第二节　PET/CT成像原理

PET/CT是把PET和CT排列在同一扫描轴上，共用同一机架、一张扫描床及一个图像处理工作站，一次检查可以同时完成全身的CT及PET检查，可以同时获得CT解剖图像和PET功能代谢图像，集中了断层显像和全身显像的优点，可获得冠状面、矢状面、横断面三个方向的全身断层图像，实现PET图像与CT图像的同机融合^[1]。PET图像揭示人体内部的分子代谢活动，但是图像解剖结构不清楚，而CT图像显示了人体组织的解剖结构，其高精度和高速度成像对PET图像做衰减校正。两种图像优势互补，使医生在了解生物代谢信息的同时获得精准的解剖定位，从而对疾病做出全面、准确的判断。PET/CT完成一次检查的时间远远低于传统的PET检查；PET图像和CT图像的信息可以互相参考，互为印证，产生1+1>2的效应；PET弥补了CT定性困难的缺陷，并易于发现全身转移病变，CT弥补了PET定位不精确及因生理性摄取造成假阳性的缺陷，并有助于发现不摄取放射性核素的病变。

一、PET的工作原理

PET即正电子发射断层显像（positron emission tomography），其原理是通过标记参与人体代谢的某些化合物的元素，例如，把碳、氟、氧和氮的同位素，注入人体后成为稳定的化合物，在活体内参与细胞代谢。当此类化合物的正电子与人体内的电子结合时，发生湮灭效应，产生两个能量为511keV彼此运动相反的γ射线。根据人体不同部位吸收标记化合物能力的不同，同位素在人体内各部位的浓聚程度不同，湮灭反应产生光子的强度也不同，用环绕人体的射线检测器环列（例如闪烁计数器），用符合探测的方法能探测到随位置变化的符合计数，再经过符合计数技术，即可判定这一对γ光子辐射的轨迹线，按照一定规律被计算机采集下来，其成像概念和计算机断层成像法很类似^[2]。这就是正电子显像，即PET显像。PET影像在疾病诊断上相较于CT、超声诊断仪等影像对肿瘤、神经系统和心血管系统疾病的诊断有非常独特的优势。

正电子放射性核素通常为富质子核素，它们进行β⁺衰变时会发射带正电荷的电子（β⁺），即正电子，其质量与带负电子的自由电子相同（表1-1）。

其中P为质子，n为中子，β⁺为正电子，ν为中微子。

正电子是一种反物质，在介质中仅运行较短的距离（1mm左右），即与邻近的自由电子结合而消失，其质量转化为一对能量相等（511keV）、方向相反的γ光子，这一过程称为湮灭辐射（图 1-1）。

符合探测技术能在符合电路的时间分辨范围内，检测同时发生的放射性事件，进行正电子的示踪成像。只有在规定的时间窗内被互为180°的晶体捕获的两个光子才能称为一个符合事件，符合事件包含三种情况（图1-2）：①真符合：即晶体捕获的是一对真正的同时发生的γ光子；②随即符合：在时间窗或分辨时间内，不是同时发生或不是来自同一位置的两个γ光子被记录；③散射符合：γ光子在飞行期间因发生康普顿散射而改变运动方向，没有进入本该被探测到的探测器内，而是与其他飞行的γ光子同时进入两个相对的探测器中。真符合事件是构成PET图像所需的γ光子，而随机符合与散射符合都和噪声一样，会降低图像的分辨率和对比度，影响图像质量。真符合事件越多，PET图像质量越好。

正电子湮灭作用产生的γ光子对同时击中对称位置的探测器对时，单侧探测器接收到γ光子后产生相应的一个定时脉冲，该脉冲输入符合线路进行符合甄别，挑选真符合事件并记录。符合线路设置了一个时间常数很小的时间窗（通常≤15ns），同时落入时间窗的定时脉冲被认定为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光子对，从而被符合电路记录。γ光子对只有同时在探测器对的视野立体角内才能被探测到。这种利用湮灭辐射特点和两个探测器对输出脉冲的符合来确定闪烁事件位置的方法为电子准直。

电子准直为正电子符合成像的一大特点，它废弃了沉重的铅准直器，改善了图像的灵敏度和均匀性，提高了探测效率，避免了准直器对分辨率及均匀性的影响。

晶体捕获到体内的γ光子后，在晶体内部产生光输出，该输出被光电倍增管接收并放大、数字化处理，这样一次符合事件的能量和空间位置信息被记录、处理的过程所需要的时间称为死时间。这段时间探测系统将不能接收新的γ光子计数，也就是会使这期间的数据丢失。死时间越短，图像质量越好。

PET显像一般分为2D和3D两种扫描方式。2D模式指探测环与环之间的隔栅伸出，符合仅发生在相对的探测器的空间内；而3D模式探测环与环之间没有隔栅阻挡。因此2D模式的散射符合远低于3D模式，但也有可能丢失部分符合事件而导致灵敏度下降；3D模式灵敏度高，但由于散射符合的增多会降低图像质量。

PET在数据采集过程中，不可避免地受到很多物理因素的影响，为保证图像重建的质量和定量分析的精确度，必须进行数据校正。

也称探测器灵敏度校正。探测效率的不均一性是由于组成探测系统的各个探测器接收同样强度的辐射时产生的计数率不同引起的，探测器的灵敏度与探测器的性能差异和几何结构（尺寸、形状）有关，对这些造成探测灵敏度差异的因素进行校正的过程称为探测器归一化校正。

如果探测器接收同一强度的辐射，各符合线上的计数反映了探测效率，所有符合线计数的平均值与该符合线的计数值之比即为各对探测器的归一化因子。定期用旋转线源或均匀的柱源测试系统探测的不均匀性，并将测试结果转换成校正系数图进行校正。

由于放射性核素存在自然衰变，因此需要进行衰变校正。

衰变校正系数为 I=exp（t·Ln2/T_1/2）

（t为采集开始后的某一时刻；T_1/2为所用放射性核素的半衰期）

设I为在t时刻测得的数据，则I₀=I×D

γ光子经过人体组织时会被人体组织吸收，称为放射性核素的组织衰减。组织衰减的存在会使采集到的图像失真，为了防止图像的畸变和伪影，需要对组织衰减进行校正。PET/CT采用CT扫描获得的人体组织密度的精细分布，进行人体组织衰减校正。

两个不相关的光子在符合时间内被检测称为随机符合。PET定量分析时必须把这部分非真符合计数去除。最常用的方法是延迟符合窗法，将两路探测信号都一分为二，其一参与正常符合记录为即时符合事件，其二有一路信号通过延时器，然后与另一路未延迟的信号在延迟时间窗内符合为延迟符合事件，通过即时符合计数减去延迟符合计数进行随机符合校正。

延迟窗与符合时间窗的死时间特性相同，避免了由于死时间不同带来的测量误差。但由于随机符合计数的统计误差被带进了真符合计数中，会使真符合计数的统计误差增大。

γ光子在飞行过程中产生康普顿散射，γ光子散射后能量发生变化，使用能量窗可以除去大部分散射的影响。2D扫描模式因为隔栅的存在使散射符合计数较少，基本上可以忽略不计。3D扫描模式必须进行散射校正。

散射分数可通过模型实验计算或估算，并在重建处理前或处理过程中予以减除或补偿。校正方法有多种，包括双能窗法、多能窗法、卷积/减除、解析运算以及蒙特卡罗法等。不同公司使用的方法可能不一样。

射入闪烁器的γ光子，通过光电吸收和康普顿散射两种主要方式完成能量转换，光电吸收和康普顿散射产生不同能量分布的光电子。光电吸收时γ光子的能量完全转换给电子，因此光电子能量集中在较高较窄的能谱段上，而康普顿散射产生的光电子的能量随散射角的变化而分布在较低能谱段上。双能窗校正法设置了主能窗和康普顿能窗两个能窗，可以除去大部分散射符合计数，但无法区分康普顿符合与真符合的交叉部分。多能窗校正法可以获得不同能谱段多点康普顿符合和真符合计数，通过拟合可以很好地区分两种符合计数的分布函数，从而有效地进行散射符合校正。

死时间是指系统处理每个事件所需的时间，它取决于探测器与电子学的时间特性以及数据处理器的速度、随机缓存器的性能等诸多因素。如果在后一个湮灭事件发生之前来不及处理完前一个事件，这两个事件就会丢失，这就是死时间损失。

系统死时间造成了符合计数的丢失，计数丢失随计数率的增高而增多，它将影响定量分析的准确性。把不同计数率条件下的死时间计数丢失进行模型化测试。通过测试获得校正参数。死时间校正不仅弥补了死时间造成的计数丢失，还有效地减少了由于高计数率脉冲堆积带来的定位误差。

进行PET采集时人体的某些脏器处于不断运动中，脏器运动造成的伪影将影响临床诊断。心脏搏动和呼吸代谢的胸腔运动有很强的时相规律，可以用与其有相同时相周期的生理信号来同步采集。在同步信号的调控下采集不同相位的影像，然后把不同时相的影像进行归一化匹配，达到对脏器运动的校正。

数据重建分为二维重建算法与三维重建算法。前者主要有滤波反投影重建和迭代法重建。滤波反投影法基本原理是：首先对角度数据进行傅里叶变换成频数函数，然后在频域内采用斜坡滤波器对重建矩阵的所有数据进行滤波处理，最后进行反投影技术重建图像，并对重建图像二次滤波去除星状伪影，再将频域图像转换回空域，便于显示和阅读。迭代法主要基于对特定算法获得的目标函数进行最大或最小化处理。该算法的最大优点在于能够综合利用各种不同的先验信息，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。三维重建需要将测得的投影数据与估算的补偿数据一起通过滤波反投影等方法进行计算，目前常用的方法有三维数据重组法和CD-RAMIA算法。

目前PET显像中广泛使用的是迭代法重建中的最大似然期望值最大值法（maximum likelihood expectation maximization，MLEM）和有序子集期望最大值法（ordered-subsets expectation maximization，OSEM）。

PET横断面图像已经可以反映脏器的全貌，将PET横断面图像通过坐标变换显示脏器的矢状面和冠状面，三者结合阅读，有利于临床诊断。

二、CT工作原理及应用^[2-4]

PET/CT中的CT是多层螺旋CT（multi-slice CT，MSCT），其原理、结构等与单独的MSCT完全相同。MSCT与层面扫描的普通CT不同，是在旋转式扫描的基础上，通过滑环技术与检查床连续平移实现的。X线球管可连续旋转实现连续扫描，同时检查床沿着纵轴方向连续平直移动，这样X线球管的旋转和连续动床同时进行使X线扫描的轨迹呈现螺旋状，因而称之为螺旋CT。

MSCT扫描机的硬件构成大体分为三部分：成像系统、计算机系统和图像显示系统。成像系统包括扫描机架、X线球管、探测器、准直器、检查床等；计算机系统要求运行速度快、容量大、稳定性高；显示存储系统要求显示器分辨率高，存储容量大、传输速度快。

发自X线球管的X线束通过受检者人体衰减后，由位于X线球管对侧的探测器及数据采集系统检出并测量出其衰减值。探测器将检测到的X线转换为电压，电压值与X线强度成正比，与X线在径路上的衰减程度成反比，形成模拟信号，再由数据采集系统转换为相应的数字数据，这一过程称之为“模数转换”，所获得的数据称为原始数据。

原始数据经计算机处理后形成影像数据，计算出每一个体素的X线衰减值对应的像素值，即CT值。计算方法包括反投影法、迭代法、解析法等，目前多应用解析法中的滤波反投影法。

计算出每一像素的衰减值后，计算机将其转换为灰度之后投影于监视器屏幕上形成可视影像，这一转换称为“数模转换”。

CT图像上物质的密度是由物质对X线的衰减系数来体现的。为了描述方便，CT采用相对值来描述体素的X线密度，单位为亨氏单位（Housefield unit，Hu）。 规定以水的CT值为0Hu，骨皮质最高，为1000Hu，空气最低，为-1000Hu，人体中密度不同的各种组织的CT值则居于-1000～1000Hu的2000个分度之间（表1-2）。

窗宽指图像上16个灰阶所包括的CT值范围，在此CT值范围内的组织均以不同的模拟灰度显示，CT值高于此范围的组织均显示为白色，而CT值低于此范围的组织均显示为黑色。窗宽的大小直接影响图像的对比度，加大窗宽图像使层次增多，组织对比减小，缩窄窗宽使图像层次减少，对比增加。窗位为窗的中心位置，一般应选择欲观察组织的CT值为中心。窗位的高低影响图像的亮度，提高窗位图像变黑，降低窗位则图像变白。

部分容积效应是指在同一扫描层面内含有两种以上不同密度的物质时，所测得的CT值是它们的平均值，不能如实反映其中任何一种物质的CT值，这种现象称之为部分容积效应。在CT扫描中，凡小于层厚的病变，其CT值受层厚内其他组织的影响，所测出的CT值不能代表病变的真正CT值。部分容积效应的程度与扫描层厚成正比，层厚越薄，部分容积效应就越小。

扫描层厚指在扫描选择参数时所确定的体层厚度。重建层厚是指为了便于图像显示而指定计算机处理数据得到的图像层厚。

螺距是指螺旋CT扫描时X线球管螺旋扫描一周患者检查床移动的距离与扫描层厚之比。

1.大大提高时间分辨率；

2.提高图像纵轴分辨率；

3.节省对比剂用量；

4.降低球管损耗；

5.覆盖解剖范围更长。

因此，MSCT使检查时间缩短，减少了候诊时间；容易完成难于合作患者的检查，有利于运动器官的成像和动态观察；可一次快速完成胸部、腹部、盆腔的检查；连续层面图像可以避免小病变漏诊。

不使用对比剂进行一般扫描，又分为常规平扫、低剂量平扫和高分辨平扫（high resolution CT，HRCT）。低剂量平扫是指扫描剂量约相当于常规剂量的1/3甚至更低，主要用于正常人群的肿瘤筛查。HRCT一般使用较高的X线剂量（120～140keV，200～240mA），较薄的层厚（<1.5mm）进行扫描，使用高分辨率算法（骨重建算法）进行重建，进而提高局部图像的分辨率。通常用于显示肺间质、弥漫性肺病变的细节及局部病灶的精细结构。

静脉注入水溶性含碘对比剂后再进行扫描，目的是提高病变组织同邻近组织器官之间的密度差别，显示平扫未显示或显示不清的病灶，根据病灶有无强化及强化方式来判定病灶的性质。

PET/CT显像中CT的主要作用是图像衰减校正和提供精确解剖定位，因此通常采用低剂量CT平扫，必要时在PET检查完成后加做同机CT增强扫描或针对局部病灶行HRCT扫描。

MSCT后处理技术包括2D和3D两方面。

2D后处理技术主要指多层面重组技术（multi-planar reformation，MPR），它是将一组横断面图像的数据通过后处理使体素重新排列，使其在显示屏上能够根据诊断的需要显示任意方向的二维断面图像，使原来不在一个层面的组织结构可以在一个层面上显示，从而在一定程度上弥补了CT不能按任意角度扫描的缺陷。曲面重建（curved planar reformat，CPR）是MRP的一种特殊形式，可在一个指定参照平面上，由操作者沿感兴趣器官画一条曲线，并沿该曲线作三维图像重建，从而获得曲面重建的图像。该方法可以使观察者能够看到某个器官的全貌。

3D后处理技术包括表面遮盖显示（surface shade display，SSD）、最大密度投影（maximum intensity projection，MIP）、容积再现技术（volume rendering technique，VRT）和仿真内镜（virtual endoscopy，VE）。

SSD是将连续平面图像形成的三维模型，以选定的CT值为界限形成多组界面，可以逼真地显示骨骼系统及增强血管的空间解剖结构，能获得仿生学效果。对体积、距离和角度的测量准确，可进行三维图像操作。

MIP是按操作者观察物体的方向作一投影线，以该投影线经过的最大密度（强度）体素值作为结果图像的像素值，投影图像的重组结果，低密度的组织结构都被去除，提取所设定CT阈值以上与周围密度对比最大的像素重新组成影像。

VRT是将选取的层面容积数据的所有体素通过计算机的重组，给特定的CT值体素赋予相应的颜色、亮度、对比度和透明度，从而更好地区分不同的组织和器官，可以同时显示多器官或组织及其相互关系。

VE是指在三维重建的基础上，在受检脏器的腔内选择好视点的行进路线，将内部结构的投影显示在平面上。计算机可以保留这一系列显示结果的图像，按电影序列反复回放，其效果与光纤内镜相仿。

没有衰减校正的图像会失真和产生伪影，从而造成假阳性和假阴性，经典的PET用正电子源（⁶⁸Ge/⁶⁸Ga）或γ射线源（¹³⁷Cs）进行衰减校正。CT图像上的Hu值由穿透人体的X线产生不同程度的组织衰减得到，反映了体内正常或异常的组织密度变化情况。逻辑上把Hu转变成衰减系数得到透射图像是可行的，但511keV的光子和CT的X线光子的衰减系数不同，需要用数学算法转换二者之间的不同，从而对组织的衰减进行更准确校正。应用CT数据进行衰减校正，降低了PET发射图像的统计噪声，提高了校正精度。

传统PET显像时每位受检者要序贯进行发射扫描及透射扫描，从颅底到大腿近段需要5～7个床位，每个床位发射扫描需要2～3min，总的检查时间为10～20min。以⁶⁸Ge/⁶⁸Ga或¹³⁷ Cs进行透射扫描，同样需要每个床位2～3min，扫描5～7个床位，而CT采集从颅底到大腿的时间一般小于1min，因而透射扫描时间明显减少，允许每个床位3min采集时间。这使得总的检查流量增加约50%。

尽管PET的灵敏度较高，但由于空间分辨率较低，在定位准确性方面远远低于CT及MRI。PET/CT利用CT图像可以对PET/CT图像进行精确定位，并清晰地显示病灶侵犯范围、与周围组织器官的关系，大大提高了诊断的准确性。

CT图像有助于识别一些组织器官的生理性摄取；发现一些较小或放射性不高的病灶，减少PET的漏诊；同时CT图像特点有助于为PET的定性提供有用的辅助诊断信息。Osman MM等^[5]回顾性分析了250例已知或可疑肿瘤患者PET/CT检查中的CT结果，显示未进行增强扫描时发现了7个临床重要病变，包括3例不确定的肾脏病灶，1例肾脏实性占位，1例腹主动脉瘤，1例硬化性骨转移和1例肝硬化门脉高压，这些病变单独由PET未能发现，PET扫描正常时约2.8%会有CT异常，因此PET/CT中的CT图像应仔细观察。

三、PET/CT的主要性能参数^[1-5]

PET/CT的性能指标是决定PET/CT系统的成像质量和设备档次、级别的一些参数，分为PET性能指标、CT性能指标及PET/CT整体性能指标。

指当一个光子通过探测器晶体时，能够被记录下来的概率。

并非所有入射到探测器晶体的光子都能被记录下来。当两个光子几乎同时到达一块晶体时，因为两个光子到达的时间间隔太小，以致使两次闪烁光重叠在一起，产生一个又高又宽的脉冲。由此计算出的光子能量因超出能窗上限而不被记录，致使两个光子都丢失了。刚好使重叠脉冲的能量不超过能窗限制时，两个光子入射的时间间隔定义为死时间。如果两个光子到达晶体的时间间隔很短，在第一个光子被接收并处理时，第二个光子到达，因系统处于不应期而造成光子丢失。这两种情况加在一起构成光子的总丢失，使探测器的计数率随光子入射率的变化呈现出上升区、饱和区和瘫痪区。这提示显像剂的用量要适当，以保证探测器工作在上升区。

能量分辨率是指探测器对射线能量的甄别能力，用某一射线能量分布曲线的半峰值全宽度（fullwidth athalfmaximum，FWHM），简称半高宽，以及该曲线峰位的百分比来表示。能量分辨率的好坏会影响空间分辨率、噪声等效计数率等指标，会降低对散射符合甄别的能力，影响图像质量。

空间分辨率是指探测器在X、Y、Z三个方向能分辨最小物体的能力，它是以点源图像在X、Y、Z三个方向的空间分布函数曲线的半高宽（FWHM）表示，单位是毫米。空间分辨率的好坏直接影响设备对病变的检出能力。

时间分辨率是指正电子探测器可计数的两对γ光子之间最短时间间隔，是时间响应曲线的半高宽（FWHM），单位为纳米。时间分辨率的好坏取决于探测器对γ光子对的响应时间的长短。

PET符合计数中包括真符合、随机符合、散射符合计数，把除了真符合计数之外的计数都归为噪声，可以把噪声等效计数率作为衡量信噪比的标准。噪声等效计数率定义为对于各次符合采集数据，与无散射和随机符合具有相同信噪比的真符合计数。该值越高，采集到的数据信噪比越高，图像的对比度越好，成像质量越高。辐射强度由小到大逐渐增加，开始时真符合计数率的增加高于散射和随机计数率；随着辐射强度的进一步增加，散射和随机计数率的增加会高于真符合计数率的增加，此时采集数据的信噪比下降，图像质量变差。

理想的PET系统对视野中任何位置的放射源应有相同的探测能力，即对视野中置入的均匀放射源所成的图像应为各点计数相同的均匀图像。但由于计数的统计涨落以及探头非均匀性响应，即使是均匀放射源的图像上也会出现计数偏差，该偏差越小，均匀性越好。常用相对偏差的大小来描述均匀性。

指单位时间内、单位辐射剂量条件下获得的符合计数，是衡量探测器在相同条件下获得的计数多少的能力。灵敏度高的PET探测器获得一帧相同质量的图像所需要的时间较短或所需要的显像剂活度较小。

是探测器在单位时间内能计量的最大计数率。探测器计量的计数率是随辐射剂量的增加而增大的，但系统达到饱和后，即使辐射剂量强度继续增加，此时计数率也不再增加反而下降。

MSCT扫描时要求连续曝光，产热量大，不及时散热影响后续扫描，这就对X线球管的性能提出了更高的要求。球管热容量和散热率是标志X线球管性能的主要指标，热容量大、连续工作时间长，同样散热率越大，该球管的性能越好。目前多采用大热容量阳极的球管，且采用了不同的高效散热方式。热容量一般大于6.5MHu，散热率达 750～1400kHu。

直接与CT设备的档次有关，超薄层厚和快速扫描要求X线发生器的功率越来越大。现在高档CT的发生器功率多为60kW。

X线球管电压决定了发射X线的能量，即X线的穿透能力。提高管电压可以提高图像的空间分辨力，但降低了软组织的对比度，同样也增加了受检者的照射剂量。一般要求X线球管的电压变化范围为80kV、100kV、120kV、140kV。X线球管的管电流决定了发射X线的强度，即X线光子的数量。管电流过低会影响图像质量，增加管电流可以提高图像的密度分辨力，提高软组织的对比度，但强度过高也会增加患者的辐射剂量，降低球管使用寿命。

包括探测器单元大小、数量、类型、探测效率、响应速度、余辉、输出信号强度、各探测单元的均匀性等。探测器数目越多，采集数量越大，重建图像质量越好；探测器排数越多，采集的纵向视野越大，采集时间越短；探测单元越小，空间分辨率越高。

无金属部分的最大移动范围应大于160cm，移动精度为0.25cm，保证移动精度的条件下最大载重量应为200kg。

应不小于70cm。

指扫描框架旋转部分每旋转360°所需的时间，目前高档CT的扫描速度0.5～0.8秒/圈。

指轴向扫描的距离，用长度表示，目前多数CT的扫描范围可达150cm以上。

一般称为视野，指可重建影像的范围，用可见影像的直径表示。对于70cm以下孔径的CT有两个扫描视野，头部检查为25cm的视野，体部检查为50cm的视野；80cm大孔径CT多了一个60cm的扫描视野，更适合超肥胖受检者和放置放疗定位架。

层厚指横断面图像的厚度，由探测器的实际检测宽度决定。层厚越小，空间分辨力越高，但层厚越小探测器的照射面积越小，在相同剂量下，噪声越大，要获得好的图像质量，必须增加管电流，这样既增加球管的负荷又使受检者辐射剂量增加。

不低于2帧/秒。

是构成图像的像素阵列。它的大小决定了图像像素的大小和数量，即图像的分辨率。矩阵分扫描矩阵和显示矩阵，目前扫描矩阵最大为512×512，显示矩阵有512×512、1024×1024 等。

即空间分辨率，是在高对比条件下（ΔCT>100Hu）分辨相邻两个最小物体的能力。它是描述CT图像影像质量的重要指标之一，与图像的矩阵和长轴方向层厚有关，常用每厘米的线对数来描述。目前MSCT的高对比度分辨力可达24LP/cm。

即低密度分辨率，指在低对比度条件下（ΔCT<10Hu）分辨物体微小差别的能力，常用百分单位毫米数表示（%/mm），通常CT的低对比度分辨范围为0.25%～0.5%/1.5～3mm。

CT扫描的辐射剂量按照单位厚度轴向体层所接受的剂量——CT剂量指数来评估。受检者所受到的辐射剂量除受设备本身及曝光条件影响外，还与受检者本身胖瘦及扫描范围有关。

噪声水平是指均匀物质的图像上，某一区域CT值偏离平均值的程度，通常以感兴趣区中均匀物质CT值的标准偏差表示，不应大于0.35%。

描述中心区域与边缘区域CT值的偏差程度，不应大于4Hu。

用不同密度材料的CT值来描述CT值的线性，反映CT值与密度的相关性。

PET/CT的整体性能指标主要为PET图像与CT图像的融合精度，影响因素主要为检查床的水平偏差。

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