自由結構PET在束監測碳離子治療劑量成像過程研究

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的光子放療有著獨特的劑量分布優勢，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用[1]。由于倒轉的劑量分布，碳離子治療更需要精確的劑量監測方式以避免對重要器官產生嚴重的傷害。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產生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生的一對γ光子，經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用于碳離子在束監測[3]。日本國立放射線醫學綜合研究所(National Institute of Radiological Sciences, NIRS)開發出了雙環、單環的人體OPEN-PET，可用于在束監測、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)系統能夠在開始治療的幾分鐘內得到劑量在線監測反饋[9]。中科院近代物理研究所開發了雙平板PET原型樣機，并開展了碳離子治癌相關的基礎研究[10]。

用于粒子治療的PET可以根據其在治療時測量的方式分為在束監測PET(in-beam PET)、離束監測PET(in-room PET)和離線監測PET(off-line PET)等。不同于離束監測PET和離線監測PET在治療結束后進行成像[10-11]，在束監測PET在放射治療過程中一邊放療、一邊實時成像，能夠對治療效果進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，采用在束監測PET測量的方式，能夠充分利用治療過程中產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。常用的結構有雙平板型[9,12]、C型[13]等。由于在束監測PET采用非全環的結構，其圖像質量沒有采用全環結構的離束監測PET和離線監測PET的圖像質量高。如何使PET探測器不阻擋束流而又不使圖像質量明顯下降是在束監測PET設計的一項挑戰。此外，粒子治療過程中會產生大量的γ射線、中子等瞬發輻射。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]，產生大量的偶然符合事件，進而降低重建圖像的質量。

本文設計并仿真全環、雙環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測 PET在束成像的實驗和仿真結果。通過比較靈敏度、正電子核素與劑量的分布和重建圖像，討論上述結構的PET用于碳離子治癌中劑量、射程監測的可行性。

1 實驗方法

1.1 PET探測器系統建模

自由結構在束監測PET(in-beam PET)采用靈活的探測器結構設計，以完全自由的符合方式獲取正電子湮滅輻射。自由結構PET可以根據病變的具體部位靈活調整探測器結構，使PET成像模塊更加貼近人體，獲得更高的系統靈敏度和計數率。本文自由結構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，所有結構的PET都是小尺寸的原型。環型、雙環open-PET型和C型PET的內徑為180 mm，系統的視場為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、材料等設置如圖1和表1所示。

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

表1 自由結構PET系統和探測模塊參數

在仿真中設置的相互作用包括光電效應、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分布密度函數在兩個橫向(X,Y方向)上的標準差或者半高寬來描述。根據醫用重離子加速器的束流參數實測結果，束斑橫向半高寬分別設置為7.2 mm(X方向)、6.5 mm(Y方向)。束流的發散度為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的出束時間構成。12C筆形束的流強為107pps。考慮到束流診斷系統對束流的影響，在筆形束和治療頭之間設置 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。束流入射一側的表面與束流等中心點平面重合。在束監測PET在每個脈沖周期的停束時測量，并在100個脈沖結束后持續采集15 min。

打靶過程中的物理過程選用在生物醫學和醫學物理中常用的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的吸收劑量分布；Production and Stopping Actor可以提取某一幾何體或空間內的粒子產生和停止幾何位置；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系統的絕對靈敏度是指在一定的采集時間內，PET探測到的真符合事例的數量與正電子湮滅數量的比值，即：

(1)

式中，S為絕對靈敏度，%；CTot為探測到的真符合事例的數量；Acal為放射性核素衰變產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構in-beam PET的靈敏度測量。在仿真中構建探測器和放射源，統計各個探測器的符合事例計數并計算正電子湮滅的數量，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的距離內間隔5 mm或10 mm放置。

2 結果與討論

2.1 靈敏度比較

自由結構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 不同結構PET系統的絕對靈敏度

2.2 正電子核素產物和活度的空間分布

12C束流與PMMA靶相互作用產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的產額最多，占據所有統計的正電子核素產額的85.9%。在正電子核素產物里，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

自由結構in-beam PET的重建圖像以及一維分布示于圖5。環型、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

不同幾何結構的PET系統在成像過程中獲得的符合事例數量示于圖7。在整個采集過程中，環型、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統計了在100個脈沖照射內、停束900 s以及整個采集過程內，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，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，對于所有結構的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在束監測圖像。自由結構PET在100個脈沖時的圖像峰位和數據采集結束時的峰位移動體現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，并與仿真模型結果對比，其圖像一維譜峰值均為27 mm，驗證了自由結構PET模型的正確性。本文設計的具有不同結構的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型探測結構能夠滿足頭頸部治療的成像，平板型結構和直角結構能夠靈活調整間距從而貼近治療部位獲得高計數率等。飛行時間技術、大缺失角圖像重建算法、深度學習、多模態成像方法等技術的應用能夠改善在束監測PET的圖像質量、減少成像時間，從而拓寬其在粒子治療中的應用場景。