第二章 核醫(yī)學(xué)儀器

1、第二章 核醫(yī)學(xué)儀器核醫(yī)學(xué)儀器是指在醫(yī)學(xué)中用于探測和記錄放射性核素放出射線的種類、能量、活度、隨時(shí)間變化的規(guī)律和空間分布等一大類儀器設(shè)備的統(tǒng)稱，它是開展核醫(yī)學(xué)工作的必備要素，也是核醫(yī)學(xué)發(fā)展的重要標(biāo)志。根據(jù)使用目的不同，核醫(yī)學(xué)常用儀器可分為臟器顯像儀器、功能測定儀器、體外樣本測量儀器以及輻射防護(hù)儀器等，其中以顯像儀器最為復(fù)雜，發(fā)展最為迅速，在臨床核醫(yī)學(xué)中應(yīng)用也最為廣泛。核醫(yī)學(xué)顯像儀器經(jīng)歷了從掃描機(jī)到照相機(jī)、單光子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層儀（single photon emission computed tomography，SPECT）、正電子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層儀（positron emission com

2、puted tomography，PET）、PET/CT、SPECT/CT及PET/MR的發(fā)展歷程。1948年Hofstadter開發(fā)了用于閃爍測量的碘化鈉晶體；1951年美國加州大學(xué)Cassen成功研制第一臺(tái)閃爍掃描機(jī)，并獲得了第一幅人的甲狀腺掃描圖，奠定了影像核醫(yī)學(xué)的基礎(chǔ)。1957年Hal Anger研制出第一臺(tái)照相機(jī)，實(shí)現(xiàn)了核醫(yī)學(xué)顯像檢查的一次成像，也使得核醫(yī)學(xué)靜態(tài)顯像進(jìn)入動(dòng)態(tài)顯像成為可能，是核醫(yī)學(xué)顯像技術(shù)的一次飛躍性發(fā)展。1975年M. M. Ter-Pogossian等成功研制出第一臺(tái)PET，1976年John Keyes和Ronald Jaszezak分別成功研制第一臺(tái)通用型SPE

3、CT和第一臺(tái)頭部專用型SPECT，實(shí)現(xiàn)了核素?cái)鄬语@像。PET由于價(jià)格昂貴等原因，直到20世紀(jì)90年代才廣泛應(yīng)用于臨床。近十幾年來，隨著PET/CT的逐漸普及，實(shí)現(xiàn)了功能影像與解剖影像的同機(jī)融合，使正電子顯像技術(shù)迅猛發(fā)展。同時(shí)，SPECT/CT及PET/MR的臨床應(yīng)用，也極大地推動(dòng)了核醫(yī)學(xué)顯像技術(shù)的進(jìn)展。第一節(jié) 核射線探測儀器的基本原理一、核射線探測的基本原理核射線探測儀器主要由射線探測器和電子學(xué)線路組成。射線探測器實(shí)質(zhì)上是一種能量轉(zhuǎn)換裝置，可將射線能轉(zhuǎn)換為可以記錄的電脈沖信號(hào)；電子學(xué)線路是記錄和分析這些電脈沖信號(hào)的電子學(xué)儀器。射線探測的原理是基于射線與物質(zhì)的相互作用產(chǎn)生的各種效應(yīng)，主要有以下三

4、種。1電離作用 射線能引起物質(zhì)電離，產(chǎn)生相應(yīng)的電信號(hào)，電信號(hào)的強(qiáng)度與射線的種類、能量及射線的量存在一定關(guān)系，記錄并分析這些電信號(hào)即可得知射線的種類及放射性活度。如，電離室（ionization chamber）、蓋革計(jì)數(shù)器（Geiger-Mller counter）等。2熒光現(xiàn)象 帶電粒子能使閃爍物質(zhì)發(fā)出熒光。光子在閃爍體中通過產(chǎn)生光電子、康普頓電子和電子對(duì)激發(fā)閃爍物質(zhì)發(fā)出熒光。熒光光子經(jīng)過光電倍增管轉(zhuǎn)換為電信號(hào)并被放大，由后續(xù)的電子學(xué)單元分析、記錄下來。如，閃爍計(jì)數(shù)器等。3感光作用 射線可使感光材料中的鹵化銀形成潛影，在進(jìn)行顯影處理時(shí)，將潛影中的感光銀離子還原為黑色的金屬銀顆粒，感光材料形成

5、黑色顆粒的數(shù)量與射線的量成正比。根據(jù)感光材料產(chǎn)生黑影的灰度及位置判斷放射性存在的量及部位。如，放射自顯影等。二、核射線探測器的種類核射線探測儀器根據(jù)探測原理主要分為閃爍型探測器（scintillation detector）、電離型探測器（ionization detector）、半導(dǎo)體探測器和感光材料探測器。閃爍型探測器主要用于核醫(yī)學(xué)顯像儀器、功能測定儀器，體外、g射線測量儀器等；電離型探測器主要用于測定放射源活度和輻射防護(hù)儀器。（一）閃爍型探測器閃爍型探測器是利用射線使熒光物質(zhì)分子激發(fā)，激發(fā)態(tài)（excited state）的熒光物質(zhì)分子回復(fù)到基態(tài)（ground state）時(shí)發(fā)射熒光光子的

6、原理設(shè)計(jì)的探測器。閃爍型探測器由閃爍體、光導(dǎo)、光電倍增管等組成。是核醫(yī)學(xué)儀器中應(yīng)用最廣泛的探測器。1閃爍體（scintillator） 閃爍體吸收射線能量后，閃爍體內(nèi)的分子或原子被激發(fā)，并在回復(fù)到基態(tài)時(shí)發(fā)射熒光光子。閃爍體依據(jù)形態(tài)又分為固體閃爍探測器和液體閃爍探測器，其中晶體閃爍探測器（crystal scintillation detector）是核醫(yī)學(xué)儀器最常用的固體閃爍探測器。液體閃爍探測器主要用于低能射線、低能g射線及契倫科夫效應(yīng)等測量，稱為液體閃爍測量。晶體閃爍探測器的材料選擇，單光子探測多選用碘化鈉晶體（NaI），在碘化鈉晶體內(nèi)按0.1% 0.4%分子比加入鉈（Tl）可以增加能量轉(zhuǎn)

7、換效率，提高探測效率。因此，碘化鈉晶體通常表示為NaI（Tl）。碘化鈉晶體透明度高、對(duì)射線吸收性能好、探測效率高，對(duì)核醫(yī)學(xué)單光子顯像最常用的核素99mTc的g射線的探測效率可達(dá)到70% 90%。正電子探測選用鍺酸鉍（bismuth germanium oxide，BGO）晶體，硅酸镥（lutetium oxyorthosilicate，LSO）晶體及硅酸釔镥（lutetium yttrium orthosilicate，LYSO）晶體等。2光導(dǎo)（lightguide） 光導(dǎo)主要有硅油和有機(jī)玻璃兩種，填充于晶體閃爍探測器與光電倍增管之間，減少空氣對(duì)熒光光子的全反射，提高熒光光子進(jìn)入光電倍增管的效

8、率。3光電倍增管（photomultiplier tube，PMT） 是一種能量轉(zhuǎn)換裝置，可將微弱的光信號(hào)轉(zhuǎn)換成電流脈沖（圖2-1）。閃爍體發(fā)射的熒光光子經(jīng)光學(xué)窗進(jìn)入光電倍增管，在光陰極上打出光電子，離光陰極不遠(yuǎn)處的第一倍增極上加有200 400V的正電壓，光電子被它吸引和加速，高速光電子撞在倍增極上會(huì)產(chǎn)生多個(gè)二次電子；二次電子又被加有更高電壓（+50 +150V）的第二倍增極吸引和加速，并在它上面撞出更多二次電子，然后第三倍增極使電子進(jìn)一步倍增。經(jīng)過9 12個(gè)倍增極的連續(xù)倍增，二次電子簇流最后被陽極收集起來形成電流脈沖，每個(gè)倍增極的倍增因子一般為3 6，總倍增因子可以達(dá)到105 108。從陽

9、極上得到的電子簇流與進(jìn)入光電倍增管的閃光強(qiáng)度成正比，因而也與入射閃爍晶體的 光子的能量成正比，所以閃爍探測器是一種能量靈敏探測器。外界磁場能影響在倍增極之間飛行的二次電子的運(yùn)動(dòng)軌跡從而使倍增因子發(fā)生變化，因此在光電倍增管外面通常包裹著高導(dǎo)磁系數(shù)材料制造的磁屏蔽層以降低外界磁場的影響。圖2-1 光電倍增管工作原理隨著科學(xué)技術(shù)的飛速發(fā)展，光電倍增管也出現(xiàn)了全新設(shè)計(jì)，通過將低功耗數(shù)字電路集成到硅光電倍增管芯片，這種硅光電倍增管可以將探測到的光子直接轉(zhuǎn)換成可通過芯片計(jì)數(shù)的超高速數(shù)字脈沖。硅光電倍增管可以實(shí)現(xiàn)更快、更準(zhǔn)確的光子計(jì)數(shù)，以及更好的時(shí)間分辨率，對(duì)于改善核醫(yī)學(xué)影像儀器的性能具有重要意義。（二）電

10、離型探測器電離型探測器是利用射線能使氣體分子電離的原理設(shè)計(jì)的探測器，常采用玻璃、塑料或石墨等材料構(gòu)成一個(gè)充滿惰性氣體的密閉的圓柱形管，管子的中央有一個(gè)金屬絲為陽極（anode）與電源的陽極相連，管壁內(nèi)襯一層薄金屬為陰極（cathode）與電源陰極相連。電離型探測器的工作原理是：射線使氣體分子電離，在電場作用下，帶正電荷的離子向陰極移動(dòng)，帶負(fù)電荷的離子向陽極移動(dòng)，在電路中就可產(chǎn)生一次電壓變化，形成一個(gè)電脈沖。電脈沖的數(shù)量及電信號(hào)的強(qiáng)弱與射線的數(shù)量及能量呈一定關(guān)系。電離型探測器主要有電離室、蓋革計(jì)數(shù)器及正比計(jì)數(shù)器（proportional counter）等類型。（三）半導(dǎo)體探測器半導(dǎo)體探測器是2

11、0世紀(jì)60年代開始發(fā)展起來的探測器，主要采用半導(dǎo)體材料，如硅、鍺等。探測原理是晶體內(nèi)部產(chǎn)生電子和空穴對(duì)，產(chǎn)生的電子和空穴對(duì)的數(shù)量和入射光子的能量成正比。帶負(fù)電的電子和帶正電的空穴分別向正負(fù)電極移動(dòng)，形成的電脈沖，其強(qiáng)度與入射光子的能量成正比。目前，國外新研制出半導(dǎo)體探測器為碲鋅鎘（Cadmium-Zinc-Telluride，CZT）探測器。CZT探測器探測效率高，與傳統(tǒng)的碘化鈉閃爍體探測器相比，具有更高的能量分辨率。在常溫下，CZT半導(dǎo)體探測器可以直接將射線轉(zhuǎn)化成電信號(hào)。目前，CZT探測器已經(jīng)用于心臟專用型SPECT、乳腺專用照相機(jī)、小動(dòng)物PET、小動(dòng)物SPECT等核醫(yī)學(xué)儀器。（四）感光材料

12、探測器利用射線可使感光材料感光的原理探測射線，根據(jù)感光材料產(chǎn)生黑影的灰度及位置判斷射線的量及部位。主要用于實(shí)驗(yàn)核醫(yī)學(xué)的放射自顯影。三、核探測器的電子學(xué)線路核探測器輸出的電脈沖必須經(jīng)過一系列電子學(xué)單元線路處理才能被記錄和顯示。最基本的電子學(xué)線路有放大器、脈沖高度分析器、計(jì)數(shù)定量、記錄、顯示及供電線路等。（一）放大器放大器包括前置放大器（preamplifier）和主放大器（main amplifier）兩部分。由探測器輸出的電脈沖信號(hào)很弱小，而且形狀也多不規(guī)整，需要放大整形后才能被有效的記錄和顯示。放大器就是對(duì)電脈沖進(jìn)行放大、整形、倒相的電子學(xué)線路。 （二）脈沖高度分析器脈沖高度分析器的基本電路

13、是甄別器（discriminator），其作用是將幅度超過一定閾值的輸入脈沖轉(zhuǎn)化為標(biāo)準(zhǔn)的數(shù)字脈沖輸出，而把幅度小于閾值的脈沖“甄別”掉，這個(gè)閾值就稱為甄別閾（discriminator threshold），甄別閾的電位是連續(xù)可調(diào)的。儀器的暗電流及本底計(jì)數(shù)也可產(chǎn)生脈沖信號(hào)，但其高度明顯低于射線所產(chǎn)的脈沖信號(hào)，因此設(shè)置適當(dāng)?shù)拈撝悼蓽p少本底對(duì)測量的影響。甄別器的測量方式為積分測量。實(shí)踐中常將兩個(gè)或多個(gè)甄別器聯(lián)合使用，其中最簡單、最常用的是單道脈沖高度分析器（single channel PHA）（圖2-2），它由上、下兩路甄別器和一個(gè)反符合電路（anti-coincidence circuit）組

14、成。如果下限甄別器的閾電壓為V，上限甄別器的閾電壓為V+V，只有當(dāng)輸入脈沖的高度大于V同時(shí)小于V+V時(shí)，才能觸發(fā)反符合線路而輸出，不符合這一條件者，就不能觸發(fā)符合線路而不能輸出。這種測量方式稱為微分測量。如果將下限閾值V與上限閾值V+V之間形成的閾值差V看成一個(gè)通道，上下兩路甄別閾的差值稱為道寬（channel width），也稱為能量窗寬。根據(jù)待測放射性核素射線的能量調(diào)節(jié)脈沖高度分析器的高度和“道寬”或“窗寬”，選擇性地記錄目標(biāo)脈沖信號(hào)，排除本底及其他干擾，可提高探測效率，脈沖高度分析器也可以用于測量射線的能譜。圖2-2 單道脈沖高度分析器工作原理核射線探測儀器是由上述核射線探測器和電子學(xué)線

15、路組成（圖2-3）。圖2-3 放射性測量儀器的組成示意圖第二節(jié) 照相機(jī)照相機(jī)（ camera）于1957年由Hal Anger研制成功，因此也稱為Anger型照相機(jī)。照相機(jī)可以顯示放射性藥物在機(jī)體內(nèi)的分布及代謝狀況，獲取放射性藥物在特定臟器或組織內(nèi)的轉(zhuǎn)運(yùn)和分布信息，以二維圖像的方式反映特定臟器或組織功能及代謝變化。照相機(jī)主要由準(zhǔn)直器（collimator）、閃爍晶體、光電倍增管（PMT）、前置放大器、放大器、X-Y位置電路、總和電路、脈沖高度分析器（PHA）及顯示或記錄器件等組成（圖2-4）。圖2-4 照相機(jī)示意圖一、準(zhǔn)直器準(zhǔn)直器位于探頭的最前面，介于閃爍晶體與患者之間，主要由鉛或鎢合金等重金

16、屬制成，其中貫穿有為數(shù)不等、類型不同的孔。準(zhǔn)直器只允許特定方向光子和晶體發(fā)生作用，屏蔽限制散射光子，以保證照相機(jī)的分辨率和信號(hào)定位的準(zhǔn)確性。準(zhǔn)直器的性能在很大程度上決定了探頭的性能。準(zhǔn)直器的主要參數(shù)包括孔數(shù)、孔徑、孔長（或稱孔深）及孔間壁厚度，這些參數(shù)決定了準(zhǔn)直器的空間分辨率、靈敏度和適用能量范圍等性能。 1準(zhǔn)直器的空間分辨率 空間分辨率表示對(duì)兩個(gè)鄰近點(diǎn)源加以分辨的能力，通常以準(zhǔn)直器一個(gè)孔的線源響應(yīng)曲線的半峰值全寬度（Full Width at Half Maximum，F(xiàn)WHM），簡稱半高寬，作為分辨率的指標(biāo)。準(zhǔn)直器孔徑越小，分辨率越好。準(zhǔn)直器越厚，分辨率也越高。2準(zhǔn)直器的靈敏度 靈敏度定義

17、為配置該準(zhǔn)直器的照相機(jī)探頭測量單位活度（如1MBq）的放射性核素的計(jì)數(shù)率（計(jì)數(shù)s）。準(zhǔn)直孔越大，靈敏度越高；準(zhǔn)直器越厚，靈敏度越低；孔間壁越厚，靈敏度越低。3適用能量范圍 主要與孔間壁厚度有關(guān)，厚度0.3mm左右者適用于低能（150keV）射線探測，1.5mm左右者適用于中能（150 350keV） 射線探測，2.0mm左右者適用于高能（350keV） 射線探測。4準(zhǔn)直器的類型 按幾何形狀分為針孔型、平行孔型、擴(kuò)散型和會(huì)聚型四類。按適用的射線能量分為低能準(zhǔn)直器、中能準(zhǔn)直器和高能準(zhǔn)直器三類。按靈敏度和分辨率分為高靈敏型、高分辨型和通用型（兼顧靈敏度和分辨率的一類準(zhǔn)直器）三類。二、閃爍晶體 NaI

18、(Tl)晶體是目前應(yīng)用最為廣泛的照相機(jī)閃爍晶體。選用NaI(Tl)晶體探測射線，主要是由于碘具有高密度（3.67g/cm3）及高原子序數(shù)（Z=53），NaI(Tl)晶體與射線作用發(fā)生光電效應(yīng)的效率接近100%。但是該晶體吸濕性較強(qiáng)，吸收水后晶體變黃，導(dǎo)致穿透進(jìn)入PMT的光子減少，因此通常將NaI(Tl)晶體密封在鋁容器中。晶體的入射面和周邊涂有反射物質(zhì)（氧化鎂），將光子反射到PMT的光陰極。NaI(Tl)晶體容易破碎，使用中必須小心。放置NaI(Tl)晶體的房間溫度必須恒定（每小時(shí)變化在3），溫度的急劇變化會(huì)導(dǎo)致晶體碎裂。晶體厚度對(duì)射線的探測效率及圖像的分辨率有明顯影響。增加晶體厚度可增加射線

19、被完全吸收的概率，可提高探測靈敏度，但是也增加了多次康普頓散射的概率，降低圖像的分辨率?？梢娞綔y效率與圖像的分辨率是一對(duì)矛盾，在選擇閃爍晶體厚度時(shí)，要兼顧探測效率與圖像分辨率。三、光電倍增管光電倍增管的數(shù)量與照相機(jī)探頭的大小及形狀有關(guān)，光電倍增管的形狀也不僅是圓形，還有正方形、六角形等，這樣可縮小光電倍增管排列間的間隔，減少死角。這些光電倍增管均勻地排列在晶體的后面，緊貼著晶體。當(dāng)射線進(jìn)入晶體，與晶體相互作用產(chǎn)生的信號(hào)，被該部位一個(gè)或多個(gè)光電倍增管吸收，轉(zhuǎn)變成電壓信號(hào)輸出。由這些輸出信號(hào)的綜合和加權(quán)，最終形成顯像圖。在顯像圖中的定位取決于每一個(gè)光電倍增管接收到的信號(hào)的多少和強(qiáng)弱。光電倍增管的數(shù)

20、量多少與定位的準(zhǔn)確性密切相關(guān)。數(shù)量多則探測效率和定位的準(zhǔn)確性就高，圖像的空間分辨率和靈敏性也高，圖像質(zhì)量就能得到很大的提高。四、X-Y位置電路一個(gè)光子在晶體中產(chǎn)生多個(gè)閃爍光子，可以被多個(gè)光電倍增管接收，各個(gè)光電倍增管接收的閃爍光子的數(shù)目隨其離閃爍中心（光子處）的距離增加而減少，輸出的脈沖幅度也較小。在晶體中發(fā)生一個(gè)閃爍事件，就會(huì)使排列有序的光電倍增管陽極端輸出眾多幅度不等的電脈沖信號(hào)。這些信號(hào)輸入到X-Y位置電路，經(jīng)過權(quán)重處理就可以得到這一閃爍事件的位置信號(hào)。光電倍增管數(shù)目越多，圖像上所有脈沖的X-Y位置精度越好，即圖像空間分辨率越好。五、脈沖高度分析器光電倍增管輸出的電壓脈沖高度與射線的能量

21、成正比，脈沖高度分析器就是選擇性地記錄探測器輸出的特定高度電脈沖信號(hào)的電子學(xué)線路裝置，因此，采用脈沖高度分析器可以選擇待測射線的能量。在臨床工作中，可根據(jù)所應(yīng)用的放射性核素發(fā)射的射線能量調(diào)節(jié)脈沖高度分析器，設(shè)置窗位和窗寬，選擇性地記錄特定的脈沖信號(hào)，排除本底及其他干擾脈沖信號(hào)。在設(shè)置能窗時(shí)，窗位中心要對(duì)準(zhǔn)目標(biāo)射線的能峰，窗寬要基本包括整個(gè)光電峰。通常窗寬設(shè)置為20。例如，采用99mTc標(biāo)記的放射性藥物進(jìn)行顯像時(shí)，窗位中心設(shè)在140keV，窗寬設(shè)置為20%時(shí)，窗寬為154keV 126keV。六、模-數(shù)轉(zhuǎn)換器模-數(shù)轉(zhuǎn)換器（ADC）是將照相機(jī)輸出的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號(hào)的裝置，轉(zhuǎn)化后的數(shù)字信號(hào)才能

22、進(jìn)行電子計(jì)算機(jī)處理。常用的 ADC為 8位和 16位，即將一個(gè)模擬信號(hào)轉(zhuǎn)換為8位或16位2進(jìn)制數(shù)。ADC位數(shù)影響圖像空間分辨率，一幅相同大小的圖像，轉(zhuǎn)換位數(shù)越多，圖像就越精細(xì)。一臺(tái)相機(jī)的ADC位數(shù)取決于硬件設(shè)計(jì)。七、乳腺專用照相機(jī)乳腺專用照相機(jī)的探頭是采用兩個(gè)互成180的平板探測器組成，包括閃爍晶體探測器和近幾年發(fā)展起來的CZT半導(dǎo)體探測器（圖2-5），由于設(shè)計(jì)和性能的改進(jìn)，提高了設(shè)備的分辨率。采用99mTc-MIBI為顯像劑，對(duì)乳腺進(jìn)行顯像檢查。臨床應(yīng)用結(jié)果顯示，乳腺專用照相機(jī)對(duì)乳腺癌的檢出靈敏度與鉬靶X線機(jī)相近，可彌補(bǔ)鉬靶X線成像對(duì)高密度乳腺組織內(nèi)腫瘤檢出的不足，特異性高于鉬靶X線機(jī)。圖2

23、-5乳腺專用照相機(jī) 第三節(jié) SPECT及SPECT/CTSPECT是照相機(jī)與電子計(jì)算機(jī)技術(shù)相結(jié)合發(fā)展起來的一種核醫(yī)學(xué)顯像儀器，在照相機(jī)平面顯像的基礎(chǔ)上，應(yīng)用電子計(jì)算機(jī)技術(shù)增加了斷層顯像功能，就如同X線攝片發(fā)展到X線CT一樣，是核醫(yī)學(xué)顯像技術(shù)的重大進(jìn)步。SPECT斷層顯像克服了照相機(jī)平面顯像對(duì)器官、組織重疊造成的小病灶掩蓋，提高了對(duì)深部病灶的分辨率和定位準(zhǔn)確性。SPECT與CT及MRI影像技術(shù)不同，主要顯示人體組織器官的功能和代謝變化，對(duì)解剖結(jié)構(gòu)及比鄰關(guān)系顯示不如CT、MRI。SPECT/CT就是將兩個(gè)成熟的醫(yī)學(xué)影像學(xué)技術(shù)SPECT和CT有機(jī)地融合在一起，實(shí)現(xiàn)了功能代謝圖像與解剖結(jié)構(gòu)圖像的同機(jī)融

24、合，一次顯像即可獲得SPECT功能代謝圖像，又能獲得CT解剖結(jié)構(gòu)圖像及SPECT/CT融合圖像，實(shí)現(xiàn)了兩種影像學(xué)技術(shù)的同機(jī)融合，優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)，為臨床提供更多的診斷信息。同時(shí)還可利用X線CT掃描數(shù)據(jù)對(duì)SPECT圖像進(jìn)行衰減校正。一、SPECTSPECT由探頭（探測器）、機(jī)架、檢查床和圖像采集處理工作站四部分組成，探頭是SPECT的核心部件，根據(jù)臨床需要設(shè)計(jì)探頭數(shù)目，通常為13個(gè)，最常用2個(gè)探頭。（一）單探頭SPECT單探頭SPECT只有一個(gè)可旋轉(zhuǎn)采集的探頭（圖2-6），患者顯像檢查原始數(shù)據(jù)的采集是由單個(gè)探頭旋轉(zhuǎn)或平移完成。結(jié)構(gòu)簡單、價(jià)格便宜，但斷層顯像及掃描速度慢，患者檢查時(shí)間長。圖2-6單探頭SP

25、ECT（二）雙探頭SPECT雙探頭SPECT有兩個(gè)采集探頭（圖2-7），根據(jù)兩個(gè)探頭的相對(duì)位置分為固定角和可變角兩種。固定角90度是指兩個(gè)探頭相對(duì)位置為90度，專門為心臟檢查設(shè)計(jì)的機(jī)型。固定角180度為探測器位于相對(duì)180度的位置，主要用于全身掃描，如全身骨掃描及SPECT斷層顯像等。目前，SPECT多設(shè)計(jì)為可變角，兩個(gè)探頭可設(shè)置成為180度、90度、76度或102度成角等不同角度，以滿足不同臟器的顯像檢查。另外，還有一種雙探頭SPECT設(shè)計(jì)為懸吊式探頭，這種懸吊式設(shè)計(jì)使得探頭擺放和成角更加靈活。 圖2-7 雙探頭SPECT（三）三探頭SPECT三探頭SPECT有三個(gè)探頭構(gòu)成（圖2-8），三個(gè)

26、探頭的相對(duì)角度可變。多用于腦及心臟SPECT顯像檢查。圖2-8 三探頭SPECT（四）心臟專用SPECT心臟專用SPECT的探頭是采用半環(huán)狀（180）排列的CZT半導(dǎo)體探測器（圖2-9），進(jìn)行心肌斷層顯像時(shí)，探頭無需旋轉(zhuǎn)，提高了檢查速度，可進(jìn)行動(dòng)態(tài)斷層采集及動(dòng)態(tài)門控?cái)鄬硬杉苊饬诉\(yùn)動(dòng)偽影，提高了儀器的性能。圖2-9 心臟專用SPECT（五）雙探頭符合線路斷層顯像儀雙探頭符合線路斷層顯像儀（dual-head tomography with coincidence，DHTC）具有兩個(gè)探頭，配備符合探測電路及X線或射線的透射衰減校正裝置（圖2-10）。雙探頭符合線路斷層顯像儀可完成常規(guī)單光子核素

27、SPECT顯像，也能完成正電子核素顯像。對(duì)于DHTC探頭的NaI(Tl)晶體設(shè)計(jì)必須兼顧高能和低能兩類核素的有效探測，晶體太薄將明顯降低高能正電子核素的探測效率，因此DHTC探頭的NaI(Tl)晶體的厚度多設(shè)計(jì)為5/8或3/4英寸，也有設(shè)計(jì)為1英寸。DHTC符合線路顯像雖然能夠完成部分正電子顯像（主要是18F），但是其分辨率低，采集時(shí)間長，并且不能絕對(duì)定量，因此不能代替PET使用。圖2-10雙探頭符合線路斷層顯像儀利用SPECT進(jìn)行高能正電子核素顯像的另一種方法，是將雙探頭均配置超高能準(zhǔn)直器，直接探測511 keV超高能射線?？赏瑫r(shí)進(jìn)行高能和低能雙核素顯像，主要用于檢測存活心肌的18F-FDG

28、和99mTc-MIBI或201Tl雙核素顯像。缺點(diǎn)是超高能準(zhǔn)直器極為笨重，探測靈敏度低，圖像分辨率低。 二、SPECT/CTSPECT/CT是SPECT和CT兩種成熟技術(shù)相結(jié)合形成的一種新的核醫(yī)學(xué)顯像儀器（圖2-11），實(shí)現(xiàn)了SPECT功能代謝影像與CT解剖形態(tài)學(xué)影像的同機(jī)融合。一次顯像檢查可分別獲得SPECT圖像、CT圖像及SPECT/CT融合圖像，可以采用X線CT圖像對(duì)SPECT圖像進(jìn)行衰減校正。SPECT/CT中SPECT與CT的結(jié)合有兩種設(shè)計(jì)方式，一種是在SPECT探頭機(jī)架上安裝一個(gè)X線球管，對(duì)側(cè)安裝探測器，也就是SPECT和CT位于同一機(jī)架；另一種是在SPECT機(jī)架后再并排安裝一個(gè)高

29、檔螺旋CT，SPECT與CT位于不同的機(jī)架。圖2-11 SPECT/CT（a：PHILIPS，b：SEIMENS ，c：GE）心臟專用SPECT/CT是采用CZT半導(dǎo)體探測器的心臟專用SPECT與64排螺旋CT整合的SPECT/CT（圖2-12）。提高了儀器的整體性能，可將SPECT心肌血流灌注顯像信息與高端螺旋CT解剖形態(tài)信息，特別是冠狀動(dòng)脈是否狹窄及狹窄程度信息相融合，可從冠狀動(dòng)脈和心肌血流灌注兩個(gè)層面對(duì)心臟進(jìn)行評(píng)價(jià)，為臨床提供更全面的診斷信息。圖2-12 CZT半導(dǎo)體探測器的心臟專用SPECT/CT三、SPECT的圖像采集SPECT的圖像采集根據(jù)臨床需要可進(jìn)行靜態(tài)采集和動(dòng)態(tài)采集，平面采集

30、和斷層采集，局部采集和全身采集，以及門控采集等。其中斷層采集是利用SPECT探頭繞患者旋轉(zhuǎn)180 360，每隔一定角度（3 6）采集1幀圖像，獲得靶器官各個(gè)方向的放射性分布信息，經(jīng)過電子計(jì)算機(jī)重建斷層圖像。根據(jù)臨床需要可進(jìn)行單核素采集或多核素采集。采集的矩陣是指將視野分割成若干正方單元，以X和Y方向分割數(shù)表示，如6464，128128，256256等。在一定范圍內(nèi)矩陣越大，圖像的分辨率越高。分辨率最終受到探頭系統(tǒng)分辨率的限制，因此，像素的大小等于1/2 FWHM（半高寬）最為合適。旋轉(zhuǎn)型照相機(jī)的FWHM多為12 20mm，因此要求像素為6 10mm，對(duì)大視野探頭采用的是6464矩陣。如果矩陣增

31、到128128，每一像素的計(jì)數(shù)將會(huì)下降4倍，這會(huì)大大降低統(tǒng)計(jì)學(xué)的可靠性。采集模式包括字節(jié)模式(byte mode) 及字模式(word mode)。四、SPECT的圖像重建由已知不同方向的物體投影值求該物體內(nèi)各點(diǎn)的分布稱為圖像重建，也就是利用物體在多個(gè)軸向投影圖像重建目標(biāo)圖像的過程。計(jì)算機(jī)從投影重建的斷層圖像是離散的、數(shù)字的，是很多像素組成的矩陣。重建算法可分為濾波反投影法（filtered backprojection，F(xiàn)BP）和迭代法兩大類。五、圖像的衰減校正核醫(yī)學(xué)顯像所用核素射線的能量主要在80 500keV之間，人體組織的衰減（attenuation）對(duì)投影值有較大影響，例如，201T

32、l心肌灌注顯像心肌中201Tl發(fā)射的射線僅有25%能穿過組織器官到達(dá)前胸壁。人體軀干外圍組織很厚，導(dǎo)致斷層圖像越靠近中心部位，射線衰減越多，計(jì)數(shù)損失也越多，肥胖病人尤明顯。SPECT斷層重建算法忽略了人體組織對(duì)射線的衰減作用，使圖像定量不準(zhǔn)，出現(xiàn)偽影。人體對(duì)射線的衰減是影響圖像質(zhì)量的主要因素之一，衰減校正（attenuation correction，AC）是解決人體衰減的主要方法。AC是在探頭的對(duì)側(cè)設(shè)置放射源，利用放射源發(fā)射出的射線由患者體外穿透人體，在SPECT探頭上成像。在同一臺(tái)SPECT上同時(shí)獲得透射（transmission）圖像和發(fā)射（emission）圖像，從透射圖像求得被顯像部

33、位的三維衰減系數(shù)分布圖，對(duì)發(fā)射型斷層圖像進(jìn)行衰減校正。SPECT/CT則是利用顯像儀器自帶的CT獲得組織衰減系數(shù)分布圖。六、SPECT的質(zhì)量控制和性能評(píng)價(jià)SPECT的性能及工作狀態(tài)是影響檢查結(jié)果可靠性的重要因素之一，為了使SPECT的檢查結(jié)果最大限度地接近真實(shí)，盡量消除差錯(cuò)或偽影，為臨床提供客觀、真實(shí)的診斷信息，就必須對(duì)儀器進(jìn)行質(zhì)量控制（quality control，QC）。SPECT的質(zhì)量控制包括：均勻性、空間分辨率、平面源靈敏度、空間線性、最大計(jì)數(shù)率、多窗空間位置重合性、固有能量分辨率、旋轉(zhuǎn)中心等。對(duì)于SPECT還應(yīng)進(jìn)行斷層均勻性、空間分辨率、斷層厚度、斷層靈敏度和總靈敏度、對(duì)比度等質(zhì)量

34、控制。為獲得與臨床實(shí)際相近的SPECT整體性能狀況，可采用充有放射性核素的體模對(duì)儀器進(jìn)行性能測試，得到圖像對(duì)比度、顯像噪聲、視野均勻性、衰減校正的準(zhǔn)確性等參數(shù)，對(duì)顯像系統(tǒng)進(jìn)行綜合評(píng)價(jià)。第四節(jié) PET、PET/CT及PET/MRPET是正電子發(fā)射型計(jì)算機(jī)斷層儀英文（positron emission tomography）的縮寫，PET/CT是將PET和CT兩個(gè)成熟的影像技術(shù)相融合，實(shí)現(xiàn)了PET和CT圖像的同機(jī)融合。同時(shí)X線CT掃描數(shù)據(jù)可用于PET圖像的衰減校正，提高了PET檢查速度。隨著科學(xué)技術(shù)的飛速發(fā)展，PET/MR也逐步應(yīng)用于臨床。一、PET（一）PET的組成PET掃描儀是由機(jī)架（gant

35、ry）、掃描床、電子柜、操作工作站、分析工作站及打印設(shè)備等組成（圖2-13）。圖2-13 PET掃描儀組成示意圖1機(jī)架 機(jī)架是PET掃描儀的最大部件，由探測器環(huán)、棒源（pin source）、射線屏蔽裝置、事件探測系統(tǒng)（event detection system）、符合線路（coincidence circuitry）及激光定位器等組成（圖2-14），主要功能為數(shù)據(jù)采集。圖2-14 PET掃描儀機(jī)架結(jié)構(gòu)示意圖（1）探測器環(huán)：PET的探測器與SPECT探測器不同，SPECT探測器是一塊完整的矩形或圓形NaI(Tl)晶體，而PET探測器采用密度更高的晶體（如BGO、LSO或LYSO等），并且切割

36、成體積很小的方塊。一個(gè)晶體組塊（如66或88）和與其相連的光電倍增管組成一個(gè)探測器組塊（detector block），最經(jīng)典的是464組合，即探測器組塊由4個(gè)光電倍增管和64個(gè)微小晶體組成。將多個(gè)探測器組塊緊密排列組合成環(huán)狀，若干個(gè)探測器環(huán)再排列成一個(gè)圓筒。探測器環(huán)數(shù)越多軸向視野越大，一次采集獲得的斷層面也越多。（2）棒源：是將68鍺（68Ge）均勻地封裝在中空的小棒內(nèi)，根據(jù)設(shè)備不同可有13個(gè)活度不同的棒源；也有采用半衰期較長的137Cs棒源。棒源的作用是對(duì)PET掃描儀進(jìn)行質(zhì)量控制及透射掃描進(jìn)行圖像衰減校正。（3）隔板（speta）：隔板包括2部分，一部分是探測器環(huán)兩邊的厚鉛板，作用是屏蔽探

37、測器外的射線；另一部分為厚度為1mm的環(huán)狀鎢板，位于探測器環(huán)與環(huán)之間，將軸向視野分隔成若干環(huán)，鎢隔板的作用是屏蔽其它環(huán)視野入射的光子對(duì)，與準(zhǔn)直器的作用相似；當(dāng)進(jìn)行3D采集時(shí)，將鎢隔板撤出顯像視野，取消這種屏蔽作用。目前，僅有3D采集模式的PET已經(jīng)無隔板。（4）其它：事件探測系統(tǒng)的作用是采集探測器傳來的電子信號(hào)，并將有效的光子事件傳給符合線路。符合線路的作用為確定從事件探測系統(tǒng)傳來的光子哪些是來源于同一湮沒事件，并確定其湮沒事件的位置。激光定位器用于患者掃描定位。2掃描床 掃描床是承載檢查對(duì)象，進(jìn)行PET顯像的部件。掃描床可根據(jù)檢查需要移動(dòng)，將檢查部位送到掃描野。3電子柜 電子柜主要由CPU，

38、輸入、輸出系統(tǒng)及內(nèi)外存儲(chǔ)系統(tǒng)等組成。主要作用是進(jìn)行圖像重建，并對(duì)數(shù)據(jù)進(jìn)行處理及儲(chǔ)存。4操作工作站及分析工作站 工作站主要由電子計(jì)算機(jī)和軟件系統(tǒng)組成，它的作用主要是控制掃描儀進(jìn)行圖像采集、重建、圖像顯示和圖像儲(chǔ)存等。5打印設(shè)備 主要由打印機(jī)、激光照相機(jī)等圖像輸出系統(tǒng)組成。主要作用為輸出圖片或文字等資料。（二）PET顯像原理1湮沒符合探測 采用正電子核素標(biāo)記的藥物為示蹤劑引入機(jī)體后定位于靶器官，這些正電子核素在衰變過程中發(fā)射正電子，這種正電子在組織中運(yùn)行很短距離，即與周圍物質(zhì)中的自由電子相互作用，發(fā)生湮沒輻射，發(fā)射出方向相反、能量相等（511keV）的兩個(gè)光子。PET探測是采用一系列成對(duì)的互成18

39、0排列并與符合線路相連的探測器來探測湮沒輻射光子，從而獲得機(jī)體正電子核素的斷層分布圖（圖2-15）。圖2-15 湮沒符合探測原理示意圖2雙探頭SPECT符合探測 雙探頭SPECT符合探測系統(tǒng)的組成與雙探頭SPECT相同，有2個(gè)探頭（圖2-16）。顯像時(shí)，2個(gè)探頭互成180度，繞掃描部位旋轉(zhuǎn)。所不同的是符合探測時(shí)不需要多孔準(zhǔn)直器，使2個(gè)晶體能接收不同角度的符合光子。雙探頭SPECT符合探測系統(tǒng)采用電子準(zhǔn)直。 圖2-16雙探頭SPECT符合探測原理示意圖（三）PET采集的計(jì)數(shù)類型1單個(gè)計(jì)數(shù) 是指每一個(gè)探頭采集到的計(jì)數(shù)。一個(gè)探頭采集到的計(jì)數(shù)需要通過符合線路才能成為符合計(jì)數(shù)，一般單個(gè)計(jì)數(shù)中只有1%10

40、%成為符合計(jì)數(shù)。2真符合計(jì)數(shù) 兩個(gè)探測器同時(shí)采集到的來自同一個(gè)湮沒輻射事件的兩個(gè)光子，且這兩個(gè)光子均沒有與周圍物質(zhì)發(fā)生作用而改變方向。真符合計(jì)數(shù)是PET采集的有效計(jì)數(shù)。3隨機(jī)符合計(jì)數(shù) 符合線路有一定的分辨時(shí)間限制，在限定的時(shí)間范圍內(nèi)，兩個(gè)探測器采集到的任何無關(guān)的兩個(gè)光子也會(huì)被記錄下來。這種不是由同一個(gè)湮沒輻射事件產(chǎn)生的兩個(gè)光子出現(xiàn)的符合計(jì)數(shù)稱隨機(jī)符合計(jì)數(shù)。隨機(jī)符合計(jì)數(shù)增加圖像本底，降低信/噪比。4散射符合計(jì)數(shù) 光子在飛行過程中還會(huì)產(chǎn)生康普頓散射，光子與物質(zhì)的一個(gè)電子作用，改變了電子動(dòng)能的同時(shí)也改變了光子的運(yùn)動(dòng)方向，如果這個(gè)光子與它相對(duì)應(yīng)的另一個(gè)光子同時(shí)進(jìn)入兩個(gè)探測器，記錄下來的計(jì)數(shù)為散射符合計(jì)

41、數(shù)。它雖然是一次湮沒輻射事件，但反映出的位置不準(zhǔn)確。（四）PET圖像采集PET圖像采集包括發(fā)射掃描（emission scan）和透射掃描（transmission scan）。發(fā)射掃描方式有2D采集、3D采集、靜態(tài)采集、動(dòng)態(tài)采集、門控采集以及局部采集和全身采集等。1發(fā)射掃描 進(jìn)入人體內(nèi)的正電子核素，衰變時(shí)發(fā)射1個(gè)正電子，正電子在組織內(nèi)運(yùn)行很短距離動(dòng)能消失后即與1個(gè)負(fù)電子發(fā)生湮沒輻射，產(chǎn)生2個(gè)方向相反、能量均為511keV的2個(gè)光子。PET對(duì)這些光子對(duì)進(jìn)行采集，確定示蹤劑位置及數(shù)量的過程，叫做發(fā)射掃描。 （1）2D采集和3D采集：2D采集是在環(huán)與環(huán)之間有隔板（septa）存在的條件下進(jìn)行的采集

42、方式。2D采集時(shí)，隔板將來自其他環(huán)的光子屏蔽掉，只能探測到同環(huán)之間的光子對(duì)信號(hào)。3D采集是在撤除隔板的條件下進(jìn)行的一種快速立體采集方式，探頭能探測到來自不同環(huán)之間的光子對(duì)信號(hào)，使探測范圍擴(kuò)大為整個(gè)軸向視野。3D采集探測到的光子對(duì)信號(hào)高于2D采集的812倍，使系統(tǒng)的靈敏度大大高于2D采集（圖2-17）。但3D采集的散射符合及隨機(jī)符合量也明顯增多，信/噪比低，需要進(jìn)行散射校正。目前PET主要采用3D采集。圖2-17 2D采集與3D采集示意圖（引自Michael N. Maisey主編的Atlas of Clinical Positron Emission Tomography）（2）靜態(tài)采集和動(dòng)態(tài)

43、采集：靜態(tài)采集是臨床最常用的顯像方式。將顯像劑引入體內(nèi)，經(jīng)過一定時(shí)間，當(dāng)顯像劑在體內(nèi)達(dá)到平衡后再進(jìn)行采集的一種顯像方式；動(dòng)態(tài)采集是在注射顯像劑的同時(shí)進(jìn)行的一種連續(xù)、動(dòng)態(tài)的數(shù)據(jù)采集方法，獲得連續(xù)、動(dòng)態(tài)的圖像序列，觀察顯像劑在體內(nèi)的時(shí)間和空間變化，研究顯像劑在體內(nèi)的動(dòng)態(tài)變化過程。（3）門控采集：包括心臟門控采集和呼吸門控采集。心臟和呼吸運(yùn)動(dòng)具有周期性特點(diǎn)，利用門控方法采集心動(dòng)、呼吸周期同步的同步信息，以消除心臟及呼吸運(yùn)動(dòng)的影響。（4）局部采集和全身采集：局部采集多用于某些臟器（如腦、心臟等）或身體的某些部位的顯像；全身采集主要用于惡性腫瘤的診斷及全身評(píng)估。2透射掃描 透射掃描是利用棒源圍繞身體旋轉(zhuǎn)

44、，采集射線從體外透射人體后所剩余的光子。透射掃描和空白掃描的結(jié)果相結(jié)合可以計(jì)算得到組織的衰減系數(shù)。透射掃描的目的是對(duì)發(fā)射掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行衰減校正。3早期顯像和延遲顯像 （1）早期顯像（early imaging）：顯像劑引入機(jī)體后在組織臟器攝取的早期進(jìn)行的圖像采集，稱為早期顯像。不同的顯像劑，被不同的組織臟器攝取、代謝的速度不同，早期顯像的時(shí)間點(diǎn)也不一樣； （2）延遲顯像（delayed imaging）：延遲顯像是相對(duì)于早期顯像而言，是指在早期顯像后經(jīng)過一定的時(shí)間間隔進(jìn)行的顯像。早期顯像與延遲顯像相結(jié)合，稱為雙時(shí)相顯像（dual-time point imaging）。 （五）圖像重建PET圖像

45、重建常用濾波反投影法（filtered back-projection）和有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）兩種方法。濾波反投影法屬于解析變換方法類，其理論基礎(chǔ)是基于傅立葉分片定理（Fourier slice theorem）。濾波反投影法的優(yōu)點(diǎn)是圖像重建的速度快，SUV計(jì)算準(zhǔn)確；缺點(diǎn)是在放射性分布急劇變化的相鄰部位出現(xiàn)明顯的偽影，身體輪廓欠清晰、邊緣有較多模糊偽影，尤其是腦部外周更明顯，圖像質(zhì)量欠佳。OSEM屬于代數(shù)迭代方法類，是建立在兩種迭代重建方法基礎(chǔ)上的圖像重建方法。優(yōu)點(diǎn)是具有較高的分辨率和抗噪聲能力，重建

46、的圖像解剖結(jié)構(gòu)及層次清楚，偽影少，病灶變形少，定位及定量較準(zhǔn)確，身體輪廓清楚，圖像質(zhì)量好（圖2-18）。OSEM重建方法已基本取代了濾波反投影重建法。圖2-18. 迭代法與濾波法圖像質(zhì)量比較（六）PET的質(zhì)量控制為了保證PET掃描儀處于最佳工作狀態(tài)，獲得準(zhǔn)確的診斷數(shù)據(jù)及圖像，必須對(duì)PET進(jìn)行質(zhì)量控制。不同制造商生產(chǎn)PET，推薦的質(zhì)控項(xiàng)目及間隔時(shí)間不完全相同，一般包括以下項(xiàng)目： 1.空掃（blank scan） 空掃是每個(gè)工作日病人顯像前必須進(jìn)行的質(zhì)控項(xiàng)目?？諕呤窃趻呙枰曇皟?nèi)沒有其他物品的條件下，棒源進(jìn)行360掃描。空掃的目的是監(jiān)測探測器性能隨時(shí)間發(fā)生的飄移，并與透射掃描一起用于PET圖像的衰減

47、校正。 2符合計(jì)時(shí)校準(zhǔn)（coincidence timing calibration） 符合計(jì)時(shí)校準(zhǔn)是采用低活度棒源，校準(zhǔn)各個(gè)信道的符合時(shí)間差異，一般每周進(jìn)行1次。3光電倍增管增益調(diào)節(jié)（PMT single update gain adjustment） PMT增益調(diào)節(jié)包括位置增益和能量增益兩部分。位置增益調(diào)節(jié)是校準(zhǔn)晶體的光子信號(hào)與光電倍增管之間空間位置；能量增益是能量甄別閾窗與晶體光子信號(hào)之間的校準(zhǔn)。建議每周校準(zhǔn)1次。4歸一化校準(zhǔn)（normalization calibration） 歸一化校準(zhǔn)是采用棒源進(jìn)行360掃描，測量各個(gè)晶體的探測靈敏度差異，用以校正發(fā)射掃描數(shù)據(jù)。建議每3個(gè)月進(jìn)行一次

48、校準(zhǔn)。 5井型計(jì)數(shù)器校準(zhǔn)（well counter calibration） 井型計(jì)數(shù)器校準(zhǔn)的目的是將圖像放射性計(jì)算單位（counts/pixels）換算成井型計(jì)數(shù)器單位（Bq/ml）。具體方法是將100MBq的正電子核素（如18F）注入1個(gè)柱狀中空模型（體積為5640ml），并用水補(bǔ)充填滿模型，計(jì)算比活度（Bq/ml），并對(duì)模型進(jìn)行PET顯像，獲得35幀圖像，在35幀圖像內(nèi)畫感興趣區(qū)（ROI），即可得到ROI放射性計(jì)數(shù)值（counts/pixel），據(jù)此，可以得到這兩個(gè)單位之間換算的校準(zhǔn)參數(shù)。主要用于單位轉(zhuǎn)換，對(duì)病變進(jìn)行定量或半定量分析，如計(jì)算標(biāo)準(zhǔn)化攝取值（standardized upta

49、ke value，SUV）等。 （七）PET的性能評(píng)價(jià)美國電器制造商協(xié)會(huì)（national electric manufacturers association，NENA）于1994年制定了PET性能評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)及測試方法NEMA NU 2-1994，2001年對(duì)其進(jìn)行了更新，更新后版本為NEMA NU 2-2001。國際電工委員會(huì)（international electronic committee，IEC）于1998年制定了IEC61675-1 PET性能評(píng)價(jià)標(biāo)準(zhǔn)，此外，日本、澳大利亞、新西蘭等國家也制定了相應(yīng)的標(biāo)準(zhǔn)。2003年，我國頒布了放射性核素成像設(shè)備性能和測試規(guī)則第一部分：正電子發(fā)射斷

50、層成像裝置（GB/T18988.1-2003）。PET的性能評(píng)價(jià)需要使用標(biāo)準(zhǔn)模型進(jìn)行測試，測定結(jié)果與使用的模型有關(guān)，使用的模型不同，結(jié)果也有差異。目前，國際上多采用NEMA標(biāo)準(zhǔn)。PET性能參數(shù)測試主要包括空間分辨率、靈敏度、探測器效率、噪聲等效計(jì)數(shù)率、時(shí)間和能量分辨率等。二、PET/CTCT是利用X射線對(duì)人體解剖結(jié)構(gòu)的密度差異進(jìn)行成像的斷層顯像技術(shù)。CT提供的信息可顯示機(jī)體組織臟器解剖結(jié)構(gòu)的改變，發(fā)現(xiàn)病變并可以確定其范圍及與周圍組織臟器的比鄰關(guān)系。PET/CT是將PET和CT融為一體的大型醫(yī)學(xué)影像診斷設(shè)備。（一）PET/CT的結(jié)構(gòu)及功能PET/CT是由PET和多排螺旋CT組合而成，在同一個(gè)機(jī)架

51、內(nèi)有PET探測器、CT探測器和X線球管，共用同一個(gè)掃描床、圖像采集和圖像處理工作站（圖2-19）。如果受檢者在CT和PET掃描期間體位保持不變，重建的PET和CT圖像在空間上是一致的。 圖2-19. PET/CT（a：SEIMENS，b：GE，c：PHILIPS） PET/CT實(shí)現(xiàn)了PET功能代謝影像與CT解剖結(jié)構(gòu)影像的同機(jī)融合。一次成像即可獲得PET圖像、CT圖像及PET與CT的融合圖像，使PET的功能代謝影像與螺旋CT的精細(xì)結(jié)構(gòu)影像兩種顯像技術(shù)取長補(bǔ)短，優(yōu)勢(shì)互補(bǔ)，提高了診斷效能，同時(shí)采用X線CT采集的數(shù)據(jù)代替棒源透射掃描對(duì)PET圖像進(jìn)行衰減校正，大大縮短PET掃描時(shí)間。（二）PET/CT的

52、圖像采集PET/CT圖像采集包括CT掃描和PET掃描，通常先進(jìn)行CT圖像采集，再進(jìn)行PET圖像采集。關(guān)于PET圖像采集，發(fā)射掃描與前面所述的PET圖像采集相同，但是采用棒源進(jìn)行的透射掃描可由X線CT掃描代替，因此，可以不用進(jìn)行PET透射掃描。在PET/CT檢查中，CT掃描可以用于衰減校正、解剖定位或CT診斷。如果CT掃描僅用于衰減校正和解剖定位，可采用低毫安/秒設(shè)置，以減少病人的輻射劑量；如果用于CT診斷，建議采用標(biāo)準(zhǔn)毫安/秒設(shè)置，以優(yōu)化CT掃描的空間分辨率。（三）PET/CT的性能評(píng)價(jià)PET/CT包括PET和CT，首先，應(yīng)分別對(duì)PET和CT進(jìn)行性能評(píng)價(jià)，再對(duì)PET/CT整體進(jìn)行性能評(píng)價(jià)。PE

53、T性能評(píng)價(jià)方法及參數(shù)如前所述。CT性能測試按我國國家質(zhì)量技術(shù)監(jiān)督局與國家衛(wèi)生部于1998年12月7日頒布的X射線計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置影像質(zhì)量保證檢測規(guī)范（GB/T17589-1998）進(jìn)行。檢測項(xiàng)目共有9項(xiàng)，包括定位光精度、層厚偏差、CT值、噪聲、均勻性、高對(duì)比分辨率、低對(duì)比分辨率、CT劑量指數(shù)、診斷床定位精度。PET/CT整機(jī)的性能測試主要是采用PET圖像與CT圖像進(jìn)行融合精度評(píng)價(jià)。目前，尚無權(quán)威機(jī)構(gòu)制定的標(biāo)準(zhǔn)測試方法。三、PET/MR PET/CT顯示了融合圖像的強(qiáng)大優(yōu)勢(shì)，也預(yù)示了醫(yī)學(xué)影像的發(fā)展方向。MR比CT具有更好的軟組織對(duì)比度及空間分辨率，還能提供一些功能信息，如水彌散成像、灌注成像及

54、磁共振波譜成像（magnetic resonance spectroscopy，MRS）等。因此，PET/MR可能為臨床提供更豐富的解剖及功能代謝診斷信息。目前，PET/MR中的PET和MR有3種組合模式：一是將PET（或PET/CT）和MR設(shè)置在不同房間，采用一套運(yùn)送和支持系統(tǒng)將2個(gè)房間的設(shè)備連接起來以減少患者在兩次檢查間的體位變化，圖像通過軟件進(jìn)行融合。二是將PET和MR以同軸方式分開置于兩側(cè)，中間設(shè)置一個(gè)可以旋轉(zhuǎn)的共用掃描床，分別掃描PET和MR后進(jìn)行圖像融合（圖2-20）。以上2種組合模式的問題是PET和MR分步采集，易產(chǎn)生體位變動(dòng)，需要時(shí)間長，給臨床和科研帶來一些問題及不便。三是PE

55、T/MR一體機(jī)，也是真正意義上的PET/MR。然而，PET/MR一體機(jī)的研發(fā)需要設(shè)計(jì)一種既能在磁場中正常工作，又不影響MR成像，還要能承受射頻場影響的PET探測模塊。PET探測器常規(guī)采用的PMT，磁場能使電子偏離運(yùn)動(dòng)軌跡，導(dǎo)致PMT不能正常工作。因此，解決PET和MR的相互干擾是關(guān)鍵問題，MR強(qiáng)靜態(tài)磁場、梯度場和射頻場會(huì)影響PET性能。PET電氣部分引入的射頻噪聲、PET材料插入導(dǎo)致的磁場不均勻、位于PET機(jī)架和電路板的傳導(dǎo)結(jié)構(gòu)內(nèi)的梯度系統(tǒng)誘導(dǎo)渦電流產(chǎn)生，這些都會(huì)降低MR圖像質(zhì)量。另外，PET/MR一體機(jī)還要解決PET圖像的衰減校正問題。PET/CT的衰減校正數(shù)據(jù)可通過將CT透射掃描圖像轉(zhuǎn)換為

56、511keV的衰減系數(shù)圖獲得，PET/MR則無法提供這樣的透射掃描數(shù)據(jù)。這是因?yàn)镻ET/MR中沒有空間容納一個(gè)發(fā)射源，而且一個(gè)旋轉(zhuǎn)的含金屬的發(fā)射源，無論是X線球管、棒狀或點(diǎn)狀都會(huì)與MR磁場產(chǎn)生串?dāng)_。同時(shí)MR是基于質(zhì)子密度成像，不同于CT掃描是基于組織密度成像。因此，PET/MR要求采用MR掃描數(shù)據(jù)進(jìn)行衰減校正的新方法。圖2-20 同軸分置式PET/MR為解決PET的探測問題，嘗試了以下幾種解決方案：一是使用35m長的光纖將磁場內(nèi)閃爍晶體產(chǎn)生的光子傳輸?shù)酱艌鐾獾腜MT和電子學(xué)元件，以減少磁場的影響。缺點(diǎn)是較長的光纖導(dǎo)致50% 75%的光子丟失，降低了PET的性能。二是采用分裂磁體（split-m

57、agnet）低場強(qiáng)的MR制造PET/MR，將PET探測器置于場強(qiáng)幾乎為0的磁體間隙內(nèi)。缺點(diǎn)是低場強(qiáng)的降低了MR的性能。三是采用對(duì)磁場不敏感的雪崩光電二極管（avalanche photodiode，APD）代替PMT。經(jīng)檢測在9.4T場強(qiáng)下，仍能保持APD的性能。APD探頭為PET/MR一體機(jī)的研制提供了可能。目前，PET/MR設(shè)計(jì)中的技術(shù)問題已基本得到解決。PET/MR一體機(jī)是在MR大孔徑磁體和緊湊型PET探測器的基礎(chǔ)上，PET與MR的同機(jī)和同中心復(fù)合設(shè)計(jì)。采用APD代替受磁場干擾的PMT，節(jié)省了空間，也解決了強(qiáng)磁場對(duì)PET探測器的干擾。將APD探測器植入MR磁體內(nèi)，采用有效的屏蔽系統(tǒng)消除磁場對(duì)PET數(shù)據(jù)處理鏈的干擾，使PET與MR融于一體（圖2-21）。PET是由內(nèi)置于磁體腔內(nèi)的PET探測器環(huán)系統(tǒng)和設(shè)置在磁體外部安全區(qū)域的電子學(xué)系統(tǒng)及連接兩者的電纜組成。因此MR磁體腔的直徑越大，其所能容納的內(nèi)置PET探測器系統(tǒng)的有效內(nèi)徑也就越大。另外，一體化PET/MR要實(shí)現(xiàn)廣泛的臨床應(yīng)用，必須突破傳統(tǒng)MR線