最新PET/MRI成像的研制進展

沈國華，周綠漪，賈志云，張文杰，王喬，鄧候富

四川大學華西醫院 核醫學科，四川 成都 610041

新技術的不斷發展促使人們從分子水平去研究生化過程，進而進行藥理學、遺傳學和病理學的檢查評估[1]，從而形成了新型學科—分子影像學。在各類分子影像技術中，PET/MRI是最前沿、最具潛力的新技術。隨著PET/MRI的出現、發展直至成功應用于臨床實踐，核醫學又迎來了新的挑戰和機遇。本文就PET/MRI的研制進展作一報道。

1 PET/MRI的總體優勢

近年來PET/CT技術蓬勃發展，并已經成熟應用于臨床。PET/CT既可以提供解剖信息又可以提供功能信息，其診斷準確性與單純的PET或者CT相比有了很大提高，有力地說明了多模式成像技術的巨大臨床價值。與CT相比，MRI在反映解剖形態和生理功能信息方面具有無可比擬的優越性，特別是在軟組織對比方面，其優勢更強且無輻射。PET與MRI的結合即PET/MRI有PET/CT無法超越的優勢[2]。但作為一種新技術，PET/MRI也會有一些不足之處，見表1。

表1 PET/MRI相對優勢和不足

2 PET/MRI閃爍晶體和探測器的進展

PET/MRI設備有多種裝配方式，最簡單的就是類似于PET/CT的裝配方式，即所謂的“串聯式”，是將兩種檢查設備在時間和空間上按順序進行排列，分別獲得圖像后再通過軟件技術對圖像進行融合?；谶@種原理，飛利浦公司開發了一種類似的系統：該系統占用一個單間，兩個掃描器（TOF PET和3-T MRI）分別置于地板上轉臺的兩端；患者先進行MRI檢查，檢查完后掃描床旋轉180°，患者進入PET掃描孔依順序進行圖像采集，然后再進行圖像融合。GE公司則選擇了“三合一”裝配方式：將PET/CT和MRI分別置于兩個相鄰的房間，通過一個開關控制的可停靠的掃描床來移動病人進行圖像采集。顯然，這種先順序采集再后期融合的技術大大降低了PET/MRI的應用潛力[3]。還有一種裝配方式就是所謂的“插入式”，即將一個小的PET放入標準的MRI掃描器中，實現設備一體化，從而可以在時間和空間上同時進行圖像采集[4-5]。而一體機對PET/MRI的閃爍晶體和探測器提出了更新、更高的要求。

研究發現，PET/MRI中使用的閃爍晶體必須具有與人體相近的磁兼容性，而傳統的閃爍晶體中如硅酸镥釓、硅酸釓的磁兼容性與人體相差很遠，影響了MRI磁場的均勻性，從而產生偽影，所以不能用于PET/MRI中[6]。新型的閃爍晶體一直在不斷開發中，如只摻有鈰的硅酸镥（LSO：Ce）的衰減時間為40 ns，而摻有鈰、鈣的硅酸镥（LSO：Ce Ga）的衰減時間為30 ns，這使光產量大大提高[7]。此外，摻有鈰的溴化鑭（LaBr3：Ce）的衰減時間只有15 ns，也是當前閃爍晶體研究的熱點之一[8]。

一體化的PET/MRI如果使用傳統的光電倍增管（Photomultiplier Tube，PMT）就會遇到一個技術上的難題：PMT對磁場環境高度敏感，而MRI磁場可改變電子運行軌跡導致探測電子的損失，幾乎每種類型的PMT PET信號都會在磁場中發生扭曲，比如PET探測器的能譜會因為PMT輸出信號的損失而大幅減少，使探測器中閃爍晶體的峰值位置不能區分[9]。相反，雪崩光電二極管（Avalanche Photodiode，APD）對磁場不敏感，可直接或通過極端的光纖與PET晶體連接，基于APD-PET的PET/MRI在小動物和人腦中的研究已有報道[10-11]。商業性的可用于全身掃描的APD PET/MRI也已經研發出來，西門子公司的Biograph mMR就是聯合LSO（Lutetium Oxyorthosilicate）晶體和APD研制出來的，可在強磁場下檢測γ粒子并且將信號由閃爍光子形式轉換成電信號的形式[12]。

盡管APD技術已經比較成熟，但它仍有信號放大增益低（102～103）、輸出信號慢和時間分辨率低的缺點。因此，基于硅光電倍增器（Silicon Photoelectric Multiplier，SiPM）的蓋革模式APD成為了未來PET/MRI的關注點，它具有與PMT相同的放大增益和時間分辨率[13-14]，并且還有一致性良好、尺寸小、工作電壓低、結構緊湊等優點?；赟iPM的PET結構由一系列APD微單元組成，每一個單元是一個獨立的蓋革式探測器，通過一個猝滅電阻引入偏置電壓，當光子作用于探測器單元時，進行放電；同時，SiPM對溫度比較敏感，所以SiPM信號輸出的穩定性取決于偏置電壓和溫度變化的穩定性[8]。Hyun Suk Yoon等研究發現，應用基于SiPM的具有12個探測器模塊的PET/MRI設備，PET信號或圖像沒有射頻干擾，MRI掃描信號僅有輕微降低[15]。Seiichi Yamamoto等應用SiPM-PET與MRI研究小鼠大腦，發現通過噪聲減少技術，PET/MRI的信噪比僅稍低于MRI。隨著溫度控制技術的發展，SiPM的溫度敏感性問題也將會得到解決[16]。

3 PET/MRI圖像的校正融合

3.1 系統的衰減校正

MRI系統成熟的全景成像矩陣（Total Imaging Matrix，TIM）技術的射頻線圈也應用在PET/MRI中，而研究證實接受射頻脈沖信號的表面線圈在PET探測器的視場（Field of View，FOV）中會潛在地衰減PET信號，所以為了得到最好的MRI和PET信號，就需要對局部接受射頻脈沖的表面線圈進行優化，使其具有不衰減PET信號的性質，即使其對γ射線的影響降到最低[17-18]。其他相關硬件如檢查床、連接器等也需要進行相應優化。目前衰減校正的途徑和方向共有兩種：① 直接的衰減校正法（Attenuation Correction，AC），這種方法主要針對檢查床、頭部線圈等相對固定的器件。通過CT掃描得到70～120 keV的三維衰減系數圖，然后再將基于CT掃描的衰減圖轉化為511 keV的三維衰減系數圖，即u-maps，進而可以進行PET的圖像重建。② 覆蓋全身的體陣列線圈在射頻場中所處的位置因病人而異，很難通過MRI手段來進行預測，那么就需要實現無PET信號衰減。Psulus DH等應用魚肝油和超短回波序列，以5種不同的方式重建PET圖像，進而量化了射頻表面線圈的影響，對于體陣列線圈衰減校正方法的推進起到了重要作用[17]。

3.2 組織的衰減校正

在PET/CT中，CT數據可提供組織密度信息并被用于PET數據的衰減校正?；贑T的衰減校正方法是一種分段線性縮放算法，就是在511 keV的情形下將CT衰減值轉化為線性衰減系數。同樣的，在PET/MRI中也需要一種合適的衰減校正方法，但是由于MRI圖像像素值只與組織中的氫核密度和組織的松弛程度有關，而與電子密度相關的質量衰減系數無關，例如骨骼和空氣分別有著最高和最低的正電子衰減系數，在MRI上卻同為低信號，所以基于MRI的衰減校正比較困難。

目前基于MRI的衰減校正方法有兩種，第一種是區域分割法，即把衰減特性不同的組織和器官分成不同的區域（如空氣、肺部、脂肪、肌肉、骨等），然后再獲得分割好的不同區域的511 keV下相應組織的衰減系數，再進行衰減校正[19]。但該技術不適用于本身密度分布不均的器官和組織，如骨、肺和其他不可預測的良性或惡性的解剖異常組織等[20]。第二種是圖譜配準法，即將解剖圖譜與預先知道的含有病人MRI-CT信息的衰減圖譜（如CT圖譜）進行融合配準，進而產生每個病人特有的衰減圖。但病人的標準解剖圖譜是無法獲得的，那么通過解剖圖譜融合而成的衰減圖真的是每個病人所特有的符合自身的解剖圖嗎？該方法的臨床應用可行性還需更多的實驗研究來證實。有學者比較了這兩種方法的優劣，在正常的組織中通過分割法得到的標準攝取值（Standard Uptake Value，SUV）的平均誤差是14.1%，而圖譜法是7.7%；病灶組織的SUV值平均誤差分別是7.5%和5.7%，可見由于骨、肺組織衰減系數不穩定的原因，圖譜法稍稍優于分割法。但事實上兩種方法在肺組織的準確度都很低，其應用受到了很大限制[21-22]。Defrise et al等研究表明，可以通過PET獲得的時間飛躍的信息來提高基于MRI圖像得到的衰減圖的精確性[23]。

早先飛利浦TF PET/MRI設備測試提出的3級組織分割法（背景空氣、軟組織和肺）似乎適用于全身顯像，它使用的是所謂的“atMR”采集序列，是以飛利浦特有的解剖和衰減的圖譜而設計的序列[24]。后來，又有人提出了4級分割法（背景、肺、脂肪和軟組織），它需要通過兩個方向的Dixon序列采集來實現。最近Yannick Berker等人提出了4級組織分割技術，即通過超短回波時間序列（Ultrashort Time of Echo，UTE）和Dixon MRI序列的結合實現基于MRI的PET/MRI校正。應用UTE辨別皮質骨和空氣，Dixon技術辨別軟組織和脂肪組織，然后采用UTE三回波序列（分辨骨組織的UTE序列和徑向分離水和脂肪組織的梯度回波序列）就可得到基于MRI的4級分級的衰減圖[25]，但是該技術的檢查時間較長。

此外，Matthias Hofmann等研究發現，基于MR的衰減校正方法（MR-AC）遠遠優于基于CT的校正方法（CTAC），MR-AC還能輔助PET/MRI系統進行運動校正和部分容積校正。在圖像采集過程中，病人的頭部運動、呼吸運動、心臟搏動等都會影響病灶的定位和定量分析。而基于MR的運動校正有作為定量方法改善PET質量的潛力：首先，目前先進掃描儀具備標準的空間分辨率；其次，衰減和發射之間的數據差距可以通過相應方法進行消除；第三，可以用圖像處理方法和校正數據來評估放射示蹤劑的動脈輸入函數（Arterial Input Function，AIF）,從而提高PET數據的可靠性和可重復性[26-27]。用于PET/MRI的運動校正方法主要有兩種：一種是重建后再融合（Post-reconstruction Registration，PRR），即每個門控采集的圖像都進行單獨重建，再將重建后的所有圖像融合在一個標準門控中，進而形成校正效果平均化的圖像；另外一種是運動補償圖像重建（Motion-compensated Image Reconstruction，MCIR）， 即通過迭代重建法直接重建出運動補償圖像。運動校正后的PET圖像質量在肺肝邊界和肝脾邊界得到了明顯改善，但由于心臟MRI對比度不夠，圖像質量改善不明顯。與無運動圖像相比，校正后的圖像單位體素的SUV單元均方根誤差有所下降。利用MRI進行運動校正能提高PET影像質量，但受限于快速MR的成像質量[28]。眾所周知，PET成像中的部分容積效應會導致功能成像中放射性藥物攝取值的測量不準確，部分容積校正在貝葉斯反褶積框架中進行，通過采用共軛梯度法衰減模糊的部分容積，從而產生基于體素的校正后的PET圖像。它大大提高了PET圖像的質量，效果可媲美幾何轉移矩陣法（Geometric Transfer Matrix，GTM），但不需要MR圖像的分割信息或者示蹤劑的分布信息，具有很強的實用性[29]。

總之，基于MR圖像的組織衰減校正方法的效果是穩定可靠的，可以媲美于PET/CT，但對于PET標準攝取值的定量尚需進一步研究。

4 PET/MRI中可能存在的偽影問題

基于MRI的衰減校正方法的使用，使PET/MRI中可能會產生不同于PET/CT的偽影。

（1）金屬偽影。金屬植入物會造成MRI圖像信號丟失，進而誤導圖像處理程序將組織當做空氣，會導致金屬周圍區域的攝取值被低估，而PET/CT該攝取值會被高估。

（2）截斷偽影。由于MRI的視野小于PET的視野，而有些患者在檢查時手是放在身體兩邊的，這樣就可能在MRI圖像上和基于MRI的衰減圖上產生截斷偽影，進而從衰減校正和散射校正兩方面來影響PET圖像的質量，降低PET/MRI的圖像對比度[30]?；謴徒財嗖糠值姆椒ㄒ呀洺醪窖芯砍鰜?，可以用PET的發射數據來粗略估計被截斷的部分，進而保持衰減圖的完整性，同時最小化偽影。更先進的技術尚需進一步研究。

（3）衰減系數造成的偽影。基于MR的衰減校正是通過把組織分成3級或4級的方法來實現的。在不同層級組織邊界處，尤其是軟組織和骨性組織之間的區域往往會形成氣腔偽影，例如在顱底，使用空氣衰減系數來代替骨或軟組織的衰減系數，就會產生巨大的氣腔偽影。

（4）PET/MRI的數據重合失調。PET數據和基于MRI的衰減圖的重合失調會導致偽影的產生，該類偽影最易出現在PET/MRI的呼吸相。

5 結語

目前全身同步PET/MRI的研制已取得了重大進展，臨床應用階段也取得了可喜成績。隨著技術的不斷發展，PET/MRI必將給醫學及生命科學等領域注入新鮮血液，促進醫學成像里程碑式的變革。

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