一體式PET/MRI技術分析與研究回顧

戚仕濤，湯黎明，劉鐵兵，鐘添萍

1.南京軍區南京總醫院 醫學工程科，江蘇 南京 210002；2.南方醫科大學 生物醫學工程學院，廣東 廣州，510515

自20世紀80年代初，PET的出現使核醫學顯像診斷進入了新的時代，也使影像診斷真正地步入了分子水平[1]。在過去的20多年的臨床疾病診斷中，尤其是在腫瘤的診斷、分期及療效檢測上PET發揮了重要作用，大量的臨床應用研究充分地證實了PET的診斷價值。然而，在臨床應用中也發現了單純使用PET診斷疾病仍存在某些不足，因為PET只能提供疾病的代謝和功能改變，而在結構變化和病灶定位上尚有缺陷。2001年PET/CT應運而生，它利用CT彌補了PET在解剖結構顯像上的不足，極大地提高了病灶的檢出率和診斷的準確性[2]。

PET/CT大大促進了核醫學的發展。然而，CT與PET的結合也暴露了許多局限性，這些局限性幾乎都歸咎于CT，因為CT不能與PET同時采集圖像；不能對PET進行標準的衰減校正；CT軟組織分辨率和圖像質量較差；CT尚無法實現功能成像；CT會導致高劑量的X線輻射。正是由于PET/CT的這些局限性，引發人們開始了PET/MRI的研究。PET/MRI能實現完整的結構、功能與分子一體化影像，同時排除了CT輻射和改善軟組織圖像質量。

PET/CT是把2種成像設備背靠背結合在一起，而PET/MRI則致力于將PET置入到MRI系統中，使彼此的觀測野都匹配。盡管PET/MRI可以采用類似PET/CT的方法，這比起將PET置入到MRI機架中更加容易，但由于PET和MRI掃描時間都較長，促使研究者努力將2種成像系統合并到一起，以實現同時的數據采集，減少掃描時間。

將PET和MRI相結合的研究開始于20世紀90年代早期。ShaoY，Cherry等人首次嘗試將PET和MRI結合在一起，他們利用快速閃爍晶體耦合到長光纖技術，并將其植入到1個1.5T臨床型MRI中[3-4]。大約同一時間，Pichler，Ziegler和Lorenz開始了首次使用基于一種新穎的雪崩光電二極管（Avalanche photo- diode，APD）PET探測器，在9.4T的動物MRI系統中進行了性能測試[5-6]。這些早期的PET/MRI技術和概念集中于小動物影像，用于一些基礎生理研究。2006年11月底，美國田納西州Krroxvivle 醫學中心用Siemens 公司的PET/MRI進行了全球首例腦部PET/MRI同步采集的圖像融合圖像，結果令人鼓舞，揭開了一體式PET/MRI臨床應用的新篇章。

1 一體式PET/MRI技術難點分析

將PET和MRI結合成具有臨床實用性的一體化影像設備具有相當大的挑戰性，因為MRI系統的多余空間十分有限，大孔徑MRI將顯著增加成本，且在大孔徑MRI系統中保持高磁場均勻性是極其困難的事情。因此，將PET探測器集成到MRI系統中，就需要做得非常小巧和緊湊，并且不能受到靜磁場和微小的開關電磁場的影響。

1.1 PET系統對磁場的敏感性

PET探測器是由非常小的快速閃爍晶體將隨機的γ射線變成光信號。這些微弱的閃光信號隨后被高靈敏度的光轉換器——PMT（光電倍增管）轉化為電信號。由于光電倍增管無法做到緊湊，而且其原理是用電場在真空管中加速電子，其對微弱的磁場也很敏感。這些缺陷自然排除了常規基于PMT的PET探測器同MRI的結合。

基于這個原因，第一種嘗試PET、MRI合成的方法是采用光纖的方法將閃爍晶體產生的光導入到PMT中，而PMT置于磁場外的一段安全距離內。1個小的閃爍晶體環被置于MRI 的觀測野中。每個單個晶體用一只光纖耦合到PMT[7]。

但不久又發現這個方法也有缺點。主要還是因為所有的光纖占據了MRI 內孔的空間。另外，由于光纖太長，約5m左右，在耦合和傳輸過程中，有不少光損耗，減弱了PMT 信號能量和時間分辨率，這是其臨床應用的1個主要缺陷。但對于動物PET/MRI成像而言，基于光纖的PET探測器仍然具有一定的可行性，這是由于臨床MRI十分普及，且基于PMT的PET技術十分成熟可靠。因此，目前國際上至少有3個小組還在研究基于光纖和PMT技術的動物PET/MRI 系統[8-10]。

隨著性能可靠、經濟的半導體光探測器的出現，如APD、G-APD （Geiger- mode APD）等，采用這種技術的PET探測器已研制成功。APD已被證明可以在高達9T的磁場中穩定的工作并保持精細的性能。第一臺基于APD技術的MRI 兼容型小動物PET，以及PET/MRI腦成像原型機已研制出來[11-14]。

1.2 MRI系統對磁兼容性要求

當MRI和PET合成的時候，保持全部MRI成像性能至關重要，尤其是當把PET探測器包括電子部件集成到MRI掃描孔徑中時更是如此。因此，設計時一些重要的問題必須考慮進來，保證磁兼容性，以確保主磁場均勻度不受到PET探測器的影響。

磁場中的物質可以分成2類。如果物質在磁場中受到磁力或磁力矩作用，則稱其為磁不兼容物質，這些物質會導致MRI圖像惡化失真，即使它們放得離MRI成像區比較遠；相反，則稱為磁兼容性物質。當然，即使 磁兼容性物質，如果離成像區太近，也會造成可見的圖像失真或惡化。如果物質和水的性質差不多，則即使靠近成像區，也幾乎不會對MRI圖像造成失真[15]。因此，甄別所有組成內置PET的物質磁兼容性非常重要。

研究發現，NaI、CsI、BGO、LSO和人體的磁兼容性接近，因此這些物質都有可能適合于PET/MRI探測器件。GSO、LGSO表現出較高的偏離人體組織特性，因此會造成MRI圖像的偽影[16]。

為減少FOV外圍散射γ射線的探測，標準的PET都有一個軸向引導的屏蔽層以減少散射，提高圖像質量。由于這個屏蔽裝置帶有金屬部件，因而不能用于一體式PET/MRI系統里。有文獻報道一種基于重金屬復合物材料的閃爍晶體材料可以用于一體式PET/MRI的γ射線屏蔽材料[17]。

1.3 PET和MRI的互干擾問題

除了主磁場的均勻度外，保持射頻場的均勻性也很重要。射頻脈沖用于產生自旋和改變場強，尤其在定量MRI研究中，在成像區域內，均勻的翻轉角度十分重要。不均勻的射頻場，會使局部信號變異，導致圖像質量下降甚至出現錯誤的結果。射頻線圈內安放的所有電導性材料都會影響射頻場。因此，射頻場的不均勻度可能受組織的導電特性影響，尤其在高場強條件下更是如此[18]。

避免任何導體物質在成像區附近，或者確切的說，在產生激勵線圈和患者之間，這點很重要。因此在一個一體式PET/MRI系統中，把射頻線圈置于PET探測器和成像物體之間將非常有利。在上述這種系統中，由于PET的置入導致的射頻場不均勻性就不會很嚴重。如果置入PET中存在導體結構使射頻失調，會造成MRI圖像的質量下降。適當的線圈調諧和匹配，或者特殊設計的射頻線圈可以避免這些問題[19]。

使用外部屏蔽線圈可以減少PET探測器內導體材料的射頻感應電流，這種電流在閉環情況下遠遠大于非閉環情況。因而，在設計用于PET/MRI器件時應盡量避免金屬性閉環的存在[20]。

MRI系統周邊物質的渦流源是MRI梯度開關。PET中，電路板、APD或放大電路引起的渦流可累積成足夠的電壓以致影響MRI圖像或PET信號。尤其當渦流衰減得很慢的情況下，在MRI讀取數據期間，這個電流就會繼續存在。產生的電場就像另外一個MRI空間編碼梯度磁場，從而導致圖像畸變[21]。渦電流的存在不僅會影響圖像質量，還會影響磁共振波譜。在感興趣區域內，渦流會產生依賴于時間的共振頻率偏移，這會使獲取的MRI頻譜在傅立葉變換后畸變[22]。

渦流可以通過對PET電路板進行特殊的設計及電磁屏蔽措施加以避免。PET電路屏蔽層應該很薄而且有著纖細的導電層同非導體物質交錯，從而避免電流環的產生。

PET和MRI之間相互影響的另一個來源是溫度的飄移。PET/MRI信號架中的溫度漂移可能由于PET電子器件的非最佳穩定溫度導致的，也或者是PET器件或屏蔽層引起的渦電流。PET系統中的溫度漂移不僅能使PET數據采集出現問題，還會影響MRI系統，最終導致MRI信號變化。

1.4 其他因素

一體式PET/MRI的另一個問題是PET電子器件發出的射頻噪聲。射頻發射可以被MRI系統中的射頻接收線圈接收。如果射頻噪聲成分與MRI中的射頻頻率范圍相同，就會導致MRI圖像偽影。為了避免射頻干擾在MRI圖像引起的“釘”字偽影，對置入PET進行適當屏蔽至關重要。

另外，PET置入物必須能夠承受MRI快速成像序列時產生的機械振動。這是因為置入PET的空間位置變化不僅會影響圖像融合精度，還會改變磁共振射頻線圈的調諧。

2 一體式PET/MRI技術方案回顧

2.1 基于光纖的一體式PET/MRI

第一種一體式PET/MRI技術方案是采用光纖耦合的方法，將一個小的閃爍晶體環置于MRI 的觀測野中。每個晶體用1只光纖耦合到置于磁場外安全距離內的PMT中。這個方法的主要缺點是所有的光纖占據了MRI掃描內孔的空間，而且由于光纖太長，約5m左右，在耦合和傳輸過程中，有不少光損耗，減弱了PMT 信號能量和時間分辨率。但對于小動物PET/MRI成像而言，由于不需要太大的掃描孔徑，基于光纖的PET探測器仍然具有一定的可行性。

2.2 基于APD的一體式PET/MRI

考慮到已知的電氣和機械工程限制，以及已經證實APD可以在高磁場強度下仍能保持所有特性，研究人員開發出了可以集成到MRI中的基于APD的PET探測器。這就與最初的動物PET/MRI系統設計有所不同，最初只是將閃爍晶體置入磁體內，而相應的全部電子器件或屏蔽材料都在磁體外面。

德國圖賓根大學的研究組開發了基于APD的MRI兼容的置入式PET系統，并將APD探測器和模擬電路都放置在MRI的FOV內部[23-24]。這種系統設計對屏蔽、電路板和電子走線要求非常嚴格，這樣才能保持PET和MRI的整個成像特性。該研究對于下一代完全集成到MRI內部的PET探測器提供了一個很好的理念和驗證。這種集成方案將可能允許使用一些重要的部件，如可以同時冷卻MRI梯度系統與PET探測器的冷卻系統，并可以獲得更大磁體孔徑。

日本濱松大學研究組開發了1臺可置入MRI的動物PET原型機。該PET探測器由10個完全屏蔽的探測器盒組成，每個探測器盒內裝設計成3×3的APD陣列，每個陣列由144個1.6×1.6×4.5mm3規格的閃光晶體和模擬前置放大器，緩沖器和連接器組成。用1根6m長屏蔽同軸電纜把探測器盒連接到置于高頻模塊盒外的數字輸出電路。置入PET的軸向FOV受到選擇的晶體塊尺寸的大小限制，為19mm，徑向FOV則受到MRI的鼠形射頻線圈的限制，與當前流行的商用動物PET相比，可用的FOV很小，并且不能進行全身信息采集。鼠形射頻線圈環適合放置在PET內部，而PET置于MRI梯度系統內部。MRI和PET的FOV在空間上是一致的。2個成像系統分別受2個控制臺的控制運行。但它們能夠通過一個共同的時間標記或外部心電信號或呼吸觸發得到時間上的同步。這種原型系統使得幾種新的PET/MRI成像方法得以評估。

基于APD的一體式PET/MRI持續性能測試表明，2個系統之間的的相互作用已經很小，一些苛刻的測試表明，觀測到的性能惡化水平不足以影響PET及MRI成像。即使要求滿足用于fMRI或MRS成像的EPI成像協議，這種基于APD的一體式PET/MRI也是可行的。

2.3 APD與短光纖結合的方案

美國加利福尼亞大學的1個研究小組致力于把APD技術和短光纖技術混合起來的方法。16個探測器艙，每一塊都有8×8的閃爍晶體排成1個環。這些晶體和12cm長的光纖一起確保MRI中沒有金屬部件，與第一臺基于光纖的PET/MRI系統相比，12cm的光纖長度幾乎縮小了10~50倍。這使得閃光損耗降到最小，還保證了PET信號全部特性。PET電子器件等仍存在于磁體內部，感興趣區外圍，這樣可以使兩個成像系統相互干擾達到最小。這種方法實現的缺點是工程更加復雜，PET軸向FOV受到限制，光纖仍占據了磁體孔徑內有價值的空間。當然，使用這個系統進行活體動物成像掃描成功地同時進行了PET和MRI 的數據采集。

2.4 其他新穎的設計方案

到目前為止，上述各種一體式PET/MRI的方法都試圖使PET探測器能適合MRI環境運行。然而，也有2個研究組試圖通過改變MRI的結構，使用更多或更少的常規PET探測器來構成一體式PET/MRI系統進行小動物成像。

英國劍橋大學的一個研究組，使用一個分裂的磁體，這個磁體在其軸長中點被分開[25]，將PET探測器放置在MRI分裂磁體的兩半之間。這種方法的基本想法是在裂縫間保持一個不變磁場，并使用經過修改的分離的梯度線圈以覆蓋磁體縫隙來完成MRI成像要求。PET探測器使用的技術與動物PET掃描器使用的技術相似，都是采用LSO閃光晶體通過光纖送到位置傳感光電倍增管[26]。與早期光纖PET系統相比，這種組合的優點是光纖更短，只有1.2m，且光纖以發射方向穿過磁體裂縫，而不占據磁孔有價值的空間。然而，當前其最大缺點就是最大場強是只能到1T，這就限制了其成像應用，特別是小動物成像。

加拿大西安大略大學一個研究組則致力于設計一種環形磁場MRI，這樣可以把基于PMT的PET探測器置入MRI系統中[27]。只有當磁場關閉，PET信號才會被讀出。盡管這種想法非常獨特，技術實現也非常具有挑戰性，但其缺點是系統只能在低場強中運行，這就限制了其成像應用的靈活性。而且當磁場恢復并獲取數據時，PET數據讀出有一個很大的死區時間。當然，與普通MRI相比，環形磁場MRI能獲得一些非常有意義圖像。不過，到目前為止，這個系統尚未完全實現，并且首次測試評估表明了它既有潛在價值，也有局限性。

3 討論

盡管致力于一體式PET/MRI的研究已有近20年左右，動物PET/MRI實驗也已成熟，但全身型臨床一體式PET/MRI仍處于初期的發展階段，目前僅有適合腦部掃描的一體式PET/MRI。全身臨床型一體式PET/MRI 的實驗原型機仍存在許多不足和問題需要解決，離商用階段估計仍還需要一段時間。可喜的是，人們已經認識到一體式PET/MRI的技術難點所在及解決方向，隨著研究的深入和新技術與材料的出現，全身臨床型一體式PET/MRI會有滿意的解決方案。

PET/MRI將為生物醫學研究提供多樣化的功能和解剖信息成像，初步的研究已經證實PET/MRI在疾病診斷中有重要作用[28]，其未來的發展會有廣闊的空間。PET/MRI的時代注定會到來。

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