PET的基本原理

1、P PositronositronE EmissionmissionT Tomographyomography正電子發(fā)射斷層成像小組成員：肖云青小組成員：肖云青 鄒巖松鄒巖松 余志豪余志豪 2014.7.23CANCER HOSPITAL CAMS3 上世紀(jì)20年代物理學(xué)家就從理論上推斷有帶正電荷的正電子存在。 20世紀(jì)30年代開始對放射性核素的物理、化學(xué)性能進行了深入研究，發(fā)現(xiàn)了它們在生物學(xué)和醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用價值。 1953年Dr. Brownell和Dr. Sweet就已研制了用于腦正電子顯像的PET顯像儀。 60年代末出現(xiàn)了第一代商品化PET掃描儀，可進行斷層面顯像 1976年由Dr. P

2、helps和Dr. Hoffman設(shè)計，由ORTEC公司組裝生產(chǎn)了第一臺用于臨床的商品化的PET。 20世紀(jì)80年代更多公司投入了PET研制，島津（Shimadzu,1980）、CTI公司（1983）、西門子公司（Siemens，1986）通用電氣公司（GE，1989）、日立公司（Hitachi，1989）和ADAC公司（1989）POSITRONPET系統(tǒng)已日趨成熟，許多新技術(shù)用于PET產(chǎn)品，如：采用了BGO和LSO晶體的探測器、引用了數(shù)字化正電子符合技術(shù)、切割晶體的探測器模塊等，使PET系統(tǒng)的分辨率小于4mm。90年代中期，在發(fā)達國家PET已成為重要的影像學(xué)診斷工具PET的歷史的歷史國內(nèi)國

3、內(nèi)PET研發(fā)現(xiàn)狀研發(fā)現(xiàn)狀 1983年中國科學(xué)院高能物理所開始研制PET； 1986年高能所研制出國內(nèi)第一臺PET樣機； 1990年6月高能所與廣州威達公司合作研制第一臺PET（兩環(huán)）； 1992年9月該機交付中日友好醫(yī)院臨床使用； 1997年7月高能所與威達公司研制成第二臺PET，并交付北京阜外醫(yī)院使用。 目前國內(nèi)已經(jīng)有多家單位在研制基于模塊化BGO晶體加光電倍增管方式的醫(yī)用PET。國內(nèi)研制生產(chǎn)PET，可打破國外廠家在該領(lǐng)域內(nèi)的壟斷，帶動國內(nèi)相關(guān)學(xué)科如核探測、核電子、數(shù)據(jù)處理技術(shù)向產(chǎn)業(yè)化和實用化發(fā)展，帶動國內(nèi)核醫(yī)學(xué)設(shè)備自主開發(fā)的水平，是件利國利民的好事。數(shù)據(jù)重組CANCER HOSPITAL

4、CAMS21PET的結(jié)構(gòu)的結(jié)構(gòu)光電探測器符合處理探測器環(huán)處理電路光電探測器處理電路符合處理器圖像圖像重建 探測器工作原理探測器工作原理CANCER HOSPITAL CAMS14符合探測原理符合探測原理符合符合探測技術(shù)能在符合電路的時間分辨范圍內(nèi)，檢測同時發(fā)生的放射性事件。利用符合探測技術(shù)可以進行正電子放射性核素示蹤成像。使用符合探測技術(shù)，起到電子準(zhǔn)直作用，大大減少隨機符合事件和本底的同時提高了探測靈敏度。探測器1探測器2脈沖處理器脈沖處理器PET成像基本原理： 標(biāo)記有能夠產(chǎn)生放射性核素（18F等）的示蹤藥物進入人體后，會隨血流分布全身，通過自身的生物學(xué)性質(zhì)，“靶向”定位于特定細(xì)胞或者組織，參

5、與特定的生物過程；這些放射性核素在衰變時會產(chǎn)生的正電子，當(dāng)這些正電子與組織中的電子相遇時就會發(fā)生正負(fù)電子對湮滅反應(yīng)，從而產(chǎn)生在同一直線上兩個能量為511keV飛行方向相反的光子，這兩個光子可以確定一條反應(yīng)線，如果在LOR的兩端正好有一對探測器，通過獲得的相關(guān)信息，就可以來確定湮滅事件點在LOR線上的位置 ，然后通過后端的圖像重建程序，可以在線重建輻照離子空間分布的影像。PET就是通過符合測量正負(fù)電子對 湮滅反應(yīng)產(chǎn)生的兩個飛行方向相反的 光子實現(xiàn)圖像重建的。 TOF-PET和PET成像的基本原理是 一樣的。 TOF-PET引入了飛行時間TOF信息 后，可以明顯的縮短圖像重建的時間， 有效降低本底

6、噪聲，提高成像的質(zhì)量。12 正電子湮滅前在人體組織內(nèi)行進13mm。 湮滅作用產(chǎn)生:- 能量（光子是511 KeV)。- 動量 同時產(chǎn)生互成180度的511 keV的伽瑪光子。正電子湮滅+1-3mm511KeV511KeV10正電子核素 半衰期產(chǎn)物Carbon-11Nitrogen-13Oxygen-1520.5 min10.0 min2.1 min14N(p,)11C16O(p,)13N14N(d,n)15OFluorine-18110 min18O(p,n)18F (F-)20Ne(d,)18F(F2)Gallium-6868 minGe-68 的子體(271天)Rubidium-82 1.

7、27 minSr-82 的子體(25天) C, N, O, F 等成分直接參與人體生化代謝正電子藥物CANCER HOSPITAL CAMS13常用正電子放射性核素的物理特性放射性核素11C13N15O18F68Ga82Rb半衰期（min）20.310.02.0109.867.81.3最大正電子能量（MeV）0.961.191.700.641.893.35最大射程（mm）5.05.48.22.49.115.6平均射程（mm）0.280.601.100.221.352.60CANCER HOSPITAL CAMS11正電子成像的物理基礎(chǔ)正電子放射性核素通常為富質(zhì)子的核素，它們衰變時會發(fā)射正電子。

8、原子核中的質(zhì)子釋放正電子和中微子并衰變?yōu)橹凶樱篜 P n n + + + + 其中P P為質(zhì)子，n n為中子，為正電子，為中微子。正電子的質(zhì)量與電子相等，電量與電子的電量相同，只是符號相反。通常正電子（）衰變都發(fā)生于人工放射性核素。9PET影像的設(shè)備回旋加速器放化標(biāo)記設(shè)備PET影像系統(tǒng)正電子核素制備正電子示蹤劑制備PET影像獲取CANCER HOSPITAL CAMS 探測器必須具備以下基本性能: ( 1 ) 高阻止能力; ( 2 ) 高空間分辨率; ( 3 ) 高能量分辨率; ( 4 ) 高時間分辨率; ( 5 ) 造 價 便 宜。 當(dāng)前面臨的主要挑戰(zhàn)是研發(fā)適用于多模態(tài)成 像設(shè)備、具有 DO

9、I(Depth Of Interaction)和TOF(Time Of Flight)性能的探測器器件和設(shè)計結(jié)構(gòu)。1.2 現(xiàn)代PET對探測器性能的要求2 2、PETPET探測器器件技術(shù)的進展探測器器件技術(shù)的進展2 . 1 2 . 1 閃爍晶體的發(fā)展閃爍晶體的發(fā)展閃爍體材料大致可分為以下三類：用于射線探測的CsI(Tl)晶體無機閃爍體：包括堿金屬鹵化物晶體（如NaI(Tl)、CsI(Tl)等）、其他無機晶體（如CdWO4、BGO等）、玻璃體有機閃爍體：有機晶體（如蒽、芪等）、有機液體、塑料閃爍體氣體閃爍體：如氬、氙等NaI晶體 LaBr晶體 NaI(Tl)晶體是較早應(yīng)用于PET的閃爍晶體,其光產(chǎn)

10、量很高,因此能量和空間分辨率令人滿意,但衰減時間長,增加了系統(tǒng)死時間和隨機符合率,而且密度低,阻止能力較差 BGO晶體的衰變常數(shù)大,光產(chǎn)量低,能量分辨率差,但密度 大,阻止本領(lǐng)強,靈敏度高 新型晶體LSO和LYSO是響應(yīng)速度快、光產(chǎn)額高及高密度的閃爍晶體,它們能夠滿足TOF-PET的性能要求。 GSO晶體的阻止本領(lǐng)和光產(chǎn)額較低,但其能量分辨率和光產(chǎn)量的均勻性,要優(yōu)于LSO,基于GSO晶體的PET，設(shè)備的整體系統(tǒng)能量分辨率甚至超過基于LSO晶體的PET設(shè)備。 光電探測器的選擇 光電倍增管主要由入射窗、光陰極、倍增系統(tǒng)( 柵極、打拿極)、陽極等構(gòu)成 由晶體產(chǎn)生的熒光經(jīng)光電倍增管的入射窗打在光陰極上

11、, 發(fā)生光電效應(yīng), 打出電子, 電子在光電倍增管的打拿極上逐級倍增, 最后被陽極收集, 形成電信號2 . 2 2 . 2 光電探測器的進展光電探測器的進展 光電倍增管(photomultipliertube,簡稱PMT)是PET中應(yīng)用最為廣 泛的光電探測器,是閃爍晶體探測器的驅(qū)動器。它具有高增益(典型值是106量級)、低噪聲和低成本的特性,通常要求的偏置工作電壓為800-1200V。 傳統(tǒng)PMT體積大,無法實現(xiàn)晶體和PMT的一對一耦合,限制了利用它制造高分辨率PET探測器的能力。 硅光電倍增器件(SiPM )是近年來逐漸興起的一種用于PET的光電探測器件與傳統(tǒng)的光電倍增管(PMT )相比，它有

12、著尺寸小工作電壓低對磁場不敏感等優(yōu)點。 PMT APD3 PET 探測器設(shè)計技術(shù)的發(fā)展 必須認(rèn)識到PET探測器的性能不僅取決于件本身的特性,還有賴于探測器的設(shè)計 結(jié) 構(gòu)。近幾年,各種各樣創(chuàng)新的探測器設(shè)計和解決方案不斷涌現(xiàn),總的目的是獲得更高的空間分辨率、快速響應(yīng)時間、高靈敏度和合理的性價比。3.1 DOI3.1 DOI技術(shù)技術(shù) 目前DOI探測器主要由不同種類閃爍晶體層疊而成,其工作模式是利用不同閃爍晶體衰減時間的不同而產(chǎn)生的脈沖形狀差別,進行脈沖形狀分析( 簡稱PSD) ,判定光源產(chǎn)生于哪一層晶體中,進而 確定光子所在LOR線的精確位置。目前已經(jīng)設(shè)計生產(chǎn)出多種閃爍晶體的組合模式,也嘗試在LSO

13、, LYSO或GSO 中進行各種摻雜,進一步改變它們的衰減時間以便進行脈沖形狀鑒別。其它 D O I解決方案包括晶體偏移、雙端光比率定位、光耦合率變化定位等 方 式。3 . 2 TOF-PETTOF-PET技術(shù)技術(shù) TOF技術(shù)的主要優(yōu)勢是減小統(tǒng)計噪聲,TOF-PET與非TOF-PET相比,統(tǒng)計噪聲可以減小一個數(shù)量級。LSO,MLS,LGSO,LYSO和LPS等晶體的出現(xiàn),使TOF技術(shù)快速發(fā)展并投入臨床應(yīng)用。例如,Philips公司開發(fā)的基于LYSO的商品化TOF-PET,具有600ps的符合探測分辨率。光電探測器(PSPMT、APD、SiPM)、ASICs電路、新型探測器模塊結(jié)構(gòu)以及圖像重建算

14、法的發(fā)展,共同促進了TOF技術(shù)的發(fā)展與應(yīng)用。 TOF-PET TOF-PET優(yōu)勢優(yōu)勢： TOF-PET可有效提高圖像質(zhì)量,降低放射性藥物劑量,縮短掃描時間,提高檢查效率,同時在某些無法保證角度采樣的條件下,TOF也表現(xiàn)出明顯的優(yōu)勢,為臨床診斷和臨床前研究帶來新的變革。CANCER HOSPITAL CAMS34將來的探測器技術(shù) 固體探測器： 閃射體光敏二極管光電倍增管 光敏二極管進行射線定位 每個組塊一個光電倍增管測定能量和定時 可以使用價格較便宜的針狀二極管 閃射體光敏二極管（無光電倍增管） 光敏二極管完成全部定位、能量和定時功能 要求使用昂貴的雪崩光敏二極管，成本較高直接轉(zhuǎn)換型探測器 要求

15、研究一種高密度、高阻斷能力的材料CANCER HOSPITAL CAMS22PETPET的數(shù)據(jù)采集正電子湮滅作用產(chǎn)生的湮滅光子同時擊中探測器環(huán)上對稱位置上的兩個探測器。每個探測器接收到光子后產(chǎn)生一個定時脈沖，這些定時脈沖分別輸入符合線路進行符合甄別，挑選真符合事件。符合線路設(shè)置了一個時間常數(shù)很小的時間窗（通常15ns15ns），同時落入時間窗的定時脈沖被認(rèn)為是同一個正電子湮滅事件中產(chǎn)生的光子對，從而被符合電路記錄。時間窗排除了很多散射光子的進入。PET影像的重建 傳統(tǒng)的PET重建將LOR探測到的計數(shù)等權(quán)重地分配到LOR的全部路徑上,TOF則將探測到的計數(shù)按照不同的權(quán)重分配到與時間分辨率相對應(yīng)的

16、LOR路徑上,有效地降低了噪聲的傳播。采用TOF技術(shù)后,信噪比的提高與時間分辨率所對應(yīng)的路徑長度成反比,獲得同樣的圖像質(zhì)量,TOF-PET所需要的事例數(shù)要遠遠小于非TOF-PET的。總結(jié)與展望 在PET應(yīng)用中, 無論何種探測器, 其未來的發(fā)展方向都要提高空間、時間分辨率和靈 敏 度,并 且滿足多模式成像設(shè)備(PET/CT和PET/MRI) 的設(shè)計需求,研究高性能閃爍晶體和光電探測器、實現(xiàn)TOF和DOI技術(shù)成為關(guān)鍵。在當(dāng)前及未來相當(dāng)長的時期內(nèi),最有前途且占統(tǒng)治地位的探測器仍將是基于閃爍晶體的探測器。半導(dǎo)體探測器雖然能量分辨率很高,但阻止能力差,費用也較高,與閃爍晶體相比,整體上并無顯著優(yōu)勢。SiPM是具有最佳成本效益和高性能的光電探測器,閃爍晶體與SiPM結(jié)合,可實