飛行時間技術對PET發射數據校正的探討*

田德峰 白 玫 吳 航 莊靜文 嚴漢民*

在正電子發射斷層攝影術(positron-emission tomography，PET)檢查中，受檢者體內的放射性示蹤劑釋放的正電子與鄰近的電子發生湮滅反應時，產生一對方向相反、能量為511 keV的γ光子，環繞PET探測器通過采集符合時間內的γ光子，確定湮滅事件發生的響應線(line of response，LOR)，該湮滅事件又稱符合事件[1]。

在符合時間窗內進入探測器的光子被認為來源于同一次湮滅，稱為真符合。由于γ光子與介質相互作用發生動能和運動方向的改變會產生康普頓散射，如發生康普頓散射的光子與正常飛行的光子同時進入兩個對稱位置的探測器，這種符合稱為散射符合。如同一湮滅事件的兩個光子，一個被吸收，而另一個到達探測器，則稱為組織衰減。散射符合和組織衰減都不是真符合，無法探測到真正湮滅作用的正電子核素，如果校正的結果與探測器發射數據的結果不一致則會產生偽影[2-3]。

本研究通過飛行時間(time of flight，TOF)信息對PET發射數據引起偽影的改善，確定TOF對衰減和散射校正精度的作用。TOF-PET與傳統PET最大的區別是其能根據兩個γ光子飛行到兩端晶體條的時間差，來確定湮滅反應發生在LOR上的大致位置。由于傳統PET無法預知湮滅反應發生的位置，因而只能將每條LOR對應的事例等權重分配到該LOR經過的所有路徑，而TOF-PET能夠按照不同的權重(一般為高斯)，對LOR上的計數進行分配。本研究通過評估TOF信息對PET圖像偽影的改善情況，確定TOF對衰減和散射校正精度的作用。

1 材料與方法

1.1 掃描儀與體模

(1)使用GESIGNA TOF PET-MR掃描儀(美國GE公司)，AW4.7 workstation工作站(美國GE公司)對圖像進行處理。GE SIGNA TOF PET-MR的MR部分由3.0T的主磁場(B0)，射頻(radio frequency，RF)發射體線圈和梯度線圈系統組成。PET主體結構由镥元素的混合(LBS)晶體、硅光電倍增管(SiPM)及電子學線路組成。

(2)采用美國電器制造商協會(National Electrical Manufacturers Association，NEMA)標準制定的圖像質量(imagequality，IQ)發射體模，獲得PET掃描儀的圖像質量參數，評估全身PET重建影像[4-5]。模體內長為180 mm，容積為9.8 L；可填充球體6個，內徑分別為10 mm、13 mm、17 mm、22 mm、28 mm和37 mm，其中內徑為10 mm、13 mm、17 mm及22 mm的小球注入PET示蹤劑，稱為熱區；內徑為28 mm和37 mm的小球注入非放射性液體稱為冷區[5-6]。冷熱區分別代表不同大小的病灶。

1.2 體模制備與掃描定位

體模放置在PET視野(field of view，FOV)中的預定義位置，在體模每個軸端增加泡沫定位支架，定位垂直居中，以獲得精確的定位圖像。在一個軸向FOV中，小球成像的中央層圖像為第45層[7]。

NEMA IQ體模的背景體積和4個最小的球體填充18F-氟代脫氧葡萄糖(18F-flurodeoxyglucose，18F-FDG)與純水混合，按照NEMA標準規定熱區球體-背景活性濃度比為4∶1[5-6]。開始掃描時背景活度為(5.3±1%)kBq/ml，4個最小球體為(21.2±5%)kBq/ml，內徑為28 mm和37 mm的球體裝滿水。

1.3 數據采集

成像時間(T)設置為模擬在30 min的發射成像中全身掃描，100 cm總軸向成像距離，其計算為公式1：

GESIGNA TOF PET-MR每床位軸向距離為25 cm，則T=15 min。

1.4 數據處理

使用基于3D LAVA Flex序列掃描的MR數據進行衰減校正，全身研究的標準參數，成像序列參數：重復時間(repetition time，TR)為4.0 m，回波時間(echo time，TE)為1.7 ms，翻轉角為10°，層厚為5.2 mm，視野(field of view，FOV)為50×37.5，矩陣為256×128，激勵次數為0.7；圖像重建算法：TOF+點擴散函數(point spread function，PSF)+有序子集最大期望值(ordered subsets expectation maximization，OSEM)，迭代次數為3次，迭代子集選擇28，重建矩陣192×192，高斯濾波器半高寬為4 mm。

1.5 數據分析

根據NEMA NU2-2007標準，衰減和散射校正精度使用肺區平均殘余誤差(ΔClung,m)的平均值評估參數，是反映PET成像的衰減和散射校正精確度的指標(理想情況下為0%)，其計算為公式2：

式中Clung,c為肺區感興趣區域(region of interest，ROI)平均計數。

以對比度恢復(contrast recovery，CR)、背景變化率(background variability，BV)及信噪比(signalnoise ratio，SNR)評價圖像質量的參數。

通過以下公式確定每個熱區小球j的百分比對比度恢復(即熱區對比度恢復，理想情況下為100%)，其計算為公式3和公式4：式中CH,j為熱區小球j的ROI中的平均計數，CB,j為背景平均計數，αH為熱區放射性濃度，αB為背景放射性濃度。

對于每個非放射性球體j，百分比對比度恢復QC,j(即冷區對比度恢復)，其計算為公式5：

式中CC,j為冷區小球j的ROI中的平均計數，CB,j為球體j的所有背景ROI計數的平均值。

為了確定百分比背景變化Nj作為球j的圖像噪聲的量度(即背景變化率，理想情況下為0%)，其計算為公式6和公式7：

式中SDj為熱區小球j的ROI計數的標準差，即圖像中的噪聲，CB,j為球體j的所有背景ROI計數的平均值。

針對每個活動球體和所有列出的重建參數組合計算，如文獻中對PET-CT成像進行類似評估時所述，確定球j的信噪比[8]。其計算為公式8：

式中CH,J為熱區小球j的ROI中的平均計數，CB,j為球體j的所有背景ROI計數的平均值，SDj為熱區小球j的ROI計數的標準差，即噪聲。

2 結果

2.1 TOF圖像與非TOF圖像數據的比較

(1)使用TOF技術時，每個小球的CR值比非TOF分別提高18.2%、14.9%、4.0%、2.6%、3.5%和8.3%，平均提高8.6%(如圖1所示)。

圖1 TOF與非TOF圖像CR值的比較曲線圖

(2)使用TOF技術時，每個小球的BV值比非TOF分別降低2.9%、2.7%、2.8%、2.9%、2.0%和1.8%，平均降低2.5%(如圖2所示)。

圖2 TOF與非TOF圖像BV值的比較曲線圖

(3)使用TOF技術時，每個熱區小球的SNR值比非TOF分別提升18.3%、25.7%、36.9%和66.5%，平均提升36.8%(如圖3所示)。

圖3 TOF與非TOF圖像SNR值的比較曲線圖

由圖1、圖2及圖3可知，使用TOF技術圖像質量數據明顯優于非TOF圖像質量數據。

(4)將TOF和非TOF圖像的肺區殘余誤差(Clung,c)值進行比較，肺區殘余誤差由非TOF時的66.9%到使用TOF時的3.9%，降低了63.0%(如圖4所示)。

圖4 TOF與非TOF圖像ΔClung,m值的比較柱狀圖

2.2 TOF圖像與非TOF圖像的主觀評價

(1)在不使用TOF時的NEMA IQ體模圖像，顯示體模中心肺區的偽影存在(如圖5所示)。

圖5 非TOF體模圖像

(2)當使用TOF技術時得到的體模圖像，可以顯示出圖像中心肺區的偽影得到消除(如圖6所示)。

圖6 TOF體模圖像

由體模的TOF和NOTOF圖像可知NEMA IQ體模圖像中心肺區的偽影得到消除，且TOF圖像比NOTOF圖像對比度更高，細節更加清晰，背景噪聲更少。

3 討論

TOF信息被包含在重建算法中，且有助于估計投影數據的放射性分布過程。理論上講，由于將重建限定在了一定范圍，TOF-PET可以獲得更高的圖像信噪比和對比度，從而提高小病灶的檢出率。事實上，已知重建算法在數學上是不充分的，這意味著輸入數據中的小錯誤將最終在圖像中放大。而利用附加的TOF信息，可以減少錯誤，這是TOF重建有利特性的根源。TOF加權過程減少圖像中統計噪聲的傳播，可以降低噪聲。在每個空間位置，只有與這些位置一致的TOF差異的符合事件被累積。此外，對每個探測器計算的隨機符合是根據其沿著LOR的TOF信息分布的，并且不影響由該線交叉的所有體素[9]。整體效果是噪音更低，對比度更高，即更高的SNR。

TOF數據所攜帶的時間和空間信息，可以用來補償丟失或不一致的數據。沿著一條LOR源頭位置的TOF信息可以補償缺失的信息。TOF重建的另一個特征是，在存在與發射數據不一致的校正數據的情況下，是更強健的重建方法。為了獲得定量PET圖像，原始發射數據需要針對來自隨機和散射符合的污染，組織中的衰減以及個體探測器的響應(歸一化)進行校正。這些校正是用理論模型或模擬來估計或者是測量，但是這樣的估計是沒有錯誤的。如果校正的測量結果與測量的發射數據不一致，則圖像中出現偽影。有研究表明，TOF重建對錯誤歸一化的散射校正及不匹配的衰減校正不敏感[10-11]。

4 結語

TOF可以提供更好的圖像質量以改善病變的檢測，其信息能夠校正測量結果與PET發射數據的不一致，可以補償不準確的衰減信息，并相應的重新分配湮沒事件，消除因發射數據不一致產生的偽影。