PETCT成像原理概述.docx
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PETCT成像原理概述成像原理概述#综述#PET/CT成像原理概述李广义,李军,刘松涛综述,刘庆伟审校(山东省立医院PET/CT诊疗中心山东济南250021=摘要PET/CT为功能分子影像学设备,其应用快速普及。
本文从PET/CT探测环的结构组成、数据获得、图像重建算法和图像融合4个方面探讨了PET/CT的成像原理。
=关键词正电子发射体层显像;体层摄影术,X线计算机;重建算法;二维;三维重建;正弦图中图分类号:
R814.42;R817.4文献标识码:
A文章编号:
1006-9011(200408-0681-04PET/CTimagingtheoryLIGuang2yi,LIJun,LIUSong2tao,etal.DiagnosticandTherapeuticCenter,ShandongProvinceHospital,Jinan250021,China=AbstractPET/CTisakindoffunctionandmoleculeinstrument,whichismorewidelyusednowadays.Thisarticlemainlyconcen2tratesabouttheimagetheoryofPET/CTinstrumentandthereconstructionalgorithmfromthedetectorringstructure,dataacquisition,2Dand3Dreconstructionalgorithmsandimagefusion.=KeywordsPositronemissiontomograph;2D,3Dreconstruction;Reconstructionalgorithms;SinogramPET的临床应用提高了对许多疾病的诊断水平。
但是PET目前仍然存在图像空间分辨率差、图像采集时间长(一般全身检查60min左右、操作复杂、图像阅读困难等问题。
为解决PET这些不足,在PET设备基础上开发了PET/CT1,2。
所谓PET/CT是指用X线CT中的CT图像,替代PET穿透源图像进行PET图像衰减校正,以减少常规PET图像采集时间,并且提高PET图像的分辨率,简化操作过程以及提高图像的易懂性;由于PET图像空间分辨率明显不如X线CT图像,采用X线CT图像和PET图像同机融合来补充PET图像分辨率差的不足。
PET/CT概念是:
PET和CT为同一机架、同一检查床、同一处理工作站;采用X线进行PET图像的衰减校正;能够进行同机图像融合,提高临床诊断准确率;采用同机融合图像能够进行放射治疗计划;更为重要的是能够完成肿瘤、心血管疾病和神经系统疾病的检查35。
本文将从PET探测环的结构、数据获得、数据处理和图像融合4个方面探讨PET/CT的成像原理。
1PET/CT探测环的结构PET探测环是收集数据的通道,它由许多晶体块组成,根据不同的需求可以有多种几何形状,如部分环、全环等结构。
目前临床应用的新型PET探测器多采用多排环形晶体结构;以GE公司DiscoveryLS为例:
它的扫描设备具有12096个单独的环状晶体被排列在18个环形位点上,每环有672块晶体,每个晶体在15.3cm的视野轴上提供了35个分割区。
晶体由锗酸铋(Bi4Ge3O12,BGO构成,横断面4mm,轴向面作者简介:
李广义(1973-,男,山东省安丘市人,毕业于华东理工大学应用物理系,山东大学信息工程学院研究生在读,主要从事FET/CT、回旋加速器维修及医学图像信息处理的研究8mm,以及30mm半径。
该系统包含672个矩形的双向阴极光电倍增管。
两个光电倍增管附属于一副36个环状晶体(66,逐步增加定位采样。
两个光电倍增管被偶联到一个探测器块上,该探测块被居中到中心位置横断面方向26mm、轴向51mm的中心位置6。
该系统在各个方向上提供了相同的分辨率,具有高速计数能力,并降低了随机符合事件与散射情况的发生。
此外探测环的环与环之间内置环形挡块(sep2tum,由1mm厚、11.7cm长的钨隔板组成,屏蔽厚板位于BGO材料的两边。
这些屏蔽由环状、砖状、以及板状材料联合构成。
通过该屏蔽的通道长度为4cm或更长6。
该屏蔽在患者孔和探测器环外的方向各延伸12cm,可以有效的减少相邻层面上散射光子的影响。
2影像数据的获得采集数据前,首先将正电子示踪剂,例如氟18F脱氧葡萄糖(18F2fluorodeoxy2glucose,FDG注入被检查者体内,正电子示踪剂在体内发生衰变不断释放出正电子(B+,正电子在组织内前进13mm,然后与体内的负电子发生湮灭反应,同时释放出两个方向互为180b的能量为511kev的C光子;PET利用探测器(detector来捕获这成对光子,并且利用线性响应(lineofresponse,LOR值记录数据,线性响应即利用两条直线的交点来确定光子的位置。
数据的获得还必须考虑以下几个方面的问题:
符合探测、死时间、扫描方式、数据存储模式等。
2.1符合探测只有在规定的时间窗内同时被互为180b的晶体捕获的两个光子才能成为一个符合事件(positronannihilation,符合事件又包含三种情况(图1:
真符合:
即晶体捕获的是一对681同时发生的光子;随机符合:
在时间窗或者分辩时间内,不是同一位置的光子被记录;散射符合:
光子在飞行期间还会发生康普顿散射,C光子与吸收物质的一个作用电子,改变了电子动能的同时使C光子改变了运动方向,这样就有可能与其他飞行的C光子同时进入两个相对的探测器,并发生符合探测。
提高真符合计数率而不增加随机符合计数率的有效办法就是:
采用新型晶体,传统的BGO晶体的符合时间窗是12ns,而新的GSO:
Ce(Gd2Si2O5:
Ce与NAI晶体是10ns,原硅酸镥晶体(Lu2Si2O5,LSO是8ns;散射符合可以影像图像质量,严重时可导致图像失真,有效的办法就是采用铅挡块屏蔽的方法:
即在PET探测环与环之间内置环形挡块(septum,可以有效的减少相邻层面上散射光子的影响。
2.2死时间(deadtime晶体捕获到体内的光子后,在晶体内部产生光输出,该输出被光电倍增管(photomultipliertubes,PMTs接收并被放大、数字化处理,这样事件的能量与空间位置信息被记录,然后符合处理事件发生。
这整个过程所需时间称为死时间。
在这期间探测系统将不能收集新的C光子计数,也就意味着会丢失这部分数据。
PET在高速计数时,计数率的丢失主要由系统死时间引起。
有两种可行的办法来解决死时间引起的计数率丢失问题,其一:
采用更短闪烁时间的晶体、更快的处理电路;其二是利用小型高效的光电倍增管及减少每一个符合事件PMTs的数目来减小独立探测单元的体积。
图1A:
真符合事件B:
散射符合C:
随机符合图2A:
2D采集模式B:
3D采集模式2.3扫描方式扫描的方式一般有两种:
2D与3D模式,2D采集指探测环与环之间的铅挡块伸出,符合仅是发生在相对的探测器的空间中;3D模式采集则环与环之间没有阻挡(图2。
故2D模式散射符合要远远低于3D模式,同时有可能丢失部分符合事件而造成灵敏度低现象;3D模式灵敏度高,但由于散射高,会使图像产生畸变,图像质量有所下降,3D模式下图像的灵敏度要比2D模式高5倍左右,同时散射符合由2D模式的15%20%增加到3D模式的30%40%,这主要是由死时间引起的6。
解决办法之一就是采用高质量的晶体,使符合探测时间缩短以排出大部分的散射符合。
2.4数据存储模式代表能量与位置信号空间位置的LOR值在2D或3D扫描模式采样后被存储数据矩阵中,相应正弦图(sinogram矩阵也有两种模式,以GE公司产品为例6,2D:
一个单独的正弦图由336个角度的283个发射构成。
给出的符合结构可被采集的发射最大数为289。
这不仅仅是支持一个55cmFOV所要求的。
数字被减少到283,仍然支持一个55cm的FOV。
正弦图被分区,以便可使用分区模式的内存传输。
2D帧的大小:
2D实时瞬时延迟:
字节模式:
3333120字节字模式:
6657280字节。
2D分离瞬时与延迟:
字节模式:
6666240字节字模式:
13314560字节。
3D:
数据被组为发射平面,平面数目因机型不同而异,GE公司通过z轴样本有283个发射,发射平面数据(283265从336个横断面角度中获得。
每个晶体对被二进制到唯一的柱形图位置(除了1交叉平面被二进制为同一个高分辨率模式:
无数据/粉碎0被执行。
3D帧大小(环差额为:
3D实时瞬时延迟:
字节模式:
25202688字节,字模式:
50405376字节;3D分离瞬时与延迟:
字节模式:
50405376字节。
3数据处理数据处理就是将放射性采样重建它在体内的分布,传输到工作站存储器的数据是按层保存的,每层的数据都包含了特定角度的信息;对于每一个特定角度的采样都是这个角度上所有LOR值的线性积分。
对于每一层投影数据来说,数据存储于窦腔X线摄影矩阵(sinogrammatrix中,矩阵的行与列分别代表角度值与放射性采样7,11。
数据处理分为二维重建与三维重建。
二维重建算法主要有以下两种:
滤波反投影重建法(filteredbackproject,FBP、迭代算法(Iterativealgo2rithms。
滤波反投影法在投影数据不包含噪声的时候可以准确的重现示踪剂在体内的分布17,18。
它的基本原理是这样的:
首先对角度数据进行傅立叶变换,然后在频域内采用ramp滤波器对重建矩阵的所有数据进行滤波处理,最后进行反变换。
这种方法对于断层重建简单而快速;但是也存在缺点,因为ramp滤波器主要用于去除图像星状伪影(高频噪声增加图像空间分辨率的,它同时放大了噪声,尤其是在低计数数据采集时比较突出。
为了补偿这种效应,通常办法是采用一个低通平滑滤波器,通过设置其截止频率(cutofffrequency来消除数据的高频部分,但得到的图像会更加模糊,空间分辨率也同时降低。
该算法经常用于噪声较小的图像重建,例如头部图像1317。
迭代算法主要基于对于特定算法获得的目标函数进行最大或最小化处理。
把目标函数分成逻辑上的几个过程称为迭代。
该算法的最大优点在于:
能综合利用各种682不同的先验信息,如噪声成分、衰减、不同探测器的特性等,从而获得更加精确的重建图像;然而必须指出的是:
增加计算参数就意味着增加处理时间。
在这个基本思想的条件下,对于不同的目标函数需要不同迭代次数,迭代次数太多容易导致噪声的放大,使图像质量下降,所以要获得最佳的影像算法就需要准确的迭代次数。
迭代算法有很多种,有的方法基于线形代数,有的基于统计学方法。
后一类称为最大期望值最大化法(maximum2likelihoodexpectationmaximization,ML2EM,它可以更准确的对示踪剂的分布进行评估。
它的目标函数是Poisson分布函数的极大似然函数,它力图使每一次迭代获得的重建层的投影数据与最初的层面相等。
这个方法最大的特点就是:
通过一个多种因素组合的参数来估计这次投影数据与下一次迭代的比率,从而不断更新图像。
迭代算法的最大优点是不影响空间分辨率的情况下,对噪声放大较小。
而且因为初始条件为非负值,故重建数据都将是正值。
而最大的缺点在于:
要想收敛到理想优化值需要很大的迭代
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- PETCT 成像 原理 概述