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双探头符合线路断层显像原理简介黄钢朱承谟近年来,多用途相机的设计与应用迅速发展,尤其是双探头符合线路断层显像仪(dual-head tomography with coincidence,DHTC),不仅有常规单光子核素显像的优势,且能完成18F标记物正电子核素显像(如18F-DG和18F-多巴类似物等),价格明显低于PET,有利于临床的推广应用1,2。一、DHTC的原理与发展过程应用180对应的数字化双探头相机,绕放射源同向旋转采集,根据符合线路测定原理,正电子与周围介质作用后所产生的能量相等(511 keV)方向相反的2个光子,通过对应方向放置的2个探头同时探测,当2个探头的输出信号加入符合电路并被确认为输入时间差小于一极短的特定时间后,定义为有效的符合信号并记录成像。正电子核素图像采集正是通过探测光子对产生的符合计数及其分布而获得,因此成对光子到达探测器的时间差定时,是1个重要参数,通过有效的探测系统及合理的线路设计,能获得良好的定时与适当的死时间,以保证较高的时间分辨率,减少随机信号的影响。经计算机图像重建有效符合信号的三维分布,以清晰显示正电子核素显像图3。DHTC的设计思路是用造价相对低廉的双探头相机进行正电子核素显像,并实现PET的部分作用。早在1953年,Brownell等4首先证实,由正电子衰变引起的湮灭辐射能通过符合线路检测技术显示图像。5 a后,Anger等5,6提出用双探头相机实现符合探测。直到70年代随着电子学与计算机的发展,才设计出真正的正电子发射显像仪7。由此,设计思路进入了单纯正电子发射计算机断层显像仪的研究与开发,出现了平行多晶体阵列正电子相机。而单环和多环结构的出现及锗酸铋晶体的应用,使PET进入了新的发展时期。多环PET的产生,使全身PET显像成为可能,其优点是:1次断层采集可获数个断层面,体积灵敏度高,不仅有良好的横向视野,也有较大的纵向视野。近年来,陆续推出2种特殊的SPECT仪,一种是配有超高能准直器的SPECT仪,另一种是双探头符合线路SPECT仪(DHTC)8-10,后者能在相对保证探测灵敏度和分辨率的前提下兼顾常规低能核素显像与正电子核素显像,并能有效完成PET所具有的部分临床诊断作用。二、超高能准直器SPECT与DHTC的比较应用常规SPECT仪进行正电子核素显像的最简单方法即直接探测511 keV超高能射线。为此,配置超高能准直器探测高能放射性,同时扩大脉冲高度分析器能窗范围,使能量测定范围扩展成50550 keV,这样可同时采集140和511 keV 2种核素的单光子。其优点是方法简便,相机的电子学线路改变较少,可同时进行高低能双核素显像,尤其适用于检测存活心肌的18F-FDG/99Tcm-MIBI或201Tl双核素组合显像11-13,缺点是超高能准直器极为笨重,检测灵敏度低,图像分辨率差,不利于肿瘤早期诊断与转移或复发病灶的探测。因此,超高能准直器相机问世不久即遭淘汰。而DHTC与超高能准直器相机的最大区别是,当进行511 keV正电子核素显像时,探头不配置准直器,而是应用PET的基本设计原理,用符合线路模式,探测正电子核素因湮灭辐射而产生的2个能量相等(511 keV)方向相反的光子,并重建图像,具有满意的检测灵敏度与图像分辨率,核素使用剂量低,临床检查费用低,有效探测视野大,缩短了图像采集时间,仪器价格相对低廉,有利于临床推广应用。三、DHTC的晶体要求除符合线路的设计外,DHTC在探头的晶体厚度上与普通双探头相机有明显的差别。普通双探头相机主要用于低能核素的检测,为保证良好的空间分辨率,多选用较薄的NaI(Tl)晶体,常用的晶体厚度为3/8英寸(9.5 mm)。但DHTC的NaI(Tl)晶体必须兼顾高低能两类核素的有效探测,过薄的晶体将明显降低高能核素的探测效率,表1示不同厚度NaI(Tl)晶体对不同能量核素的探测效率,可见随晶体厚度的增加,光子探测效率也增加。表1NaI(Tl)晶体厚度对常用放射性核素探测效率的影响%放射性核素能量(keV)晶体厚度(英寸)3/81/25/83/4201Tl7010010010010099Tcm14084919598111In17275849092111In2474555646767Ga9310010010010067Ga1846878859067Ga30033414854131I3642431364218F51113172124注:1英寸=25.4 mm 实际上,探测效率对符合线路检测灵敏度的影响远大于常规单光子成像,因为1个有效的符合信号源于2个探头的探测效率,对于3/8英寸晶体,符合探测效率是13%13%为1.69%,而5/8英寸晶体的符合探测效率是21%21%=4.41%。单探头探测效率由13%增至21%,仅提高1.6倍。因此,如果DHTC仅用于正电子核素显像,则选择较厚的晶体可明显提高探测灵敏度。由此产生的问题是,增加晶体厚度势必降低低能核素显像的空间分辨率。不同厚度NaI(Tl)晶体对核医学诊断中常用的几种核素探测的空间分辨率见表2。结果表明,空间分辨率随晶体厚度的增加而降低,但这一影响明显低于整个显像系统各环节综合对最终图像分辨率的影响。表2NaI(Tl)晶体厚度对固有空间分辨率的影响mm放射性核素能量(keV)3/8英寸晶体5/8英寸晶体201Tl99Tcm18F701405114.83.83.15.64.33.3四、计数效率在DHTC中的重要性 在DHTC的探头设计中另一重要问题是提高有效放射性计数的检测效率,只有保证较高的计数率才能满足临床诊断所需的足够符合计数率。事实上,511 keV的射线在晶体内可产生非常大的光子信号,相当于140 keV的射线所产生光子总量的4倍。这需要极高的光电转换效率技术,有效信号分辨时间必须限制在200 ns内,而不是常规单光子核素显像的1 s。这就必须牺牲一定能量分辨率来大大缩短死时间。在过去几年,这项技术获得成功。同时,通过限制光电倍增管的数量和确定彼此的分工,使特定检测区信号相对独立,极大减少其他区域探测信号的相互影响,这一设计增加了有效计数率。而今又将此设计思路用于DHTC,使符合显像的符合时间窗控制在15 ns左右。在符合线路测定中提高有效符合计数率是DHTC面临的难题之一。理论上,真正意义上的有效符合测定是单一湮灭过程中产生的2个等能量反方向光子被同时测定。然而,由于显像过程中各放射线点所处的不同几何位置,以及光子的散射、衰减及探头的低探测效率等因素,所以许多湮灭后产生的光子不能到达探头,或探头仅探测到成对光子中的一个,从而降低了有效符合计数率。一般每个探头探测到100个以上的光子才能形成1个有效符合信号,这就需要DHTC具有高计数率特性。但高计数率相机也有缺点,表现为随着探测计数率的增加,在符合时间窗内接受2个来自不同湮灭过程的光子可能性也增加,由此产生较高的随机符合计数。因此,总的符合探测率实际上是真正符合信号与随机符合信号的总和。至今尚无有效方法区分真正符合信号与随机符合信号。目前人们正在探索不同的方法以减少随机符合信号的干扰。五、散射效应在DHTC中的作用在符合显像中,散射也是1个重要的问题。如果同一湮灭事件的成对光子中1个产生康普顿散射(图1 2B),当散射光子到达探头,并在符合时间窗内与另一光子同时记录,将产生1个错误位置信息的无效符合信号。虽然高度脉冲分析器可消除大角度的散射效应,但小角度散射效应仍可能作为符合信号记录成像。散射效应所产生的符合信号能明显增加符合探测的灵敏度,但散射而来的信号可导致错误的定位,从而影响图像的分辨率。图1总的符合探测率是真正符合信号与随机符合或散射信号等的总和在DHTC显像中,几何学效应也可产生相应的散射影响。当1个放射性点源放置在视野中央,可获取最大点源灵敏度;当点源在2个探头间平面上向任意方向平行等距离移动时,这个点源的灵敏度会降低,散射效应也明显增加。如果闪烁照相机的NaI(Tl)晶体厚度为5/8英寸,在空气中测量18F点源的能峰为511 keV,康普顿边界在350 keV,而170 keV处为反散射峰(图2)。理论上,1次正电子湮灭事件后产生的1对511 keV 光子在180对应的2个探头记录的结果如图1 1A,而脉冲高度分析器的峰位在511 keV,窗宽为W4。然而,NaI(Tl)晶体的光子检测效率较低,要提高符合检测效率必须寻找新方法。此时,如图1 1B的晶体内康普顿相互作用以湮灭光子部分吸收方法作为符合效率的补偿,这样,1个湮灭事件的记录可由1个探头接受光子与另一探头接受康普顿散射构成。这些康普顿散射相互作用可用1个或多个范围在100350 keV脉冲高度分析器的能窗记录(图2)。有设计者用较宽的能窗接受100560 keV能量范围,也有人用1个单窗仅包括200350 keV能量范围或在脉冲高度分析器中设定多个复合窗,通过这些方式以尽可能多地接受符合计数,并获取额外的灵敏度。然而,在低能窗中接受的信号较为复杂,有些来自光子经体内散射后所致的能量减低,有些是光子-康普顿和康普顿-康普顿相互作用的结果,这些信号虽然增加了符合检测的灵敏度,但降低了图像的分辨率。用一直径22 cm、长20 cm的均匀圆柱体模型,装有18F溶液,当NaI(Tl)晶体厚度为5/8英寸时,在晶体相互作用方式分别为光子-光子、光子-光子加光子-康普顿散射、光子-光子加光子-康普顿散射加康普顿散射-康普顿散射时,DHTC检测的空间分辨率则分别为4.5 mm、5.0 mm和5.2 mm,而相对灵敏度为1、3和4。图2511 keV 射线的能谱分布。真正的符合能峰位在511 keV即W4,为提高符合计数率,可开设多能峰位(W1、W2、W3)或100350 keV的宽能峰窗黄钢（200001上海第二医科大学附属仁济医院核医学科）朱承谟（上海第二医科大学附属瑞金医院核医学科）参考文献1，Zimny M, Kaiser HJ, Cremerrius U, et al. Dual-head camera 18F-deoxy-glucose positron emission tomography in oncological patients: effects of non-uniform attenuation correction on lession detection. Eur J Nucl Med, 1999, 26:818-823.2，Stokkel MP, Broek FW, van Rijk PP. Preoperative assessment of cervical lymph nodes in head and neck cancer with FDG using a dual-head coincidence camera: a pilot study. Eur J Nucl Med, 1999, 26:499-503.3，黄钢. 正电子发射计算机断层显像的原理及其在肿瘤学中的应用. 见: 曹世龙, 主编: 肿瘤学新理论与新技术. 上海: 上海科技教育出版社, 1997. 995-1277.4，Brownell GL, Sweet WH. Localization of brain tumors with positron emitters. Nucleonics. 1953, 11:40-45.5，Anger HO. Scintillation camera. Rev Sci Instr, 1958, 29:27-33.6，Anger HO. Gamma-ray and positron scintillator camera. Nucleonics, 1963, 21:56-59.7，Muehllehner G. Positron camera with extended counting rate capability. J Nucl Med, 1975, 16:653-657.8，Glass EC, Nelleman P, Hines H, et al. Initial coincidence imaging experience with a SPECT/PET dual-head camera. J Nucl Med, 1996, 37:53.9，Miyaoka RS, Costa WLS, Lewellen TK, et al. Coincidence mode imaging using a standard dual-head gamma camera. J Nucl Med, 1996, 37:223.10，Patton JA, Hefetz Y, Shone MD, et al. Measured coincidence imaging parameters of a clinical dual-head scintillation camera. J Nucl Med, 1997, 38:221.11，Martin WH, Delbeke D, Patton JA, et al. FDG-SPECT: correlation with FDG-PET. J Nucl Med, 1995, 36:988-995.12，Delbeke D, Videlefsky S, Patton J