周慧晶，陶 玲，李怡燃，王飛龍，張 丹

（南京航空航天大學(xué)自動(dòng)化學(xué)院，南京 210016）

0 引言

研制新型納米藥物時(shí)需要通過(guò)動(dòng)物實(shí)驗(yàn)來(lái)觀察藥物在不同病理狀態(tài)下的藥代動(dòng)力學(xué)特性，在新藥代謝成像方面，同位素標(biāo)記法的應(yīng)用十分廣泛[1-3]。小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)能夠?qū)λ幬镌趧?dòng)物體內(nèi)的代謝情況進(jìn)行實(shí)時(shí)無(wú)創(chuàng)成像，且體積小、成本低，便于更多的研究人員使用。

自從20 世紀(jì)90 年代美國(guó)的勞倫斯利弗莫爾國(guó)家實(shí)驗(yàn)室開(kāi)展伽馬射線(xiàn)二維成像系統(tǒng)的研究以來(lái)[4]，核醫(yī)學(xué)成像相關(guān)技術(shù)迅速發(fā)展，國(guó)外多家公司研制出了醫(yī)用伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)，并取得了非常好的臨床效果。例如，意大利研究團(tuán)隊(duì)研發(fā)的手持式伽馬相機(jī)（pocket gamma camera，PGC）可用于淋巴閃爍成像，放射源與探測(cè)器距離為0 mm 時(shí)系統(tǒng)空間分辨力可達(dá)2.6 mm[5-6]。國(guó)內(nèi)關(guān)于伽馬成像技術(shù)的研究起步較晚，臨床醫(yī)學(xué)成像設(shè)備大多依賴(lài)進(jìn)口。由于實(shí)驗(yàn)動(dòng)物體積相對(duì)較小，小動(dòng)物核素成像對(duì)于分辨力和靈敏度的要求比臨床核素成像設(shè)備要高得多。為提高小型伽馬射線(xiàn)采集的靈敏度和分辨力，眾多學(xué)者進(jìn)行了大量研究，例如采用高分辨力的準(zhǔn)直器、晶體和高靈敏的光電倍增管（photo-multiplier tube，PMT）對(duì)電子線(xiàn)路進(jìn)行改進(jìn)等，大大提高了小型伽馬射線(xiàn)采集設(shè)備的分辨力[7]。希臘研究團(tuán)隊(duì)研發(fā)的一款用于小鼠成像的小型伽馬相機(jī)γ-eye 采用位置靈敏PMT，探測(cè)器視野為50 mm×100 mm，放射源與探測(cè)器距離為0 mm 時(shí)系統(tǒng)空間分辨力提高到2.2 mm，固有空間分辨力為2.07 mm[8]，可清晰地顯示小鼠組織器官的生理代謝過(guò)程。然而，單純依靠硬件技術(shù)的改進(jìn)來(lái)提高伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)的性能指標(biāo)存在一定的局限性。例如，在提高分辨力方面，目前伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)大多選擇針孔準(zhǔn)直器[9]，但單針孔準(zhǔn)直器存在遠(yuǎn)距離分辨力下降快的缺點(diǎn)，多針孔準(zhǔn)直器存在投影混淆和不同區(qū)域采樣均勻性不同等缺點(diǎn)[10]；新型高分辨力晶體如鍺酸鉍、有機(jī)晶體等價(jià)格昂貴，大大增加了研制成本。

基于此，本研究在自行開(kāi)發(fā)的小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，從軟件算法著手，對(duì)采集的數(shù)據(jù)進(jìn)行優(yōu)化和校準(zhǔn)，以提高系統(tǒng)的性能指標(biāo)和成像質(zhì)量。首先通過(guò)優(yōu)化解析定位來(lái)提高系統(tǒng)的數(shù)據(jù)傳輸效率，然后通過(guò)對(duì)圖像均勻性、線(xiàn)性和能量大小的校準(zhǔn)實(shí)現(xiàn)高質(zhì)量的實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)成像，最后對(duì)相關(guān)藥物代謝數(shù)據(jù)進(jìn)行補(bǔ)償，為藥物代謝分析提供更準(zhǔn)確的數(shù)據(jù)。

1 數(shù)據(jù)采集定位與解析

伽馬光子的數(shù)據(jù)從接收到顯示可分為數(shù)據(jù)傳輸、定位解析和校準(zhǔn)成像3 個(gè)部分。數(shù)據(jù)傳輸采用傳輸控制協(xié)議/因特網(wǎng)互聯(lián)協(xié)議（transmission control protocol/internet protocol，TCP/IP）；定位解析可確定光子在圖像中的位置和灰度，其中灰度對(duì)應(yīng)光子的能量大小；校準(zhǔn)成像通過(guò)對(duì)圖像非線(xiàn)性、均勻性以及能量大小的校準(zhǔn)減少圖像失真，提高成像質(zhì)量。

伽馬光子的采集及定位解析與PMT 陣列、相關(guān)電路密切相關(guān)。本研究采用的PMT 陣列為日本濱松公司的位置靈敏PMT，單個(gè)探測(cè)單元檢測(cè)面積為50 mm×50 mm，有效探測(cè)單元矩陣共8×8 個(gè)。為匹配晶體尺寸，PMT 采用5×2 個(gè)單元組合的形式，總探測(cè)面積為250 mm×100 mm，總有效探測(cè)單元矩陣共40×16 個(gè)。為了減少計(jì)算量，提高傳輸效率，將40+16 組信號(hào)每2 個(gè)合并為1 組，獲取20+8 組信號(hào)，對(duì)應(yīng)為行信號(hào)和列信號(hào)，這些信號(hào)中包含探測(cè)到的伽馬光子位置和能量信息。

1.1 空間坐標(biāo)

成像時(shí)，來(lái)自小動(dòng)物體內(nèi)的伽馬光子被PMT 陣列探測(cè)單元矩陣檢測(cè)到后轉(zhuǎn)為電信號(hào)；電信號(hào)經(jīng)電路放大并生成相應(yīng)數(shù)據(jù)，下位機(jī)將包含伽馬光子能量大小和位置信息的數(shù)據(jù)打包發(fā)出；上位機(jī)接收數(shù)據(jù)信號(hào)并進(jìn)行解析，確定位置權(quán)重系數(shù)（以下簡(jiǎn)稱(chēng)“位置系數(shù)”），計(jì)算伽馬光子的空間位置和能量大小，得到對(duì)應(yīng)圖像和能譜。每個(gè)數(shù)據(jù)包包含1 個(gè)伽馬光子的信息，包內(nèi)有效信號(hào)最多28 個(gè)（行信號(hào)20 個(gè)、列信號(hào)8 個(gè)）。每個(gè)有效數(shù)據(jù)大小為16 位，高6 位代表行列通道號(hào)（位置），低10 位代表電壓的相對(duì)值（能量）。

位置計(jì)算采用重心法，計(jì)算公式如公式（1）、（2）所示：

式中，X 為橫坐標(biāo)，Y 為縱坐標(biāo)；Wx和Wy為位置系數(shù)；Ex和Ey為每個(gè)數(shù)據(jù)包內(nèi)的低10 位數(shù)據(jù)大小，是PMT 陣列每2 列和每2 行的電壓信號(hào)，代表能量大小；RI 為行信號(hào)，CI 為列信號(hào)。

系統(tǒng)所采用的PMT 陣列是長(zhǎng)寬比為5∶2 的矩形，而圖像顯示的畫(huà)布為正方形，如果將圖像充滿(mǎn)整個(gè)畫(huà)布，圖像形狀將會(huì)發(fā)生形變，因此需要選取合適的位置系數(shù)以調(diào)節(jié)圖像在畫(huà)布中的位置，位置系數(shù)計(jì)算公式如（3）、（4）所示：

式中，常數(shù)A、B 確定圖像在畫(huà)布中的起始位置；常數(shù)C 確定圖像的長(zhǎng)度和寬度。根據(jù)軟件畫(huà)布的像素大?。?12×512 像素），取系數(shù)A 為18、B 為168、C 為25，最終成像居于畫(huà)布中央，有效像素為475×175。

1.2 能量大小

在定位時(shí)，探測(cè)器上所檢測(cè)到的一個(gè)光子的能量并不是某一個(gè)具體擊中點(diǎn)的能量，而是整個(gè)探測(cè)器所有探測(cè)單元接收的能量總和。越靠近光子擊中的位置能量越大，遠(yuǎn)離擊中的位置能量會(huì)變小甚至沒(méi)有，此時(shí)沒(méi)有數(shù)據(jù)產(chǎn)生。所以每個(gè)光子的能量為探測(cè)器所有探測(cè)單元能量的總和，也就是每個(gè)數(shù)據(jù)包內(nèi)有效數(shù)據(jù)的低10 位相加，可以按行計(jì)算也可以按列計(jì)算，如公式（5）、（6）所示：

式中，E 為光子能量的大小。經(jīng)計(jì)算得到每個(gè)光子的能量和位置并校準(zhǔn)后，便可在能譜和圖像上進(jìn)行實(shí)時(shí)成像。

2 數(shù)據(jù)優(yōu)化處理

為提高圖像的成像質(zhì)量、提升能譜精度，系統(tǒng)需要對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行校準(zhǔn)。校準(zhǔn)主要涉及非線(xiàn)性校準(zhǔn)、均勻性校準(zhǔn)和能量校準(zhǔn)。另外，針對(duì)核素本身存在的隨時(shí)間衰減的問(wèn)題，也設(shè)計(jì)了相應(yīng)的核素衰減補(bǔ)償算法。

2.1 非線(xiàn)性校準(zhǔn)

空間非線(xiàn)性是小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)的一個(gè)重要成像參數(shù)，通過(guò)檢測(cè)直線(xiàn)源的成像與直線(xiàn)的偏離程度確定參數(shù)高低，檢測(cè)指標(biāo)包括微分線(xiàn)性和絕對(duì)線(xiàn)性。

非線(xiàn)性畸變校準(zhǔn)的常用方法包括利用特征對(duì)象建立多項(xiàng)式、像素灰度內(nèi)插等[11]。本研究采用雙線(xiàn)性插值的方法，在水平和垂直2 個(gè)方向上分別對(duì)X 和Y 進(jìn)行矯正，生成4 張線(xiàn)性校準(zhǔn)表，對(duì)應(yīng)X、Y 2 個(gè)方向的預(yù)校準(zhǔn)位置和判斷條件，調(diào)用時(shí)對(duì)每個(gè)伽馬光子位置進(jìn)行識(shí)別并擬合，以實(shí)現(xiàn)非線(xiàn)性畸變的矯正。

2.2 均勻性校準(zhǔn)

非均勻性是指在放射性核素成像設(shè)備中，探測(cè)器視野內(nèi)規(guī)定尺寸的小面積之間的計(jì)數(shù)率差異。圖像較大的不均勻分布會(huì)對(duì)后期藥物代謝濃度的檢測(cè)造成影響，因此要對(duì)其進(jìn)行校準(zhǔn)。

在均勻性采集模式下，采集均勻性校準(zhǔn)數(shù)據(jù)，獲取圖像的灰度均值，用均值比上每個(gè)點(diǎn)的實(shí)際像素灰度值得到均勻性校準(zhǔn)系數(shù)U（X，Y），生成均勻性校準(zhǔn)表?；叶染涤?jì)算公式如公式（7）所示：

式中，E（X，Y）為圖像采集時(shí)未校準(zhǔn)的像素灰度。生成均勻校準(zhǔn)表要保證總計(jì)數(shù)量達(dá)到一定數(shù)值，本系統(tǒng)成像畫(huà)布像素為512×512，使用同位素99mTc，采集計(jì)數(shù)定為4×106。為了在不增加小動(dòng)物照射強(qiáng)度的前提下縮短成像時(shí)間，均勻性采集使用的像素大小為256×256，采集后插值到512×512。

2.3 能量校準(zhǔn)

在圖像采集的過(guò)程中，不同的采集要求對(duì)應(yīng)能譜上不同的能量區(qū)間，而能譜可以顯示整個(gè)探測(cè)面的能量總和。由于硬件設(shè)計(jì)的原因，不同探測(cè)單元的探測(cè)性能存在微小差別，導(dǎo)致各個(gè)探測(cè)點(diǎn)能譜的能峰位置存在偏移。例如，一個(gè)探測(cè)點(diǎn)能峰為500 道，而另一個(gè)可能為499 道，這樣就導(dǎo)致各個(gè)探測(cè)點(diǎn)的能峰疊加起來(lái)獲得的探測(cè)器面大且能譜不精準(zhǔn)，也就是增大了大能譜的半高寬，造成能量分辨力下降。能譜疊加示意圖如圖1 所示。設(shè)定大能譜能峰為500道，如圖1（b）所示，各探測(cè)點(diǎn)能峰存在微小偏移，分布在500 道及其左右，這些探測(cè)點(diǎn)能譜疊加后得到的大能譜半高寬明顯大于圖1（a）中的理想情況。

圖1 能譜疊加示意圖

為提高能量分辨力，需要對(duì)各個(gè)探測(cè)點(diǎn)的能峰位置進(jìn)行矯正，使各個(gè)點(diǎn)的能峰先對(duì)齊再疊加。校準(zhǔn)表生成前選擇能量校準(zhǔn)模式，采集64×64 像素的數(shù)據(jù)，本研究未選擇512×512 像素是為了縮短采集時(shí)間。能量矯正和均勻性矯正不同，64×64 像素的數(shù)據(jù)完全能夠滿(mǎn)足尋找探測(cè)器面大能峰的要求。找到大能峰后，計(jì)算各個(gè)點(diǎn)的能峰位置與大能峰位置的差值，將64×64 個(gè)差值插值放大到512×512，獲得能量校準(zhǔn)表。

2.4 藥物代謝數(shù)據(jù)能量衰減補(bǔ)償

放射性核素在釋放初始時(shí)濃度最高，此后一直在衰減，以常用放射性核素99mTc 為例，半衰期約為6.02 h，長(zhǎng)時(shí)間采集圖像會(huì)造成數(shù)據(jù)的較大偏差。為提高感興趣區(qū)域藥物代謝數(shù)據(jù)的準(zhǔn)確性，根據(jù)核素種類(lèi)對(duì)代謝衰減進(jìn)行補(bǔ)償。核素衰減規(guī)律如公式（9）所示：

式中，A0為放射性核素初始濃度；At為經(jīng)過(guò)時(shí)間t 后的濃度；λ 為衰變常數(shù)，數(shù)值大小為0.693/T1/2，其中T1/2為核素半衰期。根據(jù)公式（9），將感興趣區(qū)域內(nèi)的光子計(jì)數(shù)平均強(qiáng)度除以e-λt可得衰減補(bǔ)償后的數(shù)據(jù)，該數(shù)據(jù)的變化趨勢(shì)反映的是實(shí)驗(yàn)動(dòng)物體內(nèi)實(shí)際藥物代謝濃度的變化。

3 性能驗(yàn)證及動(dòng)物實(shí)驗(yàn)

3.1 性能驗(yàn)證

對(duì)改進(jìn)算法后的系統(tǒng)性能進(jìn)行2 個(gè)主要指標(biāo)的驗(yàn)證，即固有空間分辨力和固有空間非線(xiàn)性。

小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)固有空間分辨力的驗(yàn)證采用數(shù)字圖像法，在探測(cè)器前安裝多縫隙透射模型，模型材料為鎢鎳鐵合金，X 和Y 2 個(gè)方向各有1 塊。X 方向的透射模型成像如圖2 所示，縫隙間距為30 mm。依次采集X 和Y 方向的數(shù)據(jù)，分別計(jì)算X 和Y 方向的線(xiàn)擴(kuò)展函數(shù)的半高寬（full width at half maximum，F(xiàn)WHM）和十分之一高寬（full width at onetenth maximum，F(xiàn)WTM），取其均值，最后計(jì)算出中心視野（central field of view，CFOV）的FWHM 和FWTM分別為1.9 mm 和4.1 mm。

圖2 X 方向的透射模型成像

小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)固有空間非線(xiàn)性參數(shù)主要包括微分線(xiàn)性和絕對(duì)線(xiàn)性，測(cè)量步驟同空間分辨力。數(shù)據(jù)處理時(shí)，先計(jì)算標(biāo)準(zhǔn)偏差得到微分線(xiàn)性，然后利用最小二乘法計(jì)算偏移最大值得到絕對(duì)線(xiàn)性，最后計(jì)算出CFOV 的微分線(xiàn)性為0.3 mm，絕對(duì)線(xiàn)性為0.6 mm。

3.2 動(dòng)物實(shí)驗(yàn)

為檢測(cè)成像效果，對(duì)2 只小鼠于不同時(shí)刻在尾靜脈注射99mTc 標(biāo)記藥物，成像效果如圖3、4 所示。因每次采集時(shí)間不同，每幅圖像的光子計(jì)數(shù)也不相同甚至差異較大。從圖3 中可以看出，注射1 h 后，小鼠體內(nèi)的藥物主要在腎臟和膀胱區(qū)域聚集，并在全身均有分布；從圖4 中可以看出注射3 h 后，小鼠體內(nèi)的藥物主要在膀胱區(qū)域聚集，腎臟區(qū)域基本代謝完畢，且四肢的放射性藥物較弱。實(shí)驗(yàn)證明，小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)能夠?qū)π∈髾C(jī)體的代謝狀況進(jìn)行清晰、明確的實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)成像。

圖3 小鼠注射藥物后1 h 成像

圖4 小鼠注射藥物后3 h 成像

4 結(jié)語(yǔ)

本文在自行開(kāi)發(fā)的小型伽馬射線(xiàn)采集系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，對(duì)系統(tǒng)算法進(jìn)一步優(yōu)化，對(duì)光子位置和能量進(jìn)行準(zhǔn)確解析，通過(guò)能量校準(zhǔn)、均勻性校準(zhǔn)和非線(xiàn)性校準(zhǔn)提高實(shí)時(shí)成像質(zhì)量。算法經(jīng)優(yōu)化后，圖像固有空間分辨力的FWHM 指標(biāo)達(dá)到1.9 mm，固有空間非線(xiàn)性的微分線(xiàn)性指標(biāo)達(dá)到0.3 mm。采用優(yōu)化算法后的系統(tǒng)能夠?qū)π∈筮M(jìn)行清晰的實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)成像，以獲得藥物詳細(xì)的隨時(shí)間分布的數(shù)據(jù)。

算法優(yōu)化后的性能指標(biāo)可以滿(mǎn)足藥物代謝數(shù)據(jù)的半定量分析，后續(xù)可以對(duì)所得數(shù)據(jù)進(jìn)行藥物代謝相關(guān)處理。同時(shí)，嘗試聯(lián)合核素成像與熒光成像2 種方式，以核素成像監(jiān)測(cè)納米藥物整體的動(dòng)態(tài)分布，確定具體成像深度，在結(jié)合光學(xué)的基礎(chǔ)上分別在宏觀、介觀、微觀3 個(gè)層面反映藥物的血藥濃度、代謝器官及組織聚集、靶細(xì)胞內(nèi)轉(zhuǎn)運(yùn)釋放特性[12]，綜合核素穿透力強(qiáng)和光學(xué)分辨力高的特點(diǎn)，實(shí)現(xiàn)對(duì)小動(dòng)物體內(nèi)納米藥物代謝分布轉(zhuǎn)運(yùn)釋放的全尺度監(jiān)測(cè)。