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光子計數(shù)CT技術(shù)研究進(jìn)展
2024-02-02


自1971年第一臺 CT 系統(tǒng)問世以來(參見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器(EID),該探測器采用兩步檢測過程。首先,將 X 射線能量轉(zhuǎn)換為可見光,然后將可見光轉(zhuǎn)換為電信號??茖W(xué)家對使用能量分辨光子計數(shù)探測器(PCD)的一步式直接 X 射線轉(zhuǎn)換過程進(jìn)行了詳細(xì)研究。隨后,首個臨床 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、局限性和潛在的技術(shù)改進(jìn)。



能量分辨光子計數(shù)探測器技術(shù)簡介

能量分辨光子計數(shù)探測器(PCD)的典型設(shè)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(dǎo)體層。X射線穿過患者后,被這層半導(dǎo)體吸收并產(chǎn)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(chǎn)生的強(qiáng)電場中,電荷云被分離。電子移動到陽極,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)脈沖高度超過閾值時,就會對脈沖進(jìn)行電子計數(shù)。PCD還可在多個電壓閾值下運行,以提供能量分辨數(shù)據(jù)。

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圖1 光子計數(shù)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(qiáng)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纾渡涞綊呙鑳x等中心時為0.15×0.18mm2.)




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

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(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(dá)到的空間分辨率。而能量分辨光子計數(shù)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(dāng)探測器的像素非常小(例如投射到等中心時小于0.2mm)時,就不必在每個探測器元件之間設(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,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代表光子能量T0的閾值電壓就會被計數(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)低于這個閾值。因此,電子噪聲不會導(dǎo)致計數(shù),即使在劑量很低的情況下,此時統(tǒng)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(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目前的限制。

所有X射線量子對探測器信號的貢獻(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(chǎn)生"能量倉"數(shù)據(jù),其中包含能量在兩個閾值之間的所有X射線計數(shù)。對CT數(shù)據(jù)進(jìn)行能量分辨測量,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)用都可以使用兩個能量倉。使用三個或更多能量倉采集數(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)。   

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圖2 在兩個閾值能量(T0=20 keV,T1=70 keV)下采集數(shù)據(jù)的示意圖,提供兩個光譜分辨探測器信號。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數(shù)CT原型機(jī)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(shù)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(nèi)的康普頓散射量增加。在探測器中發(fā)生康普頓散射的X射線會丟失有關(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。一些散射光子也會離開探測器,不會對測量信號產(chǎn)生影響,從而導(dǎo)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(shù)光子通過光電效應(yīng)直接被吸收。然而,有兩種效應(yīng)會導(dǎo)致信息丟失:首先,光電效應(yīng)會導(dǎo)致電子從探測器材料原子的內(nèi)部電子殼(通常是K殼)中射出。當(dāng)電子空位被填滿時,原子可能會發(fā)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(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(dǎo)致測量的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逃逸對探測器信號的相對貢獻(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)域通常會產(chǎn)生高達(dá)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(dǎo)致非線性計數(shù)率,最終導(dǎo)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(xiàn)脈沖堆積。

實現(xiàn)臨床PCD-CT所面臨的挑戰(zhàn)    

探測器材料(如碲化鎘、CZT、硅)的高產(chǎn)能制造

碲化鎘作為探測器材料的研究始于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(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 的生長相當(dāng)復(fù)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(jìn)展。移動加熱器法基于從溶劑區(qū)生長CdTe和CdZnTe,具有生長溫度較低的優(yōu)點。由于其優(yōu)勢,特別是在碲化鎘晶體生長方面,移動加熱器法現(xiàn)已成為高產(chǎn)生產(chǎn)這些材料的首選方法。然而,這仍然是一項復(fù)雜的技術(shù),而且生長速度相當(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 THM 法生產(chǎn)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(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(yōu)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(yīng)。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(yīng)。開發(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開發(fā)和早期系統(tǒng)臺式系統(tǒng)和小動物模型系統(tǒng)PCD的早期評估是使用小動物模型掃描儀和臺式系統(tǒng)進(jìn)行的。據(jù)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(tǒng),這些系統(tǒng)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(shù)的臨床潛力。例如,利用這些系統(tǒng)對小鼠和兔子模型進(jìn)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(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,如動脈粥樣硬化斑塊的動脈段或造影劑增強(qiáng)的軟骨標(biāo)本。此外,還利用臺式系統(tǒng)對光譜失真、電荷共享和脈沖堆積效應(yīng)等物理概念進(jìn)行了評估。

臨床前系統(tǒng)    

GE醫(yī)療

GE Healthcare使用DxRay開發(fā)的碲化鎘PCD取代GE VCT掃描儀上的傳統(tǒng)能量積分探測器(EID),開發(fā)了全視場PCD-CT掃描儀原型。該探測器有2個能量分區(qū),計數(shù)率能力相當(dāng)有限,僅為5×106計數(shù)/秒/ mm2。探測器像素為1×1 mm2,配置為二維多切片幾何結(jié)構(gòu),探測器像素為1000×32(32層CT系統(tǒng))。該系統(tǒng)后來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。

西門子醫(yī)療

西門子醫(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(dāng)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(shù)據(jù),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(tǒng)的視場為500 mm。對于大于275 mm的物體,需要進(jìn)行低劑量數(shù)據(jù)完成掃描,以避免截斷偽影。該系統(tǒng)的一個重要特點是,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)。三個醫(yī)療中心(梅奧診所、美國國立衛(wèi)生研究院和德國癌癥中心)都安裝了該設(shè)備,并對這些系統(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,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(jìn)行高分辨率、多能量成像。

后來,西門子醫(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。這種FOV和Z軸覆蓋范圍與商用EID掃描儀相當(dāng),而且無需數(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器配置。   

飛利浦醫(yī)療

飛利浦公司制造了一個光譜光子計數(shù)CT(SPCCT)系統(tǒng)原型,并安裝在法國里昂平民醫(yī)院。該系統(tǒng)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(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。

PCD-CT優(yōu)點的早期證據(jù)

無電子噪聲

在低劑量檢查中,EID產(chǎn)生的電子噪聲會在重建圖像中轉(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,真實的X射線計數(shù)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(wěn)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(qiáng)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(chǎn)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(chǎn)生最多的信號。由于PCD會對每個光子進(jìn)行計數(shù),并將其分配到各個能量箱中,因此所有光子的權(quán)重都相同,與能量無關(guān)。因此,相對于EID,低能量光子對PCD的貢獻(xiàn)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(yōu)勢外,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能量分檔分配自定義權(quán)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(tǒng)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(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不會產(chǎn)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(xiàn)報道已經(jīng)證明了PCD-CT提高空間分辨率的臨床優(yōu)勢。除了更高的空間分辨率外,較小PCD像素的更精細(xì)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(xì)的PCD陣列采集數(shù)據(jù)時,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,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。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(xué)習(xí)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(fā)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。可以看到椎體病變(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)的每個探測器像素都配備了專用電子設(shè)備,可根據(jù)各自的能量對X射線光子進(jìn)行計數(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,這是一個根本性的優(yōu)勢,因為傳統(tǒng)的雙能量CT需要兩個不同的電壓光譜來獲取光譜CT數(shù)據(jù)。因此,PCD-CT可在單管電壓下對所有檢查類型進(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。   

未來技術(shù)方向

重合計數(shù)

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(jī)制會導(dǎo)致能量從原始撞擊位置擴(kuò)散到相鄰的探測器像素。有人提出了將同時到達(dá)相鄰像素的信號相加的方案,將信號之和歸于貢獻(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(qū)時間,因此對于CT等高通量應(yīng)用來說速度太慢。

由Hsieh開創(chuàng)的另一種方法需要記錄相鄰像素同時出現(xiàn)的計數(shù)。這種"巧合計數(shù)"方案的主要簡化之處在于,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)時間的增加或堆積。在這些額外的重合計數(shù)器中記錄的計數(shù)可用于校正因電荷共享或K逃逸而扭曲的計數(shù)。在最簡單的形式中,兩個相鄰像素中低能量區(qū)的兩個計數(shù)將被其中一個像素中高能量區(qū)的一個計數(shù)所取代。只要計數(shù)率不高,不會導(dǎo)致相鄰探測器中兩個或多個近乎同時出現(xiàn)的計數(shù)被誤認(rèn)為是一個"電荷共享"計數(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)計數(shù)峰,又大大減少了在低頻區(qū)記錄的高能光子數(shù)量。    


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圖6 作為輸入光子能量函數(shù)的碲化鎘光子計數(shù)探測器的比鄰靈敏度(每個進(jìn)入光子的計數(shù)),像素尺寸300 μm,閾值20和65 keV。藍(lán)線顯示的是沒有任何巧合計數(shù)機(jī)制的靈敏度。棕色線條顯示的是包含簡單巧合計數(shù)機(jī)制的探測器的響應(yīng),在這種機(jī)制下,兩個相鄰像素的低能量區(qū)中的兩個計數(shù)被其中一個像素的高能量區(qū)中的一個計數(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,因為它的X射線探測方法與傳統(tǒng)的EID-CT系統(tǒng)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(tǒng)推向頂峰,其顯著的技術(shù)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(guī)可用性,可大大提高CT診斷能力。PCD-CT的出現(xiàn)也促使人們開始利用納米粒子對多重對比成像和功能成像進(jìn)行早期研究。

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