自由结构PET在束监测碳离子治疗剂量成像过程研究

裴昌旭，文 婧，刘美楼，郭 典，张庆华，黄 川，李英帼，尹永智，陈熙萌

(兰州大学，甘肃 兰州 730000)

碳离子放射治疗相对于传统的光子放疗有着独特的剂量分布优势，对肿瘤带来足额剂量的同时能够大大减小对正常组织的损伤，因此得到越来越广泛的应用[1]。由于倒转的剂量分布，碳离子治疗更需要精确的剂量监测方式以避免对重要器官产生严重的伤害。碳离子与人体组织相互作用时，会通过弹核碎裂和靶核碎裂反应产生11C、10C、15O等正电子核素。正电子核素通过β+衰变放出正电子，正电子与电子湮灭后产生一对方向相反、能量为511 keV的γ光子。PET通过符合探测湮灭产生的一对γ光子，经图像重建后得到正电子核素的分布，进而得到碳离子治疗时物理剂量的分布情况。

在上世纪70年代，美国的劳伦斯伯克利国家实验室的研究人员第一次将正电子发射计算机断层成像(positron emission tomography, PET)用于测量19Ne治疗的剂量分布[2]。德国重离子研究中心(Gesellschaft Für Schwerionenforschung, GSI)研制出了双平板型PET用于碳离子在束监测[3]。日本国立放射线医学综合研究所(National Institute of Radiological Sciences, NIRS)开发出了双环、单环的人体OPEN-PET，可用于在束监测、药物研究等多种用途的PET成像[4-8]。意大利国家肿瘤强子治疗中心(Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica, CNAO)研制的双平板DoPET(dosimetry positron emission tomography, DoPET)系统能够在开始治疗的几分钟内得到剂量在线监测反馈[9]。中科院近代物理研究所开发了双平板PET原型样机，并开展了碳离子治癌相关的基础研究[10]。

用于粒子治疗的PET可以根据其在治疗时测量的方式分为在束监测PET(in-beam PET)、离束监测PET(in-room PET)和离线监测PET(off-line PET)等。不同于离束监测PET和离线监测PET在治疗结束后进行成像[10-11]，在束监测PET在放射治疗过程中一边放疗、一边实时成像，能够对治疗效果进行及时反馈和对治疗计划进行实时修正。在碳离子治疗过程中，正电子核素的活度不高，采用在束监测PET测量的方式，能够充分利用治疗过程中产生的正电子核素进行成像。但由于其特殊的测量模式，在束监测PET通常会留出一个开放式的空间以避免与束流的相互作用。常用的结构有双平板型[9,12]、C型[13]等。由于在束监测PET采用非全环的结构，其图像质量没有采用全环结构的离束监测PET和离线监测PET的图像质量高。如何使PET探测器不阻挡束流而又不使图像质量明显下降是在束监测PET设计的一项挑战。此外，粒子治疗过程中会产生大量的γ射线、中子等瞬发辐射。这些次级粒子与探测器晶体的相互作用会显著影响PET的符合探测[14-15]，产生大量的偶然符合事件，进而降低重建图像的质量。

本文设计并仿真全环、双环open-PET、C型、双平板型以及直角型PET探测器，基于GATE (Geant4 Application for Emission Tomography)蒙特卡罗模拟平台，完成230 MeV/u的碳离子打靶在束成像，并比较八探头双平板型在束监测 PET在束成像的实验和仿真结果。通过比较灵敏度、正电子核素与剂量的分布和重建图像，讨论上述结构的PET用于碳离子治癌中剂量、射程监测的可行性。

1 实验方法

1.1 PET探测器系统建模

自由结构在束监测PET(in-beam PET)采用灵活的探测器结构设计，以完全自由的符合方式获取正电子湮灭辐射。自由结构PET可以根据病变的具体部位灵活调整探测器结构，使PET成像模块更加贴近人体，获得更高的系统灵敏度和计数率。本文自由结构PET由32个(4排，每排8个)相同的探测模块和128个读出通道(每个探测模块4个读出通道)组成。探测模块采用像素为1.6 mm、20×20的硅酸钇镥(cerium and yttrium doped lutetium oxyorthosilicate, LYSO)晶体阵列耦合硅光电倍增管(SiPM)构成。LYSO晶体的密度为7.36 g/cm3。由于本研究不考虑临床照射条件，所有结构的PET都是小尺寸的原型。环型、双环open-PET型和C型PET的内径为180 mm，系统的视场为168 mm。对于双头平板型，其相对的两个探测单元之间的距离也为180 mm。Open-PET双环之间让束流通过的缝隙为40 mm。对于C型探测器，其开放角度为80°。探测模块和探测器的几何、材料等设置如图1和表1所示。

a——环型；b——Open-PET；c——C型；d——双平板型；e——直角型

表1 自由结构PET系统和探测模块参数

在仿真中设置的相互作用包括光电效应、康普顿散射、瑞利散射、电子电离和轫致辐射等。探测器对511 keV的γ射线能量分辨率为17%，能量窗为350～650 keV，符合时间窗为5 ns。得到的符合事件通过MLEM算法经5次迭代得到重建图像。重建得到的断层三维图像由80×80×80个1.5 mm×1.5 mm×1.5 mm的体素(三维像素)构成。

1.2 碳离子轰击PMMA靶体仿真

仿真中采用能量为230 MeV/u的12C笔形束，其能散为0.1%，方向为+z。笔形束的束斑大小由正态分布密度函数在两个横向(X,Y方向)上的标准差或者半高宽来描述。根据医用重离子加速器的束流参数实测结果，束斑横向半高宽分别设置为7.2 mm(X方向)、6.5 mm(Y方向)。束流的发散度为3.8 mm×mrad。束流共100个脉冲，脉冲的周期为8.95 s，由7.4 s的停束时间和1.55 s的出束时间构成。12C笔形束的流强为107pps。考虑到束流诊断系统对束流的影响，在笔形束和治疗头之间设置 3个剂量电离室和2个分条电离室。仿真中的靶体采用材质均匀的立方体，其材料为聚甲基丙烯酸甲脂(polymethyl methacrylate, PMMA)，边长为12 cm。束流入射一侧的表面与束流等中心点平面重合。在束监测PET在每个脉冲周期的停束时测量，并在100个脉冲结束后持续采集15 min。

打靶过程中的物理过程选用在生物医学和医学物理中常用的QGSP_BERT_HP_EMY物理列表[16]。在GATE软件中，Actor是和仿真进行交互的工具，可用于提取仿真过程中的信息或者改变仿真的设置。Actor支持ASCII文件(.txt)、root文件(.root)、二进制文件(.mhd/.raw)等多种格式的输出。Dose Actor可以提取某一几何体或空间内的吸收剂量分布；Production and Stopping Actor可以提取某一几何体或空间内的粒子产生和停止几何位置；Phase Space Actor可以提取进入某一几何体或空间所有粒子的种类、动量等物理信息。本研究利用Dose Actor和 Production and Stopping Actor分别得到剂量三维分布和正电子核素的三维分布，其输出格式为ASCII；利用Phase Space Actor用于得到次级粒子的能量、分布等信息，其输出格式为root。

1.3 绝对灵敏度

绝对灵敏度的大小代表探测器对湮灭光子的探测效率。PET系统的绝对灵敏度是指在一定的采集时间内，PET探测到的真符合事例的数量与正电子湮灭数量的比值，即：

(1)

式中，S为绝对灵敏度，%；CTot为探测到的真符合事例的数量；Acal为放射性核素衰变产生正电子部分的活度，Bq；t为采集时长，s。

本文在GATE仿真中进行这几种自由结构in-beam PET的灵敏度测量。在仿真中构建探测器和放射源，统计各个探测器的符合事例计数并计算正电子湮灭的数量，得到探测器的绝对灵敏度。放射源采用直径为0.2 mm的背对背发射类型(back-to-back)的γ点源，将其嵌于边长为10 mm的PMMA立方体中。γ点源的活度为105Bq。将γ点源放置在探测器视场的轴线(Z轴)上，从视场中心到轴向偏移50 mm的距离内间隔5 mm或10 mm放置。

2 结果与讨论

2.1 灵敏度比较

自由结构PET在轴向的绝对灵敏度示于图2。图2中，轴向偏移指点源放置在探测器视野的轴向位置(0，0，Z)相对探测器视场轴向中心(0，0，0)的位移。环型、open-PET、C型、双平板型以及直角型PET的峰值灵敏度分别为2.6%、2.2%、2.8%、2.2%和2.8%。由于双环间存在一定的缝隙，open-PET的峰值灵敏度和平均灵敏度相对较低，而且灵敏度随轴向偏移的增加而明显下降。直角型PET的探测效率相对较高，而且在轴向偏移增大其灵敏度降低程度较平缓。这是因为其轴线与探测器平面的距离最近，其覆盖的立体角度更大。

图2 不同结构PET系统的绝对灵敏度

2.2 正电子核素产物和活度的空间分布

12C束流与PMMA靶相互作用产生的正电子核素和剂量沿入射方向(轴向)的一维分布和横向一维分布示于图3。在230 MeV/u的入射能量下，沉积剂量的Bragg峰位于88 mm。11C、15O和10C的产额最多，占据所有统计的正电子核素产额的85.9%。在正电子核素产物里，11C的峰位距Bragg峰最近，其峰位在87 mm。15O和10C的峰位分别为78 mm和75 mm。对于横向分布，采用二阶或者三阶高斯模型拟合得到其分布的半高宽(full width of half maximum, FWHM)和十分之一高宽 (full width of tenth maximum, FWTM)。物理剂量在Bragg峰处的FWHM和FWTM分别为8.32 mm和15.29 mm。11C在PMMA靶中的平均正电子射程为0.77 mm，与此同时，11C的FWTM为16.28 mm。

图3 一个脉冲后正电子核素产物和剂量的轴向(a)与横向(b)一维分布

正电子核素活度和剂量的二维分布示于图4，尽管11C的产额最高，但其相对更长的半衰期使得在一次脉冲后的正电子核素活度并不高。此时10C占据正电子核素活度的绝大部分，因而这时正电子核素活度的峰位为78 mm。随着10C在正电子核素活度中的占比减小，11C的占比逐渐增加，在下一个脉冲到来之前，正电子核素活度峰位会逐渐靠近Bragg峰。由图4(a)可以看出，正电子核素活度峰更宽，峰坪比也更低。

图4 一个脉冲后正电子核素活度和剂量的轴向(a)、横向(b)一维分布

2.3 在束PET重建图像

自由结构in-beam PET的重建图像以及一维分布示于图5。环型、open-PET、C型、双平板型以及直角型PET重建图像峰值分别在87.0、84.0、85.5、87.0、87.0 mm，其在峰值处的半高宽分别为9.00、9.36、9.90、12.97、8.89 mm(图6)。在纵向上，open-PET重建图像峰位偏离Bragg峰最远。由于双平板探测器有限的立体角，其在x方向的分辨率较低，因而其横向重建图像峰值处的半高宽较其他构型探测器的重建图像明显较大。

图5 in-beam PET在束成像和一维分布

图6 重建图像和剂量峰位处的半高宽

不同几何结构的PET系统在成像过程中获得的符合事例数量示于图7。在整个采集过程中，环型、open-PET、C型、双平板型和直角型分别获取了726 008、481 476、938 390、802 414、1 056 736个符合事例。由于open-PET在正电子峰处的探测效率较低，其获得的符合事例数也最少，重建得到的峰位距Bragg峰偏移较大。

a——在束采集；b——停束采集；c——在束+停束采集

图8统计了在100个脉冲照射内、停束900 s以及整个采集过程内，不同正电子核素所贡献的符合事件的比例。从图8可以看出，在照射时间内，11C、15O和10C分别贡献了32%，30%和25%的符合事件，而在停束后的采集，11C的贡献比例上升到了75%。在停束后，短寿命正电子核素如10C (峰位：75 mm)、14O (峰位：73 mm)会迅速衰减。在停束150 s后，11C(峰位：87 mm)贡献了大部分的正电子活度，这使得正电子核素活度峰位会逐渐向Bragg峰靠近。表2比较了仅含100个脉冲内的符合事件和所有时间符合事件所重建得到的图像峰位的差异。由表2可以看出，对于所有结构的PET，重建图像峰位均能观察到大小不一的偏移(1.5～5.5mm)。

图8 不同正电子核素在照射、停束和所有采集中符合事件的数量和比例

表2 PET重建图像一维谱峰位与Bragg峰位距离

2.4 双平板型在束PET成像实验和模拟

采用八探头双平板in-beam PET进行碳离子轰击PMMA靶在束成像实验，并与本文仿真模型结果对比。在束PET成像实验和模拟的图像及一维谱示于图9，由图9可知，当131 MeV/u的碳离子入射PMMA靶时，实验测量和模拟仿真都得到明显的类Bragg峰，重建PET图像峰位都在轴向距入射面27 mm深处，验证了本文构建的仿真模型的正确性。在束实验得到的重建PET图像的正电子横向扩展比仿真重建PET图像更大，且在束实验的深度剂量分布曲线显示更低的峰坪比。这主要是由于在束实验束流轰击时，大量的次级粒子产生的符合事件也被收集记录，给图像重建引入大量的偶然符合事件。

图9 在束PET成像实验和模拟的图像及一维谱

3 结论

通过12C束流打靶生成的正电子核素空间分布得到in-beam PET在束监测图像。自由结构PET在100个脉冲时的图像峰位和数据采集结束时的峰位移动体现出了正电子活度峰位的变化。采用八探头双平板in-beam PET进行了在束碳离子轰击PMMA靶成像实验，并与仿真模型结果对比，其图像一维谱峰值均为27 mm，验证了自由结构PET模型的正确性。本文设计的具有不同结构的in-beam PET能够在粒子治疗的场景下满足高灵敏度和高空间分辨率的要求，如C型探测结构能够满足头颈部治疗的成像，平板型结构和直角结构能够灵活调整间距从而贴近治疗部位获得高计数率等。飞行时间技术、大缺失角图像重建算法、深度学习、多模态成像方法等技术的应用能够改善在束监测PET的图像质量、减少成像时间，从而拓宽其在粒子治疗中的应用场景。