裴昌旭，文 婧，劉美樓，郭 典，張慶華，黃 川，李英幗，尹永智，陳熙萌

(蘭州大學，甘肅 蘭州 730000)

碳離子放射治療相對于傳統(tǒng)的光子放療有著獨特的劑量分布優(yōu)勢，對腫瘤帶來足額劑量的同時能夠大大減小對正常組織的損傷，因此得到越來越廣泛的應(yīng)用[1]。由于倒轉(zhuǎn)的劑量分布，碳離子治療更需要精確的劑量監(jiān)測方式以避免對重要器官產(chǎn)生嚴重的傷害。碳離子與人體組織相互作用時，會通過彈核碎裂和靶核碎裂反應(yīng)產(chǎn)生11C、10C、15O等正電子核素。正電子核素通過β+衰變放出正電子，正電子與電子湮滅后產(chǎn)生一對方向相反、能量為511 keV的γ光子。PET通過符合探測湮滅產(chǎn)生的一對γ光子，經(jīng)圖像重建后得到正電子核素的分布，進而得到碳離子治療時物理劑量的分布情況。

在上世紀70年代，美國的勞倫斯伯克利國家實驗室的研究人員第一次將正電子發(fā)射計算機斷層成像(positron emission tomography, PET)用于測量19Ne治療的劑量分布[2]。德國重離子研究中心(Gesellschaft Für Schwerionenforschung, GSI)研制出了雙平板型PET用于碳離子在束監(jiān)測[3]。日本國立放射線醫(yī)學綜合研究所(National Institute of Radiological Sciences, NIRS)開發(fā)出了雙環(huán)、單環(huán)的人體OPEN-PET，可用于在束監(jiān)測、藥物研究等多種用途的PET成像[4-8]。意大利國家腫瘤強子治療中心(Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica, CNAO)研制的雙平板DoPET(dosimetry positron emission tomography, DoPET)系統(tǒng)能夠在開始治療的幾分鐘內(nèi)得到劑量在線監(jiān)測反饋[9]。中科院近代物理研究所開發(fā)了雙平板PET原型樣機，并開展了碳離子治癌相關(guān)的基礎(chǔ)研究[10]。

用于粒子治療的PET可以根據(jù)其在治療時測量的方式分為在束監(jiān)測PET(in-beam PET)、離束監(jiān)測PET(in-room PET)和離線監(jiān)測PET(off-line PET)等。不同于離束監(jiān)測PET和離線監(jiān)測PET在治療結(jié)束后進行成像[10-11]，在束監(jiān)測PET在放射治療過程中一邊放療、一邊實時成像，能夠?qū)χ委熜ЧM行及時反饋和對治療計劃進行實時修正。在碳離子治療過程中，正電子核素的活度不高，采用在束監(jiān)測PET測量的方式，能夠充分利用治療過程中產(chǎn)生的正電子核素進行成像。但由于其特殊的測量模式，在束監(jiān)測PET通常會留出一個開放式的空間以避免與束流的相互作用。常用的結(jié)構(gòu)有雙平板型[9,12]、C型[13]等。由于在束監(jiān)測PET采用非全環(huán)的結(jié)構(gòu)，其圖像質(zhì)量沒有采用全環(huán)結(jié)構(gòu)的離束監(jiān)測PET和離線監(jiān)測PET的圖像質(zhì)量高。如何使PET探測器不阻擋束流而又不使圖像質(zhì)量明顯下降是在束監(jiān)測PET設(shè)計的一項挑戰(zhàn)。此外，粒子治療過程中會產(chǎn)生大量的γ射線、中子等瞬發(fā)輻射。這些次級粒子與探測器晶體的相互作用會顯著影響PET的符合探測[14-15]，產(chǎn)生大量的偶然符合事件，進而降低重建圖像的質(zhì)量。

本文設(shè)計并仿真全環(huán)、雙環(huán)open-PET、C型、雙平板型以及直角型PET探測器，基于GATE (Geant4 Application for Emission Tomography)蒙特卡羅模擬平臺，完成230 MeV/u的碳離子打靶在束成像，并比較八探頭雙平板型在束監(jiān)測 PET在束成像的實驗和仿真結(jié)果。通過比較靈敏度、正電子核素與劑量的分布和重建圖像，討論上述結(jié)構(gòu)的PET用于碳離子治癌中劑量、射程監(jiān)測的可行性。

1 實驗方法

1.1 PET探測器系統(tǒng)建模

自由結(jié)構(gòu)在束監(jiān)測PET(in-beam PET)采用靈活的探測器結(jié)構(gòu)設(shè)計，以完全自由的符合方式獲取正電子湮滅輻射。自由結(jié)構(gòu)PET可以根據(jù)病變的具體部位靈活調(diào)整探測器結(jié)構(gòu)，使PET成像模塊更加貼近人體，獲得更高的系統(tǒng)靈敏度和計數(shù)率。本文自由結(jié)構(gòu)PET由32個(4排，每排8個)相同的探測模塊和128個讀出通道(每個探測模塊4個讀出通道)組成。探測模塊采用像素為1.6 mm、20×20的硅酸釔镥(cerium and yttrium doped lutetium oxyorthosilicate, LYSO)晶體陣列耦合硅光電倍增管(SiPM)構(gòu)成。LYSO晶體的密度為7.36 g/cm3。由于本研究不考慮臨床照射條件，所有結(jié)構(gòu)的PET都是小尺寸的原型。環(huán)型、雙環(huán)open-PET型和C型PET的內(nèi)徑為180 mm，系統(tǒng)的視場為168 mm。對于雙頭平板型，其相對的兩個探測單元之間的距離也為180 mm。Open-PET雙環(huán)之間讓束流通過的縫隙為40 mm。對于C型探測器，其開放角度為80°。探測模塊和探測器的幾何、材料等設(shè)置如圖1和表1所示。

a——環(huán)型；b——Open-PET；c——C型；d——雙平板型；e——直角型

表1 自由結(jié)構(gòu)PET系統(tǒng)和探測模塊參數(shù)

在仿真中設(shè)置的相互作用包括光電效應(yīng)、康普頓散射、瑞利散射、電子電離和軔致輻射等。探測器對511 keV的γ射線能量分辨率為17%，能量窗為350～650 keV，符合時間窗為5 ns。得到的符合事件通過MLEM算法經(jīng)5次迭代得到重建圖像。重建得到的斷層三維圖像由80×80×80個1.5 mm×1.5 mm×1.5 mm的體素(三維像素)構(gòu)成。

1.2 碳離子轟擊PMMA靶體仿真

仿真中采用能量為230 MeV/u的12C筆形束，其能散為0.1%，方向為+z。筆形束的束斑大小由正態(tài)分布密度函數(shù)在兩個橫向(X,Y方向)上的標準差或者半高寬來描述。根據(jù)醫(yī)用重離子加速器的束流參數(shù)實測結(jié)果，束斑橫向半高寬分別設(shè)置為7.2 mm(X方向)、6.5 mm(Y方向)。束流的發(fā)散度為3.8 mm×mrad。束流共100個脈沖，脈沖的周期為8.95 s，由7.4 s的停束時間和1.55 s的出束時間構(gòu)成。12C筆形束的流強為107pps?？紤]到束流診斷系統(tǒng)對束流的影響，在筆形束和治療頭之間設(shè)置 3個劑量電離室和2個分條電離室。仿真中的靶體采用材質(zhì)均勻的立方體，其材料為聚甲基丙烯酸甲脂(polymethyl methacrylate, PMMA)，邊長為12 cm。束流入射一側(cè)的表面與束流等中心點平面重合。在束監(jiān)測PET在每個脈沖周期的停束時測量，并在100個脈沖結(jié)束后持續(xù)采集15 min。

打靶過程中的物理過程選用在生物醫(yī)學和醫(yī)學物理中常用的QGSP_BERT_HP_EMY物理列表[16]。在GATE軟件中，Actor是和仿真進行交互的工具，可用于提取仿真過程中的信息或者改變仿真的設(shè)置。Actor支持ASCII文件(.txt)、root文件(.root)、二進制文件(.mhd/.raw)等多種格式的輸出。Dose Actor可以提取某一幾何體或空間內(nèi)的吸收劑量分布；Production and Stopping Actor可以提取某一幾何體或空間內(nèi)的粒子產(chǎn)生和停止幾何位置；Phase Space Actor可以提取進入某一幾何體或空間所有粒子的種類、動量等物理信息。本研究利用Dose Actor和 Production and Stopping Actor分別得到劑量三維分布和正電子核素的三維分布，其輸出格式為ASCII；利用Phase Space Actor用于得到次級粒子的能量、分布等信息，其輸出格式為root。

1.3 絕對靈敏度

絕對靈敏度的大小代表探測器對湮滅光子的探測效率。PET系統(tǒng)的絕對靈敏度是指在一定的采集時間內(nèi)，PET探測到的真符合事例的數(shù)量與正電子湮滅數(shù)量的比值，即：

(1)

式中，S為絕對靈敏度，%；CTot為探測到的真符合事例的數(shù)量；Acal為放射性核素衰變產(chǎn)生正電子部分的活度，Bq；t為采集時長，s。

本文在GATE仿真中進行這幾種自由結(jié)構(gòu)in-beam PET的靈敏度測量。在仿真中構(gòu)建探測器和放射源，統(tǒng)計各個探測器的符合事例計數(shù)并計算正電子湮滅的數(shù)量，得到探測器的絕對靈敏度。放射源采用直徑為0.2 mm的背對背發(fā)射類型(back-to-back)的γ點源，將其嵌于邊長為10 mm的PMMA立方體中。γ點源的活度為105Bq。將γ點源放置在探測器視場的軸線(Z軸)上，從視場中心到軸向偏移50 mm的距離內(nèi)間隔5 mm或10 mm放置。

2 結(jié)果與討論

2.1 靈敏度比較

自由結(jié)構(gòu)PET在軸向的絕對靈敏度示于圖2。圖2中，軸向偏移指點源放置在探測器視野的軸向位置(0，0，Z)相對探測器視場軸向中心(0，0，0)的位移。環(huán)型、open-PET、C型、雙平板型以及直角型PET的峰值靈敏度分別為2.6%、2.2%、2.8%、2.2%和2.8%。由于雙環(huán)間存在一定的縫隙，open-PET的峰值靈敏度和平均靈敏度相對較低，而且靈敏度隨軸向偏移的增加而明顯下降。直角型PET的探測效率相對較高，而且在軸向偏移增大其靈敏度降低程度較平緩。這是因為其軸線與探測器平面的距離最近，其覆蓋的立體角度更大。

圖2 不同結(jié)構(gòu)PET系統(tǒng)的絕對靈敏度

2.2 正電子核素產(chǎn)物和活度的空間分布

12C束流與PMMA靶相互作用產(chǎn)生的正電子核素和劑量沿入射方向(軸向)的一維分布和橫向一維分布示于圖3。在230 MeV/u的入射能量下，沉積劑量的Bragg峰位于88 mm。11C、15O和10C的產(chǎn)額最多，占據(jù)所有統(tǒng)計的正電子核素產(chǎn)額的85.9%。在正電子核素產(chǎn)物里，11C的峰位距Bragg峰最近，其峰位在87 mm。15O和10C的峰位分別為78 mm和75 mm。對于橫向分布，采用二階或者三階高斯模型擬合得到其分布的半高寬(full width of half maximum, FWHM)和十分之一高寬 (full width of tenth maximum, FWTM)。物理劑量在Bragg峰處的FWHM和FWTM分別為8.32 mm和15.29 mm。11C在PMMA靶中的平均正電子射程為0.77 mm，與此同時，11C的FWTM為16.28 mm。

圖3 一個脈沖后正電子核素產(chǎn)物和劑量的軸向(a)與橫向(b)一維分布

正電子核素活度和劑量的二維分布示于圖4，盡管11C的產(chǎn)額最高，但其相對更長的半衰期使得在一次脈沖后的正電子核素活度并不高。此時10C占據(jù)正電子核素活度的絕大部分，因而這時正電子核素活度的峰位為78 mm。隨著10C在正電子核素活度中的占比減小，11C的占比逐漸增加，在下一個脈沖到來之前，正電子核素活度峰位會逐漸靠近Bragg峰。由圖4(a)可以看出，正電子核素活度峰更寬，峰坪比也更低。

圖4 一個脈沖后正電子核素活度和劑量的軸向(a)、橫向(b)一維分布

2.3 在束PET重建圖像

自由結(jié)構(gòu)in-beam PET的重建圖像以及一維分布示于圖5。環(huán)型、open-PET、C型、雙平板型以及直角型PET重建圖像峰值分別在87.0、84.0、85.5、87.0、87.0 mm，其在峰值處的半高寬分別為9.00、9.36、9.90、12.97、8.89 mm(圖6)。在縱向上，open-PET重建圖像峰位偏離Bragg峰最遠。由于雙平板探測器有限的立體角，其在x方向的分辨率較低，因而其橫向重建圖像峰值處的半高寬較其他構(gòu)型探測器的重建圖像明顯較大。

圖5 in-beam PET在束成像和一維分布

圖6 重建圖像和劑量峰位處的半高寬

不同幾何結(jié)構(gòu)的PET系統(tǒng)在成像過程中獲得的符合事例數(shù)量示于圖7。在整個采集過程中，環(huán)型、open-PET、C型、雙平板型和直角型分別獲取了726 008、481 476、938 390、802 414、1 056 736個符合事例。由于open-PET在正電子峰處的探測效率較低，其獲得的符合事例數(shù)也最少，重建得到的峰位距Bragg峰偏移較大。

a——在束采集；b——停束采集；c——在束+停束采集

圖8統(tǒng)計了在100個脈沖照射內(nèi)、停束900 s以及整個采集過程內(nèi)，不同正電子核素所貢獻的符合事件的比例。從圖8可以看出，在照射時間內(nèi)，11C、15O和10C分別貢獻了32%，30%和25%的符合事件，而在停束后的采集，11C的貢獻比例上升到了75%。在停束后，短壽命正電子核素如10C (峰位：75 mm)、14O (峰位：73 mm)會迅速衰減。在停束150 s后，11C(峰位：87 mm)貢獻了大部分的正電子活度，這使得正電子核素活度峰位會逐漸向Bragg峰靠近。表2比較了僅含100個脈沖內(nèi)的符合事件和所有時間符合事件所重建得到的圖像峰位的差異。由表2可以看出，對于所有結(jié)構(gòu)的PET，重建圖像峰位均能觀察到大小不一的偏移(1.5～5.5mm)。

圖8 不同正電子核素在照射、停束和所有采集中符合事件的數(shù)量和比例

表2 PET重建圖像一維譜峰位與Bragg峰位距離

2.4 雙平板型在束PET成像實驗和模擬

采用八探頭雙平板in-beam PET進行碳離子轟擊PMMA靶在束成像實驗，并與本文仿真模型結(jié)果對比。在束PET成像實驗和模擬的圖像及一維譜示于圖9，由圖9可知，當131 MeV/u的碳離子入射PMMA靶時，實驗測量和模擬仿真都得到明顯的類Bragg峰，重建PET圖像峰位都在軸向距入射面27 mm深處，驗證了本文構(gòu)建的仿真模型的正確性。在束實驗得到的重建PET圖像的正電子橫向擴展比仿真重建PET圖像更大，且在束實驗的深度劑量分布曲線顯示更低的峰坪比。這主要是由于在束實驗束流轟擊時，大量的次級粒子產(chǎn)生的符合事件也被收集記錄，給圖像重建引入大量的偶然符合事件。

圖9 在束PET成像實驗和模擬的圖像及一維譜

3 結(jié)論

通過12C束流打靶生成的正電子核素空間分布得到in-beam PET在束監(jiān)測圖像。自由結(jié)構(gòu)PET在100個脈沖時的圖像峰位和數(shù)據(jù)采集結(jié)束時的峰位移動體現(xiàn)出了正電子活度峰位的變化。采用八探頭雙平板in-beam PET進行了在束碳離子轟擊PMMA靶成像實驗，并與仿真模型結(jié)果對比，其圖像一維譜峰值均為27 mm，驗證了自由結(jié)構(gòu)PET模型的正確性。本文設(shè)計的具有不同結(jié)構(gòu)的in-beam PET能夠在粒子治療的場景下滿足高靈敏度和高空間分辨率的要求，如C型探測結(jié)構(gòu)能夠滿足頭頸部治療的成像，平板型結(jié)構(gòu)和直角結(jié)構(gòu)能夠靈活調(diào)整間距從而貼近治療部位獲得高計數(shù)率等。飛行時間技術(shù)、大缺失角圖像重建算法、深度學習、多模態(tài)成像方法等技術(shù)的應(yīng)用能夠改善在束監(jiān)測PET的圖像質(zhì)量、減少成像時間，從而拓寬其在粒子治療中的應(yīng)用場景。