第二章 核医学仪器
核医学仪器是指在医学中用于探测和记录放射性核素放出射线的种类、能量、活度、随时间变化的规律和空间分布等一大类仪器设备的统称，它是开展核医学工作的必备要素，也是核医学发展的重要标志。根据使用目的不同，核医学常用仪器可分为脏器显像仪器、功能测定仪器、体外样本测量仪器以及辐射防护仪器等，其中以显像仪器最为复杂，发展最为迅速，在临床核医学中应用也最为广泛。
核医学显像仪器经历了从扫描机到γ照相机、单光子发射型计算机断层仪（single photon emission computed tomography，SPECT ）、正电子发射型计算机断层仪（positron emission computed tomography ，PET ）、PET/CT、SPECT/CT及PET/MR的发展历程。1948年Hofstadter 开发了用于γ闪烁测量的碘化钠晶体；1951年美国加州大学Cassen 成功研制第一台闪烁扫描机，并获得了第一幅人的甲状腺扫描图，奠定了影像核医学的基础。1957年Hal Anger研制出第一台γ照相机，实现了核医学显像检查的一次成像，也使得核医学静态显像进入动态显像成为可能，是核医学显像技术的一次飞跃性发展。1975年M. M. Ter-Pogossian 等成功研制出第一台PET ，1976年John Keyes和Ronald Jaszezak分别成功研制第一台通用型SPECT 和第一台头部专用型SPECT ，实现了核素断层显像。PET 由于价格昂贵等原因，直到20世纪90年代才广泛应用于临床。近十几年来，随着PET/CT的逐渐普及，实现了功能影像与解剖影像的同机融合，使正电子显像技术迅猛发展。同时，SPECT/CT及PET/MR的临床应用，也极大地推动了核医学显像技术的进展。
第一节 核射线探测仪器的基本原理
一、核射线探测的基本原理
核射线探测仪器主要由射线探测器和电子学线路组成。射线探测器实质上是一种能量转换装置，可将射线能转换为可以记录的电脉冲信号；电子学线路是记
录和分析这些电脉冲信号的电子学仪器。射线探测的原理是基于射线与物质的相互作用产生的各种效应，主要有以下三种。
1．电离作用 射线能引起物质电离，产生相应的电信号，电信号的强度与射线的种类、能量及射线的量存在一定关系，记录并分析这些电信号即可得知射线的种类及放射性活度。如，电离室（ionization chamber ）、盖革计数器（Geiger-Müller counter）等。
2．荧光现象 带电粒子能使闪烁物质发出荧光。γ光子在闪烁体中通过产生光电子、康普顿电子和电子对激发闪烁物质发出荧光。荧光光子经过光电倍增管转换为电信号并被放大，由后续的电子学单元分析、记录下来。如，闪烁计数器等。
3．感光作用 射线可使感光材料中的卤化银形成潜影，在进行显影处理时，将潜影中的感光银离子还原为黑色的金属银颗粒，感光材料形成黑色颗粒的数量与射线的量成正比。根据感光材料产生黑影的灰度及位置判断放射性存在的量及部位。如，放射自显影等。
二、核射线探测器的种类
核射线探测仪器根据探测原理主要分为闪烁型探测器（scintillation detector）、电离型探测器（ionization detector）、半导体探测器和感光材料探测器。闪烁型探测器主要用于核医学显像仪器、功能测定仪器，体外β、γ射线测量仪器等；电离型探测器主要用于测定放射源活度和辐射防护仪器。
（一）闪烁型探测器
闪烁型探测器是利用射线使荧光物质分子激发，激发态（excited state）的荧光物质分子回复到基态（ground state）时发射荧光光子的原理设计的探测器。闪烁型探测器由闪烁体、光导、光电倍增管等组成。是核医学仪器中应用最广泛的探测器。
1 闪烁体吸收射线能量后，闪烁体内的分子或原子被激发，并在回复到基态时发射荧光光子。闪烁体依据形态又分为固体闪烁探测器和液体闪烁探测器，其中晶体闪烁探测器（crystal scintillation detector）是核医学仪器最常用的固体闪烁探测器。液体闪烁探测器主要用于低能β射线、低能γ射线及契伦科夫效应等测量，称为液体闪烁测量。晶体闪烁探测器的材料选择，
单光子探测多选用碘化钠晶体（NaI ），在碘化钠晶体内按0.1% ~ 0.4%分子比加入铊（Tl ）可以增加能量转换效率，提高探测效率。因此，碘化钠晶体通常表示为NaI （Tl ）。碘化钠晶体透明度高、对射线吸收性能好、探测效率高，对核医学单光子显像最常用的核素99m Tc 的 射线的探测效率可达到70% ~ 90%。正电子探测选用锗酸铋（bismuth germanium oxide ，BGO ）晶体，硅酸镥（lutetium oxyorthosilicate ，LSO ）晶体及硅酸钇镥（lutetium yttrium orthosilicate，LYSO ）晶体等。
2 光导主要有硅油和有机玻璃两种，填充于晶体闪烁探测器与光电倍增管之间，减少空气对荧光光子的全反射，提高荧光光子进入光电倍增管的效率。
3 是一种能量转换装置，可将微弱的光信号转换成电流脉冲（图2-1）。闪烁体发射的荧光光子经光学窗进入光电倍增管，在光阴极上打出光电子，离光阴极不远处的第一倍增极上加有200 ~ 400V 的正电压，光电子被它吸引和加速，高速光电子撞在倍增极上会产生多个二次电子；二次电子又被加有更高电压（+50 ~ +150V）的第二倍增极吸引和加速，并在它上面撞出更多二次电子，然后第三倍增极使电子进一步倍增。经过9 ~ 12个倍增极的连续倍增，二次电子簇流最后被阳极收集起来形成电流脉冲，每个倍增极的倍增因子一般为3 ~ 6，总倍增因子可以达到105 ~ 108。从阳极上得到的电子簇流与进入光电倍增管的闪光强度成正比，因而也与入射闪烁晶体的γ 光子的能量成正比，所以闪烁探测器是一种能量灵敏探测器。外界磁场能影响在倍增极之间飞行的二次电子的运动轨迹从而使倍增因子发生变化，因此在光电倍增管外面通常包裹着高导磁系数材料制造的磁屏蔽层以降低外界磁场的影响。
图2-1 光电倍增管工作原理
随着科学技术的飞速发展，光电倍增管也出现了全新设计，通过将低功耗数字电路集成到硅光电倍增管芯片，这种硅光电倍增管可以将探测到的光子直接转换成可通过芯片计数的超高速数字脉冲。硅光电倍增管可以实现更快、更准确的
光子计数，以及更好的时间分辨率，对于改善核医学影像仪器的性能具有重要意义。
（二）电离型探测器
电离型探测器是利用射线能使气体分子电离的原理设计的探测器，常采用玻璃、塑料或石墨等材料构成一个充满惰性气体的密闭的圆柱形管，管子的中央有一个金属丝为阳极（anode ）与电源的阳极相连，管壁内衬一层薄金属为阴极（cathode ）与电源阴极相连。电离型探测器的工作原理是：射线使气体分子电离，在电场作用下，带正电荷的离子向阴极移动，带负电荷的离子向阳极移动，在电路中就可产生一次电压变化，形成一个电脉冲。电脉冲的数量及电信号的强弱与射线的数量及能量呈一定关系。电离型探测器主要有电离室、盖革计数器及正比计数器（proportional counter）等类型。
（三）半导体探测器
半导体探测器是20世纪60年代开始发展起来的探测器，主要采用半导体材料，如硅、锗等。探测原理是晶体内部产生电子和空穴对，产生的电子和空穴对的数量和入射光子的能量成正比。带负电的电子和带正电的空穴分别向正负电极移动，形成的电脉冲，其强度与入射光子的能量成正比。目前，国外新研制出半导体探测器为碲锌镉（Cadmium-Zinc-Telluride ，CZT ）探测器。CZT 探测器探测效率高，与传统的碘化钠闪烁体探测器相比，具有更高的能量分辨率。在常温下，CZT 半导体探测器可以直接将γ射线转化成电信号。目前，CZT 探测器已经用于心脏专用型SPECT 、乳腺专用γ照相机、小动物PET 、小动物SPECT 等核医学仪器。
（四）感光材料探测器
利用射线可使感光材料感光的原理探测射线，根据感光材料产生黑影的灰度及位置判断射线的量及部位。主要用于实验核医学的放射自显影。
三、核探测器的电子学线路
核探测器输出的电脉冲必须经过一系列电子学单元线路处理才能被记录和显示。最基本的电子学线路有放大器、脉冲高度分析器、计数定量、记录、显示及供电线路等。
（一）放大器
放大器包括前置放大器（preamplifier ）和主放大器（main amplifier）两部分。由探测器输出的电脉冲信号很弱小，而且形状也多不规整，需要放大整形后才能被有效的记录和显示。放大器就是对电脉冲进行放大、整形、倒相的电子学线路。
（二）脉冲高度分析器
脉冲高度分析器的基本电路是甄别器（discriminator ），其作用是将幅度超过一定阈值的输入脉冲转化为标准的数字脉冲输出，而把幅度小于阈值的脉冲“甄别”掉，这个阈值就称为甄别阈（discriminator threshold），甄别阈的电位是连续可调的。仪器的暗电流及本底计数也可产生脉冲信号，但其高度明显低于射线所产的脉冲信号，因此设置适当的阈值可减少本底对测量的影响。甄别器的测量方式为积分测量。
实践中常将两个或多个甄别器联合使用，其中最简单、最常用的是单道脉冲高度分析器（single channel PHA）（图2-2），它由上、下两路甄别器和一个反符合电路（anti-coincidence circuit ）组成。如果下限甄别器的阈电压为V ，上限甄别器的阈电压为V+∆V ，只有当输入脉冲的高度大于V 同时小于V+∆V 时，才能触发反符合线路而输出，不符合这一条件者，就不能触发符合线路而不能输出。这种测量方式称为微分测量。如果将下限阈值V 与上限阈值V+∆V 之间形成的阈值差∆V 看成一个通道，上下两路甄别阈的差值称为道宽（channel width），也称为能量窗宽。根据待测放射性核素射线的能量调节脉冲高度分析器的高度和“道宽”或“窗宽”，选择性地记录目标脉冲信号，排除本底及其他干扰，可提高探测效率，脉冲高度分析器也可以用于测量射线的能谱。
图2-2 单道脉冲高度分析器工作原理
核射线探测仪器是由上述核射线探测器和电子学线路组成（图2-3）。
图2-3 放射性测量仪器的组成示意图
第二节 γ照相机
1957年由Hal Anger 研制成功，因此也称为Anger 型γ照相机。γ照相机可以显示放射性药物在机体内的分布及代谢状况，获取放射性药物在特定脏器或组织内的转运和分布信息，以二维图像的方式反映特定脏器或组织功能及代谢变化。γ照相机主要由准直器（collimator ）、闪烁晶体、光电倍增管（PMT ）、前置放大器、放大器、X-Y 位置电路、总和电路、脉冲高度分析器（PHA ）及显示或记录器件等组成（图2-4）。
图2-4 γ 照相机示意图
一、准直器
准直器位于探头的最前面，介于闪烁晶体与患者之间，主要由铅或钨合金等重金属制成，其中贯穿有为数不等、类型不同的孔。准直器只允许特定方向γ光子和晶体发生作用，屏蔽限制散射光子，以保证γ照相机的分辨率和信号定位的准确性。准直器的性能在很大程度上决定了探头的性能。准直器的主要参数包括孔数、孔径、孔长（或称孔深）及孔间壁厚度，这些参数决定了准直器的空间分辨率、灵敏度和适用能量范围等性能。
1．准直器的空间分辨率 空间分辨率表示对两个邻近点源加以分辨的能力，通常以准直器一个孔的线源响应曲线的半峰值全宽度（Full Width at Half
辨率越好。准直器越厚，分辨率也越高。
2．准直器的灵敏度 灵敏度定义为配置该准直器的γ照相机探头测量单位活度（如1MBq ）的放射性核素的计数率（计数／s ）。准直孔越大，灵敏度越高；准直器越厚，灵敏度越低；孔间壁越厚，灵敏度越低。
3．适用能量范围 主要与孔间壁厚度有关，厚度0.3mm 左右者适用于低能（＜150keV ）γ射线探测，1.5mm 左右者适用于中能（150 ~ 350keV） γ射线探测，2.0mm 左右者适用于高能（＞350keV ） γ射线探测。
4．准直器的类型 按几何形状分为针孔型、平行孔型、扩散型和会聚型四类。按适用的γ射线能量分为低能准直器、中能准直器和高能准直器三类。按灵敏度和分辨率分为高灵敏型、高分辨型和通用型（兼顾灵敏度和分辨率的一类准直器）三类。
二、闪烁晶体
NaI(Tl)晶体是目前应用最为广泛的γ照相机闪烁晶体。选用NaI(Tl)晶体探测γ射线，主要是由于碘具有高密度（3.67g/cm3）及高原子序数（Z=53），NaI(Tl)晶体与γ射线作用发生光电效应的效率接近100%。但是该晶体吸湿性较强，吸收水后晶体变黄，导致穿透进入PMT 的光子减少，因此通常将NaI(Tl)晶体密封在铝容器中。晶体的入射面和周边涂有反射物质（氧化镁），将光子反射到PMT 的光阴极。NaI(Tl)晶体容易破碎，使用中必须小心。放置NaI(Tl)晶体的房间温度必须恒定（每小时变化在≤3℃），温度的急剧变化会导致晶体碎裂。
晶体厚度对射线的探测效率及图像的分辨率有明显影响。增加晶体厚度可增加射线被完全吸收的概率，可提高探测灵敏度，但是也增加了多次康普顿散射的概率，降低图像的分辨率。可见探测效率与图像的分辨率是一对矛盾，在选择闪烁晶体厚度时，要兼顾探测效率与图像分辨率。
三、光电倍增管
光电倍增管的数量与γ照相机探头的大小及形状有关，光电倍增管的形状也不仅是圆形，还有正方形、六角形等，这样可缩小光电倍增管排列间的间隔，减少死角。这些光电倍增管均匀地排列在晶体的后面，紧贴着晶体。当射线进入晶体，与晶体相互作用产生的信号，被该部位一个或多个光电倍增管吸收，转变成电压信号输出。由这些输出信号的综合和加权，最终形成显像图。在显像图中的定位取决于每一个光电倍增管接收到的信号的多少和强弱。光电倍增管的数量多少与定位的准确性密切相关。数量多则探测效率和定位的准确性就高，图像的空间分辨率和灵敏性也高，图像质量就能得到很大的提高。
四、X-Y 位置电路
一个γ光子在晶体中产生多个闪烁光子，可以被多个光电倍增管接收，各个光电倍增管接收的闪烁光子的数目随其离闪烁中心（γ光子处）的距离增加而减少，输出的脉冲幅度也较小。在晶体中发生一个γ闪烁事件，就会使排列有序的
光电倍增管阳极端输出众多幅度不等的电脉冲信号。这些信号输入到X-Y 位置电路，经过权重处理就可以得到这一闪烁事件的位置信号。光电倍增管数目越多，图像上所有脉冲的X-Y 位置精度越好，即图像空间分辨率越好。
五、脉冲高度分析器
光电倍增管输出的电压脉冲高度与射线的能量成正比，脉冲高度分析器就是选择性地记录探测器输出的特定高度电脉冲信号的电子学线路装置，因此，采用脉冲高度分析器可以选择待测射线的能量。在临床工作中，可根据所应用的放射性核素发射的射线能量调节脉冲高度分析器，设置窗位和窗宽，选择性地记录特定的脉冲信号，排除本底及其他干扰脉冲信号。在设置能窗时，窗位中心要对准目标射线的能峰，窗宽要基本包括整个光电峰。通常窗宽设置为20％。例如，采用99m Tc 标记的放射性药物进行显像时，窗位中心设在140keV ，窗宽设置为20%时，窗宽为154keV ~ 126keV。
六、模-数转换器
模-数转换器（ADC ）是将γ照相机输出的模拟信号转化为数字信号的装置，转化后的数字信号才能进行电子计算机处理。常用的 ADC 为 8位和 16位，即将一个模拟信号转换为8位或16位2进制数。ADC 位数影响图像空间分辨率，一幅相同大小的图像，转换位数越多，图像就越精细。一台γ相机的ADC 位数取决于硬件设计。
七、乳腺专用γ照相机
乳腺专用γ照相机的探头是采用两个互成180°的平板探测器组成，包括闪烁晶体探测器和近几年发展起来的CZT 半导体探测器（图2-5），由于设计和性能的改进，提高了设备的分辨率。采用99m Tc-MIBI 为显像剂，对乳腺进行显像检查。临床应用结果显示，乳腺专用γ照相机对乳腺癌的检出灵敏度与钼靶X 线机相近，可弥补钼靶X 线成像对高密度乳腺组织内肿瘤检出的不足，特异性高于钼靶X 线机。
图2-5乳腺专用γ照相机
第三节 SPECT 及SPECT/CT
SPECT 是γ照相机与电子计算机技术相结合发展起来的一种核医学显像仪器，在γ照相机平面显像的基础上，应用电子计算机技术增加了断层显像功能，就如同X 线摄片发展到X 线CT 一样，是核医学显像技术的重大进步。SPECT 断层显像克服了γ照相机平面显像对器官、组织重叠造成的小病灶掩盖，提高了对深部病灶的分辨率和定位准确性。SPECT 与CT 及MRI 影像技术不同，主要显示人体组织器官的功能和代谢变化，对解剖结构及比邻关系显示不如CT 、MRI 。
SPECT/CT就是将两个成熟的医学影像学技术SPECT 和CT 有机地融合在一起，实现了功能代谢图像与解剖结构图像的同机融合，一次显像即可获得SPECT 功能代谢图像，又能获得CT 解剖结构图像及SPECT/CT融合图像，实现了两种影像学技术的同机融合，优势互补，为临床提供更多的诊断信息。同时还可利用X 线CT 扫描数据对SPECT 图像进行衰减校正。
一、SPECT
SPECT 由探头（探测器）、机架、检查床和图像采集处理工作站四部分组成，探头是SPECT 的核心部件，根据临床需要设计探头数目，通常为1~3个，最常用2个探头。
（一）单探头SPECT
单探头SPECT 只有一个可旋转采集的探头（图2-6），患者显像检查原始数据的采集是由单个探头旋转或平移完成。结构简单、价格便宜，但断层显像及扫描速度慢，患者检查时间长。
图2-6单探头SPECT
（二）双探头SPECT
双探头SPECT 有两个采集探头（图2-7），根据两个探头的相对位置分为固定角和可变角两种。固定角90度是指两个探头相对位置为90度，专门为心脏检
查设计的机型。固定角180度为探测器位于相对180度的位置，主要用于全身扫描，如全身骨扫描及SPECT 断层显像等。目前，SPECT 多设计为可变角，两个探头可设置成为180度、90度、76度或102度成角等不同角度，以满足不同脏器的显像检查。另外，还有一种双探头SPECT 设计为悬吊式探头，这种悬吊式设计使得探头摆放和成角更加灵活。
图2-7 双探头SPECT
（三）三探头SPECT
三探头SPECT 有三个探头构成（图2-8），三个探头的相对角度可变。多用于脑及心脏SPECT 显像检查。
图2-8 三探头SPECT
（四）心脏专用SPECT
心脏专用SPECT 的探头是采用半环状（180°）排列的CZT 半导体探测器（图2-9），进行心肌断层显像时，探头无需旋转，提高了检查速度，可进行动态断层采集及动态门控断层采集，避免了运动伪影，提高了仪器的性能。
图2-9 心脏专用SPECT
（五）双探头符合线路断层显像仪
双探头符合线路断层显像仪（dual-head tomography with coincidence，DHTC ）具有两个探头，配备符合探测电路及X 线或γ射线的透射衰减校正装置（图2-10）。双探头符合线路断层显像仪可完成常规单光子核素SPECT 显像，也能完成正电子核素显像。对于DHTC 探头的NaI(Tl)晶体设计必须兼顾高能和低能两
类核素的有效探测，晶体太薄将明显降低高能正电子核素的探测效率，因此DHTC 探头的NaI(Tl)晶体的厚度多设计为5/8或3/4英寸，也有设计为1英寸。DHTC 符合线路显像虽然能够完成部分正电子显像（主要是18F ），但是其分辨率低，采集时间长，并且不能绝对定量，因此不能代替PET 使用。
图2-10双探头符合线路断层显像仪
利用SPECT 进行高能正电子核素显像的另一种方法，是将双探头均配置超高能准直器，直接探测511 keV超高能γ射线。可同时进行高能和低能双核素显像，主要用于检测存活心肌的18F-FDG 和99m Tc-MIBI 或201Tl 双核素显像。缺点是超高能准直器极为笨重，探测灵敏度低，图像分辨率低。
二、SPECT/CT
SPECT/CT是SPECT 和CT 两种成熟技术相结合形成的一种新的核医学显像仪器（图2-11），实现了SPECT 功能代谢影像与CT 解剖形态学影像的同机融合。一次显像检查可分别获得SPECT 图像、CT 图像及SPECT/CT融合图像，可以采用X 线CT 图像对SPECT 图像进行衰减校正。
SPECT/CT中SPECT 与CT 的结合有两种设计方式，一种是在SPECT 探头机架上安装一个X 线球管，对侧安装探测器，也就是SPECT 和CT 位于同一机架；另一种是在SPECT 机架后再并排安装一个高档螺旋CT ，SPECT 与CT 位于不同的机架。
图2-11 SPECT/CT（a ：PHILIPS ，b ：SEIMENS ，c ：GE ）
心脏专用SPECT /CT是采用CZT 半导体探测器的心脏专用SPECT 与≥64排螺旋CT 整合的SPECT/CT（图2-12）。提高了仪器的整体性能，可将SPECT 心肌血流灌注显像信息与高端螺旋CT 解剖形态信息，特别是冠状动脉是否狭窄及
狭窄程度信息相融合，可从冠状动脉和心肌血流灌注两个层面对心脏进行评价，为临床提供更全面的诊断信息。
图2-12 CZT半导体探测器的心脏专用SPECT/CT
三、SPECT 的图像采集
SPECT 的图像采集根据临床需要可进行静态采集和动态采集，平面采集和断层采集，局部采集和全身采集，以及门控采集等。其中断层采集是利用SPECT 探头绕患者旋转180° ~ 360°，每隔一定角度（3° ~ 6°）采集1帧图像，获得靶器官各个方向的放射性分布信息，经过电子计算机重建断层图像。根据临床需要可进行单核素采集或多核素采集。
采集的矩阵是指将视野分割成若干正方单元，以X 和Y 方向分割数表示，如64×64，128×128，256×256等。在一定范围内矩阵越大，图像的分辨率越高。分辨率最终受到探头系统分辨率的限制，因此，像素的大小等于1/2 FWHM（半高宽）最为合适。旋转型γ照相机的FWHM 多为12 ~ 20mm，因此要求像素为6 ~ 10mm，对大视野探头采用的是64×64矩阵。如果矩阵增到128×128，每一像素的计数将会下降4倍，这会大大降低统计学的可靠性。采集模式包括字节模式(byte mode) 及字模式(word mode)。
四、SPECT 的图像重建
由已知不同方向的物体投影值求该物体内各点的分布称为图像重建，也就是利用物体在多个轴向投影图像重建目标图像的过程。计算机从投影重建的断层图像是离散的、数字的，是很多像素组成的矩阵。重建算法可分为滤波反投影法（filtered backprojection，FBP ）和迭代法两大类。
五、图像的衰减校正
核医学显像所用核素γ射线的能量主要在80 ~ 500keV之间，人体组织的衰减（attenuation ）对投影值有较大影响，例如，201Tl 心肌灌注显像心肌中201Tl 发射的γ射线仅有25%能穿过组织器官到达前胸壁。人体躯干外围组织很厚，导致断层图像越靠近中心部位，γ射线衰减越多，计数损失也越多，肥胖病人尤明
显。SPECT 断层重建算法忽略了人体组织对γ射线的衰减作用，使图像定量不准，出现伪影。
人体对γ射线的衰减是影响图像质量的主要因素之一，衰减校正（attenuation AC 是在探头的对侧设置放射源，利用放射源发射出的γ射线由患者体外穿透人体，在SPECT 探头上成像。在同一台SPECT 上同时获得透射（transmission ）图像和发射（emission ）图像，从透射图像求得被显像部位的三维衰减系数分布图，对发射型断层图像进行衰减校正。SPECT/CT则是利用显像仪器自带的CT 获得组织衰减系数分布图。
六、SPECT 的质量控制和性能评价
SPECT 的性能及工作状态是影响检查结果可靠性的重要因素之一，为了使SPECT 的检查结果最大限度地接近真实，尽量消除差错或伪影，为临床提供客观、真实的诊断信息，就必须对仪器进行质量控制（quality control，QC ）。SPECT 的质量控制包括：均匀性、空间分辨率、平面源灵敏度、空间线性、最大计数率、多窗空间位置重合性、固有能量分辨率、旋转中心等。对于SPECT 还应进行断层均匀性、空间分辨率、断层厚度、断层灵敏度和总灵敏度、对比度等质量控制。
为获得与临床实际相近的SPECT 整体性能状况，可采用充有放射性核素的体模对仪器进行性能测试，得到图像对比度、显像噪声、视野均匀性、衰减校正的准确性等参数，对显像系统进行综合评价。
第四节 PET 、PET/CT及PET/MR
PET 是正电子发射型计算机断层仪英文（positron emission tomography ）的缩写，PET/CT是将PET 和CT 两个成熟的影像技术相融合，实现了PET 和CT 图像的同机融合。同时X 线CT 扫描数据可用于PET 图像的衰减校正，提高了PET 检查速度。随着科学技术的飞速发展，PET/MR也逐步应用于临床。
一、PET
（一）PET 的组成
PET 扫描仪是由机架（gantry ）、扫描床、电子柜、操作工作站、分析工作站及打印设备等组成（图2-13）。
图2-13 PET扫描仪组成示意图
1．机架 机架是PET
射线屏蔽装置、事件探测系统（event detection system）、符合线路（coincidence 2-14），主要功能为数据采集。
图2-14 PET 扫描仪机架结构示意图
（1）探测器环：PET 的探测器与SPECT 探测器不同，SPECT 探测器是一块完整的矩形或圆形NaI(Tl)晶体，而PET 探测器采用密度更高的晶体（如BGO 、LSO 或LYSO 等），并且切割成体积很小的方块。一个晶体组块（如6×6或8×8）和与其相连的光电倍增管组成一个探测器组块（detector block），最经典的是4×64组合，即探测器组块由4个光电倍增管和64个微小晶体组成。将多个探测器组块紧密排列组合成环状，若干个探测器环再排列成一个圆筒。探测器环数越多轴向视野越大，一次采集获得的断层面也越多。
（2）棒源：是将68锗（68Ge ）均匀地封装在中空的小棒内，根据设备不同可有1~3个活度不同的棒源；也有采用半衰期较长的137Cs 棒源。棒源的作用是对PET 扫描仪进行质量控制及透射扫描进行图像衰减校正。
（3）隔板（speta ）：隔板包括2部分，一部分是探测器环两边的厚铅板，作用是屏蔽探测器外的射线；另一部分为厚度为1mm 的环状钨板，位于探测器环与环之间，将轴向视野分隔成若干环，钨隔板的作用是屏蔽其它环视野入射的光子对，与准直器的作用相似；当进行3D 采集时，将钨隔板撤出显像视野，取消这种屏蔽作用。目前，仅有3D 采集模式的PET 已经无隔板。
（4）其它：事件探测系统的作用是采集探测器传来的电子信号，并将有效的γ光子事件传给符合线路。符合线路的作用为确定从事件探测系统传来的γ光子哪些是来源于同一湮没事件，并确定其湮没事件的位置。激光定位器用于患者
扫描定位。
2．扫描床 扫描床是承载检查对象，进行PET 显像的部件。扫描床可根据检查需要移动，将检查部位送到扫描野。
3．电子柜 电子柜主要由CPU ，输入、输出系统及内外存储系统等组成。主要作用是进行图像重建，并对数据进行处理及储存。
4．操作工作站及分析工作站 工作站主要由电子计算机和软件系统组成，它的作用主要是控制扫描仪进行图像采集、重建、图像显示和图像储存等。
5．打印设备 主要由打印机、激光照相机等图像输出系统组成。主要作用为输出图片或文字等资料。
（二）PET 显像原理
1．湮没符合探测 采用正电子核素标记的药物为示踪剂引入机体后定位于靶器官，这些正电子核素在衰变过程中发射正电子，这种正电子在组织中运行很短距离，即与周围物质中的自由电子相互作用，发生湮没辐射，发射出方向相反、能量相等（511keV ）的两个γ光子。PET 探测是采用一系列成对的互成180°排列并与符合线路相连的探测器来探测湮没辐射光子，从而获得机体正电子核素的断层分布图（图2-15）。
图2-15 湮没符合探测原理示意图
2．双探头SPECT 符合探测 双探头SPECT 符合探测系统的组成与双探头SPECT 相同，有2个探头（图2-16）。显像时，2个探头互成180度，绕扫描部位旋转。所不同的是符合探测时不需要多孔准直器，使2个晶体能接收不同角度的符合光子。双探头SPECT 符合探测系统采用电子准直。
图2-16双探头SPECT 符合探测原理示意图
（三）PET 采集的计数类型
第二章 核医学仪器
核医学仪器是指在医学中用于探测和记录放射性核素放出射线的种类、能量、活度、随时间变化的规律和空间分布等一大类仪器设备的统称，它是开展核医学工作的必备要素，也是核医学发展的重要标志。根据使用目的不同，核医学常用仪器可分为脏器显像仪器、功能测定仪器、体外样本测量仪器以及辐射防护仪器等，其中以显像仪器最为复杂，发展最为迅速，在临床核医学中应用也最为广泛。
核医学显像仪器经历了从扫描机到γ照相机、单光子发射型计算机断层仪（single photon emission computed tomography，SPECT ）、正电子发射型计算机断层仪（positron emission computed tomography ，PET ）、PET/CT、SPECT/CT及PET/MR的发展历程。1948年Hofstadter 开发了用于γ闪烁测量的碘化钠晶体；1951年美国加州大学Cassen 成功研制第一台闪烁扫描机，并获得了第一幅人的甲状腺扫描图，奠定了影像核医学的基础。1957年Hal Anger研制出第一台γ照相机，实现了核医学显像检查的一次成像，也使得核医学静态显像进入动态显像成为可能，是核医学显像技术的一次飞跃性发展。1975年M. M. Ter-Pogossian 等成功研制出第一台PET ，1976年John Keyes和Ronald Jaszezak分别成功研制第一台通用型SPECT 和第一台头部专用型SPECT ，实现了核素断层显像。PET 由于价格昂贵等原因，直到20世纪90年代才广泛应用于临床。近十几年来，随着PET/CT的逐渐普及，实现了功能影像与解剖影像的同机融合，使正电子显像技术迅猛发展。同时，SPECT/CT及PET/MR的临床应用，也极大地推动了核医学显像技术的进展。
第一节 核射线探测仪器的基本原理
一、核射线探测的基本原理
核射线探测仪器主要由射线探测器和电子学线路组成。射线探测器实质上是一种能量转换装置，可将射线能转换为可以记录的电脉冲信号；电子学线路是记
录和分析这些电脉冲信号的电子学仪器。射线探测的原理是基于射线与物质的相互作用产生的各种效应，主要有以下三种。
1．电离作用 射线能引起物质电离，产生相应的电信号，电信号的强度与射线的种类、能量及射线的量存在一定关系，记录并分析这些电信号即可得知射线的种类及放射性活度。如，电离室（ionization chamber ）、盖革计数器（Geiger-Müller counter）等。
2．荧光现象 带电粒子能使闪烁物质发出荧光。γ光子在闪烁体中通过产生光电子、康普顿电子和电子对激发闪烁物质发出荧光。荧光光子经过光电倍增管转换为电信号并被放大，由后续的电子学单元分析、记录下来。如，闪烁计数器等。
3．感光作用 射线可使感光材料中的卤化银形成潜影，在进行显影处理时，将潜影中的感光银离子还原为黑色的金属银颗粒，感光材料形成黑色颗粒的数量与射线的量成正比。根据感光材料产生黑影的灰度及位置判断放射性存在的量及部位。如，放射自显影等。
二、核射线探测器的种类
核射线探测仪器根据探测原理主要分为闪烁型探测器（scintillation detector）、电离型探测器（ionization detector）、半导体探测器和感光材料探测器。闪烁型探测器主要用于核医学显像仪器、功能测定仪器，体外β、γ射线测量仪器等；电离型探测器主要用于测定放射源活度和辐射防护仪器。
（一）闪烁型探测器
闪烁型探测器是利用射线使荧光物质分子激发，激发态（excited state）的荧光物质分子回复到基态（ground state）时发射荧光光子的原理设计的探测器。闪烁型探测器由闪烁体、光导、光电倍增管等组成。是核医学仪器中应用最广泛的探测器。
1 闪烁体吸收射线能量后，闪烁体内的分子或原子被激发，并在回复到基态时发射荧光光子。闪烁体依据形态又分为固体闪烁探测器和液体闪烁探测器，其中晶体闪烁探测器（crystal scintillation detector）是核医学仪器最常用的固体闪烁探测器。液体闪烁探测器主要用于低能β射线、低能γ射线及契伦科夫效应等测量，称为液体闪烁测量。晶体闪烁探测器的材料选择，
单光子探测多选用碘化钠晶体（NaI ），在碘化钠晶体内按0.1% ~ 0.4%分子比加入铊（Tl ）可以增加能量转换效率，提高探测效率。因此，碘化钠晶体通常表示为NaI （Tl ）。碘化钠晶体透明度高、对射线吸收性能好、探测效率高，对核医学单光子显像最常用的核素99m Tc 的 射线的探测效率可达到70% ~ 90%。正电子探测选用锗酸铋（bismuth germanium oxide ，BGO ）晶体，硅酸镥（lutetium oxyorthosilicate ，LSO ）晶体及硅酸钇镥（lutetium yttrium orthosilicate，LYSO ）晶体等。
2 光导主要有硅油和有机玻璃两种，填充于晶体闪烁探测器与光电倍增管之间，减少空气对荧光光子的全反射，提高荧光光子进入光电倍增管的效率。
3 是一种能量转换装置，可将微弱的光信号转换成电流脉冲（图2-1）。闪烁体发射的荧光光子经光学窗进入光电倍增管，在光阴极上打出光电子，离光阴极不远处的第一倍增极上加有200 ~ 400V 的正电压，光电子被它吸引和加速，高速光电子撞在倍增极上会产生多个二次电子；二次电子又被加有更高电压（+50 ~ +150V）的第二倍增极吸引和加速，并在它上面撞出更多二次电子，然后第三倍增极使电子进一步倍增。经过9 ~ 12个倍增极的连续倍增，二次电子簇流最后被阳极收集起来形成电流脉冲，每个倍增极的倍增因子一般为3 ~ 6，总倍增因子可以达到105 ~ 108。从阳极上得到的电子簇流与进入光电倍增管的闪光强度成正比，因而也与入射闪烁晶体的γ 光子的能量成正比，所以闪烁探测器是一种能量灵敏探测器。外界磁场能影响在倍增极之间飞行的二次电子的运动轨迹从而使倍增因子发生变化，因此在光电倍增管外面通常包裹着高导磁系数材料制造的磁屏蔽层以降低外界磁场的影响。
图2-1 光电倍增管工作原理
随着科学技术的飞速发展，光电倍增管也出现了全新设计，通过将低功耗数字电路集成到硅光电倍增管芯片，这种硅光电倍增管可以将探测到的光子直接转换成可通过芯片计数的超高速数字脉冲。硅光电倍增管可以实现更快、更准确的
光子计数，以及更好的时间分辨率，对于改善核医学影像仪器的性能具有重要意义。
（二）电离型探测器
电离型探测器是利用射线能使气体分子电离的原理设计的探测器，常采用玻璃、塑料或石墨等材料构成一个充满惰性气体的密闭的圆柱形管，管子的中央有一个金属丝为阳极（anode ）与电源的阳极相连，管壁内衬一层薄金属为阴极（cathode ）与电源阴极相连。电离型探测器的工作原理是：射线使气体分子电离，在电场作用下，带正电荷的离子向阴极移动，带负电荷的离子向阳极移动，在电路中就可产生一次电压变化，形成一个电脉冲。电脉冲的数量及电信号的强弱与射线的数量及能量呈一定关系。电离型探测器主要有电离室、盖革计数器及正比计数器（proportional counter）等类型。
（三）半导体探测器
半导体探测器是20世纪60年代开始发展起来的探测器，主要采用半导体材料，如硅、锗等。探测原理是晶体内部产生电子和空穴对，产生的电子和空穴对的数量和入射光子的能量成正比。带负电的电子和带正电的空穴分别向正负电极移动，形成的电脉冲，其强度与入射光子的能量成正比。目前，国外新研制出半导体探测器为碲锌镉（Cadmium-Zinc-Telluride ，CZT ）探测器。CZT 探测器探测效率高，与传统的碘化钠闪烁体探测器相比，具有更高的能量分辨率。在常温下，CZT 半导体探测器可以直接将γ射线转化成电信号。目前，CZT 探测器已经用于心脏专用型SPECT 、乳腺专用γ照相机、小动物PET 、小动物SPECT 等核医学仪器。
（四）感光材料探测器
利用射线可使感光材料感光的原理探测射线，根据感光材料产生黑影的灰度及位置判断射线的量及部位。主要用于实验核医学的放射自显影。
三、核探测器的电子学线路
核探测器输出的电脉冲必须经过一系列电子学单元线路处理才能被记录和显示。最基本的电子学线路有放大器、脉冲高度分析器、计数定量、记录、显示及供电线路等。
（一）放大器
放大器包括前置放大器（preamplifier ）和主放大器（main amplifier）两部分。由探测器输出的电脉冲信号很弱小，而且形状也多不规整，需要放大整形后才能被有效的记录和显示。放大器就是对电脉冲进行放大、整形、倒相的电子学线路。
（二）脉冲高度分析器
脉冲高度分析器的基本电路是甄别器（discriminator ），其作用是将幅度超过一定阈值的输入脉冲转化为标准的数字脉冲输出，而把幅度小于阈值的脉冲“甄别”掉，这个阈值就称为甄别阈（discriminator threshold），甄别阈的电位是连续可调的。仪器的暗电流及本底计数也可产生脉冲信号，但其高度明显低于射线所产的脉冲信号，因此设置适当的阈值可减少本底对测量的影响。甄别器的测量方式为积分测量。
实践中常将两个或多个甄别器联合使用，其中最简单、最常用的是单道脉冲高度分析器（single channel PHA）（图2-2），它由上、下两路甄别器和一个反符合电路（anti-coincidence circuit ）组成。如果下限甄别器的阈电压为V ，上限甄别器的阈电压为V+∆V ，只有当输入脉冲的高度大于V 同时小于V+∆V 时，才能触发反符合线路而输出，不符合这一条件者，就不能触发符合线路而不能输出。这种测量方式称为微分测量。如果将下限阈值V 与上限阈值V+∆V 之间形成的阈值差∆V 看成一个通道，上下两路甄别阈的差值称为道宽（channel width），也称为能量窗宽。根据待测放射性核素射线的能量调节脉冲高度分析器的高度和“道宽”或“窗宽”，选择性地记录目标脉冲信号，排除本底及其他干扰，可提高探测效率，脉冲高度分析器也可以用于测量射线的能谱。
图2-2 单道脉冲高度分析器工作原理
核射线探测仪器是由上述核射线探测器和电子学线路组成（图2-3）。
图2-3 放射性测量仪器的组成示意图
第二节 γ照相机
1957年由Hal Anger 研制成功，因此也称为Anger 型γ照相机。γ照相机可以显示放射性药物在机体内的分布及代谢状况，获取放射性药物在特定脏器或组织内的转运和分布信息，以二维图像的方式反映特定脏器或组织功能及代谢变化。γ照相机主要由准直器（collimator ）、闪烁晶体、光电倍增管（PMT ）、前置放大器、放大器、X-Y 位置电路、总和电路、脉冲高度分析器（PHA ）及显示或记录器件等组成（图2-4）。
图2-4 γ 照相机示意图
一、准直器
准直器位于探头的最前面，介于闪烁晶体与患者之间，主要由铅或钨合金等重金属制成，其中贯穿有为数不等、类型不同的孔。准直器只允许特定方向γ光子和晶体发生作用，屏蔽限制散射光子，以保证γ照相机的分辨率和信号定位的准确性。准直器的性能在很大程度上决定了探头的性能。准直器的主要参数包括孔数、孔径、孔长（或称孔深）及孔间壁厚度，这些参数决定了准直器的空间分辨率、灵敏度和适用能量范围等性能。
1．准直器的空间分辨率 空间分辨率表示对两个邻近点源加以分辨的能力，通常以准直器一个孔的线源响应曲线的半峰值全宽度（Full Width at Half
辨率越好。准直器越厚，分辨率也越高。
2．准直器的灵敏度 灵敏度定义为配置该准直器的γ照相机探头测量单位活度（如1MBq ）的放射性核素的计数率（计数／s ）。准直孔越大，灵敏度越高；准直器越厚，灵敏度越低；孔间壁越厚，灵敏度越低。
3．适用能量范围 主要与孔间壁厚度有关，厚度0.3mm 左右者适用于低能（＜150keV ）γ射线探测，1.5mm 左右者适用于中能（150 ~ 350keV） γ射线探测，2.0mm 左右者适用于高能（＞350keV ） γ射线探测。
4．准直器的类型 按几何形状分为针孔型、平行孔型、扩散型和会聚型四类。按适用的γ射线能量分为低能准直器、中能准直器和高能准直器三类。按灵敏度和分辨率分为高灵敏型、高分辨型和通用型（兼顾灵敏度和分辨率的一类准直器）三类。
二、闪烁晶体
NaI(Tl)晶体是目前应用最为广泛的γ照相机闪烁晶体。选用NaI(Tl)晶体探测γ射线，主要是由于碘具有高密度（3.67g/cm3）及高原子序数（Z=53），NaI(Tl)晶体与γ射线作用发生光电效应的效率接近100%。但是该晶体吸湿性较强，吸收水后晶体变黄，导致穿透进入PMT 的光子减少，因此通常将NaI(Tl)晶体密封在铝容器中。晶体的入射面和周边涂有反射物质（氧化镁），将光子反射到PMT 的光阴极。NaI(Tl)晶体容易破碎，使用中必须小心。放置NaI(Tl)晶体的房间温度必须恒定（每小时变化在≤3℃），温度的急剧变化会导致晶体碎裂。
晶体厚度对射线的探测效率及图像的分辨率有明显影响。增加晶体厚度可增加射线被完全吸收的概率，可提高探测灵敏度，但是也增加了多次康普顿散射的概率，降低图像的分辨率。可见探测效率与图像的分辨率是一对矛盾，在选择闪烁晶体厚度时，要兼顾探测效率与图像分辨率。
三、光电倍增管
光电倍增管的数量与γ照相机探头的大小及形状有关，光电倍增管的形状也不仅是圆形，还有正方形、六角形等，这样可缩小光电倍增管排列间的间隔，减少死角。这些光电倍增管均匀地排列在晶体的后面，紧贴着晶体。当射线进入晶体，与晶体相互作用产生的信号，被该部位一个或多个光电倍增管吸收，转变成电压信号输出。由这些输出信号的综合和加权，最终形成显像图。在显像图中的定位取决于每一个光电倍增管接收到的信号的多少和强弱。光电倍增管的数量多少与定位的准确性密切相关。数量多则探测效率和定位的准确性就高，图像的空间分辨率和灵敏性也高，图像质量就能得到很大的提高。
四、X-Y 位置电路
一个γ光子在晶体中产生多个闪烁光子，可以被多个光电倍增管接收，各个光电倍增管接收的闪烁光子的数目随其离闪烁中心（γ光子处）的距离增加而减少，输出的脉冲幅度也较小。在晶体中发生一个γ闪烁事件，就会使排列有序的
光电倍增管阳极端输出众多幅度不等的电脉冲信号。这些信号输入到X-Y 位置电路，经过权重处理就可以得到这一闪烁事件的位置信号。光电倍增管数目越多，图像上所有脉冲的X-Y 位置精度越好，即图像空间分辨率越好。
五、脉冲高度分析器
光电倍增管输出的电压脉冲高度与射线的能量成正比，脉冲高度分析器就是选择性地记录探测器输出的特定高度电脉冲信号的电子学线路装置，因此，采用脉冲高度分析器可以选择待测射线的能量。在临床工作中，可根据所应用的放射性核素发射的射线能量调节脉冲高度分析器，设置窗位和窗宽，选择性地记录特定的脉冲信号，排除本底及其他干扰脉冲信号。在设置能窗时，窗位中心要对准目标射线的能峰，窗宽要基本包括整个光电峰。通常窗宽设置为20％。例如，采用99m Tc 标记的放射性药物进行显像时，窗位中心设在140keV ，窗宽设置为20%时，窗宽为154keV ~ 126keV。
六、模-数转换器
模-数转换器（ADC ）是将γ照相机输出的模拟信号转化为数字信号的装置，转化后的数字信号才能进行电子计算机处理。常用的 ADC 为 8位和 16位，即将一个模拟信号转换为8位或16位2进制数。ADC 位数影响图像空间分辨率，一幅相同大小的图像，转换位数越多，图像就越精细。一台γ相机的ADC 位数取决于硬件设计。
七、乳腺专用γ照相机
乳腺专用γ照相机的探头是采用两个互成180°的平板探测器组成，包括闪烁晶体探测器和近几年发展起来的CZT 半导体探测器（图2-5），由于设计和性能的改进，提高了设备的分辨率。采用99m Tc-MIBI 为显像剂，对乳腺进行显像检查。临床应用结果显示，乳腺专用γ照相机对乳腺癌的检出灵敏度与钼靶X 线机相近，可弥补钼靶X 线成像对高密度乳腺组织内肿瘤检出的不足，特异性高于钼靶X 线机。
图2-5乳腺专用γ照相机
第三节 SPECT 及SPECT/CT
SPECT 是γ照相机与电子计算机技术相结合发展起来的一种核医学显像仪器，在γ照相机平面显像的基础上，应用电子计算机技术增加了断层显像功能，就如同X 线摄片发展到X 线CT 一样，是核医学显像技术的重大进步。SPECT 断层显像克服了γ照相机平面显像对器官、组织重叠造成的小病灶掩盖，提高了对深部病灶的分辨率和定位准确性。SPECT 与CT 及MRI 影像技术不同，主要显示人体组织器官的功能和代谢变化，对解剖结构及比邻关系显示不如CT 、MRI 。
SPECT/CT就是将两个成熟的医学影像学技术SPECT 和CT 有机地融合在一起，实现了功能代谢图像与解剖结构图像的同机融合，一次显像即可获得SPECT 功能代谢图像，又能获得CT 解剖结构图像及SPECT/CT融合图像，实现了两种影像学技术的同机融合，优势互补，为临床提供更多的诊断信息。同时还可利用X 线CT 扫描数据对SPECT 图像进行衰减校正。
一、SPECT
SPECT 由探头（探测器）、机架、检查床和图像采集处理工作站四部分组成，探头是SPECT 的核心部件，根据临床需要设计探头数目，通常为1~3个，最常用2个探头。
（一）单探头SPECT
单探头SPECT 只有一个可旋转采集的探头（图2-6），患者显像检查原始数据的采集是由单个探头旋转或平移完成。结构简单、价格便宜，但断层显像及扫描速度慢，患者检查时间长。
图2-6单探头SPECT
（二）双探头SPECT
双探头SPECT 有两个采集探头（图2-7），根据两个探头的相对位置分为固定角和可变角两种。固定角90度是指两个探头相对位置为90度，专门为心脏检
查设计的机型。固定角180度为探测器位于相对180度的位置，主要用于全身扫描，如全身骨扫描及SPECT 断层显像等。目前，SPECT 多设计为可变角，两个探头可设置成为180度、90度、76度或102度成角等不同角度，以满足不同脏器的显像检查。另外，还有一种双探头SPECT 设计为悬吊式探头，这种悬吊式设计使得探头摆放和成角更加灵活。
图2-7 双探头SPECT
（三）三探头SPECT
三探头SPECT 有三个探头构成（图2-8），三个探头的相对角度可变。多用于脑及心脏SPECT 显像检查。
图2-8 三探头SPECT
（四）心脏专用SPECT
心脏专用SPECT 的探头是采用半环状（180°）排列的CZT 半导体探测器（图2-9），进行心肌断层显像时，探头无需旋转，提高了检查速度，可进行动态断层采集及动态门控断层采集，避免了运动伪影，提高了仪器的性能。
图2-9 心脏专用SPECT
（五）双探头符合线路断层显像仪
双探头符合线路断层显像仪（dual-head tomography with coincidence，DHTC ）具有两个探头，配备符合探测电路及X 线或γ射线的透射衰减校正装置（图2-10）。双探头符合线路断层显像仪可完成常规单光子核素SPECT 显像，也能完成正电子核素显像。对于DHTC 探头的NaI(Tl)晶体设计必须兼顾高能和低能两
类核素的有效探测，晶体太薄将明显降低高能正电子核素的探测效率，因此DHTC 探头的NaI(Tl)晶体的厚度多设计为5/8或3/4英寸，也有设计为1英寸。DHTC 符合线路显像虽然能够完成部分正电子显像（主要是18F ），但是其分辨率低，采集时间长，并且不能绝对定量，因此不能代替PET 使用。
图2-10双探头符合线路断层显像仪
利用SPECT 进行高能正电子核素显像的另一种方法，是将双探头均配置超高能准直器，直接探测511 keV超高能γ射线。可同时进行高能和低能双核素显像，主要用于检测存活心肌的18F-FDG 和99m Tc-MIBI 或201Tl 双核素显像。缺点是超高能准直器极为笨重，探测灵敏度低，图像分辨率低。
二、SPECT/CT
SPECT/CT是SPECT 和CT 两种成熟技术相结合形成的一种新的核医学显像仪器（图2-11），实现了SPECT 功能代谢影像与CT 解剖形态学影像的同机融合。一次显像检查可分别获得SPECT 图像、CT 图像及SPECT/CT融合图像，可以采用X 线CT 图像对SPECT 图像进行衰减校正。
SPECT/CT中SPECT 与CT 的结合有两种设计方式，一种是在SPECT 探头机架上安装一个X 线球管，对侧安装探测器，也就是SPECT 和CT 位于同一机架；另一种是在SPECT 机架后再并排安装一个高档螺旋CT ，SPECT 与CT 位于不同的机架。
图2-11 SPECT/CT（a ：PHILIPS ，b ：SEIMENS ，c ：GE ）
心脏专用SPECT /CT是采用CZT 半导体探测器的心脏专用SPECT 与≥64排螺旋CT 整合的SPECT/CT（图2-12）。提高了仪器的整体性能，可将SPECT 心肌血流灌注显像信息与高端螺旋CT 解剖形态信息，特别是冠状动脉是否狭窄及
狭窄程度信息相融合，可从冠状动脉和心肌血流灌注两个层面对心脏进行评价，为临床提供更全面的诊断信息。
图2-12 CZT半导体探测器的心脏专用SPECT/CT
三、SPECT 的图像采集
SPECT 的图像采集根据临床需要可进行静态采集和动态采集，平面采集和断层采集，局部采集和全身采集，以及门控采集等。其中断层采集是利用SPECT 探头绕患者旋转180° ~ 360°，每隔一定角度（3° ~ 6°）采集1帧图像，获得靶器官各个方向的放射性分布信息，经过电子计算机重建断层图像。根据临床需要可进行单核素采集或多核素采集。
采集的矩阵是指将视野分割成若干正方单元，以X 和Y 方向分割数表示，如64×64，128×128，256×256等。在一定范围内矩阵越大，图像的分辨率越高。分辨率最终受到探头系统分辨率的限制，因此，像素的大小等于1/2 FWHM（半高宽）最为合适。旋转型γ照相机的FWHM 多为12 ~ 20mm，因此要求像素为6 ~ 10mm，对大视野探头采用的是64×64矩阵。如果矩阵增到128×128，每一像素的计数将会下降4倍，这会大大降低统计学的可靠性。采集模式包括字节模式(byte mode) 及字模式(word mode)。
四、SPECT 的图像重建
由已知不同方向的物体投影值求该物体内各点的分布称为图像重建，也就是利用物体在多个轴向投影图像重建目标图像的过程。计算机从投影重建的断层图像是离散的、数字的，是很多像素组成的矩阵。重建算法可分为滤波反投影法（filtered backprojection，FBP ）和迭代法两大类。
五、图像的衰减校正
核医学显像所用核素γ射线的能量主要在80 ~ 500keV之间，人体组织的衰减（attenuation ）对投影值有较大影响，例如，201Tl 心肌灌注显像心肌中201Tl 发射的γ射线仅有25%能穿过组织器官到达前胸壁。人体躯干外围组织很厚，导致断层图像越靠近中心部位，γ射线衰减越多，计数损失也越多，肥胖病人尤明
显。SPECT 断层重建算法忽略了人体组织对γ射线的衰减作用，使图像定量不准，出现伪影。
人体对γ射线的衰减是影响图像质量的主要因素之一，衰减校正（attenuation AC 是在探头的对侧设置放射源，利用放射源发射出的γ射线由患者体外穿透人体，在SPECT 探头上成像。在同一台SPECT 上同时获得透射（transmission ）图像和发射（emission ）图像，从透射图像求得被显像部位的三维衰减系数分布图，对发射型断层图像进行衰减校正。SPECT/CT则是利用显像仪器自带的CT 获得组织衰减系数分布图。
六、SPECT 的质量控制和性能评价
SPECT 的性能及工作状态是影响检查结果可靠性的重要因素之一，为了使SPECT 的检查结果最大限度地接近真实，尽量消除差错或伪影，为临床提供客观、真实的诊断信息，就必须对仪器进行质量控制（quality control，QC ）。SPECT 的质量控制包括：均匀性、空间分辨率、平面源灵敏度、空间线性、最大计数率、多窗空间位置重合性、固有能量分辨率、旋转中心等。对于SPECT 还应进行断层均匀性、空间分辨率、断层厚度、断层灵敏度和总灵敏度、对比度等质量控制。
为获得与临床实际相近的SPECT 整体性能状况，可采用充有放射性核素的体模对仪器进行性能测试，得到图像对比度、显像噪声、视野均匀性、衰减校正的准确性等参数，对显像系统进行综合评价。
第四节 PET 、PET/CT及PET/MR
PET 是正电子发射型计算机断层仪英文（positron emission tomography ）的缩写，PET/CT是将PET 和CT 两个成熟的影像技术相融合，实现了PET 和CT 图像的同机融合。同时X 线CT 扫描数据可用于PET 图像的衰减校正，提高了PET 检查速度。随着科学技术的飞速发展，PET/MR也逐步应用于临床。
一、PET
（一）PET 的组成
PET 扫描仪是由机架（gantry ）、扫描床、电子柜、操作工作站、分析工作站及打印设备等组成（图2-13）。
图2-13 PET扫描仪组成示意图
1．机架 机架是PET
射线屏蔽装置、事件探测系统（event detection system）、符合线路（coincidence 2-14），主要功能为数据采集。
图2-14 PET 扫描仪机架结构示意图
（1）探测器环：PET 的探测器与SPECT 探测器不同，SPECT 探测器是一块完整的矩形或圆形NaI(Tl)晶体，而PET 探测器采用密度更高的晶体（如BGO 、LSO 或LYSO 等），并且切割成体积很小的方块。一个晶体组块（如6×6或8×8）和与其相连的光电倍增管组成一个探测器组块（detector block），最经典的是4×64组合，即探测器组块由4个光电倍增管和64个微小晶体组成。将多个探测器组块紧密排列组合成环状，若干个探测器环再排列成一个圆筒。探测器环数越多轴向视野越大，一次采集获得的断层面也越多。
（2）棒源：是将68锗（68Ge ）均匀地封装在中空的小棒内，根据设备不同可有1~3个活度不同的棒源；也有采用半衰期较长的137Cs 棒源。棒源的作用是对PET 扫描仪进行质量控制及透射扫描进行图像衰减校正。
（3）隔板（speta ）：隔板包括2部分，一部分是探测器环两边的厚铅板，作用是屏蔽探测器外的射线；另一部分为厚度为1mm 的环状钨板，位于探测器环与环之间，将轴向视野分隔成若干环，钨隔板的作用是屏蔽其它环视野入射的光子对，与准直器的作用相似；当进行3D 采集时，将钨隔板撤出显像视野，取消这种屏蔽作用。目前，仅有3D 采集模式的PET 已经无隔板。
（4）其它：事件探测系统的作用是采集探测器传来的电子信号，并将有效的γ光子事件传给符合线路。符合线路的作用为确定从事件探测系统传来的γ光子哪些是来源于同一湮没事件，并确定其湮没事件的位置。激光定位器用于患者
扫描定位。
2．扫描床 扫描床是承载检查对象，进行PET 显像的部件。扫描床可根据检查需要移动，将检查部位送到扫描野。
3．电子柜 电子柜主要由CPU ，输入、输出系统及内外存储系统等组成。主要作用是进行图像重建，并对数据进行处理及储存。
4．操作工作站及分析工作站 工作站主要由电子计算机和软件系统组成，它的作用主要是控制扫描仪进行图像采集、重建、图像显示和图像储存等。
5．打印设备 主要由打印机、激光照相机等图像输出系统组成。主要作用为输出图片或文字等资料。
（二）PET 显像原理
1．湮没符合探测 采用正电子核素标记的药物为示踪剂引入机体后定位于靶器官，这些正电子核素在衰变过程中发射正电子，这种正电子在组织中运行很短距离，即与周围物质中的自由电子相互作用，发生湮没辐射，发射出方向相反、能量相等（511keV ）的两个γ光子。PET 探测是采用一系列成对的互成180°排列并与符合线路相连的探测器来探测湮没辐射光子，从而获得机体正电子核素的断层分布图（图2-15）。
图2-15 湮没符合探测原理示意图
2．双探头SPECT 符合探测 双探头SPECT 符合探测系统的组成与双探头SPECT 相同，有2个探头（图2-16）。显像时，2个探头互成180度，绕扫描部位旋转。所不同的是符合探测时不需要多孔准直器，使2个晶体能接收不同角度的符合光子。双探头SPECT 符合探测系统采用电子准直。
图2-16双探头SPECT 符合探测原理示意图
（三）PET 采集的计数类型