早在20世纪90年代初, 人们就开始了PETMRI实验机型的设计和临床应用价值的研究。由于传统PET探测器中的光电倍增管(photomultiplier tube, PMT)容易受MRI磁场影响, 而工作状态的PMT又会影响MRI磁场的均匀性, 因而PET-MRI一体机的设计存在难度。另外, 利用MRI成像信息对PET进行衰减校正也存在技术上的挑战。以上这些原因导致了PET-MRI一体机进入临床应用的时间远远落后于SPECT-CT和PET-CT。针对PET与MRI相互影响这个问题, 研究者采取2种解决方法: 一是采用与PET-CT设备相似的结构, 将PET与MRI先后放置, 在PET与MRI之间放置屏障, 减少两种设备的相互干扰, 即一体化组合式; 另一种是将PET探头镶嵌于MRI机架中, 使PET探测模块能在MRI磁场内工作, 即一体化镶嵌式。

这种设备是将PET探测器与MRI前后放置, 类似于目前广泛应用的PET-CT设备。这种结构对PET的探测器无特殊要求, 仅需要在PET与MRI间设置屏蔽即可。PET和MRI序贯采集, 然后通过软件融合, 获得融合图像。

Philips公司于2010年推出的全身PET-MRI一体机就采用了该设计方案。该机型全称为GEMINI TF PET-MRI系统, 由采用“飞行时间”技术的GEMINI TF PET与Achieva 3.0T MRI组成, PET与MRI机架距离约2.5 m, 采用同一个检查床和共同的图像处理系统。该设备不能实现数据的同时采集, 但可获得空间匹配的PET与MRI图像, 能进行图像的衰减校正; 其在全身显像中的优势有待探索。不过, 该系统最明显的缺陷就是这两种显像方法缺乏时间匹配性, 不能同时对活体组织的生理生化过程进行数据采集和功能评价, 如不能同时获得MRI的MRS信息与PET的代谢信息。而且, 由于MRI的采集时间较长, 该PET-MRI的采集时间比PET-CT的采集时间还要长。

这种设备是将PET探测器镶嵌在MRI设备内。传统的PET探测器采用的是PMT, 由于磁场会使电子偏离原先的运动轨迹而导致PMT探测电子的损失, 即使很微弱的磁场也足以改变PMT的增益, 因而PMT在磁场中不能正常工作。采用镶嵌式的PET-MRI设备必须使PET探测模块既能在强磁场中正常工作, 又不会影响磁共振图像, 还能承受射频场的影响。目前研制的PET-MRI系统主要采用以下2种方法来解决这个问题:

第一种方法: 保留传统的对磁场敏感的PMT, 将PMT设置在磁场外, 通过3~5 m长的光纤将磁场内闪烁晶体产生的光子传输至放置在磁场外的PMT来完成光电信号的转换, 使电磁场的互相干扰(electromagnetic interference)作用最小化。这也是早期研制MRI兼容的PET所采用的方法。早在1996~1997年, 人们用这种方法就研制出了PETMRI的原型机, 并证实PET和MRI以及PET和MRS可同时采集^[1-3]。Mackewn等^[4]研制的机型也采用了这种方法, 其灵敏度优于早期的原型机。该方法的缺陷主要有以下2点: 首先, 采用光纤进行光信号传递将导致大量光子的丢失(50%~75%), 从而降低了PET系统的灵敏度、空间分辨率、能量分辨率和时间分辨率; 其次, 高分辨率和高灵敏度PET图像的获得需要大量晶体, 而传统MRI磁体间空间有限, 难以放置大量光纤到磁场中来运输光子。鉴于上述缺陷, 该机型的发展空间有限。

第二种方法: 采用对磁场不敏感的光子探测器如雪崩型光电二极管(avalanche photodiode, APD)、半导体等代替传统的对磁场敏感的PMT。目前, 以APD为基础的探头的研究最广泛, 经高达9.4 T磁场的测试, APD未出现任何性能降低^[5]。

APD与晶体的连接包括以下两种方式:

一种是将APD通过光导直接连接于闪烁晶体后方。这种装置需要电荷敏感的前置放大器(chargesensitive preamplifier, CSP)紧贴探头, 以使电容最小化, 保证低噪音、高信号^[6]; 另外, 为保护PET电子元件不受高射频场的影响, CSP和缓冲器必须密封在金属罐内。该方法解决了光纤传输系统的主要局限性。研究结果显示, 放置在磁场梯度内的PET探头并不影响MRI探测视野的均一性, 而采用最优化电子线路屏蔽也可使APD阵列或CSP电子元件性能在采用不同磁场梯度和不同射频脉冲序列时无明显受损或降级^[7-8]。西门子公司在2006年成功研制出MRI兼容的以APD为基础的PET探头, 并对采用该探头的PET-MRI原型机的性能进行模型测试, 证实了该PET-MRI设备同时显像的可行性^[9]。该机型将专用的PET探头镶嵌在3T临床用MRI设备中, 此探头以APD和硅酸镥(lutetiumoxyorthosilicate, LSO)晶体为基础, 由32个探测组块放射状排列组成, 为防护MRI射频的干扰, 每个组块由一层薄铜板包裹。每个探测组块由6个模块组成, 每个模块的大小为33 mm×33 mm×63 mm呈线性排列, 每个模块含12×12个LSO晶体, 每个LSO晶体的大小为2.5 mm×2.5 mm×20.0 mm, 对应由3×3组成的APD阵列进行信号读取。模型显像测试结果表明, PET空间分辨率可达到3 mm, MRI和PET互相干扰不明显。该设备的探测视野为19.2 cm, 但由于探头内环直径为35.5 cm, 因而仅能用于脑和四肢的显像^[10]。最近的临床研究显示, PET-CT与PET-MRI的图像质量相似, 但后者有更高的PET空间分辨率^[11-12]。这是走向全身PETMRI系统的第一步, 通过这些原型机可测试PET新探头的性能、评价新的多模式显像方法、检验基于MRI信息的PET衰减校正, 有助于进一步改进该设备。

另一种是将晶体通过非常短的光纤与APD和CSP连接, 使PET的主要元件位于射频线圈和梯度线圈外、但仍在磁场内, 大大减少了所需光纤的体积^[13]; APD和精细印刷电路板等电子元件被置于屏蔽盒内, 以减少与MRI系统的互相干扰。Catana等^[13]对这种PET探头进行研究发现, APD能通过光纤读取闪烁晶体的数据, 并有较好的能量和时间分辨率以及晶体识别力; APD-LSO探头在7T的磁场中能正常工作, MRI图像基本没有伪影。目前采用该技术的临床机型还未见报道。

一体镶嵌式PET-MRI的最大优势是能实现真正的实时同步显像。

常规的MRI, 由于线圈及扫描范围的限制, 一次只能扫描一个部位, 如需全身检查, 则需对多个部位重新摆位和放置线圈, 因而不能满足PETMRI一体机中MRI的需求。

全景成像矩阵(total imaging matrix, TIM)技术的出现首次实现了从头顶到脚趾的全身显像, 并能获得高分辨率图像。TIM技术的特点是革命性的矩阵线圈概念, 它允许在32个射频信道中最多组合102个线圈元件, 通过增长的并行接收链来形成全身成像矩阵、自动病床移动、自动线圈开关控制以及在线技术, 无需患者或线圈重新摆位, 可提供极其准确和大量信息的全身MRI影像, 数据一次采集完成。TIM技术允许沿着人体(最长205 cm)3条轴线并行采集图像, 医生可选择对怀疑有问题的任何部位进行扫描, 而无需限制可连接线圈的最大数量。TIM技术能进一步提高图像采集速度, 改善图像质量。目前采用TIM技术的1.5 T全身MRI已广泛应用于临床, 其32个射频信道中最多组合76个线圈。采用TIM技术的全身MRI将是全身PETMRI的重要组成部分。

在2010年北美放射学年会上, 西门子公司展出了基于3.0 T MRI全身型PET-MRI, 可同时获取PET和MRI数据, 命名为mMRI, 被认为是全球首款全身型PET-MRI一体机, 其中的MRI即是采用TIM技术的3.0 TMRI。

PET-MRI一体机的另一个挑战是衰减校正问题。在PET-CT出现前, PET的衰减校正图是由正电子源(⁶⁸Ge棒源)或单光子γ射线源(常用¹³⁷Cs点源)透射扫描计算获得。PET-CT出现后, 则采用CT获得的组织密度图通过转换用于衰减校正, 虽然CT衰减校正会带来过度校正或校正不足的一些问题, 但明显提高了透射扫描的速度, 并且避免了外置透射源需要定期更换的问题。然而, MRI图像反映的是不同的组织生理性特征(质子密度、弛豫时间), 因而不能直接用于转换衰减系数, 目前研究者主要采用2种方法来解决: 一种是在PET采集数据的同时对MRI数据按成分进行分段, 如软组织、空气、脑脊液和骨等, 不过, 传统MRI序列显示骨组织非常困难, 而超短回波序列(ultrashort time echo)可以显示骨组织, 这种方法的缺点是很难做到精确校正; 另一种方法是衰减校正因子法: 事先建立一套基于PET-MRI图像衰减的数据库, 将检查者的常规MRI图像与数据库进行对比, 进行图谱配准, 找到校正因子对单独PET数据进行衰减校正。

有些学者认为, 如果空间允许, 传统的⁶⁸Ge棒源衰减校正也可以采用。然而, PET-MRI设备内没有足够的物理空间来安置透射源, 而且即使有空间, 一个旋转的金属包裹的透射源(无论是X射线球管、棒源或点源)都会与MRI磁体产生严重的串扰效应。

衰减校正的另一个问题是MRI图像采集所需的一些物质(如线圈)在MRI图像上并不显示, 但它们也会衰减511 keV光子。这些物质的衰减也必须测量。

采用MRI信息进行PET的衰减校正是一个很复杂的问题, 目前这方面的研究很活跃, 但尚无统一的PET数据校正方法得以应用。

由于PET-MRI一体机的设计存在技术上的难点, 成熟的PET-MRI一体机迟迟未能推出, 因此, 临床选择了退而求其次的方法, 即采用分体式PETMRI。分体式PET-MRI设备中的PET探测器通常采用传统PET结构, 也就是探测器由晶体、PMT和后续电路组成, PET探测器与MRI设备之间保持必要距离, 甚至PET和MRI两者可以放在相邻的房间内。PET设备与MRI在同一机房时, 需要对PET的PMT进行磁场屏蔽, 以降低MRI磁场对PMT的影响。此类PET-MRI的PET和MRI设备并无实质性技术改进, 对PET的探测器无特殊要求, 主要通过软件方法对PET和MRI图像进行融合。它的优点是PET、MRI均可独立使用, 灵活方便, 在患者流通量有限的情况下可以提高单个设备的利用率。但由于分体式PET-MRI设备的PET、MRI分别采集, 其显像时间较长, 患者在显像过程中可能产生移动, 导致PET与MRI图像融合的误差。分体式PET-MRI的结构还决定了该设备无法实现同步PET和MRI。

分体式PET-MRI设备的应用主要是基于PET与MRI图像的软件融合, 其实早在分体式PETMRI设备出现前, 通过软件实现的异机图像融合已应用于临床。异机图像融合是相对于同机融合而言的, 是指将来源于不同成像设备的图像融合。由于不是所有医院均能拥有同机图像融合设备, 而临床又对多模式影像融合有需求, 因此, 异机图像融合仍然有重要意义。由于MRI对脑组织疾病的诊断有独特优势, 且头部为刚体结构, 几何位置好配准, 而PET是目前最成熟的分子影像技术, 因此, 脑的MRI与PET图像的融合一直是应用最多、最成功的异机融合。

目前, 异机图像融合多数以通用的DICOM(一种医疗数字成像和通信格式)图像数据为基础, 由融合软件对图像的横断面、矢状面及冠状面进行配准误差的校正, 然后按照临床需要进行图像的重叠融合。具体来说, 就是通过寻找某种空间变换, 使两幅图像的对应点集达到空间位置和解剖结构上的完全一致。纵观近年来国内外学者在医学图像配准和融合方面的各种研究成果, 可以粗略地将配准方法分为2类: 基于像素灰度的配准方法和基于形状信息的配准方法^[14]。前一种方法通常要求待配准的两幅图像在对应像素的灰度值上具有某种相似性, 因此主要应用于单模图像配准; 后一种方法则要求待配准的两幅图像有某种共同的几何特性, 如特征点和特征区域等。事实表明, 软件融合可获得较好的PET-MRI融合图像。但融合的图像毕竟不在同一检查床甚至不同设备和不同时间的采集, 图像的位置、切面均有差异, 因此在融合配准时会有信息丢失, 融合的准确度有限。它的优势是避免了重复检查, 提高了患者的舒适度。研究显示, 通过软件实现的融合图像对诊断的准确性也优于单独的PET或MRI^[15]。

目前, PET-CT在临床上已得到广泛应用, 尤其在肿瘤学领域。MRI与CT相比, 具有更好的软组织对比度, 对脑部肿瘤、肝肿瘤、骨髓肿瘤及其转移灶的探测率明显优于CT, 对乳腺、子宫及骨骼肌肉等恶性病灶的诊断也优于CT, 因此在上述病灶的应用中, PET-MRI有望超越PET-CT。其次, MRI还能提供一些功能信息, 如水弥散成像、灌注成像、MRS等, 因此PET-MRI远不是简单的解剖与功能融合, 还能实现两种分子影像的同步采集。例如, PET和MRS的同时采集能将PET的动态信息和MRS的功能信息进行融合, 同时从质子MRS和PET的胆碱显像两种方式来评价胆碱激酶活性。MRI较CT还有一个很大的优势, 即没有辐射。因此, PET-MRI较PET-CT更适合用于无症状健康人群的肿瘤筛查。

早在PET-MRI一体机出现前, PET-MRI的软件融合图像已经被用于脑肿瘤和癫的评价、指导治疗计划及治疗后随访^[16], 初步显示了PET-MRI的临床价值; 对体部肿瘤的研究也表明, PET-MRI融合图像能显著提高PET定位病灶的准确性, 在探测肝转移或淋巴结转移上, 融合图像价值更大^[17]。

随着PET-MRI一体机的出现, 其应用范围将更优于目前的软件融合。由于PET-MRI一体机能实现PET与MRI的真正实时同步采集, 除肿瘤性疾病外, 在神经病学研究、脑梗死和新兴的干细胞治疗的研究中也具有很大潜力。