碲鋅鎘器件技術進展及其在SPECT中的應用

吳忠航，孫 斌，黃 鋼，屈 騫，唐懿文，孫九愛

(1.上海健康醫學院上海市分子影像學重點實驗室，上海 201318；2.上海健康醫學院醫學影像學院，上海 201318；3.海軍軍醫大學第一附屬醫院，上海 200433；4.上海交通大學醫學院附屬瑞金醫院核醫學科，上海 200020)

0 引 言

隨著醫學技術的發展，醫學影像診療設備的種類和數量不斷增加，其中基于單光子發射計算機斷層成像(single photon emission computed tomography, SPECT)和正電子發射計算機斷層成像(positron emission tomography, PET)的核醫學設備已成為絕大多數腫瘤診斷的醫學影像標準[1]。核醫學成像設備不僅能直觀地顯示被檢查臟器組織的形態結構，還能根據放射性藥物在體內的代謝分布，特異性地反映其功能狀態。核醫學成像設備和技術雖然經過了多年的發展和完善，但其主要還是通過射線探測器捕獲生物體內放射性核素衰變產生的射線，并經一系列信號轉換最終獲得醫學診斷所需的影像學數據[2]，因此射線探測器是核醫學設備至關重要的組成部分。由于探測器的性能直接影響核醫學設備的成像速度及圖像質量[3]，因此各項用于提升探測器性能的技術一直是國內外學者關注的焦點[4]。

目前，射線探測器主要由閃爍體和半導體兩種材質的晶體構成。從醫院核醫學科的設備組成來看，閃爍體探測器仍是核醫學成像領域中應用最為廣泛的探測器，其探測放射性核素的能量分辨率為9.8%左右。由于閃爍晶體的光產額低，并且探測器構造還需搭配直接的光電轉換器件，閃爍體探測器整體結構顯得十分松散，其性能難以在短期內得到有效提高[5]。相對于閃爍體探測器而言，半導體探測器能量分辨率不但可達0.56%～5.91%，而且光電轉換效率高，結構更加簡單[6-7]。早期核醫學半導體探測器采用的是Si和Ge材質，由于Si和Ge的原子序數低，在波長1 310 nm和溫度80 K時，平面Ge/Si SPADs的單光子探測效率僅為38%，且這種單質探測器往往需要在低溫條件下才能高效運行[8-11]。直到1996年碲鋅鎘(cadmium zinc telluride, CZT)探測器問世，以碲鋅鎘探測器為代表的半導體探測器技術才逐步走向成熟并在核醫學大型成像設備中得到商業應用。與傳統單質半導體探測器不同，碲鋅鎘探測器能在室溫下正常工作并表現出極高的探測效率，晶體厚度為1 mm的碲鋅鎘探測器對60 keV γ射線的光電吸收效率高達97.4%[7]。

雖然碲鋅鎘探測器在核醫學領域中具備巨大的應用潛力，但碲鋅鎘探測器本身也存在制作成本昂貴、采集視野有限和探測效率不穩定等問題[12]。例如，在射線探測方面，雖然當射線從陰極入射時能譜圖中的能峰清晰可辨，但一部分空穴被俘獲使得探測器的能量分辨率約有1%的損耗，這導致譜線會呈現出長尾現象[13]；在電路方面，熱激發會使碲鋅鎘探測器在工作時產生漏電流，漏電流引起的信號漲落將進一步影響電子噪聲的大小，使得探測器的能量分辨率損耗至5.25%左右[14]。碲鋅鎘晶體制備的研究在近些年取得了較大進展，促進了碲鋅鎘探測器性能的提高，例如微重力移動加熱器法、物理氣相輸運與真空熱蒸發結合等新制備技術，使得碲鋅鎘晶體在尺寸、遷移率壽命乘積、載流子收集一致性等方面得到較大改進[15-17]。同時，碲鋅鎘探測器應用的技術也有新的突破，如雙能探頭、專用集成電路(application specific integrated circuit, ASIC)、讀出算法和電荷損失補償等新技術，使得基于碲鋅鎘探測器的核醫學成像設備在信噪比、成像速度、電荷補償等方面得到極大提升，從而為腫瘤相關基本的診斷提供更精準的影像數據。

本文圍繞碲鋅鎘探測器的核醫學應用，首先介紹核醫學成像設備的基本原理和結構組成，歸納碲鋅鎘探測器的工作原理和主要性能。然后重點闡述碲鋅鎘探測器技術的最新發展，綜述近年來碲鋅鎘探測器在核醫學中的主要應用。最后，對碲鋅鎘探測器在核醫學中的研究重點及應用趨勢進行總結展望。

1 核醫學設備的成像原理及基本組成

根據所探測放射性核素種類和成像原理的不同，可將核醫學成像設備分為γ照相機、SPECT設備和PET設備等，其中SPECT和PET是當前使用較多的核醫學成像設備。以SPECT為例，其工作原理是首先將具有一定半衰期的單光子核素標記的藥物注入受檢者體內，放射性核素會在體內衰變產生γ光子，γ光子穿過人體后進入SPECT設備機架上的準直器，只有沿準直器準直孔方向入射的γ光子才能到達后端探測器，并被記作一個單光子事件。根據γ光子在探測器上的位置和準直孔的位置即可確定γ光子產生位置所在的投影線。大量單光子事件的投影線經過計算機系統采集、存儲、運算、數/模轉換和影像重建[5]，最終可得到放射性藥物在受檢者體內的分布圖像，具體成像過程如圖1所示。

圖1 核醫學成像過程

圖2為常見的SPECT設備的整體組成，包括準直器、探測器、旋轉機架、檢查床、控制臺和計算機等。

圖2 SPECT設備的基本組成

在SPECT設備成像過程中，準直器的作用是只允許沿準直孔方向入射的γ光子通過，以確定γ光子產生位置所在的投影線。旋轉機架是為了使探頭滿足不同部位檢查姿勢的要求以及在三維成像時給數據采集提供便利。檢查床則是用于承載受檢者，根據檢查需求進行水平與上下方向的精準位移。操作技師及醫生通過控制臺和計算機對設備進行操控，將收集的射線數據重建成核醫學圖像，并根據需要進行圖像后處理。

和大多數醫學影像設備一樣，射線探測器是SPECT中最核心的部件之一，它不僅對核醫學檢查時γ光子投影線定位的準確性有著重要意義，其能量分辨率和空間分辨率還直接影響到后續檢查和治療的成效[3]。探測器一般由光電轉換晶體制成，可將探測到的γ射線吸收轉化為包含射線能量及數量信息的電信號。探測器材料對γ射線的阻擋能力會影響圖像的信噪比[18]。此外，具有高能量分辨率的探測器還允許成像系統采用更窄的能量窗獲取更高質量的核醫學圖像。因此，射線探測器性能的優劣在很大程度上決定了核醫學成像系統的成像質量及效率，并最終影響對腫瘤診斷的準確性。

2 碲鋅鎘探測器的工作原理及主要性能指標

碲鋅鎘是一種平均原子序數為49.1，密度為5.78 g/cm3的新型化合物半導體材料，平均原子序數大、密度高使得碲鋅鎘晶體對γ射線具有很好的阻擋能力。碲鋅鎘制成的探測器漏電流一般為240～380 pA，無須冷卻即可在室溫下正常工作，其晶體電阻率達1010Ω/cm。碲鋅鎘的禁帶寬度為1.57 eV，生成電子-空穴對所需的平均能量約4.6 eV，碲鋅鎘探測器對于662 keV的能量分辨率在0.56%～5.91%[6,19]。雖然碲鋅鎘探測器的制作成本相對較高，且其核醫學成像設備還存在漏電流、電荷能量損失、信噪比低等問題，但隨著碲鋅鎘晶體制備工藝和探測器制造技術的不斷完善，其在核醫學成像設備中的應用越來越成熟。

2.1 碲鋅鎘探測器探測原理

碲鋅鎘探測器的工作原理如圖3所示[20]。射線進入碲鋅鎘探測器后與碲鋅鎘晶體內的原子發生彈性或非彈性碰撞失去能量，同時碲鋅鎘晶體中電子吸收射線能量從滿帶躍遷到導帶，形成了電子-空穴對。每一次入射射線產生的電子-空穴對總數可根據總沉積能量除以產生單個電子-空穴對所需的平均能量計算得出[20]。晶體兩端施加的偏置電壓會使電子和空穴分別漂移向正負電極，在此過程中兩端電極會產生一定的電流信號, 通過對電流信號的檢測即可獲取入射射線的數量和能量，從而達到探測射線信號的目的。

圖3 碲鋅鎘探測器工作原理圖[20]

2.2 碲鋅鎘探測器的主要性能

碲鋅鎘探測器的性能主要由碲鋅鎘晶體的物理性質決定。載流子在晶體內的遷移特性決定了探測器電荷收集效率和能量分辨率，而載流子的遷移率和壽命與晶體的結晶質量及雜質濃度有關[15]。目前，局限于晶體加工工藝，碲鋅鎘晶體存在內部結構不均勻、能級缺陷等問題，晶體制成后的尺寸較小、載流子遷移率和壽命較短等因素仍限制了碲鋅鎘探測器的使用[19]。在實際應用中，主要從碲鋅鎘探測器的探測效率、分辨率和穩定性等3個方面評價其性能[7]。

探測效率是指所有入射光子中最終轉換成有效計數的比例。光電吸收和載流子收集都會影響探測效率。對于確定晶體材質的碲鋅鎘探測器而言，光電吸收效率幾乎不變，因為光電吸收效率主要與半導體材料的平均原子序數有關[7]。而載流子收集與碲鋅鎘晶體的厚度有關，晶體越厚，探測效率越高。理論上可通過增加晶體的厚度來提高碲鋅鎘探測器對高能射線的探測效率，但晶體材料的設計需要考慮探測器的尺寸；此外。晶體材料的尺寸越大，其生長及制作工藝的要求就越高[7]。

探測器的分辨率包括能量分辨率、空間分辨率和時間分辨率[7]。能量分辨率是指把相鄰能量譜線分開的能力，用譜線的半峰全寬或相對線寬來表示。能量分辨率與晶體材料和準直器有關，準直器多采用針孔型準直器。能量分辨率主要受限于晶體材料、漏電流和電路噪聲等。就平面型探測器而言，晶體材料越厚，載流子遷移時間越長，收集效率越低，會降低探測器的能量分辨率。可以通過降低晶體厚度、減少漏電流和降低電路噪聲來提高能量分辨率。空間分辨率是指成像系統分辨相鄰目標間的最小距離。探測器的電極結構和讀出電路系統會影響到探測器的空間分辨率，因此可以通過優化電極結構設計和讀出電路系統來提高探測器的空間分辨率。時間分辨率是指探測器能夠分辨兩個信號的最小時間間隔[7]。時間分辨率主要由外部電路的電子器件特性決定，選用低阻容的元件可以提高探測器的時間分辨率。

探測器的穩定性是指探測器使用一段時間后，其性能保持不變的能力，大致可分為環境穩定性和時間穩定性。環境穩定性指在探測器正常工作溫度范圍內，抗溫度沖擊和振動沖擊以及抗潮濕氣氛的能力等[7]。時間穩定性是指探測器在長時間的工作過程中保持高質量探測性能和準確性的能力。穩定性主要與探測器的封裝工藝、環境溫度和輻射時長等因素有關。不同的晶體制備工藝、探測器封裝技術及工作溫度會引起探測器性能的明顯差異，因此需要經常校準標定來減少測量誤差。此外，經過長時間的大劑量射線照射，碲鋅鎘晶體會發生極化效應，致使晶格損傷，影響探測器性能。優化封裝工藝，保持探測環境溫度恒定，同時避免長時間大劑量輻射可以保持探測器的穩定性。

近年來，碲鋅鎘探測器性能的提高出現了一定的進展[21-25]。例如，eV、Redlen、迪泰克等公司在制作工藝方面取得了重大突破，能夠生產出厚度15 mm以上的商用晶體[15]。表1為目前基于碲鋅鎘探測器的核醫學設備主要型號及其參數對比，其中GE Discovery NM/CT 670 為主要的SPECT型號，GE Discovery NM 530c是碲鋅鎘應用在SPECT/CT上較早的一代，GE NM 870是以碲鋅鎘為基礎的最新一代SPECT/CT，而D-SPECT則是心臟檢查專用的SPECT成像設備。從表1中的各項參數不難發現，采用碲鋅鎘晶體作為探測器材料的設備性能大幅度提高，設備能量分辨率由9.5%提升至5.5%，固有空間分辨率由8 mm提升至2.8 mm[26-28]。

表1 CZT-SPECT和傳統SPECT對比

其他碲鋅鎘探測器制造新技術也使得CZT-SPECT設備性能有了較大的提升。例如采用32通道光子計數專用集成電路可使得探測器的最大增益達400 mV/fC，計數率達到500 kHz[29]，陽極保護環的使用使得平面探測器在探測241Am時最佳能量分辨率達15%[23]。此外，針對單極型探測器結構改進的電路算法和信號處理技術，使得圖像噪聲的變異系數降至17%以下[25]，漏電流維持在0～2 nA，完全達到了醫學診斷探測器的標準。

3 碲鋅鎘探測器新技術

探測器性能的提升往往伴隨著探測器新技術的出現，下面將介紹近年來幾種應用在碲鋅鎘探測器上的新技術，并探討它們對探測器性能的影響。

3.1 雙能探頭技術

以往的核醫學探測器在探測γ射線的過程中，無論是半導體探測器還是閃爍體探測器，僅采用單一材質的探頭，基于這種探測器設計的核醫學成像設備的空間分辨率在7.5 mm左右[30-31]。較低的空間分辨率無法給醫學診斷提供更有效的臨床信息。為進一步提高空間分辨率，Lee[23]設計了一種硅與碲鋅鎘結合的探測器，其中以硅作為吸收散射線的晶體，尺寸為44.8 mm×44.8 mm，厚度為2 mm，總像素為64(間距0.7 mm)。而碲鋅鎘作為主吸收晶體，制成的尺寸為51.2 mm×51.2 mm，厚度為10 mm，總像素為64(間距0.8 mm)，具體結構如圖4所示。

圖4 雙頭Si/CZT康普頓相機成像系統[23]

經蒙特卡羅模擬，此探測器對511 keV光子的探測效率達56%。在空間分辨率方面，雙能探頭成像后的半峰全寬提高到4.3～5.2 mm。此外，在雙能探頭的基礎上，Lee等[21]采用光子計數系統，基于投影的能量加權技術將兩種能量進行減法處理，此系統輻射劑量可縮減為原來的一半。在密度為15 mg/cm3、厚度為10 mm的探測器中，將雙能剪影技術的探測器與單一材料的探測器進行對比，采用雙能減影技術后圖像的對比度噪聲比從0.3提高到了1.1，為原來的3.7倍。因此，雙能探頭的設計有望突破傳統單一材質探測器的設計思路，為臨床疾病診斷和病灶定位提供新的技術支持。

3.2 ASIC技術

電子學技術的進步使碲鋅鎘探測器在核醫學應用的潛力得到激發[32-34]。在核醫學成像中經常需要使用碲鋅鎘探測器矩陣，通常采用ASIC來讀取電流信號，這種電路擁有噪聲低和讀取能耗少等特點。自20世紀以來，多家研究機構參與了碲鋅鎘探測器前端讀取專用集成電路的研發[35-38]。常見的碲鋅鎘探測器電路基本是由晶體探測模塊、前置放大模塊、上升甄別模塊和信號通道模塊組成[39]，常規ASIC的上升甄別模塊由于受噪聲影響大，使得其電路在成像系統處理信號生成 γ射線圖像時表現不佳。對于ASIC的改進，Gao等[36]在甄別模塊前新增了一個高階脈沖整形器，其含有一個有源CR-RC整形器或兩個S-K濾波器。與未加整形器的傳統電路相比，增加整形器的ASIC的信噪比更好，當射線的能量范圍在20～250 keV時，碲鋅鎘探測器的前置放大器的輸入電荷在4 000～54 000個電子；當偏壓為240 V時，探測器的電容和漏電流分別為1 pF/pixel和96 pA/pixel；當采用0.35 μm CMOS技術和3.3 V供電時，探測器的增益可達50 mV/fC以上，等效噪聲電荷(equivalent noise charge, ENC)為100 e-+20 e-/pF。

除甄別模塊外，其他模塊近年來也得到了新的改進。Zannoni等[37]將模擬前端PCB直接連接到兩個Cd(Zn)Te/HEXITEC ASIC模塊提供電源并控制數據采集和傳輸，使用遠程DAQ板執行后端操作，具體實物如圖5所示。這種讀取設計對前置放大模塊和信號通道模塊進行了改進，改進后的電路可以同時管理4個探測器模塊的數據緩沖并進行高達1 000幀的傳輸，搭載電路后的碲鋅鎘探測器的計數率在50 kcps以下，在探測122 keV的能量光子時可達到了1%的能量分辨率，遠優于未改進時探測器的性能。在處理漏電流方面，吳昊等[40]通過spectre仿真器進行電路模擬實驗，發現采用漏電流補償電路可以有效消除漏電流對電路輸出基線的負作用。等效噪聲電荷是衡量讀出電路的重要指標，減小電路輸出噪聲可獲得較理想的ENC。在室溫條件下，采用補償電路的探測器的輸入電容為5 pF，等效噪聲電荷可控制在132 e-以下，說明電路中信號噪聲已非常小，此時的漏電流在0～2 nA，電路的輸出基線基本保持不變，完全符合探測器的后續信號處理的要求。

圖5 由DAQ板控制且帶電源線和數據線的兩個緩沖模擬前端PCB[37]

3.3 深度學習技術

為了得到更精準的醫學影像圖像，實際的核醫學診斷中往往需要將CT圖像與SPECT圖像進行融合，在圖像融合的過程中，不可避免地會產生相應的噪聲。因此，需要進行影像降噪處理，以提高醫學影像診斷準確性[41-42]。通常降低噪聲有硬件方法和軟件方法兩種有效途徑[43-44]。通過硬件升級進行降噪，可以在圖像采集階段將噪聲降低到特定的水平，但這種方法往往需要昂貴的硬件資源。軟件降噪方法的成本則相對要小得多[45]，常見的方法包括維納濾波、中值濾波和總變分算法等[46-47]，但在將γ光子轉化為電信號時，這些傳統方法的圖像信噪比依然無法得到令人滿意的效果。

近年來，深度學習技術在醫學領域的應用越來越多，尤其是在醫學影像處理方面表現卓越[48-49]。深度學習通過人工神經網絡(artificial neural network, ANN)的層層疊加模擬生物神經系統，被認為是實現人工智能最有效的方法[50]。深度學習技術需采用一定的網絡架構，如通過醫學影像研究中廣泛使用的語義分割網絡(semantic segmentation network, U-Net)架構[51]和CT影像生成的掃描衰減圖(attenuation maps, μ-map)。μ-map常被用于最后SPECT圖像的衰減校正(attenuation correction, AC)，可有效幫助“真陽性”的缺血性心臟病的診斷，減少“假陰性”診斷。Chen等[52]采用新興的深度學習架構—雙擠壓激勵殘差密集網絡(dual squeeze-and-excitation residual dense network, DuRDN)來預測生成μ-map，神經網絡經過訓練之后生成μ-map時，DuRDN的光峰值和散射值的歸一化均方誤差為(17.91±5.66)%，而U-Net光峰值和散射值的歸一化均方誤差為(19.40±6.34)%。圖6[52]為語義分割網絡和雙擠壓激勵殘差密集網絡處理后的GE Discovery NM/CT 570c SPECT/CT心臟圖像，箭頭指向的區域有更多的偽影在內部邊界上，因此，DuRDN在成像表現上要優于U-Net。這種深度學習架構對于心臟專用D-SPECT生成的μ-map進行校準，定量預測心肌灌注和左心室功能異常，最后完整重建出的AC圖像能夠有效幫助臨床缺血性心臟病的診斷。

圖6 語義分割網絡和雙擠壓激勵殘差密集網絡對SPECT/CT的掃描衰減圖[52]

3.4 電荷損失補償技術

像素型探測器的能量分辨率最高可達0.39%，是目前所有碲鋅鎘探測器中能量分辨率最高的[19]，因而被應用得最為廣泛。但是當像素尺寸較小時，晶體中的電荷云向陽極運動的過程中會擴散，從而導致相鄰像素之間存在多個重合事件，尤其當光子的作用位置靠近像素邊界時表現更為明顯，而這往往會導致光譜圖像退化。如圖7所示，當碲鋅鎘探測器電場為5 000 V/cm時，電子云尺寸與漂移距離呈正相關，若激發的電子云漂移距離很長，電荷云的擴張極易被多個像素收集[53]。

圖7 5 000 V/cm電場下的電子云尺寸-距離變化圖[53]

為了解決上述缺陷，Abbene等[54]在2018年提出了一種雙電荷共享事件的能量回收技術，雖已證實能夠應用在像素型碲鋅鎘探測器上提升探測器性能，但是這種技術只涉及相鄰兩個像素的共享事件，多像素的重合能量和對角線像素的重合能量在測量能譜中會被忽略。因此，為了恢復這些能量并提高計數效率， 2021年Buttacavoli等[53]進一步提出了兩種方法，電荷共享分辨(charge-sharing discrimination, CSD)法和電荷共享加(charge-sharing addition, CSA)法，其中CSD會排除所有的重合事件的能量，之后采用CSA進行補償。在實際測試中發現，CSA恢復后的能量往往低于真實光子能量，因此還需要補償雙電荷共享事件的能量。電荷損失補償技術與只采用單個作用事件記錄能量的方法相比，提高了探測器的計數效率；與標準的CSA技術比較，探測器的能量分辨率在原來基礎上提升了8%。由此可見，這項技術有望為核醫學射線探測提供新的思路。

4 碲鋅鎘探測器在核醫學中的應用

雖然閃爍體探測器仍是目前核醫學成像系統的主流探測器，但以碲鋅鎘探測器為代表的半導體探測器在探測效率、分辨率以及穩定性方面具有獨特的優勢，隨著碲鋅鎘探測器技術的不斷發展，其在心臟、骨骼、腦等臟器的疾病診斷上將得到更廣泛的應用[55-57]。

4.1 心臟顯像

目前，已有大量研究[58-60]表明，碲鋅鎘探測器組成的核醫學設備，能夠被應用于心臟檢查項目，包括心肌代謝、心肌灌注、心臟交感神經、血流儲備、心臟負荷與靜息等顯像。對于個人而言，心臟的缺血程度有大有小，急性缺血容易導致心肌梗死，而慢性缺血往往不容易察覺。一般心肌缺血的主要原因有兩種：一是血流量不足，二是神經傳導問題。這兩種情況需要不同的顯像劑，患者需要預約不同天數進行檢查，非常麻煩。

2013年Ben等[60]提出在心肌灌注時使用CZT-SPECT進行顯像，并通過心肌血流儲備的測定來定量分析心肌血流的狀況，但因數據偏少，對于碲鋅鎘探測器能否用于心臟成像存在一定爭議。圖8[58]是CZT-SPECT與傳統SPECT、PET在心肌灌注顯像的對比，圖中白色箭頭部分為碲鋅鎘探測器匹配部分，另一顏色箭頭表示CZT-SPECT與SPECT、PET不符合部分。張宗耀等[61]制作了心臟模型，并采用CZT-SPECT對99mTc-MIBI和123I-MIBG進行探測，發現即便不使用物理校正，也能在圖像上區分出來，對于心臟圖像判讀無明顯干擾。任俊靈等[62]在利用99mTc-MIBI對心肌進行灌注顯像和123I-MIBG對心臟交感神經進行顯像時，采用了CZT-SPECT，結果發現碲鋅鎘探測器的能量分辨率足夠高，能夠在一幅圖像上將兩種顯像劑區分出來。

圖8 CZT-SPECT與傳統SPECT在心肌灌注的顯像[58]

雖然近年來的研究證實了碲鋅鎘探測器能夠很好地應用在心臟成像上，但在CZT-SPECT進行心臟檢查時須注意檢查設備的型號，不然極易因算法處理不同而引起心臟疾病的誤診[56]。目前，在心臟檢查時，應用碲鋅鎘探測器的機器型號是D-SPECT和Discovery NM 530c，采用Corridor4DM軟件系統。這兩種機型的探測器對心臟圖像重建后顯示的空間分辨率為3.9 mm和5.2 mm，能量分辨率維持在5.3%左右[28]。因碲鋅鎘探測器技術的改進，使其能同時對99mTc-MIBI和123I-MIBG兩種顯像劑進行顯像，而整個心臟檢查時間可控制在22 min左右。Arvidsson等[63]使用神經網絡深度學習方法對碲鋅鎘的讀出信號進行處理，可以很好地預測左束支傳導阻滯和心肌缺血，能更好地輔助臨床醫生對心臟疾病進行診斷。

4.2 骨骼顯像

碲鋅鎘探測器在人體模型和臨床試驗的骨掃描方面均取得了良好的表現[64-65]。經過32次的等效迭代算法重建，CZT-SPECT能快速獲取3D高質量圖像，并很好地監測椎體骨折患者的恢復情況[66]，此方法已被廣泛地應用在臨床核醫學骨顯像中。GE公司搭載碲鋅鎘探測器的雙能骨密度儀(產品型號為PRODIGY)掃描脊柱和股骨只需30 s而全身掃描僅需4～5 min[67]。Yamane等[68]也發現，當掃描數據達25%時標準攝取值就已經達到PET的成像效果，這也體現了碲鋅鎘探測器極高的探測效率。圖9為利用Discovery NM/CT 670 CZT采集到的不同骨轉移患者的骨掃描圖，圖9(a)是非彌漫性多發骨轉移患者的掃描結果圖；圖9(b)是無骨轉移患者的掃描結果圖；圖9(c)是彌漫性多發骨轉移患者的掃描結果圖。經兩位經驗豐富的核醫學科醫生評估，僅10%和5%的圖像不符合視覺診斷要求,在相近的骨掃描參數(bone scan indexes, BSI)范圍設置下，利用ANN進行圖像處理，在100%和75%圖像上的ANN和BSI可被用于惡性腫瘤已通過骨轉移的證明，僅10%和5%的超短采集圖像不適用于初步診斷。與傳統探測器技術相比，碲鋅鎘探測器技術在骨骼掃描應用上最突出的特點是極大地縮短了掃描時間，經過3.75 min即可對全身骨骼掃描完成，并生成具有臨床診斷價值的圖像。

圖9 利用Discovery NM/CT 670 CZT 采集到的不同骨轉移患者的骨掃描圖[68]。(a)非彌漫性多發骨轉移患者的掃描圖；(b)無骨轉移患者的掃描圖；(c)彌漫性多發骨轉移患者的掃描圖

4.3 腦顯像

在腦組織成像中，研究人員首先在模型上對碲鋅鎘探測器進行了實驗。Huh等[69]使用了Derenzo熱棒體模和Zubal腦體模進行實驗，在測試的過程中發現碲鋅鎘探測器的成像時間是碘化鈉探測器的1/3，而其空間分辨率則取決于放射源的位置。在腦顯像的臨床應用時，與傳統的碘化鈉Anger-SPECT相比，CZT-SPECT的計數靈敏度和信噪比分別是其2倍和1.5倍，最后生成的圖像空間分辨率和對比度要明顯優于碘化鈉Anger-SPECT，圖10是兩種成像設備在腦顯像上的對比[70]。將碲鋅鎘探測器與360°幾何環形架構搭配，能夠讓探測器放置在非常接近患者頭部的位置進行探測，更有研究證實CZT-SPECT能夠有效應用于紋狀體功能的診斷[71]。總體而言，在腦顯像方面CZT-SPECT相比常規閃爍體SPECT的掃描速度和成像質量有了明顯提高，在腦功能異常的成像方面具有很大的應用潛力。

圖10 Anger-SPECT與CZT-SPECT的腦部成像比較[70]

5 結語與展望

隨著半導體制備工藝和探測器技術的飛速發展，雖然碲鋅鎘探測器的各項性能參數有了顯著的提升，在核醫學中的應用也越來越廣泛，但目前碲鋅鎘探測器的高能光子阻斷能力、時間分辨率和制造成本等仍制約其在核醫學診療中的進一步應用。因此，碲鋅鎘探測器及其核醫學成像設備的性能優化已成為當前核醫學成像技術的主要研究目標之一。盡管碲鋅鎘探測器在核醫學領域的應用研究已取得一定成果，但是為了提供更優質的診斷圖像以滿足臨床診斷的需求，碲鋅鎘探測器將來的研究需要重點關注碲鋅鎘晶體的制備、探測器結構改進、相適應的電子學技術以及與其他醫學影像設備的圖像融合技術。未來隨著相關的半導體制備工藝、電路及信號處理技術等的發展，碲鋅鎘探測器將在疾病診療中獲得更廣闊的應用前景。