PET 的工作原理与结构 一

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1、核医学方法与仪器 第五讲 正电子发射断层成像 金永杰 本讲座撰写人金永杰先生 清华大学教授 中国电子学会核医学电子学专业委员会副主任委员 11C13N15O18F 都是有机体的基本构成元素的同位素 用这些正电子衰变核素几乎可以观察人体的一切生理 生化过程 其中18F 的半衰期适当 (110min)18F 标记的脱氧葡萄糖 (FDG)能用于心脏 肿瘤 神经等疾病的检查 目前使用最多 虽然安装专门设计的高能准直器以后 SPECT 可以对正负电子湮灭(Annihilation)所产生的 511keV 光子成像 但是因为大部分 光子被准直器阻挡其通过率只有 0.11% 511keV 的 光子的穿透性强

2、 NaI(Tl)薄晶体对它的探测效率低 使得图像的信号 /噪声比很差 正电子发射断层成像术 (Positron Emission Tomography PET)则专门用于正电子类放射性药物显像 它不使用准直器 而是根据湮灭反应的特点 采用符合探测技术 PET 对湮灭光子的利用率比 SPECT高 20100 倍 故图像质量比 SPECT 好 一 PET的工作原理与结构 湮灭符合探测 (Annihilation Coincidence Detection ACD)的原理见图 1 正负电子湮灭时产生的两个向相反方向运动的 光子 用相对放置的两个探测器来测量 脉冲幅度分析器筛选出能量为 511keV

3、的 光子 符合电路只将两个 光子同时被探测到的湮灭事件记录到存储器中 该事件一定发生在两个探测器之间的符合探测区中 因此 ACD 又称作电子准直技术 1. PET 的探测系统 典型的 PET 采用模件拼装成多层的环形探测器 图 2 是其中的一层 处在环平面内的 光子不论朝任何方向飞行都能被探测器截获 在每两个探测器模件之间都连接着符合电路 能同时记录各个方向上的湮灭光子 因此具有最佳的几何效率 模件用锗酸铋 (Bi4Ge3O12BGO)晶体和光电倍增管构成 BGO 的有效原子序数 (74)和密度 (7.13g/cm3)都比 NaI(Tl)大 2.4cm 厚即可捕获 90%的 511keV 光子

4、 所以对高能 光子有更好的探测效率和空间分辨率 模件中厚 2.53cm 的 BGO 晶体在纵横两个方向上割槽 被分割成许多背后互连的小块 以控制闪烁光在晶体中的传播 它的背面耦合着光电倍增管阵列发生在不同晶体块中的闪烁光 在光电倍增管阵列上各有其特殊的分配样式(Pattern) 先测量出发光位置与各个光电倍增管输出脉冲幅度的对应关系 记录在查找表 (Look-up Table)里 以后有 光子进入探测器 电子学电路就能根据各个光电倍增管的输出和查找表 判断它射入了哪块晶体 脉冲幅度分析器进行能量筛选 阻止散射后改变方向的 事件进入符合电路 BGO 晶体的光子产额只有4.8/keV 探测器的能量

5、分辨率仅为 100keV 左右 所以单道脉冲幅度分析器的能量窗较宽 ( 25%) 符合电路认为时间差小于 812ns 的两个脉冲来自一次湮灭事件 湮灭点就在发生闪光的两个 BGO 晶体小块之间的连线 (称作符合线 )上 符合电路的输出脉冲命令计算机将这次事件按照符合线记录在存储器中 环形探测器上的每一块晶体与对面的一组晶体都有符合关系 形成一组扇形束的符合线 如图 3 扇形束的宽度决定了 PET 的径向视野 (Field-Of-View FOV) 一般在环中心 4050%的范围内 如果保持环的直径不变 晶体块数越多 投影采样密度就越大 断层图像的径向空间分辨率则越好 PET 的径向 FWHM

6、一般等于晶体块宽度的 0.40.5 倍为 48mm 当然 减小晶体的尺寸也能提高系统的轴向空间分辨率 由于采用湮灭符合测量 PET 的视野内空间分辨率的变化小于 5% 不像采用准直器的 SPECT那样 离探头越远空间分辨率越差 将多个探测器环叠合在一起 如图 4 可以增加 PET 的轴向 (Z)视野 为了提高探测效率 除了每层环内的直接符合之外 一般还允许在相邻的几层环之间进行交叉符合 这样在倾斜平面里飞行的湮灭光子也能被利用 将交叉符合事件的计数加权求和 就能在直接符合断层之间产生平行的附加断层图像 虽然符合法则能够排除探测区之外的湮灭事件 (见图 1) 在 PET 的各探测器环之间仍然装有

7、高原子序数物质 (如铅 )制成的隔片 (Septa) 如图 4 用以阻挡来自探测区之外的 光子 这些光子可能是由别处的湮灭事件产生 但是经过人体或周围物体散射进入该探测器环 也可能是杂散的单个 光子 它们对真实的数据没有贡献 却会增加探测器和电子线路的负担 造成信号堆积 加大系统的死时间损失 它们进入探测器还会发生散射符合 (Scatter Coincidence)和随机的偶然符合 (Accidental Coincidence) 形成假的计数 隔片可以将散射符合率从 2540%减少到 1525% 隔片挡掉了无用的 光子 降低了计数率 偶然符合的几率也会减少 多环 PET 的隔片 既要不影响相

8、邻环之间的交叉符合 又要尽量限制轴向的探测范围 以减少假符合计数 一些新型 PET 可以方便地安装和撤除隔片 隔片撤除后 交叉符合的层间跨度变宽 能够进行三维数据采集 (3D Data Collection)此时轴向的探测立体角大大扩展 系统的探测灵敏度能够提高一个量级 因为没有 SPECT 使用的吸收准直器 所以 PET 的计数率达到每秒钟百万以上 PET 必须采用快电子学 双极性窄脉冲成形 反堆积 局域触发 全数字化等尖端电子技术 具有纳秒 (ns 10-9s)级的定时精度 探头模件化的好处是它们彼此独立 能够并行工作 使系统具有高计数率处理能力 2. 飞行时间法测量 符合技术只能知道湮灭

9、所发生的符合线 把湮灭事件按符合线统计 得到每条线上的事件数 这就是投影值 用它可以重建药物分布的图像 在第四讲的统计噪声的讨论中我们谈过 : 无论解析算法的反投影过程 或者迭代算法的修正过程 都假设投影线经过的各个象素对投影值的贡献是均匀的 每个象素的重建值都受投影线上所有象素的影响 这导致投影线上的象素之间统计误差传播 使断层图像的信号 /噪声比下降 投影线越长 它经过的象素越多 重建过程传播的统计误差越大 随着电子学的进步 飞行时间法 (Time-Of-Flight TOF)开始应用在 PET 上它测量两个 光子到达探测器环的时间差 根据光速估计出湮灭事件在符合线上的大致位置 由于 TO

10、F 提供了更多信息 所以能获得质量更高的图像 假如探测系统的时间分辨率能达到 0.6ns 定位范围大约为 30cm/ns 0.6ns 2=9cm 重建图像时加入这项约束 反投影长度可以缩短 参与运算的象素数目减少 统计误差的传播效应减轻 图像的信号 /噪声比提高 系统的时间分辨率越好 信号 /噪声比的改进越明显 此外 知道了湮灭事件的大致位置 就可以判别和剔除一部分来自病人体外的湮灭事件 散射事件和偶然符合事件 ; 提高了定时精度 还能缩小符合电路的时间窗 降低偶然符合的几率 这都有利于提高图像质量 3. 临床实用型 PET 系统 PET 是最贵的 CT 设备 (13 百万美元 /台 ) 它还

11、需要同样昂贵的回旋加速器(Cyclotron)和一系列示踪药物制备装置与之配套 以便就近生产半衰期很短的正电子类放射性药物 如何降低造价是临床实用型 PET 的主要研究目标 有人正在研制低成本的固体和气体位置灵敏探测器模件 用它们构成直径可伸缩的多边形探测器系统 在每两个相对的模件之间都连接有符合电路 如图 5 由于模件的边缘往往是不能利用的探测死区 尤其在作躯体显像时模件向外推移 多边形张开 会有一部分 光子逃逸 所以探测效率不如全封闭的环形探头 为了弥补缺失的投影 采集数据时整个探测系统需要作一定角度的转动 还有些双探头 ECT 如 ADAC 公司的 MCD Elscint 公司的 Hel

12、ix 通过增加NaI(Tl)晶体的厚度以适合探测高能 光子 减小探头的死时间以获得高计数率并在两个探头之间添加符合电路 成为 SPECT/PET 两用系统 它的价格只有几十万美元 然而厚晶体的空间分辨率较差 NaI(Tl)探测高能 的效率也不如 BGO双探头只能截获部分 光子 所以它的图像分辨率 (FWHM=68mm)和信号 /噪声比都比标准 PET 差一些 MCD 必须作 180的旋转扫描 数据获取时间也比标准PET 长 4. 信号放大技术 上一讲介绍过 为了抑制统计噪声 在滤波反投影法重建断层图像的过程中加入了低通滤波器 考虑到尽可能多地保留图像的细节 滤波器的截止频率一般定在探测器的最高

13、响应频率 (1/FWHM)附近 图 6 是具有不同空间分辨率的探测器的调制传递函数 (Modulation Transfer Function MTF) 即频率响应特性曲线虚线处是 FWHM=1.2cm 的探测器的低通滤波器截止频率 保持此滤波器不变 在同样计数下噪声水平也不变 如果我们将探测器的空间分辨率 (FWHM)提高到 0.8 0.6 甚至 0.4cm 低通滤波器通带内图像的各种频率成份都加大 因此信号 /噪声比提高了 ; 而且高频成份增加 图像的空间分辨率也得到改善 这就是信号放大技术 (Signal Amplification Technique SAT 这说明 : 提高探测器的空

14、间分辨率可以改善 PET 的成像质量 换一个角度讲 要得到同样质量的图像 高空间分辨率的 PET 只需更少的计数 可以缩短采集时间或者减少注射剂量 这对临床应用是非常有意义的 信号放大技术对 SPECT 作用不大 因为提高 SPECT 探头空间分辨率的办法是使用高分辨率准直器 然而它的灵敏度却随分辨率的提高成二次方地降低 从而抵消了对信号 /噪声比的改善 PET 则依靠减小探测单元的尺寸来提高空间分辨率 这不会损失探测灵敏度 因此 SAT 能够改善 PET 的成像质量 二 误差校正 引起 PET 成像误差的因素很多 : 正电子类药物强度的快速衰变 高计数率造成的系统死时间损失 偶然符合 散射和

15、人体吸收衰减的影响 探测器灵敏度不一致 统计噪声等等 如果不加以校正 这些因素都会严重影响 PET 的成像质量 1. 衰变校正 在第一讲中介绍过 放射性衰变 (Decay)会使药物的强度按照指数规律逐渐降低 正电子类核素的寿命都非常短 测量过程中药物放射性强度的变化在静态采集中可以不管 但是对于动态采集 全身扫描 门控采集和定量研究则必须考虑 根据指数衰变规律 注射时放射性强度为 A0 的药物经过时间 t 采集某一帧的时候 放射性强度下降到 A(t)= A0e- t这里 l 是核素的衰变常数 据此不难从t 时刻的药物放射性强度 A(t)求出注射时刻的强度 A0=A(t) e t如果各帧的采集时

16、间比药物的半衰期短 可以忽略在每帧采集过程中放射性强度的变化 把 e t作为刻度因子乘以该帧各个象素的计数值 就能将图像归一到注射时刻的情况 t用从注射起到这一帧采集的中点时刻来近似 2. 散射符合和偶然符合校正 散射符合和偶然符合事件在空间分布上比较均匀 它表现为叠加在真实图像上的缓变本底 造成图像的对比度下降 定量关系破坏 为了减少假符合 改善图像质量 除了在 PET 的探测器环之间设置隔片以外 还可以采用闪烁光持续时间短的晶体 快电子学电路和尽量窄的符合时间窗 尽管如此 在 PET 的数据中假符合事件与真实事件之比大约为 1 3 而且随着放射性药物强度的增加 偶然符合比真实符合增加得更快 散射符合与病人体内的放射性分布 PET 的设计和周围环境有关 难以精确测量和估计 我们可以在视野边缘没有放射性药物的地方测量符合计数率 根据散射符合事件分布比较均匀之特点 外推估计