PET探测器的现状及发展趋势

　　1　引言

　　PET是正电子放射层析技术(Positron EmissionTomography)的英文缩写,它是将放射性同位素作为示踪物质,直接注入生物体,然后在体外从不同角度完成采集和测量生物体内的放射性信息分布,利用现代计算机技术完成图像重建的三维成像技术。

　　在PET技术中,人们利用注入患者体内的某种放射性核素所发出的射线来形成所研究或诊断器官或器官系统的生理功能影像。用来产生图像的辐射源即核示踪物质为正电子同位素。众所周知,正电子同位素不稳定,将自发地释放出正电子,即核衰变。这个正电子运动一段距离后,和生物体的负电子碰撞结合产生湮灭辐射反应,根据能量和动量守恒定律,湮没反应将产生一对伽马射线,这一对伽马射线的运行方向几乎是相反的,即成约为180°,其次另一个重要特性是它们的时间特性,它们是同时产生的,如图1。

　　如果我们在体外放置一对相向的探测器就可同时探测到这对伽马射线。常被称之为符合一致事件(Co-incidence event),也就是说电子湮没反应发生在这两个探测器的连线上。实际上的PET系统是由一环或多环的探测器阵列组成。探测器的排列组合有很多种,这就是说对于我们感兴趣的区域中的任何一点来讲,可以得到无数条符合一致连线。把这些探测器采集的带有伽马射线的位置及能量信息的数据存储在存储设备中,然后通过计算机软件和硬件完成对这些数据的校正、滤波处理。最后通过计算机图象处理就可重建出这个点的图像。

　　2　PET探测器的现状

　　第一代PET探测器采用把单个闪烁晶体耦合在光电倍增管(PMT)上的办法,它是在1951年由Wrenn和Sweet首先提出的〔1〕。探测器的性能优劣直接决定着PET系统的好坏。PET系统的空间分辨率常常用线扩展函数(LSF)的半幅值全宽度(FWHM)来描述。PET系统中心位置的LSF函数的形状是三角形,它的FWHM值是探测器宽度的一半,也就是说减少探测器的宽度可以最大程度地提高系统的空间分辨率。近10年来,PET系统的分辨率从10~15mm提高到3~5mm左右,都是靠减小探测器的尺寸来取得的。随着采用的晶体的尺寸越来越小,由于受到PMT的尺寸上的限制,不可能采用单一的晶体耦合在PMT上的方法。

　　图2a和图2b显示了现在PET系统常用的探测器的结构。它们分别表示BGO晶体组成的矩阵阵列耦合在2×2光电倍增管阵列上或2个双光电倍增管阵列上。这种探测器的价格合理且能够紧密组合排列构建成PET系统的探测器环。但是它的空间分辨率受到了PMT尺寸的限制和BGO晶体产生的光子统计涨落上的影响。为了克服这些缺点,山下贵司等提出了用一个位置灵敏型光电倍增管(PS-PMT)来取代2×2光电倍增管列阵或2个双光电倍增管,如图2c所示。它的基本原理是:伽马射线被闪烁晶体吸收后,产生光子,光子通过PS-PMT的玻璃窗,激励光电阴极发射出光电子,光电子被各倍增级倍增放大,最后经阳极输出。阳极是电阻回路组成的网状结构,通过相应的电路来计算位置。