選擇一體化PET/MR小病灶圖像重建方案

田德峰，楊宏偉，莊靜文，嚴(yán)漢民，盧 潔，*

(1.首都醫(yī)科大學(xué)宣武醫(yī)院放射科，3.核醫(yī)學(xué)科，4.醫(yī)學(xué)工程科，北京 100053，2.磁共振成像腦信息學(xué)北京市重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，北京 100053)

PET/MR已進(jìn)入臨床應(yīng)用階段，MR和PET互補(bǔ)為分子影像學(xué)提供了新的發(fā)展機(jī)遇，成為神經(jīng)影像學(xué)的一個(gè)里程碑[1-2]。多模態(tài)PET/MR實(shí)現(xiàn)了PET與MR的優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)及相互融合，提高了病灶定位的準(zhǔn)確性及對(duì)病灶的定性診斷能力[3]；但同時(shí)兩者又相互影響，例如PET系統(tǒng)產(chǎn)生的射頻噪聲被MR射頻線圈所吸收，使MR圖像產(chǎn)生偽影，MR磁場(chǎng)信號(hào)影響到PET光電倍增管的放大作用而影響PET圖像質(zhì)量(image quality， IQ)[4-6]。為提高一體化PET/MR設(shè)備的性能和IQ，合理選擇后期圖像重建條件無(wú)疑是比較穩(wěn)健的方法。本研究觀察不同重建條件組合對(duì)不同大小病灶圖像質(zhì)量的影響，提出一體化PET/MR對(duì)于小病灶的最佳圖像重建方案。

1 材料與方法

1.1 掃描儀與體模

1.1.1 GE SIGNA TOF PET/MR MR系統(tǒng)磁場(chǎng)強(qiáng)度為3.0T。PET系統(tǒng)的軸向和橫向FOV分別為25 cm和60 cm；時(shí)間分辨率<400 ps，符合時(shí)間窗為4.57 ns,能量分辨率為11%。

1.1.2 IQ體模[7-9]使用符合國(guó)際電工協(xié)會(huì)(International Electrotechnical Commission, IEC)推薦標(biāo)準(zhǔn)設(shè)計(jì)的PET IQ發(fā)射體模,長(zhǎng)度180 mm,容積9.8 L，內(nèi)部裝有內(nèi)徑分別為10、13、17、22、28、37 mm的6個(gè)丙烯酸玻璃球體，模擬不同大小病灶；向其中內(nèi)徑較小的4個(gè)小球(10、13、17、22 mm)內(nèi)注入水與放射性示蹤劑(18F-FDG)混合物，稱(chēng)為熱區(qū)，內(nèi)徑28、37 mm小球內(nèi)僅注入水，稱(chēng)為冷區(qū)。體模本底放射性活度為5.2 kBq/ml，與熱區(qū)小球活度比為4∶1。

1.2 數(shù)據(jù)采集 在掃描儀中軸向定位體模，使其中心位于掃描野正中。調(diào)整體模位置，使通過(guò)球體中心的平面與掃描儀中心共面[8,10]。以體模專(zhuān)用衰減校正序列采集數(shù)據(jù)[11]，采集時(shí)間為5 min 25 s， 重復(fù)進(jìn)行3次掃描，取平均值進(jìn)行分析[8]。

1.3 數(shù)據(jù)處理 采用飛行時(shí)間(time of flight, TOF)-有序子集期望最大化(ordered subsets expectation maximization, OSEM)重建圖像，圖像體積為192 mm×192 mm×89 mm,體素2.08 mm×2.08 mm×2.78 mm。重建條件如下：OSEM重建(迭代子集：28；迭代次數(shù)：1～9次)；重建矩陣(128×128，192×192，256×256)；平滑濾波器(高斯低通濾波器半高寬1～6 mm)；單獨(dú)使用TOF技術(shù)(TOF+NOTOF)：?jiǎn)为?dú)使用點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)(point spread function, PSF)(PSF+NOPSF)；同時(shí)使用TOF和PSF(TOF+PSF)；不使用TOF和PSF(NOTOF+NOPSF)。

1.4 數(shù)據(jù)分析 在重建圖像中選取冷區(qū)、熱區(qū)球心共面的中心層，分別讀取冷區(qū)、熱區(qū)平均計(jì)數(shù)及本底R(shí)OI平均計(jì)數(shù)。采用美國(guó)電器制造商協(xié)會(huì)(National Electrical Manufacturers Association, NEMA)制定的NEMA NU 2-2012標(biāo)準(zhǔn)中的圖像質(zhì)量參數(shù)——對(duì)比度恢復(fù)(contrast recovery, CR)和背景變化率 (background variability, BV)計(jì)算方法推導(dǎo)出信噪比(signal-to-noise ratio, SNR)的計(jì)算公式：

(1)

式中CH,j為熱區(qū)小球j的ROI中的平均計(jì)數(shù)，CB,j為球體j的所有背景ROI計(jì)數(shù)的平均值，SDj為熱區(qū)小球j的ROI計(jì)數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)差。

2 結(jié)果

2.1 OSEM 重建對(duì)不同直徑小球圖像質(zhì)量的影響 隨著迭代次數(shù)從1次增加到4次，不同直徑小球的CR增加，圖像對(duì)比度顯著提升，同時(shí)BV也明顯增加；迭代次數(shù)由4次增加到9次時(shí)，CR和BV增幅開(kāi)始降低，圖像對(duì)比度和背景噪聲無(wú)明顯增加。見(jiàn)圖1。

迭代次數(shù)從1次增加到4次，10 mm小球CR提升18.60%，BV增加3.00%；13 mm小球CR提升19.40%，BV增加2.10%；17 mm小球CR提升15.80%，BV增加1.20%；22 mm小球CR提升13.30%，BV增加0.50%；28 mm小球CR提升20.60%，BV增加0.10%；37 mm小球的CR和BV分別增加20.20%、0。迭代次數(shù)從4次增加到9次，10 mm小球的CR和BV分別增加1.20%、0.60%；13 mm小球的CR提升19.40%，BV增加2.10%；17 mm小球的CR提升1.60%，BV增加0.20%；22 mm小球的CR提升0.90%，BV增加0.20%；28 mm小球的CR提升和BV分別增加7.60%、0.20%；37 mm小球的CR和BV分別增加6.50%、0.20%。見(jiàn)圖2。

圖1 迭代重建的體模圖像 圖像重建條件為192×192矩陣，4 mm高斯濾波器半高寬，迭代子集選擇28，迭代次數(shù)1～9次

圖2 不同直徑小球CR和BV隨迭代次數(shù)增加的變化趨勢(shì)曲線

另外，10、13、22 mm小球均在3次迭代時(shí)獲得最高SNR，分別為13.30%、21.72%、51.51%；17 mm小球在2次迭代時(shí)SNR最高。28 mm和37 mm非放射性小球則分別在8次、7次迭代獲得最高SNR，分別為67.83%和84.29%。見(jiàn)圖3。

2.2 重建矩陣對(duì)不同大小病灶圖像質(zhì)量的影響 重建矩陣從128×128變?yōu)?92×192再到256×256時(shí)，10、13、17、22、28、37 mm小球的CR值分別增加1.50%、0.50%，0.80%、0.30%，0.50%、-0.10%，0.50%、0.20%，0.50%、-0.10%及0.20%、-0.10%；BV分別增加-0.10%、0.30%，0、0.20%，-0.10%、0.20%，0、0.10%，0.10%、0和0.10%、-0.10%。10、13、17及22 mm熱區(qū)小球和28 mm冷區(qū)小球均在192×192時(shí)取得最高SNR，分別為13.31%、21.73%、36.54%、51.51%和60.85%；37 mm冷區(qū)小球在256×256時(shí)取得最高SNR，為78.80%(圖4)。

圖3 信噪比與迭代次數(shù)關(guān)系曲線

圖4 信噪比與重建矩陣關(guān)系曲線

2.3 濾波器選擇對(duì)不同大小病灶圖像質(zhì)量的影響 隨濾波器半高寬由1 mm增加到6 mm，各直徑小球的CR和BV均有所降低，其中10 mm小球的CR和BV分別降低9.30%和1.50%，13 mm、17 mm、22 mm、28 mm和37 mm小球分別降低8.40%和1.20%，8.10%和0.50%，6.60%和0.20%，3%和0.10%，2.20%和0.10%。見(jiàn)圖5。10、13、17、22 mm熱區(qū)小球和37 mm冷區(qū)小球均在2 mm半高寬時(shí)取得最高SNR，依次為13.73%、21.72%、32.98%、52.35%和79.60%；28 mm小球在5 mm半高寬時(shí)取得最高信噪比，為61.94%。見(jiàn)圖6。

圖5 不同直徑小球CR和BV隨高斯濾波器半高寬增加的變化趨勢(shì)曲線

圖6 高斯濾波器半高寬對(duì)SNR的影響曲線

2.4 TOF和PSF技術(shù)對(duì)不同尺寸病灶圖像質(zhì)量的影響 以NOTOF+NOPSF為參照組，與單獨(dú)使用TOF時(shí)相比，10、13、17、22、28及37 mm小球的CR分別提高3.70%、5.20%、3.10%、3.20%、14.00%及13.30%；單獨(dú)使用PSF時(shí)CR分別提高1.10%、6.40%、5.10%、3.60%、0.30%及-0.20%；聯(lián)合使用TOF+PSF時(shí)，CR分別提高14.00%、15.40%、8.90%、7.70%、14.40%及13.60%。見(jiàn)圖7。

圖7 使用和不使用TOF及PSF技術(shù)時(shí)CR的變化曲線

單獨(dú)使用TOF時(shí)小球BV大幅度降低，10、13、17、22、28及37 mm小球BV依次降低1.80%、1.90%、1.70%、1.50%、1.40%及1.30%；單獨(dú)使用PSF時(shí)BV分別提高0、0.10%、0.20%、0、-0.10%及0.10%；聯(lián)合使用TOF+PSF時(shí)BV分別降低1.90%、1.90%、1.50%、1.40%、1.50%及1.40%。見(jiàn)圖8。

圖8 使用和不使用TOF及PSF技術(shù)時(shí)BV的變化曲線

不同直徑小球均在聯(lián)合使用TOF+PSF時(shí)取得最高SNR，依次為26.25%、42.07%、59.82%、86.78%、128.10%及162.88%。見(jiàn)圖9。

圖9 使用和不使用TOF及PSF技術(shù)時(shí)SNR的變化曲線

3 討論

OSEM重建選用的是28個(gè)迭代子集，即每次迭代過(guò)程中重建圖像被更新28次：子集更少可能導(dǎo)致更低的圖像對(duì)比度，而子集增加可能會(huì)加長(zhǎng)收斂時(shí)間，為達(dá)到子集收斂平衡，選擇了比較常用的28次迭代子集。迭代次數(shù)從1次增加到3次時(shí)，圖像中各直徑小球由模糊變?yōu)榍逦梢?jiàn)，圖像對(duì)比度增加迅速，同時(shí)背景噪聲也隨之增加，但對(duì)比度是主要增加因素。由3次迭代到4次迭代時(shí)，對(duì)比度增速開(kāi)始變緩；而3次迭代到6次迭代背景噪聲迅速增加，增幅超過(guò)對(duì)比度；6次到9次迭代之間圖像對(duì)比度和背景噪聲變化均趨于平穩(wěn)，提示6次迭代后已接近完全收斂的收益(圖2)。

本研究中改變重建矩陣未對(duì)圖像對(duì)比度和背景噪聲產(chǎn)生顯著影響，但使用192×192矩陣時(shí)各熱區(qū)小球均有最高SNR(圖4)。高斯低通濾波器的傅里葉反變換也是高斯函數(shù)，不受振鈴現(xiàn)象的影響[12]，一直是處理醫(yī)學(xué)圖像時(shí)比較穩(wěn)健的選擇。然而，本研究結(jié)果顯示，隨著高斯濾波器半高寬從1 mm增加到6 mm,受濾波器平滑作用的影響，圖像對(duì)比度降低近10%，而背景噪聲卻無(wú)明顯降低，可能需待濾波器半高寬增加到6 mm以上時(shí)降噪效果才會(huì)變得顯著，但對(duì)比度持續(xù)降低也會(huì)隨之而來(lái)。因此，應(yīng)在信號(hào)和噪聲平衡的前提下適當(dāng)選擇濾波器半高寬。

TOF技術(shù)具有提升空間分辨率和降低噪聲的優(yōu)勢(shì)，可使圖像對(duì)比度和背景噪聲均獲得很大改善。本研究中單獨(dú)使用PSF時(shí)，圖像質(zhì)量未見(jiàn)顯著變化；而聯(lián)合使用PSF與TOF對(duì)圖像質(zhì)量的提升作用優(yōu)于單獨(dú)使用TOF和單獨(dú)使用PSF，體現(xiàn)了PSF技術(shù)對(duì)深度效應(yīng)的補(bǔ)償作用和減少計(jì)數(shù)丟失的優(yōu)勢(shì)。本研究中聯(lián)合使用PSF和TOF對(duì)圖像質(zhì)量的影響優(yōu)于其他重建組合(圖7～9)。

本研究對(duì)比觀察不同重建條件對(duì)不同病灶圖像質(zhì)量的影響，結(jié)果表明OSEM算法對(duì)模擬小病灶的小球體(10～13 mm)的圖像質(zhì)量有明顯改善，聯(lián)合使用TOF和PSF技術(shù)對(duì)圖像質(zhì)量的改善作用顯著。根據(jù)本研究結(jié)果，對(duì)于小病灶，推薦使用3次迭代，28個(gè)子集，192×192矩陣，TOF+PSF組合進(jìn)行圖像重建。

本研究存在一定局限性，所用體模最小球體直徑為10 mm，未分析對(duì)于更小靶的的檢出率及重建因素的影響；采用同一體模分析不同直徑球體，各小球核素湮滅產(chǎn)生光子是否對(duì)其衰減校正數(shù)據(jù)產(chǎn)生影響尚需進(jìn)一步驗(yàn)證。