正电子发射X射线计算机断层成像系统规格参数表、能量分辨率、SUV值准确性测试方法、核心算法描述举例.docx

PET数字化技术
一、PET数字化技术开展过程
最初的PET系统中，通过光电倍增管（PMT）、前端模 拟电路和后续的模数转换器（ADC/TDC）将能量、位置和时 间信息转换为数字信号，进行事件符合和图像重建。由于早 期的芯片技术比拟落后，模数转换单元无法集成在探测器模 块，而是独立于探测器模块之外，甚至有些设计需要用比拟 长的线将信号传输到模数转换器。较多的模拟处理和较长的 传输路径导致信号差，并且系统可扩展性差，性能受限。
上世纪90年代出现了 SiPM光电转换器件，此类器件通 过集成工艺将APD密排组成阵列，属于芯片化的器件，传输 路径短、集成度高。随着电子技术的开展，SiPM后端的模 数转换和信号处理电路也逐渐芯片化，通过专用集成芯片 ASIC或FPGA来实现。PET探测器的集成度进一步提高， 基于ASIC或FPGA设计的模数转换器逐渐前移，模拟信号 处理进一步减少，数字信号处理增加。模数转换单元尽量靠 近光电转换器件会使性能进一步提升。
ASIC具备低功耗、小体积以及高性能特点，可以进一步 简化PET探测器结构，更易于扩展。SiPM和ASIC二者结 合可以实现复杂信号的读出及处理，充分发挥数字信号传导临床情况下的分辨能力测试方法
—、概述
由于实际成像时，高摄取病灶组织往往浸润在具有背景 辐射的环境中，所以本测试用来评价PET系统对于实际病灶 的分辨能力。宜用病灶的比照度恢复系数来描述实际病灶的 分辨能力。
二、方法
采用人体躯干水模来模拟实际PET成像场景，通过测量 模体中热区的比照度恢复系数来作为PET系统对实际病灶的 分辨能力。
（一）符号CRQ—第j仝小球的比照度恢复系数。"
知一球体j上ROI内平均计数；《球体j本底ROI±计数的平均值；。
勤---热球体内放射性活度浓度；“ 如…本底放射性活度浓度。《（二）放射性核素
测量应使用放射性核素18Fo（三）模体
将放射源注入模拟人体躯干结构的水模，该水模长宽高 分别为40cm, 34cm, 18cm,其中背景局部具有两种密度， 模拟肺部的区域密度为0.5 g/cn?,其他区域填充水用以模拟 人体其他组织。在水模中，具有不同尺寸的小球用以模拟不 同大小的病灶，详细尺寸见表2、表3和图8、图9。其中编 号为1-7的小球位于模拟人体其他组织的背景中，编号为8- 12的小球位于模拟肺部组织的背景中。
表2人体躯干水模热源列表
编号
小球直径
热源背景比照度
1
37 mm
4:1
2
28 mm
4:1
3
22 mm
4:1
4
17 mm
4:1
5
13 mm
4:1
6
10 mm
4:1
7
7 mm
4:1
8
22 mm
4:1
9
17 mm
4:1
10
13 mm
4:1
11
10 mm
4:1
12
10 mm
4:1
352
图8水模结构示意图
图9水模内小球位置示意图
表3水模内小球位置坐标
小球序号
X
Y
Z
1
45
90
29
2
20
91
73
3
104
94
219
4
0
83
122
5
0
101
190
6
0
99
161
7
0
87
219
8
82
89
98
9
-56
81
154
10
-86
120
109
11
52
97
159
12
64
97
159
(四)放射源
PET成像开始时模体中本底放射性浓度应校准为5.3 kBq/mL (0.14pCi/mL),误差在±5%以内。如果制造商推荐使 用较低的注射剂量，那么研究中本底活度也可相应的降低。应 报告使用的本底放射性活度浓度和制造商推荐的注射剂量。 热区中应填充放射性活度与本底之比为4:1的放射性物质。 水模的背景区域的体积约9500ml，所有小球的总体积约60ml, 在扫描开始前，可以分别准备两份体积为10L和1L的水， 分别注入2.5mCi和ImCi的F18药物并记录注射和剩余的时间，充分混合均匀后可以控制其活度浓度比例为4:1,将模体 向上躺平放置，使用30ml的注射器从1L的混合溶液中抽取 约25ml放射性溶液，向水模注射口左边的注入口注入药物， 缓慢注入（约每5秒2ml）确保无气泡，注入完成后封紧注 入口，另用60ml注射器从1L的混合溶液中抽取约45ml放 射性溶液，向水模注射口右边的注入口注入药物，缓慢注入 确保无气泡，注入完成后封紧注入口。
封紧小球注入口后，将水模竖立放置在底座上，从背景 注入口注入9500ml背景活度浓度的溶液。如果没有足够大 的容器准备10L清水，那么可以先注入9500ml清水，再从模 体抽出10ml清水后注入2.4mCi溶液，拧紧后摇晃混合均匀。
如图10、图11所示。
图10小球灌注放置示意图
意图
图11背景区域灌注放置示（五）数据采集
水模准备完成后，静置约10・20分钟以确保药物混合均 匀后，将水模置于检查床上，按照临床典型协议进行数据采 集。先进行CT扫描，背景活度浓度衰变到5.3kBq/ml(±5%) 时，开始PET数据采集，PET采集时，尽量将水模中心与 PET中心重合确保扫描覆盖整个模体，或者按制造商推荐的 位置摆放模体。
(六)数据处理
对采集的数据采用制造商推荐的方法进行重建。如果图 像由多个床位采集的数据组成，那么需将图像拼接后再进行数 据分析。
三、分析
在图像冠状面划取ROI。对于每个热区j寻找其在冠状 面上面积最大层，在该层划取热区j的ROI。在模体背景均 匀区域划取与热区大小相同的背景ROI,每个热区的背景 ROI中心层与该热区ROI取在同一层。接近中间层两侧±1 cm与±2 cm处的其他层上也应该画出背景ROI。对于每个 热区，每层需画取12个背景ROI,总共60个背景ROIoo按照如下公式计算每个小球的百分比照度CRCj为：
CRCj =知」*厂1 x 100%其中QH和QB分别是小球和本底均匀区的活度浓度值。
四、报告
模型灌注：数据采集起始时刻的背景区和热区中的放射 性浓度以及模型中的总活度；
采集参数：PET轴向视野、模型轴向长度、单床位采集 时间；
重建参数：图像矩阵小大、像素大小、层厚、重建算法、 滤波、或者其他的平滑；应根据表4计算每一个热区的比照度恢复系数。
所观测的各个热区位置应逐个报告。
表4热区的比照度恢复系数
编号
热源直径
CRC
1
37 mm

2
28 mm

3
22 mm

4
17 mm

5
13 mm

6
10 mm

7
7 mm

8
22 mm

9
17 mm

10
13 mm

11
10 mm

12
10 mm

核心算法描述举例
表5核心算法描述
算法名称
原理/方法
功能/用途
类型
备注
软符合
算法
输入单事件列表数据，输 入符合时间窗、能量窗、探 测器间隔、环差等参数设 置，输出符合事件列表数 据或正弦图数据，用于后 图像重建。
PET多序列 数据重建，获 得不同比照 度和信噪比 的图像
全新算法
参考文
献等
注：针对全新算法除列明算法的名称、类型、用途和临床功能外，还应提供平安性与有 效性的验证资料。
快，不易衰减的特性，整机性能提升潜力大。相比传统采用 模拟处理部件较多的数字化方案，信号传输路径变短，整机 性能逐步提高。
二、不同光电转换器件的差异
由于PMT需要高压供电（1000V左右），并且倍增过程 （10cm左右）中信号容易受到干扰变差，在硅光电倍增管出 现以后，逐渐引起PET领域的重视，开始使用SiPM代替 PMT作为PET探测器的光电转换器件。SiPM只需要低于供 电（30V左右），信号传输路径短（vlmm）,并且为易于大规 模生产的芯片器件。采用SiPM器件信号质量更好，易于模 块化，可扩展性好，能够提高PET关键性能。
APD光电转换器件中的APD工作在雪崩模式，大小为 3mm左右，而SiPM中工作在盖革模式的微小的APD单元 通常只有35um左右。SiPM的集成度大大提高，通常SiPM 阵列会集成数千个甚至数万个二极管，而APD阵列通常只 能集成数个二极管。APD光电转换器因其磁共振兼容性优 势，被用于早期的PET/MR设备。但随着集成工艺的开展， 正在被SiPM光电转换器件替代。
三、探测器的集成度
模拟探测器多采用分立器件进行电路设计，或者其数字 电路局部采用小规模的ASIC或者FPGA设计。受制于光电 转换器件的尺寸限制、微电子技术水平，或者本钱等考量， 模拟探测器模块包含了闪烁晶体、光电转换器件、模拟信号
处理器件，物理实体上这三局部封装在一起。这种设计常见 于基于PMT、APD光电转换器件的探测器模块，也有局部基 于SiPM的探测器采用这种结构。探测器输出模拟信号，之 后再进行模数转换。
数字探测器采用较多集成电路进行设计，即大规模采用 ASIC或者FPGA技术。随着SiPM器件的出现和微电子技术 的开展，以SiPM为代表的PET探测器模块，越来越多的采 用大规模集成电路。SiPM尺寸相比PMT大大减小，模数转 换等数据处理单元也采用集成芯片设计（基于ASIC或FPGA 设计）。探测器模块物理实体上可以封装闪烁晶体、光电转换 器件和数字化处理单元，甚至是单事件处理环节。基于SiPM 的探测器多采取这种结构，探测器模块直接输出数字信号。
四、系统整体性能的影响
数字化路线的选择是影响PET系统的性能的重要因素 之一，同时晶体材料类型、晶体大小、探测器结构和排布、 数字化方案的细节优化、图像重建和校正算法等也是影响 PET性能的重要因素，通常无法单独通过一个因素来提高系 统的整体性能，只有把整个影像链上的各种因素协同优化, 才能最大程度上优化系统性能，到达最正确图像质量。
五、PET数字化相关名词解释
由于不同产品数字化技术路线差异较大，导致出现不同 的名词术语。为便于对不同制造商和技术的理解，对以下常 见名词进行解释。
1. 多像素光子计数器件 MPPC （ Multi Pixel Photon Counter）,从原理角度对SiPM的命名，SiPM为通用叫法。
2. 微单元（Micro Cell）：单个SiPM单元，可对应多个 APD阳极。
3. 单元（Unit）：探测器加工或者设计中，由闪烁晶体、 光电转换器件（PMT或者SiPM微单元）和后续电路组成的 最小单元。
4.SiPM晶体阵列覆盖率：晶体阵列中所有晶体横断面的 灵敏区域面积和晶体阵列出光面实际面积的比值。
5. 模块（Module）：可进行独立组装或者更换的最小探测 器模块。
6. 探测器环数：PET探测系统沿FOV轴向排列探测器单 元的数量（建议申请人在注册资料中规定晶体环数）。
7. Block环数：PET探测系统沿FOV轴向排列Block探 测器单元的数量（建议申请人在注册资料中规定晶体环数）。
8. ASIC专用集成电路：PET数字化过程中常用于处理多 路信号，提取数字化的信号幅度和时间信息。
9. FPGA逻辑门阵列：PET数字化过程中的多用于对信 号进行模数转换或事件符合处理。
10. 原始脉冲波形:y射线在闪烁探测器中的光脉冲波形。
11 .多电压阈值采样法（Multi Voltage Threshold sampling, 简称MVT）：通过预设多个电压阈值并记录脉冲经过每个阈 值的时间，基于数学模型恢复脉冲原有波形的方法。
12. 数字光子计数器(Digital Photon Counter,简称 DPC)： 能够采用数字化的方法记录到达光子数的光电转换器件。
13. 不间断连续采样ADC (Free-sample ADC):用高频时 钟驱动，不间断连续对信号的通路进行电压幅度采样，真实 记录信号脉冲的形状、电平基线起伏、脉冲拖尾和信号堆积 的模数转换器件。
规格参数表
表1规格参数表
序号
部件名称
型号
规格参数
备注
1
PET探测器

光电转换器件类型
晶体环数
每个模块的SiPM数量
每环模块数量
SiPM总数量
SiPM晶体阵列覆盖率

注1:应参照上述表格，根据申报产品实际情况列明产品规格参数、配置情况。表格中未尽 事宜，可以增加。有不适用或不符合的特殊情况，另附文件说明。
注2：假设申报产品的采集、重建、后处理功能集成在同一软件平台，那么版本号可使用系 统软件发布版本号。
能量分辨率测试方法—、概述
PET系统的能量分辨率是PET性能的重要指标，它决定 了 PET能窗大小和排除散射事件的能力。能量分辨的本质是 射线探测过程中的一系列涨落：能量沉积与退激的光子发射、 光子收集、光电转化、电子倍增、电路噪声等引起的信号幅 度起伏。
PET系统的能量分辨率取决于探头中所有小晶体探测单 元的能量分辨率。本方法采用对每个小晶体探测单元的能量 分辨率进行独立测量，再取所有小晶体探测单元能量分辨率 的平均值，作为PET系统的能量分辨率。
PET的能量分辨率用511 keV的能谱峰的半高宽(FWHM)与511 keV能谱峰值的百分比来表示。
二、目的评价PET系统的能量分辨本领。
三、
方法
/ 、左 Zr 口
(一)付TFWHMk —小晶体探测单元的能谱峰的半高宽;
ek---小晶体探测单元的能谱峰的能量值;
E--能量分辨率：E = FWHM/exlOO%
Ek・・■小晶体探测单元的能量分辨率,k=l,2,3,...n,小晶 体总数；Esys--- PET系统的能量分辨率。
（二）放射源
i'F线源:使用GB/T18988.1-2013中NC.5测试灵敏度 的线源，注入约37MBq。将线源放入最细的铝管内，用支架 放置在PET的FOV中心。
（三）数据采集
使用制造商单计数（Singles）模式采集程序采集数据。 应采集足够长的时间，以保证每个小晶体的能量峰值不少于 200个单计数。
（四）数据分析使用制造商专用软件分析：
1. 解析每个小晶体探测单元的能谱并计算其能量分辨率:
Ek = FWHMk/ek x 100%计算所有小晶体探测单元的能量分辨率均值:
Esys =）/n制造商专用软件可使用如下算法之一：
1）高斯拟合能谱得到半高宽和峰值；
2）加权多点滑动平滑对能谱进行处理，再用重心法求能 谱峰位及插值法得到半高宽。
四、结果报告
线源灌注：数据采集起始时刻的线源放射性浓度以及总 活度。
采集参数：采集时间、终止条件。
能谱数据处理：函数拟合或其他平滑、插值。
能量分辨率：Esys。