吳 萍 吳天棋 白 玫*

電子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層顯像(positron emission computed tomography，PET)是通過對(duì)放射性核素在體內(nèi)的聚集成像，反映生命代謝活動(dòng)情況的設(shè)備，是核醫(yī)學(xué)領(lǐng)域常用的影像檢查技術(shù)；磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)是利用磁共振現(xiàn)象從人體中獲得電磁信號(hào)，通過圖像重建獲得人體結(jié)構(gòu)成像的設(shè)備，是放射影像領(lǐng)域常用的檢查技術(shù)之一[1]。一體化PET/MR設(shè)備[2-3]是同時(shí)進(jìn)行PET和MR掃描，并將PET分子圖像與MR結(jié)構(gòu)圖像結(jié)合在一起的全新醫(yī)學(xué)影像設(shè)備，其內(nèi)置飛行時(shí)間(time of flight，TOF)圖像采集重建技術(shù)是基于镥素晶體和高性能的光電轉(zhuǎn)化器的新技術(shù)[4-5]。

在圖像后處理時(shí)，一般采用不同重建條件以獲取高質(zhì)量掃描圖像，其中矩陣大小是一個(gè)重要的變量參數(shù)[6-7]。重建矩陣(reconstruction matrix)記作Mx(x為矩陣大小)，是反映重建圖像大小的參數(shù)，一般認(rèn)為和圖像的空間分辨率等性能有關(guān)[8]。以灰度圖像為例，其像素?cái)?shù)據(jù)就是一個(gè)矩陣，矩陣的行對(duì)應(yīng)圖像的高(單位為像素)，矩陣的列對(duì)應(yīng)圖像的寬(單位為像素)，矩陣的元素對(duì)應(yīng)圖像的像素，矩陣元素的值就是像素的灰度值。本研究以圖像矩陣大小為變量，探討一體化PET/MR設(shè)備中PET圖像質(zhì)量的變化。

1 材料與方法

1.1 一體化PET/MR設(shè)備

本研究所用掃描設(shè)備為美國通用電氣公司的一體化PET/MR設(shè)備，型號(hào)為SIGNA，圖像處理為設(shè)備配套AW4.6工作站。該設(shè)備以3.0T靜音磁共振設(shè)備作為平臺(tái)，采用LBS镥閃爍晶體與全數(shù)字化固態(tài)陣列式光電轉(zhuǎn)化器(SiPM)融合技術(shù)，PET探測器具有TOF技術(shù)；以零回波成像技術(shù)(zero echo time，ZTE)實(shí)現(xiàn)PET衰減矯正；時(shí)間分辨率＜400 ps，靈敏度＞21 cps/kBq，軸向視野25 cm，能夠?qū)崿F(xiàn)PET與MR一體化同步掃描獲取數(shù)據(jù)(如圖1所示)。

圖1 SIGNA PET/MR示圖

1.2 體模系統(tǒng)

本研究依據(jù)美國電器制造商協(xié)會(huì)(National Electrical Manufacturers Association，NEMA)NU2-2007標(biāo)準(zhǔn)，使用國際電工委員會(huì)(International Electro technical Commission，IEC)61675-1標(biāo)準(zhǔn)規(guī)定的人體體部體模[9-11]。模型內(nèi)嵌6個(gè)小球分為4個(gè)熱區(qū)和2個(gè)冷區(qū)，熱區(qū)表示該區(qū)域內(nèi)具有高活度濃度的放射性藥物，用以模仿病灶區(qū)域，其直徑分別為10 mm、13 mm、17 mm和22 mm；冷區(qū)表示實(shí)驗(yàn)時(shí)不注入藥物，其直徑分別為28 mm和37 mm。熱區(qū)與背景區(qū)域的放射性藥物濃度比例為4∶1；中間是直徑為35 mm的空氣柱，即氣體冷區(qū)[12-13](如圖2所示)。

圖2 IEC 61675-1標(biāo)準(zhǔn)PET圖像質(zhì)量體模示圖

放射性藥物區(qū)域以總活度為1.53×108Bq(4.14 mCi)的18F-代脫氧葡萄糖(18F-Fluoro dexyglucose，18F-FDG)填充，充分搖勻并靜置260 min后開始掃描。依據(jù)藥物衰減計(jì)算，掃描開始時(shí)，熱區(qū)放射性藥物活度濃度為1.18×104Bq/ml(0.32 μCi/cc)。

1.3 掃描與圖像重建

將體模置于PET/MR掃描野中，掃描模式設(shè)置為全身掃描模式，使用MRAC的胸肺模板進(jìn)行衰減校正，采集時(shí)間為11 min。

圖像重建采用聯(lián)合TOF和點(diǎn)擴(kuò)展函數(shù)(point spread function，PSF)技術(shù)，迭代算法為核醫(yī)學(xué)設(shè)備中常用的有序子集最大期望值方法(ordered subsets expectation maximization，OSEM)，迭代次數(shù)為3次，子集28個(gè)，掃描時(shí)間4 min，以胸部模板進(jìn)行基于磁共振的衰減矯正(magnetic resonance based attenuation correction，MRAC)。

為了探討不同矩陣大小對(duì)一體化PET/MR設(shè)備PET圖像質(zhì)量的影響，將矩陣大小設(shè)置為變量，討論重建后PET圖像質(zhì)量。其中，掃描像素矩陣分別設(shè)置為128×128、192×192和256×256的3個(gè)條件。

1.4 數(shù)據(jù)處理

根據(jù)NEMA NU 2-2007標(biāo)準(zhǔn)，在重建圖像中人工選取冷區(qū)、熱區(qū)球心共面的層及Z軸上距其±1 cm和±2 cm的層，分別讀取冷區(qū)、熱區(qū)平均計(jì)數(shù)、本底感興趣區(qū)(region of interest，ROI)平均計(jì)數(shù)、肺區(qū)插件ROI平均計(jì)數(shù)。其中本底R(shí)OI選取記作Rs，i，j，其中s為層號(hào)，包括0層、-1層、-2層、1層及2層，共計(jì)5層；i為一層中ROI序號(hào)，共計(jì)12個(gè)，j為本底R(shí)OI直徑；肺區(qū)ROI選取其中心30 mm直徑的圓形區(qū)域(如圖3所示)。

圖3 圖像質(zhì)量分析的本底R(shí)OI定位示意圖

本底平均計(jì)數(shù)(CB,j)為所選5層切面中每層12個(gè)ROI的計(jì)數(shù)平均值，其CB,j的計(jì)算為公式1：

熱區(qū)對(duì)比度(QH,j)的計(jì)算為公式2：式中CH,j是熱區(qū)j計(jì)數(shù)平均值，αH為熱區(qū)放射性濃度，αB為本底放射性濃度，本實(shí)驗(yàn)中αH/αB=4。

冷區(qū)對(duì)比度(QC,j)的計(jì)算為公式3：

式中CC,j為冷區(qū)計(jì)數(shù)平均值。

本底變化率(Nj)的計(jì)算為公式4、公式5：式中SDj是Rs,i,j的標(biāo)準(zhǔn)差。

熱區(qū)信噪比(signal noise ratio，SNR)的計(jì)算為公式6：

判斷衰減和散射矯正精度，其平均殘余誤差(△Clung,s)的計(jì)算為公式7：

式中Clung,s為肺區(qū)ROI計(jì)數(shù)平均值。

2 結(jié)果

2.1 冷區(qū)和熱區(qū)對(duì)比度

依據(jù)公式(2)分別計(jì)算熱區(qū)4種不同直徑尺寸和冷區(qū)2種不同尺寸在不同矩陣大小條件下的對(duì)比度值。TOF條件下冷區(qū)對(duì)比度均值高于同矩陣大小條件下非TOF條件的熱區(qū)對(duì)比度均值；以128×128矩陣的重建圖像為參照，使用TOF技術(shù)和非TOF技術(shù)，其對(duì)比度平均值均有增長趨勢，TOF條件下對(duì)比度均值隨矩陣增加的增長值分別為11.45%和10.1%，非TOF條件下對(duì)比度均值隨矩陣增加的增長值分別為7.14%和7.92%，見表1、如圖4所示。

圖4 冷區(qū)熱區(qū)對(duì)比度平均值趨勢圖

2.2 背景變化率

以128×128矩陣條件下的重建圖像為參照，使用TOF技術(shù)和非TOF技術(shù)，矩陣為192×192、256×256時(shí)其背景變化率均有降低趨勢，TOF條件下背景變化率平均值隨矩陣變大分別降低了0.04%和0.22%，非TOF條件下背景變化率平均值隨矩陣變大分別降低了0.27%和0.20%；N值隨ROI尺寸增加而降低，見表2。

2.3 信噪比

以128×128矩陣大小的重建圖像為參照，使用TOF技術(shù)和非TOF技術(shù)，矩陣為192×192、256×256時(shí)信噪比均值有增長趨勢，其平均值分別提高了3.71、3.69和2.71、3.06；在使用TOF條件下，SNR隨ROI尺寸增加而增加，見表3。

表1 矩陣大小對(duì)對(duì)比度影響變化(%)

表2 不同矩陣大小下不同直徑背景變化率(%)

表3 不同矩陣大小下熱區(qū)信噪比統(tǒng)計(jì)

表4 不同矩陣大小對(duì)衰減和散射矯正精度ΔClung,s影響(%)

2.4 衰減和散射矯正精度

本研究分別討論在使用TOF技術(shù)和不使用TOF技術(shù)條件下，不同矩陣大小對(duì)衰減和散射矯正精度ΔClung,s的影響。使用TOF技術(shù)時(shí)，ΔClung,s均值增加值分別為0.28%、0.28%；使用非TOF技術(shù)時(shí)，ΔClung,s均值增加值分別為1.04%、0.33%，見表4。

3 討論

本研究發(fā)現(xiàn)，隨著重建矩陣的增加，對(duì)比度平均值較128×128矩陣結(jié)果均有增長趨勢，但后兩者矩陣間Q值無明顯差異，在ROI尺寸較小時(shí)，出現(xiàn)Q值下降現(xiàn)象，表明增大矩陣對(duì)于小尺寸ROI無明顯優(yōu)化作用；背景變化率均值在矩陣增大時(shí)均有不同程度下降，但由于ROI大小會(huì)影響其計(jì)數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)差，因此大尺寸ROI的背景變化率通常低于小尺寸ROI；矩陣的增大具有提高熱區(qū)SNR的趨勢，但在后兩種矩陣中并不明顯；使用TOF技術(shù)時(shí)，重建矩陣128×128的圖像都具有較小的衰減和散射矯正精度ΔClung,s，隨矩陣增大，ΔClung,s無明顯變化。

4 結(jié)論

本研究采用國際通用的IEC 61675-1標(biāo)準(zhǔn)PET圖像質(zhì)量體模，遵循NEMA NU2-2007標(biāo)準(zhǔn)的檢測和數(shù)據(jù)處理方法，在一體化PET/MR設(shè)備上利用不同矩陣大小重建PET圖像，通過比較PET圖像對(duì)比度、背景變化率、信噪比，發(fā)現(xiàn)大矩陣圖像較小矩陣圖像質(zhì)量均有提高，而兩種較大矩陣之間的圖像質(zhì)量差異并不明顯；矩陣增加對(duì)衰減和散射校正精度的提升無明顯作用。臨床使用中可根據(jù)實(shí)際需求及其他參數(shù)特征確定選取不同矩陣的圖像優(yōu)化方案，從而進(jìn)一步輔助臨床診斷。

本研究將在后續(xù)試驗(yàn)中進(jìn)一步研究其他可能影響一體化PET/MR設(shè)備圖像質(zhì)量的參數(shù)，及其他醫(yī)學(xué)工程相關(guān)問題。