重离子治癌中的In-BeamPET成像系统.pdf

1 重离子治癌中的In-Beam PET 成像系统在当今社会生活中， 仅次于心脏病和循环器官疾病，癌症是造成死亡的一个最主要因素当患者在第一次诊断时，约有58% 的肿瘤没有扩散到较远的位置，也就是没有发生转移在这个时候，肿瘤可以通过使用一些局部介入的方法， 比如手术，辐射疗法或者两者结合的方法来达到治愈的目的，在此基础上，大约有 22% 的癌症病人可以通过手术治愈并且在目前的阶段，可行的放射疗法大约可以治愈12% 的病人，而另外其他的 6% 的病人可以通过手术和放射疗法结合的方来实施治疗然而，对于18% 的病人来说，现在我们通用的局部肿瘤治疗方案却是失败的，这就意味着每年约有28 万人死亡而造成这么多人死亡的原因是由于无法将肿瘤完全摘除或者辐射的剂量没有达到足够的量来消灭癌症细胞并且在中国，每年新增约200万肿瘤患者，在其中死亡的患者约有 140-150 万人在目前由于疾病导致死亡的总人数中，约有五分之一的患者死于恶性肿瘤，预计到2020 年，全世界癌症新增患病例将达到1500万，并且死亡患者将达到1000万，现患病例为 3000万，癌症将成为现阶段人类的最主要的杀手之一如果我们能够对局部肿瘤治疗技术，比如辐射疗法，进行改进和提高，那么很大一部分的癌症患者就可以通过这种方式成功治愈。

一重离子治癌理论基础2 重离子束流为治疗位于患者身体深部，并且不便进行手术治疗的肿瘤提供了一个很好的解决方案 与传统的光子治疗方式相比较， 由于 X射线，射线等电磁辐射剂量深度的指数衰减响应，在治疗深度埋藏肿瘤时，辐照到达肿瘤前的路径上的健康组织不可避免的会被过度辐照，而重离子治疗的剂量分布曲线则随着穿透深度的增加而不断增加，并且在剂量随射程分布的末端会出现剂量急剧增强的窄峰Bragg 峰（图 1） ，为了对深部肿瘤进行精确的辐照治疗， 我们可以通过改变辐照能量对Bragg 峰最大值的位置进行调节， 并且可以通过改变磁场使束流偏转来改变Bragg 峰的横向分布 如果将 Bragg 峰准确定位于肿瘤体积内部， 则可以有效杀死肿瘤细胞并且保护肿瘤前的健康组织而重离子束流， 例如C12束流，与目标原子中的原子核会发生核碎裂反应，并且产生少量的 +发射产物，绝大部分为C11， O15，和C10，而这些产物可以使用正电子发射断层摄像仪来实时剂量位置监控图 1 X, - 射线和C12离子的剂量 - 深度响应曲线3 碳离子束流的性质使得它成为一把双刃剑，治疗时必须有充分的预防措施，以确保在高 RBE的布拉格峰附近受到高剂量辐照的细胞只是肿瘤细胞。

从这点出发，当束流击穿物体时，能够监测束流位置的影像技术就不可或缺了到目前为止， LBNL首先提出了两种可行方案， 都是利用正电子发射断层摄像仪 （PET ）来检测束流位置 一种比较直接的方式就是使用+衰变的放射性入射粒子 这种方法在碳离子放射治疗设备HIMAC 上沿用，在治疗时， 为了能够准确定位入射粒子的射程， 使用+衰变的C11或C10粒子作为入射粒子 由于从稳定的C12离子生成次级离子的生产率只有1% 到 0.1%，同时还需要较高的屏蔽以及辐射防护费用，因此之后的辐射治疗都是直接采用C12束流在这种方法中， 在病人完成辐射治疗之后， 通过商用的 PET系统对其进行扫描检测 辐照物体中的活度在103到105BqGy-1不等，取决于同位素的半衰期这种方法提供了一个高计数，低伪影的 PET图像，通过比较实施与计划之间的差异，为临床提供重要的信息但是这种方法也有两个缺点： （1）当病人从治疗室转移到PET扫描室期间，在肿瘤和周围细胞中的放射性活度就会通过血液循环转移，从而使得获取到的 PET图像模糊，更总要的是（ 2）在之前辐照的过程中的结构的改变将无法被探测到，而且也不可能核实辐射过程中的入射过程。

当束流穿透目标时， 入射粒子的碎片与目标的碎片都可能具有放射性（主动和被动活化） 并且通过 +衰变退激发 由于主动激活的粒子的射程与开始的粒子的射程相当， 因此主动激活的粒子会沉积一个与布拉格峰位置相近的活度峰被动活化的粒子仍然停留在碰撞的位置，呈现了一条沿着入射粒子路径方向的放射径迹从图中可以看到，当碳离子穿过胶质玻璃时，这两个过程都会发生其中占主要成分的主动激活机制是通过入射粒子损失一个中子实现的，构成了一个由C11沉积而成的活度峰 （离布拉格峰的位置小于8% ） 这为控制束流的位置提供了可能 可以看到， 衰变产物的分布和剂量的分布具有较高的相似性4 图 2（上）显示的被活化的碎片的深度剂量分布，这些碎片以不同的半衰期进行衰减， 之后产生的湮灭光子将会在各个方向发射如果想要监测到所有的沉积的活度就需要满足以下条件： （1） 探测器必须能够覆盖4立体角并且具有100% 的探测效率，（2）获取图像的时间Timag需要满足Timag3 ( C11) = 88 秒，但是以上条件都很难满足图 2 C12的深度剂量分布（上）和与之对应的主动活化（中）与被动活化（下）对于原子数比碳低的粒子， 主动激活不会发生太多甚至根本不会发生。

但 为了从被动激活中能够提取图像信息，我们做过一些尝试：质子：由于质子的剂量与活度分布在空间中相关性较差，这给质子的深度剂量分布的监测带来了困难在束流径迹的尾部，由于束流的能量低于核反应截面阈值（10 到 20MeV ） ，因此活度分布的远端将会在剂量分布的前端出现光子：高能光子（大于20MeV ）与细胞中的原子核通过光核反应发生5 相互作用产生C11，N13和O15这些反应率正比于光子的通量，因此与吸收剂量近似成正比总结：重离子较光子在治疗癌症方面的优势主要有两点：（1）反转的深度剂量分布可以使得肿瘤部分受到高剂量辐射的同时，减少周围健康组织受到的辐射， ，（2）束流的径迹可以通过磁铁实现偏转，避免了在束流路径上的所有物体，提供了优化的治疗方案碳离子较其他重离子在治癌方面的优势主要有三点：（1）纵向和射程的歧离随着入射粒子的原子数的平方根减小， （2）碳离子的相对生物效应在布拉格峰处变大，增强了在肿瘤处的生物剂量， （3）在束 PET在治疗过程中提供了一个非侵入，实时的束流监测手段6 二 In-Beam PET 理论基础 PET 成像原理目前使用的稳定束流C12是通过主动光栅扫描的方式来对肿瘤进行辐照，In-Beam PET 探测少量的C12粒子与肿瘤组织中的靶核反应生成的+衰变放射性碎片，并且对反应的C12粒子的位置和剂量进行测量，从而对肿瘤治疗实现现场监控。

下图为这类装置主要的功能示意图，X,Y 偏转磁铁代表光栅扫描系统 XY-1和 XY-2是双维位置灵敏多丝正比气体探测器，IC 是气体电离室，由他们组成了束流的强度和方向测量系统而In-Beam PET 就是现场监测系统使用 400Mev/u C12粒子对深度埋藏的肿瘤进行治疗，当C12粒子对肿瘤进行辐照时，少量的C12粒子与目标靶细胞原子核发生周边碰撞，从而产生少量的 +放射性弹核碎片，如C10（T1/219.3sec） ， C11（T1/220.3min ）等，并且仍然以与弹核相同的速度继续前行而产生的少量 +放射性靶核碎片C11，O15（T1/2121.8sec）等，依然在产生地静止 而这些 +放射性核素与电子相遇则会发生湮灭反应， 并且伴随反应发射 2 个能量为 511keV，方向相反的 - 光子 In-Beam PET符合测量 +湮灭发射的光子，并且重建辐照离子空间分布的3D 影像从而准确的给出入射粒子的射程，入射方位和剂量分布的测量的数据7 三系统设计3.1 简介在束正电子发射断层扫描器（PET ） 在研发过程中，为了达到探测器的最佳性能，了解与优化晶体的光收集，能量分辨，时间分辨是至关重要的。

基于GEANT4 的模拟平台 GATE ，提供了一个用户友好的脚本接口，并且在核医学研究方向被广泛的用于模拟PET设备而广泛使用的LYSO晶体，正因为其较高的密度 （7.4g/cm3） ， 高的光产额（27000ph/MeV ） ， 以及比较好的能量分辨 （15% ）和较短的衰减时间 （40ns） ， 使其成为了在束 PET原型研究的一个重要候选项在设计中，将采用LYSO晶体条阵列的形式来提高探测单元的空间分辨率在此之前，先了解LYSO 晶体条的性能3.2 无机闪烁体闪烁体是用来将粒子沉积的能量转化为光子的一种物质闪烁体发生的光子一般在可视紫外范围， 发射出的光子数依赖于入射粒子沉积的能量，通过光产额就可以反推出粒子沉积的能量为了能够高效的探测到入射的511KeV 光子，晶体必须有较强的吸收力无机晶体的吸收能力由两方面决定：密度和原子序数Zeff物质的截面依赖于它的密度，因此高密度的物质能高效的吸收光子由于高原子数保证了光电反应的比例（ Zeff4）相对康普顿散射的比例（ Zeff）增加，因此高原子数的晶体更适用于探测光子 由于在晶体中发生康普顿散射的光子会离开原来的晶体，并在周边的晶体中沉积能量，使得位置分辨变差。

因此高密度，高原子数的晶体是制造紧凑，分段的探测器用处的理想材料3.3 光电倍增管光电倍增管（ PMT ） ，由一个真空管，光阴极（photocathode ）以及电子倍增器组成，其中电子倍增管又由多级打拿极（dynode）组成图 3 显示了光电倍增管的示意图8 图 3 光电倍增管示意图入射的闪烁光从光电倍增管前面板进入，在光阴极上沉积能量同时激发光阴极上的电子 根据入射闪烁光的能力， 受激发的光电子可以突破表面势能（光电效应）后进入真空管在电场的作用下，光电子在加速的同时被第一打拿级上的聚集电场聚集，当光电子冲击第一打拿级的同时，次级电子被激发出来， 这种次级发射过程随着后端的打拿级一直持续，在最后一级打拿级和阳极上形成了数量级在106的放大倍数，放大倍数会随着高压以及打拿级的级数改变3.3.1 光电倍增管的参数能量分辨率定义为半高全宽（FWHM）除以全能峰的中心值，这个参数没有量纲，通常为百分率的形式能量分辨表明了入射 光子能级和光输出的关系，通常随着能量改变量子效率（ QE ）定义为生成的光电子数对于入射闪烁光子数的比例，是一个体现设备灵敏度的参数 通常使用不同波长的光子来测量特定能量下的设备灵敏度，而我们使用的 LYSO 晶体发射光谱的峰值在=420nm除。

在 PET中使用的光电倍增管典型的QE峰值为 27% ， 一些特定研究中的PMT的 QE可以达到 43% 渡越时间定义为从光脉冲在光阴极产生的光电子到阳极上产生电流的时间差 传输时间随着光脉冲不同的入射点改变，其值与所加高压的平方根成反比 当 PMT 中的打拿级是分立结构时， 由于次级电子在打拿级上会有很大的角分布，因此传输时间会随之展宽时间分辨定义为传输时间涨落的半高全宽（FWHM） 暗电流定义为当光电倍增管处于完全黑暗环境中的电流输出在实际中暗电流应尽量的小， 避免影响低光强环境下的测量阳极以及其他电极9 之间的漏电流，光阴极上的热电子发射，环境中的射线都会产生暗电流3.3.2 光电倍增管在 PET中的应用特定的应用对光电倍增管的性能有着特定的要求一些在 PET中使用的光电倍增管如图 4 所示光电倍增管（ 1）与（2）通常在用于模块探测器，而大一些的光电倍增管（ 3）和（4）则用于一些特殊设计的探测器中；如连续光导型探测器，四分园共享型的探测器大型的光电倍增管具有更高的像素比，有助于减少开销，但同时也会由于事件堆积增加死时间图 4 PET 中使用的光电倍增管在图 4 中， （1） 型为 19mm 圆形，10 级直线聚焦打拿级的光电倍增管。

（2）型为 1 英寸圆形， 10 级打拿级直线聚焦的光电倍增管 （3）型为 2 英寸方型，9 级盒型打拿级的光电倍增管 （4）型为 2 英寸方形， 10 级打拿级，其中打拿级为盒型与直线型的混合光电倍增管光电倍增管的光谱灵敏度取决于平板玻璃的类型与光阴极所用的材料。