正電子發(fā)射斷層掃描儀PET中的數(shù)據(jù)校正常用方法

1、正電子發(fā)射斷層掃描儀PET中的數(shù)據(jù)校正常用方法單位：【摘要】介紹了正電子發(fā)射斷層掃描pet中各種校正的意義及常見算法,這些校正包括歸一化校正,衰變校正,散射與衰減校正,活度刻度等.對(duì)校正算法的最新進(jìn)展和PET相關(guān)設(shè)備中的校正算法也做了些介紹.恰當(dāng)?shù)男Ｕ龑?duì)提升PET的成象質(zhì)量及定量分析的準(zhǔn)確性非常重要.因此,校正算法是PE偵備軟件系統(tǒng)中所必不可少的組成部分.【關(guān)鍵詞】PET;正電子；校正Abstract:VariouscorrectionsinclinicalpositronemissionPETtomographyPETaredescribed,includingdetectorsnormal

2、ization,decaycorrection,scatterandattenuationcorrection,calibration,etc.TheuptodatadevelopmentsincorrectionofPETandPETrelateddevisesarealsointroduced.AppropriatecorrectionsareimportantforPETimageswithgoodqualityandforquantitativeanalysisinclinics.correctionalgorithmsconsistofanecessarypartinthesoftw

3、areofPET.Keywords:PET;positron;correctionPET是英文名稱PositronEmissionTomography的縮寫,即“正電子發(fā)射斷層掃描儀.PET是在分子水平上利用影像技術(shù)研究人體心腦代謝和受體功能的一種最先進(jìn)的設(shè)備.PET已成為腫瘤、心、腦疾病診斷的一種最有效的方法.在腫瘤學(xué)、心血管疾病學(xué)、神經(jīng)系統(tǒng)疾病學(xué)、和新醫(yī)藥學(xué)開發(fā)等研究領(lǐng)域中已經(jīng)顯示出它的卓越性能.PET是核醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中最先進(jìn)的醫(yī)療診斷設(shè)備,是目前唯一可以在活體分子水平上完成生物學(xué)顯示的影像技術(shù),被譽(yù)為20世紀(jì)最偉大的十項(xiàng)發(fā)明之一.目前PET已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于核醫(yī)學(xué)成像臨床檢查、療效評(píng)價(jià)、藥物開

4、發(fā)和根底研究之中1.引言PET系統(tǒng)由機(jī)械系統(tǒng),探測(cè)器環(huán),電子線路,數(shù)據(jù)采集與處理系統(tǒng)和計(jì)算機(jī)系統(tǒng),以及相應(yīng)的圖像重建和圖像處理軟件系統(tǒng)等構(gòu)成2,見圖1.PET利用其封閉環(huán)繞型探測(cè)器陣列對(duì)注入人體藥物所引發(fā)的背對(duì)背的一對(duì)丫光子進(jìn)行符合測(cè)量,利用計(jì)算機(jī)對(duì)符合測(cè)量形成投影線LOR(LineofResponse)進(jìn)行圖像重建可求解出人體內(nèi)部橫斷面放射性分布.但由于PET設(shè)備和測(cè)量過程存在誤差,在日常使用中,采集到的原始數(shù)據(jù)在圖象重建之前要根據(jù)儀器狀況和病人狀況進(jìn)行校正.止匕外,PET是復(fù)雜精密的大型醫(yī)用診斷設(shè)備,定期要做性能測(cè)試和(重新)標(biāo)定,不斷更新校正參數(shù)以保證系統(tǒng)處于良好的工作狀O本文概述了PE

5、T中常用的數(shù)據(jù)校正方法,主要是2D2維采集模式校正方法,包括：探測(cè)器靈敏度校正歸一化,同位素時(shí)間衰變校正,死時(shí)間校正,偶然符合校正,散射符合校正,衰減校正,幾何校正及其他校正等.它們的順序?yàn)閳D2.1各種校正的意義及常用方法K*231.1探測(cè)器效率的歸一化normalizationPET中有成千上萬個(gè)探測(cè)單元,受其各自幾何位置和性能差異的影響,例如晶體條發(fā)光效率、晶體條與光電倍增管的耦合、晶體條對(duì)符合線的張角不同等,使其探測(cè)效率不盡一致.其校正方法是利用均勻分布的放射源,測(cè)量每個(gè)測(cè)量單元的計(jì)數(shù)響應(yīng)Di,i=1,M,M是PET探測(cè)單元總數(shù),算出歸一化因子：NOPMi至Mi=1Di/MDi.這些因子

6、以文件方式存于計(jì)算機(jī),在對(duì)病人進(jìn)行PET測(cè)量時(shí),將測(cè)量值乘以相應(yīng)歸一化因子就實(shí)現(xiàn)了探測(cè)器效率校正.另外,由每天質(zhì)控的空掃描檢測(cè)探測(cè)器性能的漂移情況,必要時(shí)更新校正系數(shù).1.2 同位素時(shí)間衰變校正正電子類核素的壽命都非常短如18F為110分鐘,放射性衰變會(huì)使藥物的強(qiáng)度隨指數(shù)規(guī)律逐漸降低.特別是對(duì)于動(dòng)態(tài)采集、全身掃描、門控采集和定量研究那么必須考慮該項(xiàng)校正.根據(jù)指數(shù)衰變規(guī)律,注射時(shí)放射性強(qiáng)度為A0、衰變系數(shù)為入的藥物經(jīng)過時(shí)間t1采集到某一幀的時(shí)候,放射性強(qiáng)度下降到At=A0e-入t1,據(jù)此,不難通過采集時(shí)刻的計(jì)數(shù)率求出注射時(shí)刻的藥物強(qiáng)度.把e入t1作為刻度因子乘以該幀各個(gè)像素的計(jì)數(shù)值,就能將圖象歸

7、一到注射時(shí)刻的情況.至于每一幀之間的差異,如果各幀的采集時(shí)間比藥物的半衰期短,那么可以忽略在每幀采集過程中放射性強(qiáng)度的變化.但在計(jì)算標(biāo)準(zhǔn)攝取值(SUVstandarduptakevalue)時(shí),需根據(jù)幀采集周期的大小將計(jì)數(shù)率校正到藥物注射時(shí)刻1.1.3 死時(shí)間校正系統(tǒng)的死時(shí)間(deadtime)是指系統(tǒng)處理每個(gè)事件所需的時(shí)間,它取決于探測(cè)器與電子學(xué)的時(shí)間特性以及數(shù)據(jù)處理器的速度、隨機(jī)緩存器的性能等諸多因素.如果在后一個(gè)湮滅事件發(fā)生之前來不及處理完前一個(gè)事件,這兩個(gè)事件就會(huì)喪失,這就是死時(shí)間損失.PET出廠前都要進(jìn)行死時(shí)間損失測(cè)量：根據(jù)測(cè)量結(jié)果畫出計(jì)數(shù)率一一藥物強(qiáng)度曲線,如圖3所示.圖2臨床PE

8、T數(shù)據(jù)校正的順序圖圖3計(jì)數(shù)率一一藥物強(qiáng)度曲線在強(qiáng)度低的時(shí)候,計(jì)數(shù)率隨藥物強(qiáng)度正比增加,呈直線上升,當(dāng)藥物強(qiáng)度增加到某一限度后,曲線逐漸彎曲,它與直線的距離就是喪失的計(jì)數(shù)率,可以據(jù)此計(jì)算與記錄校正參數(shù)以便進(jìn)行死時(shí)間校正.死時(shí)間校正是有范圍的,例如當(dāng)上述曲線隨藥物強(qiáng)度呈下降趨勢(shì)時(shí),無法再進(jìn)行校正.事實(shí)上有效評(píng)估PET計(jì)數(shù)特性的是噪聲等效計(jì)數(shù)(NEC.NECt義為在無散射和偶然符合計(jì)數(shù)條件下到達(dá)同樣的信噪比所需的真符合計(jì)數(shù)3,由于散射和偶然符合的存在,使NECfe于計(jì)數(shù)率而飽和,因此要注意死時(shí)間校正的有效范圍.1.4 偶然符合校正是指兩個(gè)或兩個(gè)以上沒有關(guān)聯(lián)的光子被同時(shí)探測(cè)到而造成的符合計(jì)數(shù),也叫隨機(jī)

9、符合(randomcoincidence),見圖4,它與活度的平方成反比,它增加圖象的噪聲,影響圖象的比照度.偶然符合校正硬件方法是使用延遲符合電路.只要延遲時(shí)間大于兩倍的符合電路時(shí)間窗寬度,就能保證該符合電路輸出中沒有真的湮滅符合事件而只有偶然符合計(jì)數(shù),然后再從總計(jì)數(shù)中減去.該方法簡(jiǎn)明有效、實(shí)時(shí)在線、速度快,易于實(shí)現(xiàn),商用PET多采用這種方法.圖4偶然符合與散射符合形成的示意圖偶然符合校正軟件方法：用公式NAC=2N1N2古計(jì)偶然符合計(jì)數(shù)率,然后在總符合計(jì)數(shù)率扣除,其中N1和N2分別是參與符合的兩個(gè)探測(cè)單元的單事例計(jì)數(shù)率,t是符合時(shí)間窗寬.1.5 散射符合校正散射符合：主要是指組織中正電子湮

10、滅產(chǎn)生的兩個(gè)光子在到達(dá)探測(cè)器之前其中之一或全部發(fā)生了康普頓散射而偏移了原來的運(yùn)行軌跡,且無法用能量窗方法有效去除,造成錯(cuò)誤的符合信息(如圖4所示).散射符合影響圖象的比照度.散射校正有多種硬件與軟件的校正方法,如雙能量窗法,三能量窗法、卷積扣除法、人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)法、MONTECARLON擬法等.卷積扣除法(ConvolutionSubtraction)假設(shè)投影空間的散射符合分布可以通過真實(shí)符合分布的積分變換來近似表述.這種積分變換的核(kernel)函數(shù)一般以指數(shù)分布函數(shù)或者高斯分布函數(shù)的形式出現(xiàn).如果以T表示真實(shí)符合,S表示散射符合,R表示實(shí)際測(cè)量的符合分布,那么在投影空間S=TRh,因此真實(shí)

11、符合就可以通過下式近似求取：T=R-SR-R忤h,或采用反卷積方法更精確地求解.核函數(shù)h的求取一般采用實(shí)驗(yàn)測(cè)量加函數(shù)擬合的方式.具體作法是用線源或點(diǎn)源放置一個(gè)模擬人體的水模中,在離中央軸線不同的距離上測(cè)量其符合投影值.而后對(duì)不同距離上的散射分布采取非線性最小二乘擬合的方法或尾端擬合方法求取核函數(shù).通過對(duì)核函數(shù)積分求出散射分?jǐn)?shù)(散射所占比例),可對(duì)散射做進(jìn)一步校正.雙能窗法(DualEnergyWindo0:所有的符合事例都可以在兩個(gè)相鄰的能量窗內(nèi)獲取.無論散射的、還是不散射的符合事例都收集在高窗(380850keV)中,低窗(200380keV)中只有散射事例.假設(shè)所有的散射符合均有相同的空間

12、分布,那么將高窗中的符合計(jì)數(shù)減去低窗中的符合計(jì)數(shù),就可得到真實(shí)符合計(jì)數(shù).而實(shí)際上,光子在低能局部對(duì)目標(biāo)體的依賴性比在高能局部要大得多,因而該方法是近似的.商用PET使用的方法應(yīng)該簡(jiǎn)潔、實(shí)用、易于實(shí)現(xiàn),例如ECATEXCATHR理PET中,對(duì)2D采集采用卷積扣除法.1.6 衰減校正衰減校正是針對(duì)體內(nèi)肌肉和骨骼等對(duì)光子的吸收衰減而進(jìn)行的校正,從而得到真實(shí)的放射性藥物分布圖.軟組織對(duì)511keV的光子質(zhì)量衰減系數(shù)約為0.095cm2/g,半衰減厚度約為7.2cm.對(duì)直徑約20cm的頭部顯像,超過85%勺光子被衰減,寬40cm的軀干可將95%Z上的光子吸收掉,所以必須進(jìn)行衰減校正,否那么會(huì)造成PET圖

13、象中外表組織影象過亮,內(nèi)部組織影象過暗的現(xiàn)象,見圖5.圖5衰減校正前后桶源重建圖象在PET中,某一條符合線上的符合計(jì)數(shù)A表示如下：Ac=A0e-/(x)dx=A0該公式說明,某條符合線上的衰減因子.與源點(diǎn)的位置無關(guān),即只要沿同一路徑傳播,不管湮滅點(diǎn)在哪里,測(cè)得的符合強(qiáng)度都相等.這樣就可以用一條置于人體之外并與人體軸線平行的68Ge線(棒)源,來測(cè)量過源點(diǎn)的各條符合路徑的衰減情況.線源繞人體一周完成透掃(transmissionscan),就能取得沿所有符合線的衰減結(jié)果Ac,與沒有病人日t的空掃結(jié)果AO(blankscan)相比,就得到衰減校正因子r=A0/Ac=e-/bawdl.衰減量的測(cè)量精

14、度取決于透掃的計(jì)數(shù)密度,它的統(tǒng)計(jì)噪聲會(huì)進(jìn)入校正后的發(fā)射圖象,因此透射圖象的計(jì)數(shù)一般要比被校正的發(fā)射圖象的計(jì)數(shù)高十倍.對(duì)透掃數(shù)據(jù)進(jìn)行平滑能夠減少統(tǒng)計(jì)噪聲,也能改善衰減校正的質(zhì)量.圖5顯示了均勻桶源經(jīng)衰減校正的效果.此外常用的衰減校正方法還有區(qū)域分割(segmentation)法和使用137cs源的單光子校正法等4.1.7 幾何校正PET中的原始正弦(SIN.圖是由探測(cè)器環(huán)上的探測(cè)器對(duì)通過事件符合,探測(cè)器編碼、角度換算而得到的.由于探測(cè)器圓環(huán)結(jié)構(gòu),在某一角度下相鄰符合線間的實(shí)際距離從中央到兩邊逐漸減小,空間采樣間距是不等間距的,也就是說直接所得的正弦圖是錯(cuò)位的.因此應(yīng)給予幾何弧度校正,才能用以圖象

15、重建,否那么重建的圖象是畸形的.校正方法是通過線性插值計(jì)算或其他插值運(yùn)算等分坐標(biāo)位置上的計(jì)數(shù)值5,得到等物理間距的新的正弦圖.迭代法圖象重建可通過修正其系數(shù)矩陣而直接對(duì)原始正弦圖進(jìn)行重建,防止了線性插值計(jì)算,可提升重建精度.2PET中的刻度與定標(biāo)原始PET數(shù)據(jù)經(jīng)過上述校正與重建處理之后形成斷層圖象,其圖象象素的絕對(duì)大小不反映相應(yīng)組織中放射性核素濃度的大小.在定量分析時(shí),要根據(jù)醫(yī)師所選擇的象素單位(如Bq/ml、pCi/ml等),將重建后的圖象乘以刻度因子(scalefactor)輸出為計(jì)數(shù)率/象素(count擬rate/pixel)值,再乘以定標(biāo)因子(calibrationfactor),那么

16、輸出比活度值.利用活度值和病人體重及用藥量等可進(jìn)一步計(jì)算SUV直,這可用于腫瘤良惡的判斷.PET中的刻度因子與SINO圖總測(cè)量計(jì)數(shù)、圖象重建算法有關(guān),是一種SINO圖計(jì)數(shù)與圖象象素值總和的除運(yùn)算,每種PET具體計(jì)算方法不盡一樣.而定標(biāo)因子的計(jì)算如下：CF亥J度圓柱體源體積活度刻度源分支比圓柱體重建圖像感興趣區(qū)的計(jì)數(shù)pCi/cm3計(jì)數(shù)其目的是建立起重建后圖象感興趣區(qū)的計(jì)數(shù)和體積活度之間的關(guān)系.為此需要掃描一個(gè)已標(biāo)定的(活度、體積)均勻活度分布圓柱體源.由于考慮了刻度/分支比校正,定標(biāo)因子根本上與刻度掃描儀的源無關(guān).3校正方法的進(jìn)一步開展通過對(duì)PET的散射與衰減建立統(tǒng)計(jì)學(xué)模型,人們開展了許多更為復(fù)

17、雜的校正算法6并不斷進(jìn)行深入研究.為更有效地進(jìn)行PET校正,可將一局部校正運(yùn)算與圖象重建算法合并,對(duì)不均勻的空間分辨進(jìn)行校正,結(jié)果說明其空間分辨可由6mm提升到4mm7.在PET的3D采集中,由于層層間隔板septa被去除,計(jì)數(shù)率大大提升約提升58倍,各種誤差更加嚴(yán)重,例如靈敏度在軸向高度不均勻、散射分布不對(duì)稱、視野外散射等,使校正工作也變得更為重要與復(fù)雜.目前常采用基于模型的方法和基于單事例的校正方法進(jìn)行3D校正,例如ECATEXCATHR+PET中,對(duì)3D采集,采用單次散射模型模擬算法SSSsinglescattersimulation進(jìn)行散射校正8.在目前迅猛開展的CT/PET中,衰減校

18、正也可以通過CT掃描來實(shí)現(xiàn),這需要將X射線下的組織衰減系數(shù)“校正為511keV下的組織衰減系數(shù).4討論P(yáng)ET校正算法對(duì)PE儂的圖象質(zhì)量與定量分析精度都是至關(guān)重要的.不恰當(dāng)?shù)男Ｕ踔習(xí)痤~外的偽影,會(huì)錯(cuò)誤地導(dǎo)致人們對(duì)某些校正的必要性的疑心4.研究和實(shí)踐證實(shí),適宜的校正可使PET硬件正常發(fā)揮作用,甚至可在不增加硬件本錢條件下大大提升設(shè)備的性能7.【參考文獻(xiàn)】1田嘉禾.正電子發(fā)射體層顯像PET圖譜.中國協(xié)和醫(yī)科大學(xué)出版社,2002.2趙書俊,劉力.正電子發(fā)射斷層掃描儀PET概述J儀器儀表學(xué)報(bào),2000,43(3):342-350.3HolmS,ToftP,JensenM.Estimationofthenoisecontributionsfromblank,transmissionandemissionscansinPETJ.IEEETransNuclSci,1996,43(4):2285-2291.1 陸漢魁.PET顯像的散射校正和衰減校正J.中華核醫(yī)學(xué)雜志,2004,24(1):58-60.5 BuchertR,BohusiavizkiKH,FrickeH.Performance