PET空間分辨率及其影響因素的研究進展*

王 瑞 耿建華*

正電子發射計算機斷層顯像/CT(positron emission tomography-CT，PET/CT)是將正電子發射計算機斷層顯像(positron emission computed tomography，PET)和X射線計算機斷層掃描(X-ray computed tomography，CT)兩種影像技術有機結合，是目前臨床上不可替代的成像技術，PET是在分子水平上評價生物功能的一種至關重要的工具[1-2]。PET/CT在腫瘤成像、診斷、分期、分級、預后以及制定放射治療計劃方面發揮重要的作用。20年來PET/CT技術的發展，PET的各項性能均有了顯著改善。空間分辨率是反映PET圖像質量、設備研發及臨床應用重點關注指標，PET探測原理及探測技術的限制，PET空間分辨率較CT及磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)有較大差異[3-4]。通過對近年來PET空間分辨率及其影響因素的研究進展調研與綜述，為PET/CT的應用提供借鑒。

1 PET空間分辨率概念

PET空間分辨率指圖像上可以分辨的兩點之間最小間隔的能力[5]。一個點源經PET系統后所成的像不是一個點，而擴展為一個分布，該分布稱為點擴展函數(point spread function，PSF)[3]。PSF的最大值一半處的寬度稱為半高寬(full width at half maximum，FWHM)，用來描述PET系統的空間分辨率大小。FWHM越大，點源的擴展程度越大，分辨率越低，小病灶的檢出率越低。分辨率有橫斷面上的徑向、切向和沿掃描儀縱軸的軸向分辨率，分別用PSF的徑向、切向和軸向的FWHM徑向、FWHM切向和FWHM軸向描述。

PET分辨率的研究自PET問世以來一直是研究熱點[3-4]，早期PET無飛行時間(time-of-flight，TOF)、作用深度(depth of interaction，DOI)和點擴散函數(point spread function，PSF)重建等新技術，分辨率低。目前，運用于臨床的大型PET成像設備分辨率多數＞4 mm，有研究顯示分辨率的值在4.3～6.8 mm之間，制約臨床中微小腫瘤的探測[3]。隨著PET中各種新技術的應用，特別是PSF重建的應用，分辨率可達2～3 mm。

2 PET空間分辨率影響因素

影響分辨率的主要因素有：正電子射程、探測器(光電轉換器件和探測器設計)以及重建算法等。

2.1 正電子射程

正電子射程可降低空間分辨率，其影響程度由正電子的能量和周圍組織的密度決定[6]。正電子能量越大，空間分辨率越低；周圍組織密度越小，影響越大，如肺部的影響要遠大于其他軟組織。校正正電子射程可通過軟件模擬，使分辨率得到改善。如氟18(18F)、碳11(11C)及鎵68(68Ga)3種正電子核素，其衰變發射的最大正電子能量分別為640 keV、960 keV及1830 keV，因此，18F圖像的分辨率高于11C和68Ga。

2.2 探測器

(1)光電轉換器件。近年來，硅光電倍增管(silicon photomultiplier，SiPM)發展迅速，使核醫學成像技術得到空前發展。PET探測器中，用SiPM替代光電倍增管(photomultiplier tubes，PMT)，空間分辨率及圖像質量均得到提升。Wagatsuma等[7]研究中，采用SiPM的PET/CT空間分辨率為3.91 mm，使用PMT的空間分辨率為4.52 mm。第二代采用SiPM的PET/CT還配置了TOF技術，使得空間分辨率得到進一步提高[8]。

(2)探測器設計。設計PET時重要的考量因素是提高PET系統的空間分辨率。近年來PET系統使用縮小單個晶體條的橫截面積，增加晶體數量的方法，晶體條數量及密度的增加可縮小采樣間隔，從而提高空間分辨率。非共線性效應，即正電子通常在丟失全部動能之前發生湮滅，剩余動能導致電子發射角度偏差±2.5°[7]。兩個相對應探測器間的距離也是影響空間分辨率的重要因素，長距離增加了兩個511 keV湮滅光子的非共線性導致的不確切性，這種不確切性隨距離的增加系統分辨率下降。小口徑PET如頭顱或乳腺專用的PET，尤其是小動物PET，因其間隔距離小而影響不大[9-10]。但臨床使用的全身PET間隔距離80 cm，非共線性效應比較大，分辨率損失接近2 mm。

2.3 TOF技術

TOF技術是通過測量兩個湮滅光子到達探測晶體的飛行時間差，確定放射性核素分布[11]。但因目前PET技術的一些限制，其飛行時間差的測量精度有限，有一定的誤差范圍，使核素位置定位也存在一個不確定性。莊文靜等[12]研究結果表明：使用TOF技術圖像的點源FWHM與不使用TOF技術的無明顯差異。Suljic等[13]關于TOF技術對圖像質量的研究中，使用TOF技術前后FWHM徑向分別為：4.8 mm、4.8 mm；FWHM切向分別為：5.3 mm、5.8 mm；FWHM軸向分別為4.5 mm、4.5 mm。兩項研究結果一致，TOF技術對圖像空間分辨率的影響不明顯。但TOF技術能提高圖像信噪比(Signal-to-noise ratio，SNR)、圖像質量模型中的小熱球對比度以及圖像質量和均勻性[13-15]。

2.4 DOI效應與PSF技術

DOI效應指視野邊緣區域內，入射光子斜穿晶體致響應線錯誤定位，導致圖像質量下降[16]。DOI效應可引起全視野范圍內空間分辨率下降及分布不均，尤其是視野的邊緣區域空間分辨率下降更為明顯。

PSF技術是PET圖像重建的另一種技術，其將視野(field of view，FOV)中大量測量的PSF位置信息融合到重建中。國內外大量研究表明，PSF校正可提高空間分辨率并減少失真[17]。莊文靜等[12]研究結果顯示：PSF技術重建圖像的點源FWHM明顯小于不使用PSF技術，模型研究證實PSF可有效改善圖像的空間分辨率，特別是視野邊緣處的空間分辨率，使視野中的分辨率一致，運用于臨床中，PSF可提高病灶的檢出率。Kawashima等[17]回顧性分析18例18F-氟代脫氧葡萄糖PET/CT(18F-fluorodeoxyglucose PET/CT)檢查結直腸癌患者，結果顯示：采用PSF技術PET時，靈敏度、特異度、陽性預測值(positive predictive value，PPV)、陰性預測值(negative predictive value，NPV)和準確度分別為65.6%、99.1%、95.4%、91.2%和91.8%，而不采用PSF技術時，對應值分別為53.1%、99.1%、94.4%、88.3%和89.1%；故認為PSF重建可在不損害特異度前提下，輕微提高靈敏度，達到更好的輔助臨床決策。

2.5 圖像重建

圖像的重建是PET的關鍵部分。重建主要算法包括解析法和迭代法。PET常用的解析法為濾波反投影法(filter back projection，FBP)，迭代法為有序子集最大期望法(ordered subset expectation maximization，OSEM)。目前臨床PET采用的重建算法為迭代法。研究顯示重建算法會直接影響空間分辨率[18]。大量研究表明，相較于FBP法，OSEM法更能提高同一機型PET圖像的空間分辨率。

近年來，PET/CT設備廠商相繼推出PSF技術和OSEM聯合應用提高PET系統空間分辨率。使PET圖像的空間分辨率顯著提高。

最新運用臨床的迭代算法為貝葉斯懲罰似然算法(bayesian penalized likelihood，BPL)[19-20]。該算法包括噪聲抑制項(β)，以解決算法中隨著迭代次數增加，噪聲也隨之增加，并進一步引起迭代發散問題。此算法通過≤25次迭代可實現有效收斂，使PET圖像有更低噪聲和更高對比度，提高噪聲中識別小病灶能力。Sampaio等[21]報告一例結腸癌病史患者使用帶Q.Clear重建算法的PET/CT評估不確定肺結節的性質，指出，當β=200時，視覺法評估的圖像質量更佳，采用Q.Clear重建，可見大小約7 mm結節的攝取。Teoh等[22]在用18F-氟環丁烷羧酸(18F-Fluciclovine，FACBC)針對前列腺癌復發的BPL研究中，Q.Clear使圖像信噪比得以提升。此外，Sampaio等[21]及Reynes-Llompart等[23]均研究指出，Q.Clear算法對信噪比、對比噪聲比(contrast to noise ratio，CNR)的改善取決于研究條件和噪聲抑制項。在鍺酸鉍(Bi4Ge3O12，BGO)PET掃描儀中，β值350和200分別是18F-FDG腫瘤學和腦部PET/CT的最佳值。因Q.Clear算法運用于臨床的時間較短，目前尚無針對此算法對圖像空間分辨率的研究。故仍需大量研究及臨床實踐探索這一新的重建算法。

目前對PET空間分辨率的研究，大多為空氣中，但模擬臨床情形下各因素對分辨率影響的研究鮮有報道，有待進一步研究。

3 展望

PET空間分辨率直接影響圖像質量，是制約PET對病灶探測能力的關鍵因素。提高PET空間分辨率，一直是PET技術的發展方向。PET應用臨床20多年來，PET分辨率已有明顯提高，相信隨著PET探測器、校正技術及重建算法等軟、硬件技術的發展，PET空間分辨率必將有大幅度提高，進而圖像質量及病灶的探測能力得到明顯改善。