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1、核医学仪器与辐射测量 郑州大学第一附属院孙秉奇 第一节核医学仪器 一 闪烁探测原理二 计数器原理三 液体闪烁计数器四 核医学成像的分类五 医用回旋加速器六 单光子发射成像 SPECT 七 正电子发射成像 PET 八 衰减校正与图像融合 基本知识 测量射线的种类 射线探测基本原理 射线与物质相互作用 射线 光 电 转换基本组成 探测器 电子学线路 一 闪烁探测原理 构成 闪烁体 光电倍增管 前置放大器 固体NaI Tl BGO LSO闪烁体液体闪烁液 1 NaI Tl 闪烁探测器 目前实验核医学仪器与临床核医学仪器的探测器多采用NaI晶体作为能量转换介质 探测器是由NaI晶体 光电倍增管 前置放
2、大器三部分组成 井型NaI晶体光电倍管 探测器的基本组成 射线与电脉冲信号转换原理 光子或带电粒子入射NaI闪烁晶体 闪烁体分子激发 退激 发出闪烁荧光 射入光电倍增管阴极产生光电子 联极倍增负电子流 阳极 使阳极电位瞬间下降 在RC电路形成电脉冲信号 CR 闪烁探测的两个重要关系 1 入射射线的能量正比于脉冲幅度 高度 2 单位时间内入射射线的强度 活度 正比于脉冲个数 2 液体闪烁探测 闪烁液组成 溶剂 99 以上 M 闪烁剂 1 以下 F 第二闪烁剂 匹配 液体闪烁探测主要用于测量低能 射线H3能量18 6KeV半衰期12 33年C14能量158KeV半衰期5692年 1 3E max
3、E max 1 3 液体闪烁探测原理 射线发出的能量被溶剂分子吸收 使溶剂分子激发 退激时大部分以热能形式消耗 仅有小部分能量传递给闪烁剂并使之激发 退激时产生闪烁荧光 液体闪烁测量为空间4 分布测量 阴极 射线 溶剂 闪烁液 M M M F F MF F h 二 免疫计数器 主要用于放射免疫测定 使用的射线为I125核素 能量为35KeV 半衰期59 17天 NaI晶体采用井型探测方式 并用铝材料封装 免疫计数器原理框图 PMT 主放大器 单道脉冲高度分析器 定标器 高压 低压 微机 样品试管 单道脉高度分析器反符合原理 E1 E2为域值 E 道宽 E2 E1反符合原理 Ui E1无输出E1
4、 ui E2有输出Ui E2无输出 上限 下限 反符合 uo ui ot E2 E1 三 液体闪烁计数器 Nc 2 n1n2n1 n2分别是单管各自计数Nc两恻输出相遇的符合计数 符合分辨时间20 50ns 探头A 探头B 快符合 门控 放大器 单道输入 12345 样品 2 A B 液体闪烁计数器 液体闪烁测量采用双探头探测主要是为了消除测量本底 光电倍增管热噪声等随机信号 液闪计数器为了进行淬灭校正 需要对样品进行多道测量并加以比较 因此 仪器多为3 5个测量道并将每个测量道的域值 道宽调为不同的值 四 核医学成像的分类 核医学成像是将放射性核素注射到人体内后 由于放射性核素参与人体内的正
5、常或异常功能和代谢变化 因而可以通过放射核素在体内分布和代谢反映人体内的病理或生理变化 通过探测装置在人体外探测体内放射性核素分布 观察体内病理或生理过程 核医学成像仪器分类 照相机单光子发射型计算机断层仪 SPECT SinglePhotonEmissionComputedTomography 正电子发射型探测仪 PET PositronEmissionTomography 复合电路探测系统 CoincidenceDetector 核医学成像所需放射性核素 单光子核素 相机 SPECT 符合电路探测系统正电子核素 PET 符合电路探测系统 单光子核素 核反应堆生产 在生产过程中 用中子轰击母
6、靶 得到过剩的中子而变成激发态 激发态的原子核在衰变中放出一个 粒子 此时原子核处于不稳定状态 回到基态时释放出 光子 光子是单方向也是单个的 称单光子核素 140KeV 计数 能量 235U 99Mo 核反应堆生成的单光子核素 99mTc 核反应堆生成的单光子核素 正电子 双光子 核素 回旋加速生产 缺中子 质子转化为中子 产生一个 粒子 正电子 粒子在组织中与负电子结合 形成大小相等方向相反的一对 光子 回旋加速化学合成器 医用回旋加速器生成的放射性核素 五 医用回旋加速器 什么是加速器 通过电磁场对带电粒子加速使其获得足够能量轰击目标靶的设备就是加速器 加速器的种类 直线加速器 回旋加速
7、器 直线加速器 1955年首台医用回旋加速器 英国 医用回旋加速器 住友HN 20 回旋加速器原理 在周期性变化的电磁场中 沿着圆形轨道将带电离子进行加速 轰击原子核 使其发生裂变 用以生产短半衰期正电子放射性核18F 13N 15O和11C 医用回旋加速器结构 医用回旋加速器工作原理 在回旋加速器中心部位的离子源 经高压电弧放电使气体电离 发射带电粒子束流粒子 束流在高频动态电场电极盒中加速 H2氢气体 H 质子 protons D2氘气体 D 氘核 Deuterons 医用回旋加速器工作原理 磁场 带电粒子在均匀电场中按电场方向受力得到加速 带电粒子在均匀磁场中运动 受到与粒子运动方向和磁
8、力线方向垂直的磁场力作用 使粒子运动方向偏转 医用回旋加速器工作原理 医用回旋加速器工作原理 常用正电子核素靶 气体靶 固体靶 六 单光子发射成像 放射性核素 单光子核素探测方式 单光子吸收性直探测 单探头SPECT 双探头SPECT SPECT结构 P12 探测器结构与光电倍增管排列 P10 P11 P9 P8 P4 P5 P6 P7 P2 P1 P3 P13 P14 P15 P16 P17 P18 P19 NaI闪烁晶体 X X Y Y 位置信号和能量信号X X X ZY Y Y ZZ X X Y Y 位置权重电阻矩阵示意图 20202020 X 20 X 20 Y 20 Y 20Z S1
9、0 20 20 20 20 S10 80X S10 20 20 S8 80 0 0Y S10 20 20 S8 80 0 0 P8 A8 P10 A10 0402020 X 0 X 40 Y 20 Y 20Z S8 0 40 20 20 S8 80X S8 0 40 S8 80 0 5Y S8 20 20 S8 80 0 0 闪烁点的位置和显示器对应 准直器类型 SPECT基本工作原理框图 投影数据采集 均匀性线性校正 旋转中心校正 图像重建 衰减校正 断层图像显示 SPECT图像采集 静态采集动态采集平面门控采集断层采集门控断层采集全身采集 甲状腺静态显像 1234 静态肺通气和肺灌注显像1
10、 3肺通气2 4肺灌注 血流像 共行成像 肾动态显像 功能期静态 排泄期静态 功能期静态 排泄期静态 平衡法门控心血池显像 SPECT影像的重建 反向投影重建按照投影方向把投影数据反投向来的方向 其结果得到带有星状伪影的图像 滤波反向投影重建用滤波函数把反向投影图像的星状伪影去除 其结果得到较精确的重建 SPECT影像的重建 骨断层显像原始投影 滤波反投影重建 1 2 门控心肌灌注断层显像 门控心肌灌注断层显像 RAW PLANARASTONISH VXGPCollimator ASTONISH 全身骨显像 七 正电子发射成像 正电子发射成像中 确定探测光子的方向性采用的是湮没符合探测 而不是
11、吸收性直探测 正电子湮没辐射 单光子吸收性直探测 PET成像的物理基础 b e g 511keV g 511keV b 18F FDG 符合探测一对 光子 1 PET探头系统是由数个探测器环构成 2 湮灭产生的两个光子被探头内的两个探测器分别探测到 3 两个光子由于在体内经历的路径不同 分别到达两个探测器的时间也有一定的差别 4 探测到这两个光子过程称为探测符合事件 5 探测到光子后即可确定体内有放射性核素分布投影 6 图象重建确定体内核素的分布 当第一个探测器探测到一个511Kev光子后要同时检测第二探测器上是否在规定时间内 0 15nSec 探测到另外一个511Kev的光子 如果探测到我们
12、就能够确定有一个湮灭发生 同时在投影相映位置记录一个计数 电子准直器探测 电子准直器的探测和每个探测器大小以及晶体的厚度有关系 特别是灵敏度和晶体的大小成正相关性 PET环形探测器 PET的探头结构图 隔栅 39环PET 13 13 52环PET 39环 3 block环 光电倍增管 电路 52环 4 block环 光电倍增管 电路 13 13 Block PET探测器的环与断层面的关系 2D采集模式 模块结构探测器是在一块大晶体上刻许多槽 把晶体分成8 8或13 13的小矩阵 后面连接4个光电倍增管构成 单一模块构成的PET为8环或13环 3个模块并列则可构成24环或39环的PET PET的
13、纵向视野及断层面的数目与环数成正比 断层面数 环数 2 1 24环有47个断层面 39环有77个断层面 在同一环内 探测器与对侧探测器的符合为直接符合 探测器与相临环内对侧探测器的符合为交叉符合 PET的2D和3D采集的原理 septaemployedlowsensitivityhigherdoserequiredlengthyscantimeslowscatter noseptahighsensitivitylowerdoserequiredshortscantimeshigherscatter 2DACQUISITIONMODE 3DACQUISITIONMODE 2D采集的灵敏度 Cou
14、nts AxialFieldofView ScannerCrossSection 2D Septa In2Dacquisitionmode septaservetolimitthephotonacceptanceangle 2D采集时由于有隔栅片 轴向视野中灵敏度响应曲线接近平直 3D采集的灵敏度 Counts AxialFieldofView 2D ScannerCrossSection 3D In3Dacquisitionmode septaareremoved resultinginmuchlargerphotonacceptanceangle NoSepta 3D采集由于去除隔栅 进行
15、全视野符合 在轴向视野中 符合计数的增加是不均匀的 中心位置较显著 而轴向视野的两端几乎得不到增加 通常轴向视野中心的计数是两个边缘计数率的5 6倍 2D和3D采集在全身扫描中的差异 3D采集的优势 信息量比2D提高6倍 更高的灵敏度更高的信噪比 NEC 更短的扫描时间优异的图像质量 2D 3D 必须使用优异的散射和随机符合校正 需要强大的计算机性能和优异的重建算法 7bedsx2minbed 14minscans EMExample TrueImage FirstImage RatioofDatatoEstimate 10 0 75 1 25 1 00 3 10 PET影像的重建 为加快EM
16、迭代收敛 采用OS EM算法 PET影像的重建 TrueImage Iteration0 Iteration1 Iteration5 Iteration10 Iteration20 八 衰减校正与图像融合 衰减对采集的影响与校正的方法图像融合的意义 射线衰减的影响 两个光子被探测到只有一个光子被探测到两个光子均未探测到 NO代表自体内发出的 射线数 射线通过人体后 组织的衰减系数为 探测到的射线数为N1则 N1 NOe 1 2 n 采用固定的透射源 让射线穿透人体后被探测器接收 推算出组织衰减系数 Ln Y1 YO 式中YO是穿透源的射线数 Y1是穿透人体后衰减的射线数 Ln为自然对数 当我们让透射源和探测器绕人体旋转进行扫描采集 这时就可获得类似CT图像的衰减系数分布图 旋转放射源和探测器获得人体内衰减系数 衰减校正的方法 同位素方法 采用放射性同位素CS137或Gd153作为穿透源进行衰减校正 这类方法简单 价格低 但是由于放射源光子通量低 校正图象的信息量远不如X线方法所得的CT图象 为避免射线漏出 放射源还要求具有很好的屏蔽 X线方法 采用CT技术成本较高 但是所得图象质量高
