PET/C T成像原理概述

李广义,李军,刘松涛综述,刘庆伟审校

(山东省立医院PET/C T诊疗中心山东济南250021

=摘要>PE T/C T为功能分子影像学设备,其应用快速普及。本文从PET/CT探测环的结构组成、数据获得、图像重建算法和图像融合4个方面探讨了PE T/C T的成像原理。

=关键词>正电子发射体层显像;体层摄影术,X线计算机;重建算法;二维;三维重建;正弦图

中图分类号:R814.42;R817.4文献标识码:A文章编号:1006-9011(200408-0681-04

P ET/CT imaging theory L I G uan g2yi,LI Jun,LIU So ng2tao,et al.Diagnostic and Therapeutic Center,Shandon g Pro vince Hos pital, Jinan250021,China

=Abstr act>PET/CT is a kind of function and molecule ins tru ment,w hich is more widely used no wadays.This article mainly co ncen2 trates about the image theory o f PET/CT instrument and the reco nstructio n algorithm fro m the detector ring structure,data acquisition,2D and3D reconstruction algo rith ms and image fusion.

=Key wor ds>Posi tron emissio n to mo graph;2D,3D reconstruction;Reconstruction algori thms;Sinog ram

PE T的临床应用提高了对许多疾病的诊断水平。但是PE T目前仍然存在图像空间分辨率差、图像采集时间长(一般全身检查60min左右、操作复杂、图像阅读困难等问题。为解决PE T这些不足,在PE T设备基础上开发了PET/ CT[1,2]。所谓PET/CT是指用X线CT中的C T图像,替代PE T 穿透源图像进行PET图像衰减校正,以减少常规PE T图像采集时间,并且提高PE T图像的分辨率,简化操作过程以及提高图像的易懂性;由于PE T图像空间分辨率明显不如X线CT图像,采用X线CT图像和PET图像同机融合来补充PE T 图像分辨率差的不足。PE T/C T概念是:PET和C T为同一机架、同一检查床、同一处理工作站;采用X线进行PE T图像的衰减校正;能够进行同机图像融合,提高临床诊断准确率;采用同机融合图像能够进行放射治疗计划;更为重要的是能够完成肿瘤、心血管疾病和神经系统疾病的检查[3~5]。本文将从PE T探测环的结构、数据获得、数据处理和图像融合4个方面探讨PET/CT的成像原理。

1PE T/CT探测环的结构

PE T探测环是收集数据的通道,它由许多晶体块组成,根据不同的需求可以有多种几何形状,如部分环、全环等结构。目前临床应用的新型PET探测器多采用多排环形晶体结构;以GE公司Disco very LS为例:它的扫描设备具有12096个单独的环状晶体被排列在18个环形位点上,每环有672块晶体,每个晶体在15.3cm的视野轴上提供了35个分割区。晶体由锗酸铋(B i4G e3O12,BGO构成,横断面4mm,轴向面

作者简介:李广义(1973-,男,山东省安丘市人,毕业于华东理工大学应用物理系,山东大学信息工程学院研究生在读,主要从事FET/C T、回旋加速器维修及医学图像信息处理的研究8mm,以及30mm半径。该系统包含672个矩形的双向阴极光电倍增管。两个光电倍增管附属于一副36个环状晶体(6 @6,逐步增加定位采样。两个光电倍增管被偶联到一个探测器块上,该探测块被居中到中心位置横断面方向26mm、轴向51m m的中心位置[6]。该系统在各个方向上提供了相同的分辨率,具有高速计数能力,并降低了随机符合事件与散射情况的发生。此外探测环的环与环之间内置环形挡块(sep2 tum,由1mm厚、11.7cm长的钨隔板组成,屏蔽厚板位于BGO 材料的两边。这些屏蔽由环状、砖状、以及板状材料联合构成。通过该屏蔽的通道长度为4cm或更长[6]。该屏蔽在患者孔和探测器环外的方向各延伸12cm,可以有效的减少相邻层面上散射光子的影响。

2影像数据的获得

采集数据前,首先将正电子示踪剂,例如氟18F脱氧葡萄糖(18F2fluo rodeo xy2gluco se,FD G注入被检查者体内,正电子示踪剂在体内发生衰变不断释放出正电子(B+,正电子在组织内前进1~3m m,然后与体内的负电子发生湮灭反应,同时释放出两个方向互为180b的能量为511kev的C光子;PET利用探测器(detector来捕获这成对光子,并且利用线性响应(line of response,LO R值记录数据,线性响应即利用两条直线的交点来确定光子的位置。数据的获得还必须考虑以下几个方面的问题:符合探测、死时间、扫描方式、数据存储模式等。

2.1符合探测

只有在规定的时间窗内同时被互为180b的晶体捕获的两个光子才能成为一个符合事件(positron anni hilation,符合事件又包含三种情况(图1:¹真符合:即晶体捕获的是一对

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同时发生的光子;º随机符合:在时间窗或者分辩时间内,不是同一位置的光子被记录;»散射符合:光子在飞行期间还会发生康普顿散射,C 光子与吸收物质的一个作用电子,改变了电子动能的同时使C 光子改变了运动方向,这样就有可能与其他飞行的C 光子同时进入两个相对的探测器,并发生符合探测。提高真符合计数率而不增加随机符合计数率的有效办法就是:采用新型晶体,传统的B GO 晶体的符合时间窗是12ns,而新的G SO:Ce(G d 2Si 2O 5:Ce与N AI 晶体是10ns,原硅酸镥晶体(L u 2Si 2O 5,LSO是8ns;散射符合可以影像图像质量,严重时可导致图像失真,有效的办法就是采用铅挡块屏蔽的方法:即在PE T 探测环与环之间内置环形挡块(septum,可以有效的减少相邻层面上散射光子的影响。2.2 死时间(dead ti me

晶体捕获到体内的光子后,在晶体内部产生光输出,该输出被光电倍增管(pho to multiplier tubes,PM Ts接收并被放大、数字化处理,这样事件的能量与空间位置信息被记录,然后符合处理事件发生。这整个过程所需时间称为死时间。在这期间探测系统将不能收集新的C 光子计数,也就意味着会丢失这部分数据。PE T 在高速计数时,计数率的丢失主要由系统死时间引起。有两种可行的办法来解决死时间引起的计数率丢失问题,其一:采用更短闪烁时间的晶体、更快的处理电路;其二是利用小型高效的光电倍增管及减少每一个符合事件PM Ts

的数目来减小探测单元的体积。图1 A:真符合事件B:散射符合C:随机符合 图2 A:2D 采集模式B :3D 采集模式

2.3 扫描方式

扫描的方式一般有两种:2D 与3D 模式,2D 采集指探测环与环之间的铅挡块伸出,符合仅是发生在相对的探测器的空间中;3D 模式采集则环与环之间没有阻挡(图2。故2D 模式散射符合要远远低于3D 模式,同时有可能丢失部分符合事件而造成灵敏度低现象;3D 模式灵敏度高,但由于散射高,会使图像产生畸变,图像质量有所下降,3D 模式下图像的灵敏度要比2D 模式高5倍左右,同时散射符合由2D 模式的15%~20%增加到3D 模式的30%~40%,这主要是由死时间引起的[6]。解决办法之一就是采用高质量的晶体,使符合探测时间缩短以排出大部分的散射符合。

2.4 数据存储模式

代表能量与位置信号空间位置的LO R 值在2D 或3D 扫描模式采样后被存储数据矩阵中,相应正弦图(sinogram矩阵也有两种模式,以GE 公司产品为例[6],2D :一个单独的正弦图由336个角度的283个发射构成。给出的符合结构可被采集的发射最大数为2。这不仅仅是支持一个55cm FOV 所要求的。数字被减少到283,仍然支持一个55cm 的FO V 。正弦图被分区,以便可使用分区模式的内存传输。2D 帧的大小:2D 实时瞬时延迟:¹字节模式:3333120字节º字模式:6657280字节。2D 分离瞬时与延迟:¹字节模式:6666240字节º字模式:13314560字节。3D :数据被组为发射平面,平面数目因机型不同而异,GE 公司通过z 轴样本有283个发射,发射平面数据(283@265从336个横断面角度中获得。每个晶体对被二进制到唯一的柱形图位置(除了1交叉平面被二进制为同一个高分辨率模式:无数据/粉碎0被执行。3D 帧大小(环差额为:3D 实时瞬时延迟:¹字节模式:25202688字节,º字模式:50405376字节;3D 分离瞬时与延迟:字节模式:50405376字节。3 数据处理

数据处理就是将放射性采样重建它在体内的分布,传输到工作站存储器的数据是按层保存的,每层的数据都包含了特定角度的信息;对于每一个特定角度的采样都是这个角度上所有LO R 值的线性积分。对于每一层投影数据来说,数据存储于窦腔X 线摄影矩阵(sinog ram matrix中,矩阵的行与列分别代表角度值与放射性采样

[7,11]

。数据处理分为二维重

建与三维重建。二维重建算法主要有以下两种:滤波反投影重建法(filtered backp roject,FBP、迭代算法(Iterative algo 2rithms。滤波反投影法在投影数据不包含噪声的时候可以准确的重现示踪剂在体内的分布[17,18]。它的基本原理是这样的:首先对角度数据进行傅立叶变换,然后在频域内采用ramp 滤波器对重建矩阵的所有数据进行滤波处理,最后进行反变换。这种方法对于断层重建简单而快速;但是也存在缺点,因为ramp 滤波器主要用于去除图像星状伪影(高频噪

声增加图像空间分辨率的,它同时放大了噪声,尤其是在低计数数据采集时比较突出。为了补偿这种效应,通常办法是采用一个低通平滑滤波器,通过设置其截止频率(cutoff frequency来消除数据的高频部分,但得到的图像会更加模糊,空间分辨率也同时降低。该算法经常用于噪声较小的图像重建,例如头部图像[13~

17]

。

迭代算法主要基于对于特定算法获得的目标函数进行最大或最小化处理。把目标函数分成逻辑上的几个过程称为迭代。该算法的

最大优点在于:能综合利用各种

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不同的先验信息,如噪声成分、衰减、不同探测器的特性等,从而获得更加精确的重建图像;然而必须指出的是:增加计算参数就意味着增加处理时间。在这个基本思想的条件下,对于不同的目标函数需要不同迭代次数,迭代次数太多容易导致噪声的放大,使图像质量下降,所以要获得最佳的影像算法就需要准确的迭代次数。迭代算法有很多种,有的方法基于线形代数,有的基于统计学方法。后一类称为最大期望值最大化法(maximum2likeli hood expectation maxi mization,M L2 EM,它可以更准确的对示踪剂的分布进行评估。它的目标函数是Poisson分布函数的极大似然函数,它力图使每一次迭代获得的重建层的投影数据与最初的层面相等。这个方法最大的特点就是:通过一个多种因素组合的参数来估计这次投影数据与下一次迭代的比率,从而不断更新图像。迭代算法的最大优点是不影响空间分辨率的情况下,对噪声放大较小。而且因为初始条件为非负值,故重建数据都将是正值。而最大的缺点在于:要想收敛到理想优化值需要很大的迭代次数,这影响了在临床上的应用[8~10]。为了解决MLE M收敛速度慢的问题,1994年Hudso n等提出Ordered2subsets expecta2 ti on maximization(O S2E M,现在作为PE T影像最为广泛的重建算法之一[14~16]。OS-E M算法是ML2E M算法的改进,它的目标函数依然是似然函数的数学期望,不同之处在于将投影集分成若干个有序的子集,然后按照一定的顺序对各个子集单独进行迭代,所有子集迭代完一次就完成了一次整体的迭代。投影子集的选取会影响算法的收敛性和收敛速度,但是经过实践证明发现投影子集不能选得太多,否则可能导致不收敛,或者收敛到局部收敛点[21,22]。而且Bro wn等人证明OS2E M算法并不收敛到M L2EM的收敛点,所以虽然在一定的条件下其收敛性和收敛速度都比较令人满意,但是也应该注意子集的选取,并且在迭代过程中应该加入别的平滑和滤波措施,如Gibbs平滑、中值滤波或Metz滤波等等。

三维重建必须考虑新的方法,因为线性响应LO R数据中的轴向角与扫描机架几何形状有关,所以每一个LO R数据都必须重新加以考虑。三维重建数据很大,例如,一个具有N 个探测环的探测器,3D扫描获得的数据有N个与轴向相垂直的sinog ram矩阵,N(N21个不垂直的sinogram矩阵,而2D 扫描模式仅有2N21个矩阵数据。这就意味者计算如此大的数据量需要更大的内存空间,以及复杂的运算,利用现有的工作站就可能导致不可预测的运算时间。三维重建的困难在于容积数据采集的不完整性,未能采集到的数据必须由2D重建的断层图像的正弦图数据通过某种算法估计得到。测量得到的投影数据与估算数据一起通过滤波反投影法进行三维重建[12~15]。三维重建常用方法也有两种:三维数据重组法(3D D ata rebinding和3D2RA MlA算法。重组算法是一个将3D数据变为2D数据的数学过程。最简单的算法是单层重组算法。它将轴向L ORs数据向断层投影,获得轴向线与断层面的交叉点。该方法对于头部扫描这种放射源离扫描中心轴较近的情况效果比较好;而对于其他情况尤其是放射源离轴较远且解剖结构复杂的扫描,成像质量不是很理想。傅立叶重组算法是在频域内,利用斜正弦图矩阵(oblique sino gram频率与距离的关系进行计算,运算法则对原位数据所执行的二维图像重建(确保发射平面的完成,来源于那些图像的前向性发射,产生扫描设备不能提供的生发射数据,然后使用Colsher滤镜进行合并数据(原始数据和前向发射数据的全体积重建。该重组算法对放射源的轴向定位的估计更加准确,因此可以很大程度上减少因离轴而造成的图像变形。数据重组以后,2D重建的算法就可以应用到三维重建中去了[16,20]。3D2RA MlA是一种全新的算法,它利用一种称作体素(vo xels的数据来代替通常意义上的像素(pixels[20],体元实际上是分布在一个长方体上的各个交叉点。通过已定义好的先验模型,通过调整改变体元的形状与幅度,可以很好的控制成像质量。为了获得同一的采样数据,在实际应用中,相邻体元之间有交叉,且在交叉区域采用平均加权值来计算,这种算法产生高质量的全身3D图像需要至少25min。

4图像融合

PE T/CT最大的优点在于它可以通过PE T与高质量C T 的图像融合来解决单纯PE T图像空间分辨率不高等缺点。图像融合具有很大难度,尤其是非同机融合涉及许多问题,诸如:扫描机器不同、床位不同,体内器官位置不同;扫描时间不同,体内器官位移不同;C T需呼吸控制,而PE T扫描不可能憋气30~40min[23];PE T/CT二者扫描共用同一机架,解决了大部分问题,但是还有如下问题应该加以考虑:¹CT扫描不能进行呼吸控制。ºC T扫描不能注射强化剂。因为C T 扫描的作用一是:获得病人的解剖图像;二是:利用C T值对PE T进行衰减校正。以上两点都会影响成像质量。解决办法之一即:让患者在CT扫描期间进行呼吸,这样可以减少L2 map的错误率,但也同时降低了胸部器官的分辨率,当然尽量不采用强化剂。图像融合的算法有许多,这里就不再赘述。

PE T/C T是功能分子影像学的利器之一,它为功能分子影像的发展注入了很大的生命力,但是它同样还存在诸多的不足,在了解了它的基本成像原理之后,对它的不足还有待于我们去努力改进,诸如探测环的结构、高性能晶体的研究、新的重建算法、融合算法等。

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(收稿日期:2004-03-31修回日期:2004-05-25

(上接680页

可靠依据。肾肿瘤大出血,IVP肾不显影往往意味着有严重肾损伤,如肾动脉血栓形成,粉碎性肾损伤,肾极破裂,肾动静脉撕裂。不显影侧肾明显增大多见于肾积水,不显影侧肾明显缩小,可见肾萎缩、先天性发育不育。不显影侧肾明显有钙化和轻度增大,多见于肾结核。

3.2肾输尿管复合病变致肾不显影

因上尿路梗阻引起积水,而IV P肾不显影,以肾盂输尿管交界处阻塞为主,如迷走血管压迫,纤维素带等。肾积水本身无典型症状,当积水达到一定体积和感染时,会出现全身中毒症状。肾积水肿块多出现胸肋部,随呼吸上下移动,肾区胀满感,IVP不显影为晚期表现。

3.3单纯输尿管病变至肾不显影

泌尿系阳性结石诊断并不难,而输尿管肿瘤诊断较为困难。中老年输尿管肿瘤患者,疼痛反应在腰部,另外血尿及年龄都有一定的鉴别诊断。如能在C T上显示病变上、下缘形态,则诊断不困难。个别中老年人患输尿管肿瘤会浸润到腰椎,下尿路病变可引起肾不显影,大多数为双肾不显影。

3.4肾外占位所致单侧肾不显影

腹膜后巨大占位及其它脏器病变致肾不显影,本组3例腹膜后恶性间皮瘤,由于瘤体大,浸润到肾实质,破坏了肾实质所致。使IVP肾不显影。

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(收稿日期:2004-04-30修回日期:2004-05-30

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