生產(chǎn)的商用雙源PCD CT（NAEOTOM Alpha）也采用了類似的探測(cè)器配置。   

飛利浦醫(yī)療

飛利浦公司制造了一個(gè)光譜光子計(jì)數(shù)CT(SPCCT)系統(tǒng)原型，并安裝在法國(guó)里昂平民醫(yī)院。該系統(tǒng)基于制造商的一個(gè)EID平臺(tái)（iCT），使用2 mm厚的CZT PCD和ChromAIX2 ASIC。在高分辨率模式下，每個(gè)像素有5個(gè)能量閾值，探測(cè)器間距為等中心0.274×0.274 mm²。該系統(tǒng)具有完整的50 cm FOV和64×0.275mm（17.6mm）Z軸覆蓋范圍。目前已使用該系統(tǒng)進(jìn)行了患者研究，以調(diào)查在心臟和肺部成像等不同領(lǐng)域的臨床優(yōu)勢(shì)。

PCD-CT優(yōu)點(diǎn)的早期證據(jù)

無(wú)電子噪聲

在低劑量檢查中，EID產(chǎn)生的電子噪聲會(huì)在重建圖像中轉(zhuǎn)化為條紋偽影和CT值不穩(wěn)定性。電子噪聲和相關(guān)偽影的存在限制了在肺癌篩查等低劑量檢查中使用EID-CT系統(tǒng)所能達(dá)到的劑量降低程度。在PCD中可以通過(guò)能量閾值消除電子噪聲的影響。

當(dāng)最低能量閾值被設(shè)定為高于低幅電子噪聲水平時(shí)，真實(shí)的X射線計(jì)數(shù)就能從電子噪聲中分離出來(lái)（圖2，頂部），從而減少偽影，并在較低輻射劑量下提高CT值的穩(wěn)定性（圖3）。   

圖3 在低光子通量條件下通過(guò)EID（a）和PCD（b）原型獲得的擬人肩部模型圖像。與EID圖像相比，PCD圖像的水平條紋偽影明顯減少，整體外觀更加均勻。

增強(qiáng)圖像對(duì)比度

低能量X射線（如小于40-50 keV）具有顯著的組織對(duì)比度信息，尤其是來(lái)自碘和骨骼的信息。然而，與高能量X射線相比，EID在這些低能量下產(chǎn)生的信號(hào)值較低。不幸的是，高能量光子幾乎不攜帶組織對(duì)比信息，卻能產(chǎn)生最多的信號(hào)。由于PCD會(huì)對(duì)每個(gè)光子進(jìn)行計(jì)數(shù)，并將其分配到各個(gè)能量箱中，因此所有光子的權(quán)重都相同，與能量無(wú)關(guān)。因此，相對(duì)于EID，低能量光子對(duì)PCD的貢獻(xiàn)更大，從而改善了圖像對(duì)比度和對(duì)比噪聲比（圖4）。除了這一基本優(yōu)勢(shì)外，由于X射線是根據(jù)其能量進(jìn)行分檔的，因此用戶可以在采集后為各個(gè)能量分檔分配自定義權(quán)重，從而提高圖像對(duì)比度。

圖4 上圖是在80 kV和140 kV電壓下掃描的豬的EID-CT圖像，顯示在較高的管電壓下碘對(duì)比度大幅下降。下圖是在140 kV電壓下掃描的同一動(dòng)物的PCD-CT圖像。在低能量閾值圖像(TLow)中，主動(dòng)脈中的碘信號(hào)（箭頭）更高，該圖像包含25到140 keV的光子。包含25至65 keV光子的1號(hào)倉(cāng)圖像具有最高的碘信號(hào)，甚至比EID-CT系統(tǒng)在80 kV電壓下獲得的碘信號(hào)更亮。

探測(cè)器像素更小

EID像素之間的光學(xué)反射格柵可減輕相鄰像素之間的光學(xué)串?dāng)_。有限大小的像素間反射格柵會(huì)導(dǎo)致EID像素之間出現(xiàn)死區(qū)，從而導(dǎo)致幾何劑量效率低下。由于PCD不會(huì)產(chǎn)生可見(jiàn)光，因此不需要像素間的格柵。因此，可以使用非常小的探測(cè)器像素（例如等中心150 μm），而不會(huì)影響幾何劑量效率。

一些文獻(xiàn)報(bào)道已經(jīng)證明了PCD-CT提高空間分辨率的臨床優(yōu)勢(shì)。除了更高的空間分辨率外，較小PCD像素的更精細(xì)探測(cè)器采樣也可用于降低圖像噪聲。使用檢測(cè)器采樣更精細(xì)的PCD陣列采集數(shù)據(jù)時(shí)，如果CT圖像的重建圖像清晰度（即重建卷積核）比系統(tǒng)的最大空間分辨率更平滑，就能降低圖像噪聲（圖5）。另外，還可以利用降噪優(yōu)勢(shì)，在固定目標(biāo)圖像噪聲的情況下減少輻射劑量。   

PCD空間分辨率的提高要求使用更小的圖像體素來(lái)充分表達(dá)提高的分辨率。如圖5所示，在噪聲和劑量水平與EID-CT相近的情況下，可以做到這一點(diǎn)。但是，對(duì)于空間分辨率非常高的圖像（例如各向同性分辨率為0.2-0.25 mm）來(lái)說(shuō)，噪聲會(huì)增加，因此需要采取迭代重建或深度學(xué)習(xí)去噪等措施來(lái)控制圖像噪聲。    

圖5 一名74歲男性因多發(fā)性骨髓瘤接受全身低劑量CT骨骼檢查時(shí)的軸向圖像。EID-CT圖像（左）和高空間分辨率PCD-CT圖像（中）是使用相同的輻射劑量（4.2mGy）、層厚（2mm）、幾乎相同的重建卷積核（B62和B64）和矩陣大小（512）獲得的。與其他匹配的EID-CT圖像（左）相比，PCD-CT 2mm圖像（中）的噪聲低20%（白色圓形感興趣區(qū)內(nèi)為56 HU對(duì)45 HU）。這是PCD系統(tǒng)內(nèi)在分辨率較高的結(jié)果。PCD-CT采用更?。?mm）的層厚（右圖）和1024×1024矩陣，提高了空間分辨率，但圖像噪聲與EID-CT圖像相似?？梢钥吹阶刁w病變（箭頭）的輪廓更加清晰。因此，與EID-CT相比，PCD-CT分辨率的提高可能不需要增加患者劑量就能達(dá)到相同的圖像噪聲水平。

多能量成像

由于PCD-CT系統(tǒng)的每個(gè)探測(cè)器像素都配備了專用電子設(shè)備，可根據(jù)各自的能量對(duì)X射線光子進(jìn)行計(jì)數(shù)和分選，因此可在恒定管電壓下獲取多能量（光譜）數(shù)據(jù)。與傳統(tǒng)的基于雙源或kV快速切換的雙能量CT相比，這是一個(gè)根本性的優(yōu)勢(shì)，因?yàn)閭鹘y(tǒng)的雙能量CT需要兩個(gè)不同的電壓光譜來(lái)獲取光譜CT數(shù)據(jù)。因此，PCD-CT可在單管電壓下對(duì)所有檢查類型進(jìn)行高分辨率的光譜采集。這樣就可以常規(guī)生成虛擬單色圖像、虛擬去鈣或虛擬平掃圖像以及碘圖。   

未來(lái)技術(shù)方向

重合計(jì)數(shù)

理想的PCD會(huì)在原始撞擊位置記錄每個(gè)光子的真實(shí)能量。然而，電荷共享和K逃逸等物理機(jī)制會(huì)導(dǎo)致能量從原始撞擊位置擴(kuò)散到相鄰的探測(cè)器像素。有人提出了將同時(shí)到達(dá)相鄰像素的信號(hào)相加的方案，將信號(hào)之和歸于貢獻(xiàn)最大的像素。

這種"電荷相加"方案已在Medipix3原型探測(cè)器中實(shí)施。這種方法的主要缺點(diǎn)是需要大量的模擬像素間通信，大大增加了死區(qū)時(shí)間，因此對(duì)于CT等高通量應(yīng)用來(lái)說(shuō)速度太慢。

由Hsieh開(kāi)創(chuàng)的另一種方法需要記錄相鄰像素同時(shí)出現(xiàn)的計(jì)數(shù)。這種"巧合計(jì)數(shù)"方案的主要簡(jiǎn)化之處在于，它不需要在像素之間進(jìn)行任何模擬通信，從而避免了死區(qū)時(shí)間的增加或堆積。在這些額外的重合計(jì)數(shù)器中記錄的計(jì)數(shù)可用于校正因電荷共享或K逃逸而扭曲的計(jì)數(shù)。在最簡(jiǎn)單的形式中，兩個(gè)相鄰像素中低能量區(qū)的兩個(gè)計(jì)數(shù)將被其中一個(gè)像素中高能量區(qū)的一個(gè)計(jì)數(shù)所取代。只要計(jì)數(shù)率不高，不會(huì)導(dǎo)致相鄰探測(cè)器中兩個(gè)或多個(gè)近乎同時(shí)出現(xiàn)的計(jì)數(shù)被誤認(rèn)為是一個(gè)"電荷共享"計(jì)數(shù)，這種方法就能奏效。圖6展示了光譜響應(yīng)的改進(jìn)結(jié)果。這種簡(jiǎn)單的機(jī)制既成功地消除了40和65 keV之間的低頻重復(fù)計(jì)數(shù)峰，又大大減少了在低頻區(qū)記錄的高能光子數(shù)量。    

圖6 作為輸入光子能量函數(shù)的碲化鎘光子計(jì)數(shù)探測(cè)器的比鄰靈敏度（每個(gè)進(jìn)入光子的計(jì)數(shù)），像素尺寸300 μm，閾值20和65 keV。藍(lán)線顯示的是沒(méi)有任何巧合計(jì)數(shù)機(jī)制的靈敏度。棕色線條顯示的是包含簡(jiǎn)單巧合計(jì)數(shù)機(jī)制的探測(cè)器的響應(yīng)，在這種機(jī)制下，兩個(gè)相鄰像素的低能量區(qū)中的兩個(gè)計(jì)數(shù)被其中一個(gè)像素的高能量區(qū)中的一個(gè)計(jì)數(shù)所取代。

結(jié)論

PCD-CT與傳統(tǒng)的EID-CT系統(tǒng)相比，具有許多技術(shù)優(yōu)勢(shì)，因?yàn)樗腦射線探測(cè)方法與傳統(tǒng)的EID-CT系統(tǒng)截然不同。早期對(duì)能量分辨PCD的研究前景廣闊，如今已將臨床PCD-CT系統(tǒng)推向頂峰，其顯著的技術(shù)特點(diǎn)包括空間分辨率更高、對(duì)比噪聲比改善、輻射劑量效率提高以及多能量功能的常規(guī)可用性，可大大提高CT診斷能力。PCD-CT的出現(xiàn)也促使人們開(kāi)始利用納米粒子對(duì)多重對(duì)比成像和功能成像進(jìn)行早期研究。