王 瑞 耿建华*

正电子发射计算机断层显像/CT(positron emission tomography-CT，PET/CT)是将正电子发射计算机断层显像(positron emission computed tomography，PET)和X射线计算机断层扫描(X-ray computed tomography，CT)两种影像技术有机结合，是目前临床上不可替代的成像技术，PET是在分子水平上评价生物功能的一种至关重要的工具[1-2]。PET/CT在肿瘤成像、诊断、分期、分级、预后以及制定放射治疗计划方面发挥重要的作用。20年来PET/CT技术的发展，PET的各项性能均有了显著改善。空间分辨率是反映PET图像质量、设备研发及临床应用重点关注指标，PET探测原理及探测技术的限制，PET空间分辨率较CT及磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)有较大差异[3-4]。通过对近年来PET空间分辨率及其影响因素的研究进展调研与综述，为PET/CT的应用提供借鉴。

1 PET空间分辨率概念

PET空间分辨率指图像上可以分辨的两点之间最小间隔的能力[5]。一个点源经PET系统后所成的像不是一个点，而扩展为一个分布，该分布称为点扩展函数(point spread function，PSF)[3]。PSF的最大值一半处的宽度称为半高宽(full width at half maximum，FWHM)，用来描述PET系统的空间分辨率大小。FWHM越大，点源的扩展程度越大，分辨率越低，小病灶的检出率越低。分辨率有横断面上的径向、切向和沿扫描仪纵轴的轴向分辨率，分别用PSF的径向、切向和轴向的FWHM径向、FWHM切向和FWHM轴向描述。

PET分辨率的研究自PET问世以来一直是研究热点[3-4]，早期PET无飞行时间(time-of-flight，TOF)、作用深度(depth of interaction，DOI)和点扩散函数(point spread function，PSF)重建等新技术，分辨率低。目前，运用于临床的大型PET成像设备分辨率多数＞4 mm，有研究显示分辨率的值在4.3～6.8 mm之间，制约临床中微小肿瘤的探测[3]。随着PET中各种新技术的应用，特别是PSF重建的应用，分辨率可达2～3 mm。

2 PET空间分辨率影响因素

影响分辨率的主要因素有：正电子射程、探测器(光电转换器件和探测器设计)以及重建算法等。

2.1 正电子射程

正电子射程可降低空间分辨率，其影响程度由正电子的能量和周围组织的密度决定[6]。正电子能量越大，空间分辨率越低；周围组织密度越小，影响越大，如肺部的影响要远大于其他软组织。校正正电子射程可通过软件模拟，使分辨率得到改善。如氟18(18F)、碳11(11C)及镓68(68Ga)3种正电子核素，其衰变发射的最大正电子能量分别为640 keV、960 keV及1830 keV，因此，18F图像的分辨率高于11C和68Ga。

2.2 探测器

(1)光电转换器件。近年来，硅光电倍增管(silicon photomultiplier，SiPM)发展迅速，使核医学成像技术得到空前发展。PET探测器中，用SiPM替代光电倍增管(photomultiplier tubes，PMT)，空间分辨率及图像质量均得到提升。Wagatsuma等[7]研究中，采用SiPM的PET/CT空间分辨率为3.91 mm，使用PMT的空间分辨率为4.52 mm。第二代采用SiPM的PET/CT还配置了TOF技术，使得空间分辨率得到进一步提高[8]。

(2)探测器设计。设计PET时重要的考量因素是提高PET系统的空间分辨率。近年来PET系统使用缩小单个晶体条的横截面积，增加晶体数量的方法，晶体条数量及密度的增加可缩小采样间隔，从而提高空间分辨率。非共线性效应，即正电子通常在丢失全部动能之前发生湮灭，剩余动能导致电子发射角度偏差±2.5°[7]。两个相对应探测器间的距离也是影响空间分辨率的重要因素，长距离增加了两个511 keV湮灭光子的非共线性导致的不确切性，这种不确切性随距离的增加系统分辨率下降。小口径PET如头颅或乳腺专用的PET，尤其是小动物PET，因其间隔距离小而影响不大[9-10]。但临床使用的全身PET间隔距离80 cm，非共线性效应比较大，分辨率损失接近2 mm。

2.3 TOF技术

TOF技术是通过测量两个湮灭光子到达探测晶体的飞行时间差，确定放射性核素分布[11]。但因目前PET技术的一些限制，其飞行时间差的测量精度有限，有一定的误差范围，使核素位置定位也存在一个不确定性。庄文静等[12]研究结果表明：使用TOF技术图像的点源FWHM与不使用TOF技术的无明显差异。Suljic等[13]关于TOF技术对图像质量的研究中，使用TOF技术前后FWHM径向分别为：4.8 mm、4.8 mm；FWHM切向分别为：5.3 mm、5.8 mm；FWHM轴向分别为4.5 mm、4.5 mm。两项研究结果一致，TOF技术对图像空间分辨率的影响不明显。但TOF技术能提高图像信噪比(Signal-to-noise ratio，SNR)、图像质量模型中的小热球对比度以及图像质量和均匀性[13-15]。

2.4 DOI效应与PSF技术

DOI效应指视野边缘区域内，入射光子斜穿晶体致响应线错误定位，导致图像质量下降[16]。DOI效应可引起全视野范围内空间分辨率下降及分布不均，尤其是视野的边缘区域空间分辨率下降更为明显。

PSF技术是PET图像重建的另一种技术，其将视野(field of view，FOV)中大量测量的PSF位置信息融合到重建中。国内外大量研究表明，PSF校正可提高空间分辨率并减少失真[17]。庄文静等[12]研究结果显示：PSF技术重建图像的点源FWHM明显小于不使用PSF技术，模型研究证实PSF可有效改善图像的空间分辨率，特别是视野边缘处的空间分辨率，使视野中的分辨率一致，运用于临床中，PSF可提高病灶的检出率。Kawashima等[17]回顾性分析18例18F-氟代脱氧葡萄糖PET/CT(18F-fluorodeoxyglucose PET/CT)检查结直肠癌患者，结果显示：采用PSF技术PET时，灵敏度、特异度、阳性预测值(positive predictive value，PPV)、阴性预测值(negative predictive value，NPV)和准确度分别为65.6%、99.1%、95.4%、91.2%和91.8%，而不采用PSF技术时，对应值分别为53.1%、99.1%、94.4%、88.3%和89.1%；故认为PSF重建可在不损害特异度前提下，轻微提高灵敏度，达到更好的辅助临床决策。

2.5 图像重建

图像的重建是PET的关键部分。重建主要算法包括解析法和迭代法。PET常用的解析法为滤波反投影法(filter back projection，FBP)，迭代法为有序子集最大期望法(ordered subset expectation maximization，OSEM)。目前临床PET采用的重建算法为迭代法。研究显示重建算法会直接影响空间分辨率[18]。大量研究表明，相较于FBP法，OSEM法更能提高同一机型PET图像的空间分辨率。

近年来，PET/CT设备厂商相继推出PSF技术和OSEM联合应用提高PET系统空间分辨率。使PET图像的空间分辨率显著提高。

最新运用临床的迭代算法为贝叶斯惩罚似然算法(bayesian penalized likelihood，BPL)[19-20]。该算法包括噪声抑制项(β)，以解决算法中随着迭代次数增加，噪声也随之增加，并进一步引起迭代发散问题。此算法通过≤25次迭代可实现有效收敛，使PET图像有更低噪声和更高对比度，提高噪声中识别小病灶能力。Sampaio等[21]报告一例结肠癌病史患者使用带Q.Clear重建算法的PET/CT评估不确定肺结节的性质，指出，当β=200时，视觉法评估的图像质量更佳，采用Q.Clear重建，可见大小约7 mm结节的摄取。Teoh等[22]在用18F-氟环丁烷羧酸(18F-Fluciclovine，FACBC)针对前列腺癌复发的BPL研究中，Q.Clear使图像信噪比得以提升。此外，Sampaio等[21]及Reynes-Llompart等[23]均研究指出，Q.Clear算法对信噪比、对比噪声比(contrast to noise ratio，CNR)的改善取决于研究条件和噪声抑制项。在锗酸铋(Bi4Ge3O12，BGO)PET扫描仪中，β值350和200分别是18F-FDG肿瘤学和脑部PET/CT的最佳值。因Q.Clear算法运用于临床的时间较短，目前尚无针对此算法对图像空间分辨率的研究。故仍需大量研究及临床实践探索这一新的重建算法。

目前对PET空间分辨率的研究，大多为空气中，但模拟临床情形下各因素对分辨率影响的研究鲜有报道，有待进一步研究。

3 展望

PET空间分辨率直接影响图像质量，是制约PET对病灶探测能力的关键因素。提高PET空间分辨率，一直是PET技术的发展方向。PET应用临床20多年来，PET分辨率已有明显提高，相信随着PET探测器、校正技术及重建算法等软、硬件技术的发展，PET空间分辨率必将有大幅度提高，进而图像质量及病灶的探测能力得到明显改善。