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          光子計數CT技術研究進展
          2024-02-02


          自1971年第一臺 CT 系統問世以來(參見XI區:回望:CT五十年(1968-2018)),臨床 CT 系統一直使用閃爍體能量積分探測器(EID),該探測器采用兩步檢測過程。首先,將 X 射線能量轉換為可見光,然后將可見光轉換為電信號??茖W家對使用能量分辨光子計數探測器(PCD)的一步式直接 X 射線轉換過程進行了詳細研究。隨后,首個臨床 PCD-CT 系統于 2021 年投入商業使用。與 EID 相比,PCD 具有更好的空間分辨率、更高的對比噪聲比、消除電子噪聲、提高劑量效率和常規多能量成像。本文將從技術上介紹 PCD 在 CT 成像中的應用,并介紹其優點、局限性和潛在的技術改進。



          能量分辨光子計數探測器技術簡介

          能量分辨光子計數探測器(PCD)的典型設置如圖1所示。探測器的核心是由碲化鎘(CdTe)、碲化鎘鋅(CZT)或硅制成的半導體層。X射線穿過患者后,被這層半導體吸收并產生電荷云,在探測器頂部陰極和底部像素化陽極電極之間的高電壓(800-1000V)產生的強電場中,電荷云被分離。電子移動到陽極,產生短電流脈沖。脈沖整形電路將電流脈沖轉換為電壓脈沖,最大信號的一半寬度為10-15 ns。電壓脈沖的振幅與吸收的能量成正比。當脈沖高度超過閾值時,就會對脈沖進行電子計數。PCD還可在多個電壓閾值下運行,以提供能量分辨數據。

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          圖1 光子計數探測器示意圖    


          探測器的像素(示意圖中顯示了三個像素)實際上是由像素化的陽極和強電場形成的,無需使用物理格柵來分隔像素。像素可以非常?。ɡ?,投射到掃描儀等中心時為0.15×0.18mm2.)




          與目前醫用CT系統中使用的固態閃爍探測器相比,PCD具有多項優勢。在能量積分探測器中,X射線光子的能量首先轉化為可見光,然后產生電流。單個探測器元件必須由反射格柵隔開,以防止光學串擾。

          這些格柵會降低探測器的幾何劑量效率,因為其中吸收的X射線量子不會對測量信號產生影響。為了將這些死區造成的損耗保持在可接受的水平,有源探測器元件不能變得越來越小,這最終限制了能量積分探測器所能達到的空間分辨率。而能量分辨光子計數探測器則不需要單個像素之間的間隔,因此可以做得更小。幾何劑量效率只會因反散射格柵而降低,而反散射格柵對于之前所有的CT探測器都是必要的。當探測器的像素非常?。ɡ缤渡涞降戎行臅r小于0.2mm)時,就不必在每個探測器元件之間設置反散射格柵。因此,PCD的分辨率可達40 lp/cm以上,而能量積分探測器的最高分辨率為20 lp/cm。更高的空間分辨率為骨骼結構、肺部和小血管的CT檢查提供了顯著的臨床優勢,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射線產生的所有脈沖一旦超過代表光子能量T0的閾值電壓就會被計數,閾值電壓的值通常約為20-25keV。電子噪聲的振幅很低,遠遠低于這個閾值。因此,電子噪聲不會導致計數,即使在劑量很低的情況下,此時統計泊松噪聲是主要的噪聲源。因此,與使用能量積分探測器的相應掃描相比,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定的CT值,輻射劑量的降低似乎有可能超過目前的限制。

          所有X射線量子對探測器信號的貢獻權重相等,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比度。在使用碘造影劑掃描時,PCD的吸收率特別高,剛好高于其33keV的K-edge,因此能生成碘對比噪聲比更高的CT圖像。這可以減少輻射劑量或造影劑用量。

          能量分辨PCD可使用多個閾值能量。圖2展示了同時采集兩個測量信號的過程,其中檢測到的量子能量超過了閾值T0和T1。將相鄰能量閾值的探測器信號相減,就會產生"能量倉"數據,其中包含能量在兩個閾值之間的所有X射線計數。對CT數據進行能量分辨測量,可在任何CT掃描中進行多能量材料分辨。所有已建立的雙能量應用都可以使用兩個能量倉。使用三個或更多能量倉采集數據可區分兩種造影劑(碘和另一種K-edge大于40 keV的材料,如釓或金)。   

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          圖2 在兩個閾值能量(T0=20 keV,T1=70 keV)下采集數據的示意圖,提供兩個光譜分辨探測器信號。下圖是一名25歲女性的腹部增強掃描圖,該掃描圖是用臨床光子計數CT原型機在上述兩個閾值能量下獲得的

          PCD的物理限制

          由低原子序數Z材料(如硅)制成的探測器與由高Z材料制成的探測器相比,光電吸收減少,探測器內的康普頓散射量增加。在探測器中發生康普頓散射的X射線會丟失有關原始相互作用位置的信息,從而導致生成圖像的清晰度下降。一些散射光子也會離開探測器,不會對測量信號產生影響,從而導致劑量效率降低。

          對于高Z值探測器(如碲化鎘或CZT)來說,探測器中幾乎不存在康普頓散射,大多數光子通過光電效應直接被吸收。然而,有兩種效應會導致信息丟失:首先,光電效應會導致電子從探測器材料原子的內部電子殼(通常是K殼)中射出。當電子空位被填滿時,原子可能會發射出特征光子,從而將部分入射能量帶出探測器像素。這就是所謂的K逃逸。其次,如果入射X射線光子的吸收發生在靠近像素邊界的地方,那么所產生的電荷云可能會在相鄰的兩個像素之間分裂。這被稱為電荷共享。因此,單個高能X射線光子可能會被錯誤地計算為多個低能光子。例如,一個80-keV的光子可能在一個像素中顯示為50-keV的光子,而在下一個像素中則顯示為30-keV的光子。這會導致測量的X射線光譜失真,影響多能量應用。

          像素越大,電荷共享和K逃逸對探測器信號的相對貢獻就越小,但脈沖堆積的影響就越大。在高X射線通量下(CT系統在低衰減區域通常會產生高達109光子/秒/mm2的X射線),X射線擊中探測器像素的速度太快,無法單獨記錄。能量過高時,多個重疊的脈沖會被算作一個光子相互作用。這被稱為脈沖堆積。脈沖堆積會導致非線性計數率,最終導致探測器飽和。減少脈沖堆積的一種方法是使用較小的探測器像素,但K逃逸和電荷共享的影響會隨之增加。另一種方法是使用edge-on的硅基PCD,因為它們具有更高的電荷載流子遷移率,可以處理更高的X射線通量,而不會出現脈沖堆積。

          實現臨床PCD-CT所面臨的挑戰    

          探測器材料(如碲化鎘、CZT、硅)的高產能制造

          碲化鎘作為探測器材料的研究始于20世紀50年代。該材料群最有趣的特性是對多種輻射的敏感性。人們的主要興趣集中在紅外、X 射線和 γ 射線輻射探測器領域。碲化鎘的商業潛力巨大,但碲化鎘尤其是碲鋅鎘的晶體質量是一個限制因素。大多數應用所需的高電阻率 (ρ > 109 Ω·cm) CdTe 和 (ρ > 1010 Ω·cm) CdZnTe 的生長相當復雜。Acrorad 公司從碲溶劑中生長碲化鎘(CdTe)和 Redlen 公司生長碲鎘鋅(CdZnTe)的方法(稱為 "移動加熱器法"(THM))取得了突破性進展。移動加熱器法基于從溶劑區生長CdTe和CdZnTe,具有生長溫度較低的優點。由于其優勢,特別是在碲化鎘晶體生長方面,移動加熱器法現已成為高產生產這些材料的首選方法。然而,這仍然是一項復雜的技術,而且生長速度相當緩慢。THM 可產生直徑達 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。目前有幾家公司正在通過 THM 法生產探測器級碲化鎘和碲鋅鎘,如 Eurorad、Acrorad、EV Products Kromek和 Redlen。高電阻率晶體的生長是一項復雜的挑戰。

          2016年出現了用于直接轉換半導體讀出的專用集成電路。在像素尺寸的選擇上有一個有趣的權衡:使用較小的像素尺寸可以處理較高的光子通量,因為單個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。小像素的另一個優勢是,像素越小,脈沖越短,從而提高探測器的高通量能力。這就是所謂的小像素效應。另一方面,小像素尺寸會增加電荷共享和K逃逸,從而扭曲光譜響應。開發讀出ASIC所面臨的主要挑戰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開發和早期系統臺式系統和小動物模型系統PCD的早期評估是使用小動物模型掃描儀和臺式系統進行的。據報道,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,這些系統具有2至8個能量箱,探測器像素尺寸小至55 μm,以便及早了解這種探測器技術的臨床潛力。例如,利用這些系統對小鼠和兔子模型進行了小動物研究,以研究使用金納米粒子對易受損傷的動脈粥樣硬化斑塊進行材料特異性成像,以及基于脂質體碘的滲透性和保留性增強進行腫瘤分化。這些系統還有助于掃描體外人體組織,如動脈粥樣硬化斑塊的動脈段或造影劑增強的軟骨標本。此外,還利用臺式系統對光譜失真、電荷共享和脈沖堆積效應等物理概念進行了評估。

          臨床前系統    

          GE醫療

          GE Healthcare使用DxRay開發的碲化鎘PCD取代GE VCT掃描儀上的傳統能量積分探測器(EID),開發了全視場PCD-CT掃描儀原型。該探測器有2個能量分區,計數率能力相當有限,僅為5×106計數/秒/ mm2。探測器像素為1×1 mm2,配置為二維多切片幾何結構,探測器像素為1000×32(32層CT系統)。該系統后來安裝在以色列拉賓醫療中心,并進行了一些人體掃描,包括頸動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旋轉速度)比常規臨床檢查使用的管電流相對較低。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(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器Edge-on陣列的全尺寸CT系統,該系統正在進行早期患者研究。

          西門子醫療

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

          每個宏像素包含4×4個正方形子像素,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)獲取數據,超高分辨率模式的有效探測器尺寸為等中心0.25 × 0.25 mm2。每個探測器配置有2個能量閾值,使用特殊的"chess"模式可獲得4個能量閾值,該模式每隔一個宏像素就以不同的能量閾值運行,從而形成類似國際象棋棋盤的4個能量閾值分布。PCD陣列的視場(FOV)為275 mm,而EID系統的視場為500 mm。對于大于275 mm的物體,需要進行低劑量數據完成掃描,以避免截斷偽影。該系統的一個重要特點是,它可以使用高達550 mA的管電流進行高通量掃描,這足以滿足大多數全身掃描的需要,與商用EID-CT掃描儀提供的管電流相當。三個醫療中心(梅奧診所、美國國立衛生研究院和德國癌癥中心)都安裝了該設備,并對這些系統進行了廣泛的患者研究,結果表明PCD-CT與EID-CT相比具有多種優勢,包括空間分辨率更高(150 μm)、輻射劑量更低、圖像偽影更少,以及可同時進行高分辨率、多能量成像。

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

          飛利浦醫療

          飛利浦公司制造了一個光譜光子計數CT(SPCCT)系統原型,并安裝在法國里昂平民醫院。該系統基于制造商的一個EID平臺(iCT),使用2 mm厚的CZT PCD和ChromAIX2 ASIC。在高分辨率模式下,每個像素有5個能量閾值,探測器間距為等中心0.274×0.274 mm2。該系統具有完整的50 cm FOV和64×0.275mm(17.6mm)Z軸覆蓋范圍。目前已使用該系統進行了患者研究,以調查在心臟和肺部成像等不同領域的臨床優勢。

          PCD-CT優點的早期證據

          無電子噪聲

          在低劑量檢查中,EID產生的電子噪聲會在重建圖像中轉化為條紋偽影和CT值不穩定性。電子噪聲和相關偽影的存在限制了在肺癌篩查等低劑量檢查中使用EID-CT系統所能達到的劑量降低程度。在PCD中可以通過能量閾值消除電子噪聲的影響。

          當最低能量閾值被設定為高于低幅電子噪聲水平時,真實的X射線計數就能從電子噪聲中分離出來(圖2,頂部),從而減少偽影,并在較低輻射劑量下提高CT值的穩定性(圖3)。   

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          圖3 在低光子通量條件下通過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。

          增強圖像對比度

          低能量X射線(如小于40-50 keV)具有顯著的組織對比度信息,尤其是來自碘和骨骼的信息。然而,與高能量X射線相比,EID在這些低能量下產生的信號值較低。不幸的是,高能量光子幾乎不攜帶組織對比信息,卻能產生最多的信號。由于PCD會對每個光子進行計數,并將其分配到各個能量箱中,因此所有光子的權重都相同,與能量無關。因此,相對于EID,低能量光子對PCD的貢獻更大,從而改善了圖像對比度和對比噪聲比(圖4)。除了這一基本優勢外,由于X射線是根據其能量進行分檔的,因此用戶可以在采集后為各個能量分檔分配自定義權重,從而提高圖像對比度。

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          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比度大幅下降。下圖是在140 kV電壓下掃描的同一動物的PCD-CT圖像。在低能量閾值圖像(TLow)中,主動脈中的碘信號(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號倉圖像具有最高的碘信號,甚至比EID-CT系統在80 kV電壓下獲得的碘信號更亮。

          探測器像素更小

          EID像素之間的光學反射格柵可減輕相鄰像素之間的光學串擾。有限大小的像素間反射格柵會導致EID像素之間出現死區,從而導致幾何劑量效率低下。由于PCD不會產生可見光,因此不需要像素間的格柵。因此,可以使用非常小的探測器像素(例如等中心150 μm),而不會影響幾何劑量效率。

          一些文獻報道已經證明了PCD-CT提高空間分辨率的臨床優勢。除了更高的空間分辨率外,較小PCD像素的更精細探測器采樣也可用于降低圖像噪聲。使用檢測器采樣更精細的PCD陣列采集數據時,如果CT圖像的重建圖像清晰度(即重建卷積核)比系統的最大空間分辨率更平滑,就能降低圖像噪聲(圖5)。另外,還可以利用降噪優勢,在固定目標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充分表達提高的分辨率。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。但是,對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)來說,噪聲會增加,因此需要采取迭代重建或深度學習去噪等措施來控制圖像噪聲。    

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          圖5 一名74歲男性因多發性骨髓瘤接受全身低劑量CT骨骼檢查時的軸向圖像。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?。?12)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%(白色圓形感興趣區內為56 HU對45 HU)。這是PCD系統內在分辨率較高的結果。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到相同的圖像噪聲水平。

          多能量成像

          由于PCD-CT系統的每個探測器像素都配備了專用電子設備,可根據各自的能量對X射線光子進行計數和分選,因此可在恒定管電壓下獲取多能量(光譜)數據。與傳統的基于雙源或kV快速切換的雙能量CT相比,這是一個根本性的優勢,因為傳統的雙能量CT需要兩個不同的電壓光譜來獲取光譜CT數據。因此,PCD-CT可在單管電壓下對所有檢查類型進行高分辨率的光譜采集。這樣就可以常規生成虛擬單色圖像、虛擬去鈣或虛擬平掃圖像以及碘圖。   

          未來技術方向

          重合計數

          理想的PCD會在原始撞擊位置記錄每個光子的真實能量。然而,電荷共享和K逃逸等物理機制會導致能量從原始撞擊位置擴散到相鄰的探測器像素。有人提出了將同時到達相鄰像素的信號相加的方案,將信號之和歸于貢獻最大的像素。

          這種"電荷相加"方案已在Medipix3原型探測器中實施。這種方法的主要缺點是需要大量的模擬像素間通信,大大增加了死區時間,因此對于CT等高通量應用來說速度太慢。

          由Hsieh開創的另一種方法需要記錄相鄰像素同時出現的計數。這種"巧合計數"方案的主要簡化之處在于,它不需要在像素之間進行任何模擬通信,從而避免了死區時間的增加或堆積。在這些額外的重合計數器中記錄的計數可用于校正因電荷共享或K逃逸而扭曲的計數。在最簡單的形式中,兩個相鄰像素中低能量區的兩個計數將被其中一個像素中高能量區的一個計數所取代。只要計數率不高,不會導致相鄰探測器中兩個或多個近乎同時出現的計數被誤認為是一個"電荷共享"計數,這種方法就能奏效。圖6展示了光譜響應的改進結果。這種簡單的機制既成功地消除了40和65 keV之間的低頻重復計數峰,又大大減少了在低頻區記錄的高能光子數量。    


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          圖6 作為輸入光子能量函數的碲化鎘光子計數探測器的比鄰靈敏度(每個進入光子的計數),像素尺寸300 μm,閾值20和65 keV。藍線顯示的是沒有任何巧合計數機制的靈敏度。棕色線條顯示的是包含簡單巧合計數機制的探測器的響應,在這種機制下,兩個相鄰像素的低能量區中的兩個計數被其中一個像素的高能量區中的一個計數所取代。

          結論

          PCD-CT與傳統的EID-CT系統相比,具有許多技術優勢,因為它的X射線探測方法與傳統的EID-CT系統截然不同。早期對能量分辨PCD的研究前景廣闊,如今已將臨床PCD-CT系統推向頂峰,其顯著的技術特點包括空間分辨率更高、對比噪聲比改善、輻射劑量效率提高以及多能量功能的常規可用性,可大大提高CT診斷能力。PCD-CT的出現也促使人們開始利用納米粒子對多重對比成像和功能成像進行早期研究。

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