基于BGO与SiPM耦合的平板乳腺PET扫描仪研制

陈艳华 谢 靓 杨 勇 袁夏冰 侯立群 李 轶 赵永界 王元吉

1(杭州电子科技大学生命信息与仪器工程学院，杭州 310018)2(明峰医疗系统股份有限公司，杭州 311200)

基于BGO与SiPM耦合的平板乳腺PET扫描仪研制

陈艳华1†谢 靓1†杨 勇1*袁夏冰1侯立群1李 轶1赵永界2王元吉2

1(杭州电子科技大学生命信息与仪器工程学院，杭州 310018)2(明峰医疗系统股份有限公司，杭州 311200)

设计一种专用于乳腺癌早期检查的高分辨率、高灵敏度、低成本的平板乳腺PET扫描仪。这种PET扫描仪采用带有弧度的平板探测器结构，将BGO(Bi4Ge3O2)晶体与新型光电探测器件硅光电倍增管(SiPM)耦合。SiPM具有探测效率高、工作电压小等优点。探测器面积为180 mm×120 mm，平板探测器间距为160 mm；电子学部分采用模块化设计，能够有效地采集到数据。样机实验结果表明，可实现优于3.0 mm的空间分辨率、2.5%的高灵敏度的图像质量；仪器其他各参数的测试实验表明，该仪器的各个指标和性能稳定，安全可靠；动物实验表明，该仪器能较好地实现对肿瘤组织(10mm)血流代谢成像。

乳腺癌早期检查；平板探测器；BGO晶体；SiPM

引言

在乳腺癌诊断方法中，影像学诊断是最常用的有效方法之一。目前临床常用的影像学技术(如钼靶)是基于结构成像，随着功能成像技术的发展，应用功能成像及多模态成像成为新的诊断手段。正电子发射断层成像(positron emission tomography, PET)可以利用正常组织与肿瘤组织代谢上的差异对肿瘤做出早期诊断，具有较高的灵敏度和特异性，已成为乳腺癌早期诊断的重要方法之一[1-2]。但是，全身PET设备在临床上应用检查费用高昂，一次全身扫描费用高达1万元/次；另外由于早期肿瘤病灶较小，全身PET成像空间分辨率也难以满足早期诊断的要求。因此，开发低成本、高分辨率的基于局部扫描的PET成像技术，成为国内外影像界的研究热点之一[3]。

相对于全身PET而言，乳腺PET(positron emission mammography, PEM)[4-5]具有图像分辨率和灵敏度高、仪器成本低、放射性示踪剂用药剂量减少等优点，由于仪器的造价成本的降低以及放射性药物剂量的减少，其检测费用可以控制在3000元/次左右。国内外的许多机构都对PEM展开研究，如加拿大McGill大学Thompson教授领导的团队开发名为PEM-I的乳腺PET设备[6-7]，美国NaviScan PET systems公司开发了名为Stereo Navigator的商用乳腺PET设备[8]。国内方面，中科院高能物理研究所研制成功了国内首台PEM扫描仪样机，该仪器基于LYSO(硅酸钇镥)晶体及采用光电倍增管(PMT)的环形(64环)探测器设计。

由于LYSO晶体中的镥元素存在放射性，其本底辐射效应对系统信噪比存在影响，且有更明显的深度效应(depth of interaction, DOI)[9-10]，同时其价格也因稀土材料涨价一直走高。BGO晶体具有无本底辐射效应、晶体密度大、探测效率高、稳定性好、噪声低、价格低等优点；另外，目前最广泛应用的弱光探测器光电倍增管(photomultiplier, PMT)体积大、工作电压高、功耗高、易损坏，同时还有受光阴极限制探测效率较低、对电磁场变化敏感以及不适合制作大规模探测阵列等缺点。与PMT相比，硅光电倍增管(silicon photomultiplier, SiPM)具有灵敏度高、大增益(106或者以上)、一致性好、尺寸小、不受电磁场变化影响等的众多优点，已经成为最具有潜力的半导体光电探测器，成为弱光探测器技术领域的一个研究热点[11-15]。基于此，笔者提出基于BGO与SiPM耦合的平板乳腺PET扫描仪设计思路。在结构设计方面采用了平板结构，考虑到晶体和光电探测器占设备成本的主要部分，与环形结构设计相比，平板结构用更少的晶体和SiPM探测器，可以有效节约成本。

1 PEM系统设计

所设计的PEM主要实现两个方面的创新：一是核心部件探测器采用BGO晶体耦合SiPM的设计；二是为了降低倾斜投影线的深度效应(depth of interaction, DOI)对图像分辨率的影响，探测器平板采用了有弧度的设计。这种设计既有效控制了成本，又保证了仪器的良好性能。整个PEM系统包括硬件部分和软件部分，采用俯卧式设计。

1.1 探测器设计

PEM采用平板型探测器设计，探测器由(3.3 mm×3.3 mm×30 mm)BGO(Bi4Ge3O2)晶体1 536块和96个新型的半导体光电探测器SiPM耦合组成，平板探测器间距为160 mm，固有空间分辨率优于3 mm，可进行31层透视及断层成像。

探测器模块采用了BGO晶体耦合SiPM的设计。2×4 个SiPM组合成一个Detector Bank，6个Detector Bank组成一个探测器平板，PEM系统包括两个探测器平板。SiPM是一种像素化的阵列探测器，其中SiPM的规格型号为SPMArray4(4×4 array of SPMMICRO3035 pixels)，即4×4的像素阵列，厂家为爱尔兰的SensL[16]，探测器模块如图1所示。每个Detector Bank的X方向有8个像素，Y方向有16个像素，共使用2×4×6×2=96个SiPM，每个平板探测器有48×4×4=768个像素，探测器的探测面积为180 mm×120 mm。PEM探测器平板结构如图2所示。

图1 探测器结构。(a)BGO晶体；(b)SiPM探测器Fig.1 Panel detector structure diagram. (a)BGO; (b) SiPM

图2 PEM探测器平板结构Fig.2 Structure diagram of panel detector

两个探测器平板面对面放置，规定探测器平板一个为Detector Up,另一个为Detector Down。对应的BANK记为BU和BD，BANK中的X和Y编号记为XU、XD和YU、YD。在每一个BU与Detector Down中，所有BANK之间都有符合投影线。同样，每一个BD与Detector Up中的所有BANK之间都有符合投影线。符合的两个探测器BANK称为一组符合BANK对。由于PEM系统投影线比较稀疏，为了最大限度的利用投影线，对所有符合BANK对都进行符合甄别，如图3所示。

1.2 电子学及供电部分设计

电子学部分采用了模块化的设计，主要包括前置放大电路、位置编码电路、定时电路、符合编码电路、数据传输电路以及供电分配电路6个部分，电子学系统构成如图4所示。

图4 硬件系统框图Fig.4 System block diagram of electronics

前置放大电路包括3个主要功能：用于位置编码、用于信号定时、给SiPM供电。PEM系统一共使用了24块前置放大电路板，每块前放板对应一个探测器大块，也就是4个SiPM。

位置编码电路实现的功能是对位置信号进行数字化编码。

定时电路对一个探测器平板中所有前置放大电路产生的能量信号进行求和及倒向处理，把负信号变成正信号。定时采用的是脉冲前沿定时，这种定时方法电路实现简单，精度稍差。符合板中的符合时间窗设定为255 ns，在数据采集软件中，根据需要可以设定0～255之间的值给符合时间窗，使用方便。数据传输电路设置了一个FIFO存储单元缓存数据，一个ARM芯片负责与计算机的通信，使用TCP/IP网络通信协议将地址编码送到计算机的采集软件中。

电源分配电路板有两块，每块可以提供6路±5 V固定输出和48路0～+35 V可调HV输出。为避免两路输入电源之间的差异对输出电压稳定性的不利影响，在使用中只使用了一路输入，可以为3个Detector Bank对应的前置放大板供电，另外3个Detector Bank 的供电使用直流电源。HV电压的调节通过单片机、ADC芯片、三极管及相关电路共同完成，可以对输出电压进行精细和大范围调节，测试结果表明电压调节精度可以达到0.03 V。

2 PEM样机性能测试方法

2.1 分辨率测试方法

系统空间分辨率是指将点源图像的计数密度分布集中到一点的能力，是PEM最为看重的性能参数之一。测试方法：采用两个Na22点源，直径φ=1 mm,放置PEM系统中，分别相距10、8、4 mm,按扫描模式45°和60°分别扫描，采用FBP重建算法重建图像，对两个点源分别进行调制度测量。

2.2 系统灵敏度测试方法

灵敏度是表征被探测率的一个参数，在低活度放射源情况下符合时间按该比率被探测。系统灵敏度与PET的探测器效率、探测器数量、探测器距离、探测器面积有密切关系。测试方法是将一个规定体积、已知活度浓度的放射性溶液放置在系统的总视野中，并观测所得到的计数率，系统灵敏度由上述值计算得到。

2.3 系统信噪比测试方法

PEM设计用于乳腺癌检查，因此对乳腺模型的成像结果是检验系统性能的最直接方法。本次测试主要是不同本底的图像信噪比实验，定义点源图像与周围的本底比值为图像信噪比S/N。在实际临床应用中，它反映出观察淹没在噪声中点源的能力。能观察到点源时的信噪比越小越好，一般要求小于2。乳腺模型使用圆柱形塑料瓶，模型内注满水，注射不同量的F18-FDG溶液作为本底噪声，模型内放置一个浓度较大的点源作为病灶。

2.4 动物实验方法

在各参数可靠稳定的基础上进行了动物实验，样本数量为30。实验小鼠为品系C57DL/6小鼠，实验前先在鼠的胸部偏后部位人工种植肿瘤块，饲养2周肿瘤块长至10 mm左右后进行成像实验。

3 结果

3.1 试制样机整机结构

根据设计方案，成功研制出PEM样机，并通过各个测试实验，样机的各个性能指标都稳定安全，如图5所示。

图5 PEM样机。1—乳腺检查腔，2A、2B—两个对称的平板探测器，3A、3B—电子学部分，4—符合线路，5—电源分配单元，6—散热部分。Fig.5 PEM Prototype Diagram：lab.1 shows a breast examination chamber, lab.2A,lab.2B show two symmetrical flat panel detector, lab.3A, lab.3B show the electronics, lab.4 shows coincidence part, lab.5 shows the power distribution unit, lab.6 shows the cooling section.

3.2 PEM系统分辨率

图6 分辨率实验(两个点源距离8 mm)Fig.6 Experiment of resolution. The distance from the two point source is 8 mm

通过对两个点源分别进行调制度测量，两个点源距离分别为4、8和10 mm。点源距离为8 mm的分辨率实验结果如图6所示。分别测量4、8、10 mm的调制度，得到其值分别为0.30、0.76、0.94。对其进行拟合，得到如图7的分辨率实验结果。根据工业CT标准GJB 5311—2004[17]中规定，调制度为0.15以上的二点源间距为可分辨的距离，由图7可知，在0.15调制度处的空间分辨率为3.0 mm。

图7 分辨率实验结果Fig.7 Result of sensitivity experiment

3.3 系统灵敏度

在一个密闭容器内注射1 mL的FDG 放射性溶液，放置在系统FOV中央，两个探测器平板的距离约为150 mm。放射源强度A=1.4×84 uCi，采集时间T=20 s，采集计数C=1 356 143个，经过计算，取平均得到灵敏度为2.5%。

3.4 系统信噪比实验

共进行了3种不同本底强度的实验，通过选取轴向中心层的成像，计算感兴趣区域的放射性物质的浓度和本底区域放射性物质的浓度，计算信噪比，重建图像结果如图8所示。通过计算感兴趣区域的像素均值和本底区域的像素均值来计算出信噪比，3种不同本地强度的实验结果信噪比分别是 4.89、 2.08、 1.52。在信噪比小于2时，点源成像清晰，在模型中的相对位置准确，本底较明显，但未形成影响判断的亮斑，均匀性很好，达到临床使用要求。

图8 信噪比结果(上为三维成像结果，下为像素值变化曲线)Fig.8 Signal to noise ratio (SNR) (Top of the graphs is three dimensional imaging results, bottom of the graphs is pixel value change curve)

3.5 动物实验结果

动物实验扫描结构如图9所示。从PEM图像上看，老鼠胸部亮点(伪彩)是人工种植的肿瘤块，老鼠的下方是膀胱吸收亮点，实测老鼠的肿块为12 mm，在老鼠膀胱及腹部还有部分显像。这表明，本PEM可以较好地反映血流代谢差异，对早期的肿瘤较好的诊断效果。

图9 实验结果成像。(a)小鼠照片；(b)小鼠PET图像Fig.9 Imagine of experiment. (a) The picture of mouse；(b) The PET imagine of mouse

3 讨论和结论

判断仪器性能好坏的两个标准是该仪器的灵敏度以及分辨率。分辨率与探测单元的尺寸成正比，由于本仪器的晶体选择为3.3 mm×3.3 mm使分辨率受到了限制，而分辨率的另一个影响因素不确定偏差在中心距离的减小下得到改善，上述实验做出的结果为3.0 mm，说明本仪器有发展到1.5 mm的可能性。

本仪器根据国家标准对灵敏度的要求，在同样灵敏度要求的情况下，放射性药物的使用量是全身PET放射性药物使用量的1/3。放射性药物剂量的减少，既可降低检查费用，又可以降低乳腺组织的照射剂量，具有更好的安全性。

探测器设计采用带有弧度的平板结构，与传统的环形探测器结构相比：一方面，平板结构的探测器运用平行束投影，采用旋转采集模式,通过多个位置的旋转采集接收180°的投影数据,使得晶体数量的使用减少,很大程度上降低成本；另一方面，探测器平板带有弧度的设计使得边缘的投影线径直进入晶体，减少信号的失真，降低倾斜投影线的深度效应(depth of interaction,DOI)对图像分辨率的影响，如图10所示。

图10 深度效应示意图。(a)平板探测器的深度效应；(b)带有弧度的平板PET的深度效应Fig.10 Schematic DOI. (a) DOI of panel detector; (b) DOI of panel detector with the curvature

现有大视野的PET在分辨率方面无法提升，很大一个原因是正电子在人体的湮灭作用过程中粒子动量的变化导致光子在探测视野(FOV)中产生约0.06°的不确定性偏离，导致直径为700 mm的PET有2～3 mm的位置不确定性，在机上出现机械误差，因此现有的PET的分辨率为4.4～6 mm。本仪器的探测器中心间距缩短到150mm，在相同的偏离角度条件下偏离的距离大为改善，理想状态下的空间分辨率可达到1.5 mm。探测器模块采用BGO晶体和像素化设计SiPM，提高了探测器的探测效率，将系统的分辨率提高到了3 mm。

在灵敏度方面，灵敏度是探测器接收到的放射性物质的活度浓度的符合计数与放在探测器中的放射性物质的活度浓度的比值，该比值与探测器中心间距平方成正比。全身PET的中心间距为700 mm，灵敏度为0.8%；而本仪器的中心距离可达到150 mm，其系统灵敏度显著提高到2.5%～3.5%。

钼靶成像以其定位的准确优势，已经得到认可，将平板PEM和钼靶成像融合，对于平板PEM的分辨率有很大幅度的提升，这一关键技术在于需要解决平板PEM不旋转且保证数据完整性的问题，本研究验证了这一可能性。

[1] Ollinger JM, Fessler JA. Positron-emission tomography [J]. IEEE Signal Processing Magazine, 1997, 14(1): 43-45.

[2] 顾本立，赵永界，周炳兴. 正电子发射断层成像(PET)的特点和简化PET的研制 [J]. 仪器仪表学报, 2000, 21(5): 104.

[3] 刘佩芳. 乳腺影像诊断必读 [M]. 北京: 人民军医出版社，2007.

[4] Moses WW, Budinger TF, Huesman RH. PET camera designs for imaging breast cancer and axillary node involvement [J]. Journal of Nuclear Medicine, 1995, 36：69.

[5] Weinberg I, Majewski S, Weisenberger A, et al. Preliminary results for positron emission mammography: real-time functional breast imaging in a conventional mammography gantry [J]. European journal of nuclear medicine, 1996, 23(7): 804-806.

[6] Thompson C J, Murthy K, Weinberg I N, et al. Feasibility study for positron emission mammography [J]. Medical Physics, 1994, 21(4): 529-538.

[7] Murthy K, Aznar M, Thompson CJ, et al. Results of preliminary clinical trials of the positron emission mammography system PEM-I: a dedicated breast imaging system producing glucose metabolic images using FDG [J]. Journal of Nuclear Medicine, 2000, 41(11): 1851-1858.

[8] Study shows positron emission mammography (PEM) is Easy for breast imagers to learn regardless of experience [EB/OL] ．https://www.thestreet.com/print/story/11073632.html, 2011-04-06/2015-05-09.

[9] Salvador S, Wurtz J, Brasse D. Optimizing PET DOI resolution with crystal coating and length [J]. IEEE Transactions on Nuclear Science, 2010, 57(5): 2468-2474.

[10] 吴文凯，赵周社. PET 飞行时间技术的现状和再认识 [J]. 中华核医学杂志, 2011, 31(5): 354-356.

[11] Yeom JY, Vinke R, Levin CS. Optimizing timing performance of silicon photomultiplier-based scintillation detectors[J]. Physics in Medicine and Biology, 2013, 58(4): 1207-1220.

[12] Kwon SI, Lee JS, Yoon HS, et al. Development of small-animal PET prototype using silicon photomultiplier (SiPM): initial results of phantom and animal imaging studies [J]. Journal of Nuclear Medicine, 2011, 52(4): 572-579.

[13] Abreu MC, Aguiar D, Albuquerque E, et al. Clear-PEM: A PET imaging system dedicated to breast cancer diagnostics [J]. Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment, 2007, 571(1): 81-84.

[14] Dokhale P, Nagarkar R, Robertson R, et al. Performance measurements of CMOS SSPM as PET detector[C]//2007 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record. Piscataway: IEEE, 2007, 5: 3224-3228.

[15] 万陆，刘晶晶，谢庆国，等. PET 探测模组缝隙对成像质量影响的研究 [J]. 核电子学与探测技术, 2010, 30(9): 1187-1190.

[16] Preston R, Jakubek J, Prokopovich D et al. Development of SiPM-based scintillator tile detectors for a multi-layer fast neutron tracker[C]//EPJ Web of Conferences. Paris: EDP Sciences, 2012:101-101.

[17] 工业CT标准《工业CT系统性能测试方法》 GJB 5311-2004[S].

Development of Panel Breast PET Based on Coupling of BGO and SiPM

Chen Yanhua1Xie Liang1Yang Yong1*Yuan Xiabing1Hou Liqun1Li Yi1Zhao Yongjie2Wang Yuanji2

1(CollegeofLifeInformationScience&InstrumentEngineering,HangzhouDianziUniversity,Hangzhou310018,China)2(FMIMedicalSystemCorporation,Hangzhou311200,China)

breast cancer early detection; panel detector; BGO; silicon photomultiplier (SiPM)

10.3969/j.issn.0258-8021. 2016. 06.017

2015-06-20， 录用日期:2016-01-11

国家科技支撑计划课题(2012BAI13B06)；浙江省重大科技专项(2012C03007)

R318

D

0258-8021(2016) 06-0754-05

†共同第一作者

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: yyang@hdu.edu.cn