第十一章　核医学临床分子显像仪器及进展

临床核医学仪器是开展核医学显像工作的必备要素，也是核医学发展的重要标志。1951年美国加州大学Cassen成功研制第一台闪烁扫描机，并采用钙化钨晶体和准直器获得的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γ照相机，也称为Anger型γ照相机，实现了核医学显像检查的一次性成像，也使得核医学从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。1963年David Kuhl研制了X线CT，1979年Kuhl和Edwards成功研制了第一台单光子发射型电子计算机扫描仪（single photon emission computed tomography，SPECT），并于20世纪80年代广泛应用于临床，实现了断层显像，解决了平面显像组织器官重叠对病灶检出的干扰，提高了分辨率。1974年研制成功第一台正电子发射型电子计算机断层扫描仪（positron emission computed tomography，PECT），简称PET，由于价格昂贵等原因，直到20世纪90年代PET才广泛应用于临床，特别是近几年PET/CT的出现，实现了功能影像与解剖影像的同机融合，优势互补，使正电子显像技术发展非常迅猛。随着SPECT/CT的临床使用，也必将极大地推动单光子显像技术的进展。

核医学显像仪器经历了从扫描机到γ照相机、SPECT、PET、PET/CT、SPECT/CT、PET/MR的发展过程。根据其用途，又分为临床型和研究用小动物分子影像仪器，包括micro-PET和micro-PET/CT，micro-MRI和micro-PET/MR等，这些装置的原理、结构和功能与临床型设备基本相同，主要是根据动物大小设计不同孔径的探测器，其孔径分辨率比临床型更高。最近，又推出了以半导体探测器代替晶体闪烁探测器的显像仪器，大大提高了探测的敏感性和分辨率，对核医学显像仪器的发展具有划时代的意义。

第一节　SPECT

单光子发射型电子计算机断层显像仪（single photon emission computed tomography，SPECT）是Anger型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，SPECT是核医学显像技术的重大进步。SPECT断层显像与γ照相机的平面图像相比具有明显优越性，克服了平面显像对器官、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。

γ照相机（γ-camera）是核医学实现一次成像的基本显像设备，可以显示放射性药物在组织脏器内的分布及代谢状况，获取放射性药物在体内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，获得平面图像。γ照相机是SPECT的基本组成部分，SPECT包含有1～3个安装在扫描机架上γ照相机探头，探头可以围绕患者旋转，经计算机重建获得断层图像。因此，要理解SPECT首先要理解γ照相机，全面理解Anger型γ照相机有助于对SPECT断层显像的理解。

一、γ照相机

Anger型γ照相机主要由准直器（collimator）、闪烁晶体、光电倍增管（PMT）、预放大器、放大器和X、Y位置电路、总和电路和脉冲高度分析器（PHA）及显示或记录器件等组成（图11-1）。

1.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铸成不同的类型的孔制成。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、敏感性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 maximum，FWHM），简称半高宽作为分辨率的指标。准直器孔径越小，分辨率越好。准直器越厚，分辨率也越高。

（2）准直器的敏感性：

敏感性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，敏感性越高；准直器越厚，敏感性越低；孔间壁越厚，敏感性越低。

（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。按敏感性和分辨率分为高灵敏型、高分辨型和通用型（兼顾敏感性和分辨率的一类准直器）三类。

2.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，主要是由于具有高密度（3.67g/cm³）以及高原子序数（碘Z = 53）。NaI（Tl）晶体有吸湿性，吸收水分后导致晶体变黄，导致穿透进入PMT的光子减少。因此，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2～3℃之内），温度的急剧变化会导致晶体破裂。

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，可提高探测敏感性；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。因此，在选择闪烁晶体厚度要兼顾探测效率与图像分辨率。为保证良好的空间分辨率，多选用较薄的晶体，常用的晶体厚度为3/8英寸（1英寸≈ 2.54cm）。另外，使用发射不同能量射线的核素也要选择不同厚度的闪烁晶体，一般射线能量越高，选择晶体的厚度增加。光子探测效率也增加。NaI（Tl）晶体的大小可根据需要进行加工，晶体的直径可以25～50cm，目前，矩形大视野NaI（Tl）晶体可达到50cm × 60cm。

3.光电倍增管

早期的γ照相机只有19个圆形光电倍增管（photomultiplier tube，PMT），现在的γ照相机有37～107个光电倍增管，通常一台γ照相机多采用55个光电倍增管。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，最终形成显像图像。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，显像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。

4.X、Y位置电路

光电倍增管输出的信号比较微弱，需要放大后才能进行处理。γ照相机的信号放大分包括预放大器和线性放大器两部分，其中预放大器对光电倍增管输出脉冲进行初步放大，同时匹配光电倍增管与后续电子学线路之间阻抗，以便系统地对脉冲进一步处理。脉冲经过预放大器放大后脉冲有一定高度，再通过线路进入线性放大器。线性放大器进一步放大来自预放大器的脉冲信号，并输出到X、Y位置电路。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。

5.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^99mTc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154～126keV。

6.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位二进制数。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。

二、SPECT

SPECT由探头（也称为探测器）、机架、检查床及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，通常一台SPECT设计1～3个探头。

在SPECT系统的设计中主要考虑平面显像和断层显像的通用性，在许多临床应用中，SPECT断层显像是平面显像重要补充。在临床应用的一些领域（如骨扫描等）多采用平面显像，然而在其他领域（如心肌灌注显像和脑显像等）SPECT断层显像是最佳的显像方法。

专用型SPECT断层显像系统的探测器就像PET一样设计为环状，并且已经有所发展，但是专用型SPECT不能兼顾平面显像和断层显像两种功能，而且不能满足扫描过程中探测器全程贴近患者的采集需求。因此，专用型SPECT系统的发展更注重适应满足SPECT断层显像的需求。

1.单探头SPECT

单探头SPECT只有一个可旋转采集的探头（图11-2），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，但断层显像扫描速度慢，患者检查时间长。

2.双探头SPECT

双探头SPECT有两个采集探头（图11-3），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°是指两个探头相对位置为90°，专门为心脏检查设计的机型。固定角180°为探测器位于相对180°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°、90°、76°或 102°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。

3.三探头SPECT

三探头SPECT有三个探头构成（图11-4），三个探头的相对角度可变，多用于脑及心脏SPECT显像检查。

4.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11-5）。双探头符合线路断层显像仪可完成常规单光子核素SPCET显像，也能完成高能正电子核素显像。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英寸（1英寸≈ 2.54cm）或3/4英寸，也有设计为1英寸。为满足临床诊断所需的足够符合计数率，DHTC的探头使用了一系列特殊设计以保证较高的计数率。DHTC价格明显低于PET，属于SPECT的一种。DHTC符合线路显像分辨率低，不能绝对定量，因此，不能代替PET使用。

另外，利用SPECT进行高能正电子核素显像的方法是将双探头均配置超高能准直器，直接探测511keV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^99mTc-MIBI或²⁰¹Tl双核素。缺点是超高能准直器极为笨重，检测敏感性低，图像分辨率差。

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。临床上多采用单核素显像，进行单核素采集，也有采用多核素显像，进行多核素采集。通常根据所用放射性核素设置能量窗高和窗宽，一次检查可以设置1～3个能量窗，实现单核素单能量采集或单核素多能量采集，也可以进行2～3个核素同时采集。

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1/2FWHM（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。此外，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。就单独为贮存所采集的数据来说，贮存容量就需增加4倍。再加上由于图像重建、滤波、衰减校正等运算量的增加，以及全部断层数据量的增加，就更需要增加贮存容量和处理的时间。

采集模式包括字节模式（byte mode）及字模式（word mode）。字节模式（byte mode）指每个像素的深度为一个字节，其贮存空间为2⁸ = 256计数。字模式（word mode）指一个像素的深度为2个字节，其空间为2¹⁶ = 65 536计数。当像素中累计计数达到空间极限时，称为饱和，此时不仅不能再贮存记录新到的信号，原计数值也将回到0（称为溢出，overflow），然后从0开始重新累计计数。实际工作中必须避免这种情况，所以计数率高的采集（如静态采集和高剂量动态采集）和矩阵小、像素数量较少时宜用字模式，但字模式所需贮存空间将增加数倍。

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。电子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 back projection，FBP）和迭代法两大类。

1.滤波反投影法

图像重建是将每个平面图像划分为按矩阵（matrix）排列的图像单元（picture element），这些图像单元称为像素（pixel）。矩阵是指将探头视野分割成若干正方单元，以横向和纵向分割数表示，如 64 × 64，128 × 128，256 × 256等。采用滤波反投影法进行图像重建，投影是断层图像沿投影线的积分，重建则是其逆运算，因此，可以推导出用投影表示断层图像的解析式。解析法直接套用该公式，并可分为滤波（filter）和反投影（back projection）两个步骤。反投影就是将各投影值均匀分配给投影线经过的每个像素，叠合在一起就生成了模糊的断层图像。原因是在重建过程中丢失许多高频成分，而图像的细节、物体的边缘、噪声在频域中通常表现为高频成分，这就使得点源发散，周围产生许多本底影，导致中心值的相对降低，在图像上表现为星状伪影。滤波则对投影值做Ramp函数高频提升预处理，使反投影生成的图像清晰化。由于高频成分中包含有大量的噪声数据，如果简单地依照标准选择，重建后图像的品质较低。理想的滤波函数应该在低频段，增强其中频率相对较高的部分，因为此时图像的功率大于噪声；在高频段，函数的功能主要是滤波，高频响应逐渐减弱。但是，理想滤波函数难以实现。平行束和扇形束投影都可使用滤波反投影法，它的运算速度快，可以根据临床需要采用不同的滤波方法，图像质量可以满足临床要求，因此，SPECT多采用FBP法进行图像重建。

任何图像都可以分解为一系列不同空间频率的成分，低频成分表现图像中灰度变化缓慢的大块组织，高频成分表现图像的细节和边缘。在滤波反投影法重建断层图像的过程中，高频统计噪声被Ramp函数放大了，为了抑制噪声和消除伪像，加入了低通滤波器。它的截止频率越低，噪声消减越彻底，但是有用的高频成分损失也越多，图像越模糊。低噪声和高分辨率对滤波器的要求是矛盾的，需折中选择。因此，应当根据临床需求，合理选择函数及其参数来保证图像的精度与分辨率，常用的滤波有以下几种方法。

（1）Ramp滤波：

为线性斜坡滤波，对低频本底有明显的抑制作用，对高频噪声有放大作用，单独应用会出现许多噪声的伪影。通常先采用Hann滤波器等低通滤波器后，再用Ramp Filter重建图像。

（2）Hann滤波：

截止频率高处，分辨率高，截止频率低处，图像平滑。要达到减噪效果，会使图像边界不清晰。

（3）Hanning滤波：

选取Ramp Filter和Hann Filter两者的优势，将两式相乘而得。

（4）Butterworth滤波：

较适用于高精度的计算及高分辨图像要求。动态可变的高度及截止频率使得操控性更强。采用陡度因子和截止频率2个参数，可扩展为不同函数，应用灵活，一般为临床首选。但要注意选择截止频率，过高会出现星状伪影，过低图像过于平滑，降低分辨率。

2.迭代重建算法

迭代重建算法是先给待求的断层图像赋予一个初始估计值（例如各像素的值均为1），根据此初始值计算出理论投影值，将它和实测投影值进行比较，计算出每个像素的修正量，对初始图像进行修正。然后再根据新的断层图像估计值计算理论投影值，与实测投影值比较，再次修正断层图像估计值。接着是第三次循环、第四次循环……只要修正方法正确，每次迭代都能更逼近正确的断层图像。

对断层图像修正的目标和准则各种各样，所以迭代方法种类繁多，如代数重建技术（algebraic reconstruction technique，ART）、加权的最小平方（weighted-least squares，WLS）法、共轭梯度法（conjugate gradient method）、最大似然函数—期望值最大化（maximum likelihood-expectation maximization，ML-EM）算法及有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）等。它们各有所长，有的算法简单，有的收敛速度快，有的抗统计干扰性好。由于从断层图像计算投影值时，容易把各种因素和系统误差的影响都考虑进去，所以迭代法重建的图像质量高、伪影少。但是迭代法的运算量很大，对计算机的要求高。

五、图像的衰减校正

核医学显像所用放射性核素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。将采集到的投影简单的看成是投影线上经过的所有像素的线积分，滤波反投影重建就是基于这样一个假设实现的；而实际上光子会与组织相互作用产生康普顿散射导致射线衰减，这可以方便地进行区分，如果放射性计数值低于期望值，则存在衰减；测量值高于期望值，则存在散射，因为测量值中包含了落在所选能窗中的散射线，也就是原射线以外的误计数。射线的衰减会导致所探测的由深部组织发射的光子数量减少，进而使得重建后的患者体内信息丢失。非均匀性衰减的情况更为复杂，因为衰减的可变性往往导致投影数据的不一致，有时还会产生不易识别的严重伪影。例如，衰减越少的区域，用于重建的光子数会增加；而衰减越多的区域，用于重建的光子数会减少。

实际工作中常使用两种衰减校正（attenuation correction，AC）方法：一是Chang校正法，属于近似校正方法，主要用于定性分析的均匀性衰减校正，先估算出物体上每个点的平均衰减值，然后用这个平均值作为对应点重建后的校正因子；二是改进的Chang校正方法，主要用于非均匀性衰减校正，然而对于非均匀性衰减校正，结合射线衰减分布图的迭代重建算法依然是首选，射线衰减分布图用于修正系统矩阵。如果射线衰减分布图所包含的信息是可用的，它的实现相对比较简单，因为对于不同的系统矩阵，算法（如OSEM）是不变的。

对于SPECT的射线衰减校正量测量技术已经有了很大发展，起初是在探头的对侧设置放射性核素作为透射放射源，利用放射源发射出的γ射线由患者体外穿透人体，获得与CT相类似的低质量透射图像。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。在20世纪90年代初，Hasegawa等使用CT获取透射扫描图，进行衰减校正，第一次提出了SPECT/CT双模态系统。CT图像可用于SPECT图像的衰减校正和病变定位，尽管呼吸运动可引入运动伪影，屏气CT与发射光子扫描图像的不匹配仍然没有得到很好的解决，但与使用放射性核进行衰减校正相比，该系统能提供更高质量的透射图。

六、散射校正

光子与组织相互作用发生康普顿散射使光子偏离方向并损失能量。虽然可以通过能量甄别减少探测器所接收的散射光子的数量，然而还是有一些散射光子不能完全排除，特别是与组织只发生一次作用的散射光子，它们约占探测器接收光子总数的25%～40%。每个点发射出的散射线的空间分布非常广，但仅限于患者身体的轮廓之内（与PET不相同，散射事件导致的符合线计数甚至可以超出患者轮廓）。目前，有许多用于散射校正的方法，但很少能常规地应用到实际工作中。在实践中最为常用的方法是三倍能窗法，狭窄的能窗选择在光电峰附近，用来估算光电峰内的散射线。直接测量法克服了模型的限制，模型中通常对散射线的分布进行简单的假设，优点是显而易见的，然而也有不足之处，如果从投影中减去散射成分（两个噪声数据集相减，导致校正后的图像中的噪声幅度增加，而另一幅图像的图像值减小），势必会引入附加噪声。迭代重建能有效消除噪声，可以将测量到的散射成分看作重建过程中的正投影阶段的一部分。还有一种比较常用的散射校正的方法就是模拟散射，但是计算比较费时，尤其使用蒙特卡罗模拟（Monte Carlo modeling）进行散射模拟，然而随着计算机速度的提高以及优化算法的发展，模拟散射的校正方法已经开始应用于实践当中。

七、有限分辨率影响的校正

SPECT有限的分辨率不仅会产生模糊图像，还会使得小体积物体的放射活度的测量值减少，也就是经常提到的部分容积效应。低分辨率的直接影响就是组织边界模糊，因此需要对其进行校正，从而提高分辨率（图像清晰度）、对比度并还原定量值。在迭代重建过程中，系统矩阵往往包含了准直器和探测器的特征参数信息。这意味着即使定量值不能得到完全还原，分辨率也能得到提高，这种方法的优点在于使重建噪声的特征参数有所改善，从这个意义上可以减少显像时间。然而最终的重建数据还是会在一定程度上受到部分容积效应的影响。而对部分容积效应的绝对校正非常困难，许多校正方法需要高分辨率的解剖数据以获取清晰的组织边界作为前提条件。如果解剖数据可以与发射数据精确配准，感兴趣区域可以精确划分，那么就可以射线强度均匀的区域或个别像素为基础校正部分容积数据的丢失。但这仅适用于一些特定的脏器（如脑灌注显像，心肌灌注显像），并且需要假设损失的容积是球形的，这种情况下方可使用校正算法。迭代反卷积算法不依赖于解剖数据。不管怎样，必须要精确的估算分辨率，因为分辨率决定了物体及其位置信息，也决定了迭代次数。因此分辨率的估算不容忽视。

八、运动校正

在实际工作中虽然采用了如此复杂的采集测量和重建算法，却没能解决患者或器官运动所带来的问题。尽管可以借助定位辅助装置使运动最小化，然而患者的体位移动以及心脏跳动、肺呼吸等不随意运动仍然无法避免。采用心电图和胸廓呼吸移位测量信号确定心脏及肺呼吸的相对时相，在选定的时间内使用电子门控技术冻结周期运动。在对脑部的研究中，可以认为头部运动比较少，因此运动校正相对比较简单。通常借助光电或机械装置等监测体外运动，测得的运动数据可以用于迭代间的校正，也可以用于再一次修正系统矩阵，该方法已用于SPECT采集过程中头部运动的校正并证实有效。在一定程度上，SPECT的慢采集方式获得的是运动平均的综合结果，虽然组织边界显示模糊但也使伪影最小化。

九、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而无任何差错或伪影，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）。由于SPECT是在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。因此，将γ照相机和SPECT的质量控制一起介绍。

1.均匀性

均匀性指在探头的有效视野内，各部位对均匀分布的放射源，如均匀泛源（flood source）的响应的差异，也就是探头有效视野内各部位放射性计数率的一致性，是γ照相机和SPECT最基本的性能参数，直接影响检查结果是否真实反映患者体内的放射性分布情况。均匀性包括固有均匀性（intrinsic uniformity）和系统均匀性（system uniformity）。固有均匀性是指γ照相机探头不使用准直器时的均匀性。系统均匀性则是指使用准直器的γ照相机探头的均匀性。系统均匀性与准直器有很大关系，应对不同的准直器分别进行测量。

γ照相机的均匀性评价分为定性法和定量法。定性法是用肉眼观察采集的图像放射性分布的均匀性，用感兴趣区（ROI）技术测量单位时间内的放射性计数，探头的有效视野内不同部位的放射性计数应在± 10%范围内。定量法是对均匀性更精确的评价方法，常采用积分均匀性（integral uniformity）和微分均匀性（differential uniformity）两种方法。积分均匀性是探头有效视野内最大计数与最小计数之差的相对百分比。

U1 =［（Cmax - Cmin）/（Cmax + Cmin）］× 100%

微分均匀性是指均匀性随距离的变化。NEMA标准规定应测定5～6个像素单元内视野在X、Y两个方向最大计数和最小计数的相对百分比。

UD =［（CH - CL）/（CH + CL）］× 100%

许多因素均可以导致均匀性降低，例如：光电倍增管的老化、前置放大电路增益不匹配、脉冲高度分析器不稳定、能量峰的漂移、直流高压不稳定等。均匀性下降可导致伪影，影响临床诊断。平面显像非均匀性误差应控制在3%～5%。平面显像误差可直接影响断层影像的重建。例如平面显像1%的误差，通过图像重建可放大到20%，产生“热区”或“冷区”伪影。因此，应当每天对仪器进行均匀性检测，超出规定标准应进行校正。

2.空间分辨率

空间分辨率是指γ照相机分辨两个点源或线源最小距离的能力，距离越小分辨率越高。空间分辨同样分为固有分辨率和系统分辨率。系统分辨率（Rs）取决于探测器不配准直器的固有分辨率（Ri）和准直器的分辨率（Rc）。三者之间的关系是：Rs² = Ri² + Rc²。空间分辨率的测定包括四象限铅栅测定法、线伸展函数测定法、线性模型测试法三种方法。

3.平面源敏感性

平面源敏感性指某一采集平面对平行于该面放置的特定平面源的敏感性，单位为计数/min/µCi。测量平面源敏感性所用的模型为深5mm、内直径100mm的圆盘。首先采用活度计准确测量将要注入容器内的放射源活度，活度计的精确度应校正到± 5%。然后进行测量，测量方法同均匀性测量，采集总计数要达到10⁴，并记录采集时间。采集完毕，移去平面源模型，测量本底计数1分钟，将平面源计数经衰减校正和扣除本底后，以计数/min/µCi表示。平面源敏感性测试的目的主要是检测γ照相机和SPECT的性能状态，比较各种准直器的计数效率。敏感性明显下降表明仪器有问题，敏感性增高可能有污染等。

4.空间线性

空间线性是描述γ照相机的位置畸变。按NEMA标准，空间线性测定应采用圆形线性模型，该模型与测量空间分辨率的模型为同一模型。测量条件和模型放置均与空间分辨率测定相同。空间线性也分为固有线性和系统线性两种。空间线性应在中心视野（CFOV）和有效视野（UFOV）中测量。

5.最大计数率

最大计数率是反映γ照相机对高计数率的响应特性指标，包括20%的输入计数率，最大计数率，入射计数率与观察计数率关系曲线，75 000CPS时的固有均匀性及75 000CPS时的固有空间分辨率五个方面的性能。

6.多窗空间位置重合性

采用不同能量窗对一个点源图像在X、Y方向上的最大位置偏移是检测多窗重合性的指标。测量采用经准直的点源。分别将点源置于X轴和Y轴的两个不同位置，窗位分别设置在能量93keV、184keV和296keV，以mm为单位表示测量点源在两个位置的位移。

7.固有能量分辨率

卸下探头的准直器，将点源置于探头下方，使点源照射探头全视野，用多道分析器测量能谱曲线，以能谱曲线峰值为分母，半高宽为分子计算相对百分比即为固有能量分辨率。

8.旋转中心

SPECT采集图像需要探头绕人体旋转，需要一个旋转中心（center of rotation，COR），COR是SPECT质量控制的一个重要指标。其实SPECT的旋转中心是一个虚设的机械点，该点位于旋转轴上，它应是机械坐标系统、探头电子坐标和电子计算机图像重建坐标的共同重合点。如果不重合表现为旋转轴倾斜和旋转中心漂移。旋转中心漂移的测量方法主要有两种。第一种测量方法是观察点源的正弦曲线，将一点源置于旋转中心10～15cm距离，探头旋转360°，采集32帧图像，采用重心法确定图像中点源的X、Y位置。用直角坐标画点源位置与角度关系曲线应为一条正弦曲线。如果正弦曲线不连续，中线偏移均表示旋转中心漂移。Y坐标与角度的关系曲线应为一条直线，距离平均值的差异表示旋转轴倾斜的情况。另一种方法是测量点源在两个180°位置上的距离差。如果旋转中心无漂移，对应两点所测的距离应相等；漂移越大，两者相差就越大。通常以偏离的像素数表示旋转中心漂移的程度。对于64 × 64矩阵的采集，旋转中心漂移大于0.5像素可降低重建图像的对比度和分辨率。一般要求每周进行一次COR漂移监测并记录，超过规定标准应进行校正。

9.其他

对于SPECT还应进行断层均匀性、空间分辨率、断层厚度、断层敏感性和总敏感性、对比度等质量控制。

10.显像系统的综合评价

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人体模型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。

第二节　SPECT/CT

SPECT主要显示人体组织器官的功能和代谢变化，为临床提供功能代谢方面的诊断信息。但是SPECT对组织器官的解剖结构及比邻关系显示不如CT、MRI。随着医学影像技术的飞速发展，图像融合技术已经广泛应用于临床，SPECT/CT就是将两个成熟的医学影像学技术SPECT和CT有机地融合在一起形成的一种新的核医学显像仪器（图11-6），实现了功能代谢图像与解剖结构图像的同机融合，一次显像既可获得SPECT功能代谢图像，又能获得CT解剖结构图像，并进行图像同机融合，实现了两种影像学技术的优势互补，为临床提供更多的诊断信息。

前面已经讨论了衰减校正的必要性，特别是在定量分析中更为必要。为了准确地校正衰减，尤其是非均匀性衰减，需要采用CT扫描数据获取衰减系数分布图。比较研究证实，采用CT扫描数据进行衰减校正明显优于使用放射性核素作为放射源进行的透射衰减校正。解剖结构信息有助于定位，特别是对于高度特异性摄取示踪剂的显像检查更有价值，可弥补病灶定位及其与周围脏器比邻关系的不足。SPECT/CT正在不断地扩展其应用范围，进一步显示出CT对SPECT的补充作用。目前用于与SPECT整合的CT配置有不同的规格标准，CT的必要配置规格标准在一定程度上取决于临床应用需求。SPECT和CT数据的融合可以为临床提供更有效、更充足的信息；要实现数据的融合可以通过软件配准，也可以使用独立的CT和SPECT机架，使用联合机架是SPECT和CT精确配准的保证。然而，必须注意的是扫描检查的过程是连续的，也就是说有可能在扫描检查过程中会出现变动。如果患者在显像过程中使用相似的扫描床并保持相同的体位不变，软件就能实现图像的精确配准，然而这是难以做到的（如胃内容物变化、膀胱充盈）。虽然还存在一些定位配准问题，而CT与多探头γ照相机的融合将能更好地解决这一问题。

目前在SPECT/CT的设计中，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。

一、SPECT和CT一体机

SPECT和CT位于同一机架的SPECT/CT是将CT高压发生器、X线管球、CT的X线探测器安装在SPECT同一个滑环机架上。这种设计的SPECT/CT体积小、结构紧凑、稳定性好，SPECT图像与CT图像融合的精度高。这种设计也要求CT旋转的速度比较低，以减少CT旋转震动对SPECT探头性能的影响。因此，这种设计限制了CT性能的提高。比如，CT扫描速度和高压发生器功率的提高等。

二、SPECT与CT位于不同机架的SPECT/CT

要提高SPECT/CT中的CT的性能，选用高档次CT，需要将SPECT和CT设计在两个不同的机架上，即SPECT与CT位于不同机架的SPECT/CT。这类SPECT/CT多采用SPECT机架在前，CT机架在后的设计模式。

三、CT值与衰减系数的转换

CT的成像原理是基于组织密度的测定，对于一个给定的放射性核素，将HU（hounsfield units，HU）转换成衰减系数相对比较简单。衰减系数与射线的能量有关，因此HU与衰减系数之间的转换是非线性的。在PET的研究中采用的是双线性函数，而SPECT也采用相类似的方法。该方法的不足之处是如果在显像过程中使用了造影剂就会高估衰减系数。因此，倾向于使用低剂量CT对不使用造影剂进行衰减校正。

四、CT伪影

CT伪影不仅降低了衰减校正的准确性，也影响了对CT图像的判读。例如，金属的存在能使CT图像产生条纹伪影，即使采取了相应的校正技术，伪影仍然难以避免，简单的解决方法就是对图像的可疑区域与未衰减校正的重建图像进行对比排除伪影。光子匮乏也会导致条纹伪影，例如，扫描过程中如果两手臂下垂并采用低曝光模式成像；由高衰减区域引起的射线束硬化也会导致条纹伪影。在数据采集过程中，患者自身运动或器官的不自主运动都会导致图像出现伪影。快周期采集模式可以使患者的自身运动影响最小化，然而会使采集的数据对不自主运动更敏感，这种无意识运动的影响在SPECT采集中被平均化。

五、配准精度

由于CT和SPECT的采集是先后进行，总是存在CT和SPECT数据配准不良的可能性。早期的扫描仪主要是由扫描床的高度和扫描床的运动改变而引起的错配问题；然而，新的扫描系统对检查床的支持系统进行了改进，修正了一些存在的潜在问题。测量SPECT与CT之间的配准误差是质量控制的重要内容。目前越来越关注于对肺部进行快速CT扫描，减少运动伪影，在呼吸运动的某个特定的时相冻结采集图像，这与SPECT不相同，SPECT通常是将一个较长的采集时相段进行平均化。虽然呼吸门控已经用于PET，但还没有实际应用到SPECT中。

第三节　SPECT及SPECT/CT的新进展

传统的SPECT是将常规的平面显像系统安装在旋转装置上，这种设计可以兼顾平面显像采集和SPECT断层显像的数据采集。核医学显像设备的发展主要有两大趋势：一是专用型设备，使特定脏器显像最佳化，如心脏专用型SPECT及乳腺专用γ照相机等；二是图像融合设备，将分子功能影像（SPECT）与结构解剖影像（CT、MRI）进行融合。这对于疾病的研究、诊断、治疗至关重要。大量的临床研究已经证实多模态显像方式，能极大地提高疾病诊断的准确性并改变患者的治疗方案。主要原因是分子功能显像可突显病灶，如肿瘤或感染病灶，结构解剖图像可以精准定位，明确病灶的组织或器官。分子功能影像（SPECT）与结构解剖影像（CT、MRI）的融合能提供更丰富的诊断信息，明显优于单独使用任意一种显像方式。此外，图像融合也具有提高图像重建质量及改善病灶定量分析准确性的潜在优势。

SPECT的临床应用受到传统旋转γ照相机的限制，目前越来越倾向于设计一款能在分辨率和噪声之间平衡折衷的系统。临床前超高分辨率显像系统及新型探测器的快速发展在一定程度上增加了创新的动力。显然，为特定用途而设计的专用显像系统对于获得最佳效果的想法具有很大潜力，然而，多探头γ照相机同时具有平面显像和SPECT断层显像的双重功能。当前发展的驱动力最初来源于改进系统的敏感性（或减少扫描时间），也直接改善了系统的分辨率。目前在新的探测器材料的开发中取得了一些进展，更注重于寻求传统光电倍增管的替代器件，如位置灵敏光电倍增管、雪崩光电二极管、硅光电倍增管、低噪声CCDs等，以及新的系统设计及新型准直器的设计。

为了提高敏感性，可以采用多个探测器环绕在感兴趣器官周围来提高探测效率，也可以采用全新方法使采集的放射性计数最大化。例如，在心脏显像过程中，使用多针孔或多斜孔准直器采集心脏区域的数据，这两种准直器采集方式的目的都在于使用标准的大探测器，在一个方位上同时获得感兴趣区多个角度的数据。还有一些新型系统是针对敏感性的提高而设计的。CardiArc和MarC系统使用槽缝式准直器（轴向方向为平行孔准直器，垂直轴方向为针孔准直器），在采集过程中，一系列的槽缝式准直器可旋转采集多角度的投影，系统也允许准直器靠近患者体表进行采集，并使患者更为舒适。光谱动力学公司生产的D-SPECT系统也同样关注患者的舒适程度。在这种情况下，一组CZT探测器按照程序工作，使每个探测器绕着自转轴旋转采集心脏区域的原始数据。临床研究结果表明使用超高敏感性准直器采集心脏数据，可获得大约8倍的增益，使用这一系统进行心脏数据的采集时间可以降低到2～4分钟。该系统需要采用专用的迭代重建算法才能获得与传统SPECT系统质量相当的重建图像。将来的心脏SPECT系统配备多针孔或多斜孔准直器系统具有更高的性能。与传统双探头γ相机系统相比，新系统对心脏放射性活度探测的敏感性可以增加10倍。

在准直器焦点上配备点源的锥形束准直器对改进心脏SPECT系统的性能具有较高的潜力。将双探头或三探头的大FOV相机与非对称锥形束设计相结合，可极大地提高心脏区域的探测敏感性，并提高透射源的利用效率。如此一来，使用多功能SPECT系统可同时获得门控SPECT发射扫描数据及门控透射扫描数据，因此也可以得到优异的衰减校正效果。

重建算法的重要性不可低估，特别是迭代重建算法。目前趋于将系统模型复杂化，模型能描述放射强度分布与探测到的放射性计数之间的对应关系。临床实践证明，准直器（和探测器）的模糊效应可以看作是放射源与准直器之间距离的函数。系统模型的延伸提高了图像的对比度，改进了噪声的特征参数。因此，采集时间可以缩短为传统采集的一半，却不会引起图像质量的下降。然而，由于需要更复杂的计算和迭代次数的增加，需要更多的数据处理时间，还可以借助高敏感性准直器缩短采集时间。

目前已经有半导体探测器应用于心脏专用SPECT、心脏专用SPECT/CT及专用γ乳腺显像仪，为核医学仪器的发展注入了活力。探测器是SPECT最重要的组成部分，而闪烁晶体是探测器的核心。基于Anger型γ照相机技术发展起来的SPECT的探头是由准直器、晶体、光电倍增管、后续电子学线路等构成。从γ射线到成像需要的电信号之间经过多次转化、处理，因而丢失了大量的信息，同时也降低了对来自体内的γ射线定位的精确度。碲锌镉（Cadmium-Zinc-Telluride，CZT）是一种新型的半导体射线探测器。探测效率高、能量分辨率好。CZT探测器可以直接将γ射线转化成电信号。其探测原理是当具有电离能力的射线和CZT晶体作用时，晶体内部产生带负电荷的电子和带正电荷的空穴对，产生的电子和空穴对的数量和入射光子的量成正比。电子和空穴向不同的电极运动形成电荷脉冲，经过前放大变成电压脉冲，经过再放大，由后续电子学线路处理进行图像重建。室温状态下，CZT探测器能处理2 000 000光子/（s·mm²）。近年来由于生产工艺的改进，CZT探测器的性能得到质的提高。

CZT半导体探测器易于加工成像素阵列探测器。配合桥接的硅集成信号读出电路，可做成紧凑、高效、高分辨率的γ射线显像装置。采用CZT半导体探测器，缩小了SPECT探测器的体积，使得整体探测器可以通过高度集成化的线路来实现，也明显减轻了整个SPECT探头的重量；CZT半导体探测器可直接获得来自探测器光子的位置信号和能量，提高了探测器的性能。包括提高能量分辨率、系统的敏感性和分辨率。CZT探测器具有模块结构的特点，在SPECT探测器制作中可以方便进行组合。有利于设计成各种专用的SPECT及平面显像设备。目前半导体探测器已经成功地应用于心脏专用SPECT、心脏专用SPECT/CT及专用γ乳腺显像仪。

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11-7），进行心肌断层显像时，探头无需旋转，大大提高了检查速度，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。空间分辨率明显提高，固有空间分辨率由4～8mm提高到2.46mm，能量分辨率由9.5%～12%提高到≤6.2%，而且设备整体可更加小巧轻便。

心脏专用SPECT/CT实现了SPECT功能代谢影像与CT解剖形态学影像的同机融合，是两种医学影像技术的有机整合。因此，SPECT/CT技术的进展主要包括SPECT和CT两方面的进展。SPECT方面的进展主要是采用CZT半导体探测器代替了NaI（Tl）晶体探测器，已经推出了心脏专用SPECT。CT方面的进展主要表现在使用高端螺旋CT代替简单的定位CT。采用CZT半导体探测器的心脏专用SPECT与螺旋CT整合的SPECT/CT（图11-8）。大大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情况两个层面对心脏进行评价，为临床提供更全面的诊断信息。

乳腺专用γ显像仪的探头是采用两个互成180°的平板CZT半导体探测器构成（图11-9），采用^99mTc-MIBI为显像剂，对乳腺进行显像检查。临床初步应用结果显示，乳腺专用γ显像仪对乳腺癌的检出敏感性与钼靶X线机相近，特异性明显高于钼靶X线机，对于高密度乳腺组织，与MRI相似。具有良好的应用前景。目前，CZT探测器的成本高、短期内难以普及应用于SPECT和PET。

与PET相比，SPECT使用较长半衰期的单光子核素，比短半衰期的正电子核素更容易运送。不同的放射性核素发射的射线能量不同，因此可以同时进行多种放射性核素示踪剂的检测，而PET只能探测511keV能量的射线。目前临床应用的SPECT的分辨率尚不如PET。由于准直器的存在，SPECT的敏感性不如PET，然而随着科学技术的发展这种差异正在逐渐缩小。尽管过去认为SPECT是非定量的，然而借助物理的校正方法可以提高定量的准确性。由于SPECT采集时间长，患者的运动难以避免，在动态采集中最小的采集时间设置受到了限制。SPECT的衰减因素比较小，可看作是每单位活度的放射剂量（对于纯γ发射体而言）。

总之，SPECT断层显像得到了越来越多的临床应用。随着设备和图像重建方法的不断发展，以及SPECT/CT的出现，SPECT在临床诊断及科研中的应用会越来越广泛。

第四节　PET

正电子发射型电子计算机断层（positron emission computed tomography，PET）是利用 ¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F等正电子核素标记或合成相应的显像剂，引入机体后定位于靶器官，这些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后，即与周围物质中的电子相互作用，发生湮没辐射，发射出方向相反、能量相等（511keV）的两个光子。PET显像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，显示病变的位置、形态、大小、代谢和功能，对疾病进行诊断。

PET显像是利用人体正常组织结构含有的必需元素¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F（与H的生物学行为类似）等正电子发射体标记的显像剂，如脱氧葡萄糖、氨基酸、胆碱、胸腺嘧啶、受体的配体及血流显像剂等药物为示踪剂，以解剖图像方式、从分子水平显示机体及病灶组织细胞的代谢、功能、血流、细胞增殖和受体分布状况等，为临床提供更多的生理和病理方面的诊断信息。PET的应用使核医学迈入分子核医学的新纪元。

PET/CT是将PET和CT两个已经相当成熟的影像技术相融合，实现了PET和CT图像的同机融合。使PET的功能影像与螺旋CT结构影像两种显像技术的优点融于一体，形成优势互补，一次成像既可获得PET图像，又可获得相应部位的CT图像及PET/CT的融合图像，既可准确地对病灶进行定性，又能准确定位，PET和CT结果可以相互印证，相互补充，使PET/CT的诊断效能及临床实用价值更高。X线CT扫描数据可用于PET图像的衰减校正，大大缩短了PET检查时间。

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11-10）。

1.机架

机架是PET扫描仪的最大部件，由探测器环、棒源（pin source）、射线屏蔽装置、事件探测系统（the event detection system）、符合线路（the coincidence circuitry）及激光定位器等组成（图11-11）。主要功能为数据采集。

（1）探测器环：

由若干个晶体排列而成，是决定PET性能的最重要部分。探头晶体的材料不同，接收光子并转化为可见光的性能也有差异。目前，PET探测器主要采用锗酸铋（bismuth germinate，BGO）、硅酸钆（gadolinium orthosillicate，GSO）、硅酸镥（lutetium oxyorthosillicate，LSO）及LYSO等。另外，也有临床型PET（C-PET）采用NaI（Tl）晶体，但现在已经趋于淘汰。几种晶体对511keV的γ光子的探测各有特点和优势（表11-1）。

BGO的原子序数和密度高，对γ光子的阻滞能力强，探测敏感性高。BGO的主要缺点是余辉时间较长，不利于3D采集。BGO的成本相对较低，在以2D为主的PET设备上应用较多。LSO余辉时间短（40ns），光输出量高（30 000ph/MeV），探测敏感性比BGO低1.5倍，是非常适合3D采集的快速晶体。LSO的缺点是光输出与能量不成比例，而且不同批次生产的晶体光输出量差异可能很大。另外，LSO中存在约2.6%的长半衰期同位素¹⁷⁶Lu，造成本底计数增加约10 000cps，这对临床常规检查影响不明显，但如果使用单光子透射扫描，如采用¹³⁷Cs棒源进行衰减校正时会显著增加噪声干扰。GSO对光子的阻滞能力相对略差，光输出量较低。但是，GSO的余辉时间较短（60ns），而能量分辨率远高于BGO和LSO，具有较强的抗散射能力，也适合3D采集。

晶体的大小直接影响空间分辨率和探测的敏感性。通常晶体切割的小，可提高空间分辨率，但会降低探测的敏感性，因此，晶体的大小应当在空间分辨率和探测敏感性之间进行折中设计。一般，PET探测器晶体的环向大小为4～6 145mm，轴向4～8mm，相应的空间分辨率4～6mm。晶体环数也是一个重要指标，同样的轴向扫描野，环数越多，则晶体越小，轴向空间分辨能力越好。

探测器环是由很多个小晶体组成，小晶体后接光电倍增管构成探测模块。探测模块按360°排列则形成一个环，PET的探测器环可由若干个这样的环构成，形成一个圆形的通道。这种小晶体、模块化、多环设计使PET的敏感性、分辨率明显提高，同时也扩大了纵向视野覆盖范围，以便于局部和全身显像。

另外，临床型PET（C-PET）采用6块大的NaI（Tl）晶体排列成环状（图11-12），代替大量的小块BGO、LSO及GSO等晶体，这样降低了PET扫描仪的造价，但也降低了系统的敏感性和空间分辨率，目前已经基本被淘汰。

（2）棒源（pin source）：

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；也有的PET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他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）其他：

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显像检查的部件。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¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F等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（1～2mm），即与周围物质中的电子相互作用，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11-13）。

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一样，有2个探头（图11-14）。显像检查时，2个探头互成180°，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。

三、PET采集的计数类型

1.单个计数

是指每一个探头采集到的计数。一个探头采集到的计数需要通过符合线路才能成为符合计数，一般单个计数中只有1%～10%成为符合计数。

2.真符合计数

两个探头同时探测到的来自同一个湮没辐射事件的两个γ光子，且这两个光子均没有和周围物质发生作用而改变方向。真符合计数是PET采集的有效计数。

3.随机符合计数

符合线路有一定的分辨时间限制，在限定的时间范围内，两个探头探测到的任何无关的两个光子也会被记录下来。这种不是由同一个湮没辐射事件产生的两个γ光子出现的符合计数称随机符合计数。随机符合计数有两种方法可以估计其数量，一是根据两个探头采集到的计数率和符合时间通过数学公式计算；二是在符合时间窗之外再开一个延迟时间窗，根据延迟窗内的计数估计随机符合。随机符合计数增加图像的本底，信/噪比下降。随机符合计数难以完全剔除，一般计数率增加1倍，随机符合计数增加2倍。因此，通过增加计数率提高图像质量有一定限度，超过这个极限，再增加计数率，图像质量反而下降。

4.散射符合计数

γ光子在飞行过程中还会产生康普顿散射，γ光子与物质的一个电子作用，改变了电子动能的同时也改变了γ光子的运动方向，如果这个光子与它相对应的另一个光子同时进入两个探测器，记录下来的计数为散射符合计数。它虽然是一次湮没辐射事件，但反映出的位置已经不准确了。散射事件与计数率无关，对于特定的物体和放射性分布模式，散射符合计数是固定的。

四、PET图像采集

PET显像的图像采集包括发射扫描（emission scan）和透射扫描（transmission scan）。发射扫描方式有2D采集、3D采集、静态采集、动态采集、门控采集、局部采集和全身采集等。

1.发射扫描

进入人体内的正电子核素，发生衰变时核内的质子转化为中子，并发射1个正电子，正电子在组织内运行很短距离动能消失后即与1个负电子发生湮没辐射，产生2个方向相反、能量均为511keV的2个γ光子。PET对这些光子对进行采集，确定示踪剂位置及数量的过程，叫作发射扫描。

（1）2D采集和3D采集：

具有多环探测器的PET扫描仪才能进行2D采集或3D采集（图11-15）。2D采集是在环与环之间有隔板（septa）存在的条件下进行的采集方式。2D采集时，隔板将来自其他环的光子屏蔽掉，只能探测到同环之间的光子对信号。因此，2D采集随机符合和散射符合量少，信/噪比高，分辨率高；3D采集是在撤除隔板的条件下进行的一种快速立体采集方式。探头能探测到来自不同环之间的光子对信号，使探测范围扩大为整个轴向视野。3D采集探测到的光子对信号高于2D采集的8～12倍，使系统的敏感性大大高于2D采集。但散射符合及随机符合量也明显增多，信/噪比较低，分辨率稍差，要获得较好的图像，必须进行有效的散射校正。

（2）静态采集和动态采集：

静态采集是临床最常用的显像方式。将显像剂引入体内，经过一定时间，当显像剂在体内达到平衡后在进行采集的一种显像方式。一般静态采集有充足的时间采集到足够的信息量；动态采集是在注射显像剂的同时进行的一种连续、动态的数据采集方法，获得连续、动态的图像序列，可以观察显像剂在体内的时间和空间变化，研究显像剂的体内动态分别过程。动态采集每帧采集的时间短、信息量低，图像一般不适合肉眼直接观察分析，需要进一步处理，显示研究部位内显像剂随时间变化的趋势或规律。

（3）门控采集：

门控采集主要用于心脏显像检查。心脏的舒缩运动具有明显的周期性特点，利用门控方法采集心动周期同步的同步信息，以消除心脏运动对采集的影响。具体方法是利用受检者自身心电图R波为触发信号，启动PET采集开关。将R-R间期分成若干等时间间隔，连续、等时地采集1个心动周期各时相内心脏的系列影像数据，将足够的心动周期的各个相同时相的数据叠加起来，即生成具有代表性的一个心动周期的系列影像。

（4）局部采集和全身采集：

临床工作中可根据需要进行局部采集或全身采集。局部采集多用于某些脏器（如大脑、心脏等）或身体的某些部位的显像检查；全身采集主要用于恶性肿瘤的诊断及了解全身的转移情况。全身采集是连续分段静态采集的组合，经计算机处理将多个相邻的静态采集连接起来，获得全身图像。

2.透射扫描

透射扫描是利用棒源围绕身体旋转，采集放射性源从体外透射人体后所剩余的光子。透射扫描和空白扫描的结果相结合可以计算得到组织的衰减系数。透射扫描的主要目的是对发射扫描进行衰减校正，因此，每一个床位的透射扫描和发射扫描患者的身体位置必须保持一致，以保证衰减校正的准确性。

3.早期显像和延迟显像

（1）早期显像：

显像剂引入机体后在组织脏器摄取的早期进行的图像采集，称为早期显像（early imaging）。不同的显像剂，被不同的组织脏器摄取、代谢的速度不同，早期显像的时间点也不一样。

（2）延迟显像：

延迟显像（delayed imaging）是相对于早期显像而言，是指在早期显像后经过一定的时间间隔进行的显像检查。显像剂不同，延迟显像的时间点不同，一般选在早期显像后的1.5～2.0小时。通过比较早期显像与延迟显像病灶内显像剂积聚量的增减，分析组织脏器及病灶对显像剂的代谢、清除速率等，为肿瘤良恶性的鉴别诊断提供依据。早期显像与延迟显像相结合，常称为双时相显像（dual-time point imaging）。

五、图像重建

PET图像重建常用滤波反投影法（filtered backprojection）和有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）两种方法。滤波反投影法属于解析变换方法类，其理论基础是基于傅立叶分片定理（Fourier slice theorem）。滤波反投影法的优点为图像重建的速度快，花费的时间短，SUV计算准确；但是存在高分辨和低噪声的矛盾，特别是在放射性分布急剧变化的相邻部位出现明显的伪影，如¹⁸F-FDG PET显像，在放射性明显浓聚的脏器（如含尿液的膀胱）或病灶周围常出现较多的条状或纺锤状伪影，身体轮廓欠清晰、边缘有较多模糊伪影，尤其是脑部外周更明显，图像质量欠佳。有序子集最大期望值法（OSEM）属于代数迭代方法类，是建立在两种迭代重建方法基础上的图像重建方法。优点是具有较好的分辨率和抗噪声能力，重建的图像解剖结构及层次清楚，伪影少，病灶变形少，定位、定量较准确，身体轮廓清楚，图像质量好。但由于计算数据量大，需要时间较长（图11-16）。

PET发射扫描采集的数据是由成对的探测器之间许多线形反应事件组成。发射数据的采集必须对探测器的探测效率（归一化）、系统死时间、随机符合、散射、衰减和取样的不均匀性等进行校正。这些校正中有些（如衰减校正）可以直接引入到重建过程。装有可伸缩隔板的PET扫描仪可以分别进行2D和3D采集数据，而没有隔板的PET扫描仪只能进行3D采集。3D采集的数据，既可以转化为2D数据，用2D运算法重建，也可以用完整的3D运算法重建。OSEM在2D和3D重建模式中已经广泛应用，目前已基本取代了滤波反投影法。对于一个特定的运算方法，合适的重建参数设置有赖于采集模式、扫描仪类型和显像目的。PET/CT是采用CT数据对PET图像进行衰减校正，为避免采用CT扫描进行衰减校正可能产生的伪影对诊断的影响，可将衰减校正和非衰减校正数据存档重建。重建的图像可用横断面、冠状断面和矢状断面显示，也可以用旋转的最大强度投影（MIP）图像显示。

六、PET的质量控制

PET结构复杂，需要较多的质量控制与校正方法来保证PET扫描仪处于最佳工作状态，使显像检查获得的数据及图像准确可靠。不同制造商生产PET，推荐的质控项目及间隔时间不完全相同。通常PET质量控制应当包括以下项目，而且要保持PET扫描室内恒温、恒湿。

1.空扫

空扫（blank scan）是每个工作日患者显像检查前必须进行的质控项目，约需要30分钟。空扫是在扫描视野内没有其他物品的条件下进行的，扫描过程是机架内的机械手将2个高活度棒源从铅屏蔽内取出置入探头内的滑环中，进行360°旋转显像。空扫的主要目的是监测探测器性能随时间发生的飘移。并与透射扫描一起用于PET图像的衰减校正。

2.符合计时校准

符合计时校准（coincidence timing calibration）是采用低活度棒源，校准各个信道的符合时间差异。每次校准大约需要2分钟。一般每周进行1次。

3.光电倍增管增益调节（PMT single updategain adjustment）

PMT增益调节包括位置增益和能量增益两部分。位置增益调节是校准晶体的光子信号与光电倍增管之间空间位置；能量增益是能量甄别阀窗与晶体光子信号之间的校准，与SPECT的能窗设定相类似。采用低活度棒源，每次校准大约需要1小时。建议每周校准1次。

4.归一化校准

归一化校准（normalization calibration）是采用低活度棒源进行360°扫描，测量各个晶体的探测敏感性差异，用以校正发射扫描（emission scan）数据，类似于SPECT的均匀性校正。每次归一化校准需要12小时以上，当棒源活度降低时，应适当延长采集时间。建议每3个月进行一次校准。

5.井型计数器校准

井型计数器校准（well counter calibration）的目的是将图像放射性计算单位（counts/pixels）换算成井型计数器单位（Bq/ml）。具体方法是将100MBq的正电子核素（如¹⁸F）注入1个柱状中空模型（体积为5 640ml），并用水补充填满模型，计算比活度（Bq/ml），并对模型进行PET显像，获得35帧图像，在35帧图像内画感兴趣区（ROI），即可得到ROI放射性计数值（counts/pixel），据此，可以得到这两个单位之间换算的校准参数。主要用于单位转换，对病变进行定量或半定量分析，如计算标准化摄取值（standardized uptake value，SUV）等。

七、PET的性能评价

美国电器制造商协会（national electric manufacturers association，NEMA）于1994年制定了PET性能评价标准及测试方法NEMA NU 2-1994，2001年对其进行了更新，更新后版本为NEMA NU 2-2001。国际电工委员会（international electronic committee，IEC）于1998年制定了IEC61675-1 PET性能评价标准，此外，日本、澳大利亚、新西兰等国家也制定了相应的标准。2003年，我国颁布了《放射性核素成像设备性能和试验规则》第1部分：正电子发射断层成像装置（GB/T 18988.1—2003/IEC 61675-1：1998）。PET的性能评价需要使用标准模型进行测试，测定结果与使用的模型有关，使用的模型不同，结果也有差异。目前，国际上多采用NEMA标准。PET性能参数测试主要包括空间分辨率、敏感性、探测器效率、噪声等效计数率、时间和能量分辨率等。

第五节　PET/CT

CT是利用X射线对人体解剖结构的密度差异进行成像的断层显像技术。CT提供的信息可显示机体组织脏器解剖结构的改变，发现病变并可以确定其范围及与周围组织脏器的比邻关系。PET/CT是融PET和CT于一体的大型医学影像检查设备。

一、PET/CT的结构及功能

PET/CT是由PET和多排螺旋CT组合而成，在同一个机架内有PET探测器、CT探测器和X线球管，共用同一个扫描床、图像采集和图像处理工作站（图11-17）。如果受检者在CT和PET扫描期间体位保持不变，重建的PET和CT图像在空间上是一致的。

PET/CT是将PET的功能代谢显像与CT的解剖结构显像，两个已经相当成熟的影像学技术相融合，实现了PET、CT图像的同机融合。使PET的功能代谢影像与螺旋CT的精细结构影像两种显像技术的优点融于一体，形成优势互补，一次成像即可获得PET图像、相应部位的CT图像及PET与CT的融合图像，既可准确地对病灶进行定性，又能准确定位，PET和CT结果可以相互印证，相互补充，其诊断性能及临床实用价值更高。采用X线CT采集的数据代替棒源透射扫描对PET图像进行衰减校正，可以大大缩短PET检查时间。PET/CT的临床应用价值明显高于单独的PET和CT。

二、PET/CT的图像采集

PET/CT图像采集包括CT扫描和PET扫描，通常先进行CT图像采集，再进行PET图像采集。关于PET图像采集，发射扫描与前面所述的PET图像采集相同，但是，采用棒源进行的透射扫描可由X线CT扫描代替，因此，可以不用进行PET透射扫描。在PET/CT检查中，CT扫描可以用于衰减校正、解剖定位或CT诊断。如果CT扫描仅用于衰减校正和解剖定位，可采用低毫安/秒设置，以减少患者的辐射剂量；如果用于CT诊断，建议采用标准毫安/秒设置，以优化CT扫描的空间分辨率。调节球管的电流将患者受到的辐射剂量最小化。

对于腹部和盆腔的扫描可口服造影剂以提高病变的检出，口服的造影剂可以是阳性造影剂（如碘化造影剂）；也可以是阴性造影剂（如水）等。但高浓度的钡剂或碘化造影剂的聚集可产生衰减校正伪影，出现相应部位显像剂浓聚的假象，应当注意避免及识别。通常口服低浓度的阳性造影剂和阴性造影剂不会产生衰减校正伪影，也不影响PET图像的质量。必要时，可以应用静脉造影剂单独进行CT诊断扫描。

CT扫描速度很快，通常是在吸气末屏气时采集图像，而PET扫描时间较长，患者不能长时间屏住呼吸完成采集，呼吸运动可能影响PET与CT扫描图像的空间上的一致性。PET/CT扫描要求PET图像上膈肌的位置与CT图像上膈肌的位置应当尽可能在空间上相匹配。因此，在PET和CT扫描过程中患者保持自然平静的呼吸比较有利。有条件可进行运动校正或呼吸门控采集。

PET/CT的临床应用已经显示出独特的价值，但也存在一些不尽如人意的地方需要改进。目前PET和CT分别使用不同的探测器，图像采集只能按顺序分别进行，不能同时完成，PET和CT的轴向移位难以避免；CT和PET先后扫描也增加了患者不自主运动，如呼吸、心脏跳动及胃肠道平滑肌蠕动等引入的对位误差，这些误差会影响基于CT扫描数据进行的衰减校正，出现PET图像伪影。

三、PET/CT的性能评价

PET/CT包括PET和CT，首先，应当分别对PET和CT进行性能评价，在对PET/CT整体进行性能评价。PET性能评价方法及参数如前所述。CT性能测试按我国国家质量技术监督局与国家卫生部于1998年12月7日颁布的《X射线计算机断层摄影装置质量保证检测规范》（GB17589—2011）进行。检测项目共有9项，包括定位光精度、层厚偏差、CT值、噪声、均匀性、高对比分辨率、低对比分辨率、CT剂量指数、诊断床定位精度。

PET/CT整机的性能测试主要是采用PET图像与CT图像进行融合精度评价。目前，尚无权威机构制定的标准测试方法。

第六节　PET及PET/CT的新进展

PET/CT可以对患者的同一部位进行发射型断层扫描和透射型断层扫描，获得的扫描图像可以对扫描格式和扫描的几何位置进行调整，再进行图像融合。将高速高分辨的CT与准确显示疾病过程的PET进行图像融合，优势互补，相互印证，大大提高了对疾病的诊断能力，并可将双模态系统推进到一个更为广阔的临床应用领域。采用同机CT扫描数据对SPECT图像进行衰减校正，可提高PET图像的质量，提高扫描速度，减少扫描时间。大量的临床研究证实PET/CT的临床应用价值远高于单纯的PET。因此，PET/CT已经逐步取代了单纯PET。PET/CT是由PET和CT整合而成的大型医学影像设备，有PET和CT两套探测器，共用一个机架、一个检查床及图像采集/处理工作站。PET/CT的发展主要表现在闪烁晶体、电子元器件、电子计算机和系统设计的进展。

一、PET探测器

探测器是影响PET/CT性能最关键的部件。PET探测器的发展经历了从六边形到圆形，从单环到多环。每一次改变都带来了仪器性能的提高。目前，PET探测器均采用多晶体组合成环状结构，再由单环组成多环，以获得较大的轴向视野及较高的空间分辨率。

1.闪烁晶体

闪烁晶体是探测器的核心，早期的PET多采用NaI（Tl）晶体，优点是能量分辨率高、成本低。随后研究发现BGO晶体密度大，探测效率高、稳定性好，得到广泛应用。近几年研究发现LSO和GSO等晶体的一些物理参数优于BGO，在PET/CT制造中得到应用。闪烁晶体的研究一直是热点问题。然而，尚未获得十全十美的晶体材料，例如，氟化钡（BaF₂）晶体余辉时间极短（0.8ns），但发光波长为200nm，在紫外光段；氟化铯（CsF）晶体余辉时间为4ns，也较理想，但发光强度较弱等。另外，将两种闪烁晶体制成复合晶体，例如，将LSO与NaI（Tl）复合后用于高能正电子显像和140keV的单光子显像；LSO与YSO复合用于高能正电子显像。由于复合晶体成本高，尚处于实验阶段。

CZT半导体探测器已经用于SPECT，也是PET十分有前途的探测器。CZT半导体探测器可显著提高系统的能量分辨率，可达到6%左右，具有闪烁晶体加光电倍增管探测器无可比拟的探测敏感性，在相同的放射性活度条件下，放射性计数率可增加数倍，空间分辨率也显著提高，保证了图像的质量。此外，还有时间投射电离室（time projection chamber，TPC）和液体氙探测器（liquid xenon，LXe detector）。这两种探测器具有很高的空间分辨率和时间分辨率，发光效率比NaI（Tl）晶体高1倍。设计的全新定位模式保证了高分辨率和高敏感性。相信在不久的将来，这些新技术很快会应用于临床。

2.光电倍增管

光电倍增管（PMT）通过光导与晶体相连，晶体产生的光信号经光电倍增管放大转换为电脉冲信号由计算机记录处理。光电倍增管内除光电阴极和阳极外，两极间还放置多个倍增电极。工作时相邻两倍增电极间均加有电压用来加速电子。光电阴极接受光子后产生光电子，在电场作用下射向第一级倍增电极，引起电子的二次发射，激发出更多的电子，然后在电场作用下飞向下一级倍增电极，又激发出更多的电子。经过如此逐级放大电子数不断倍增，阳极最后收集到的电子可增加104～108倍。

光电倍增管是探测器的重要组成部分，直接影响探测器的性能。特别是在PET/MR中使用的光电倍增管要求与MRI磁场相互无干扰。因此，研发了雪崩光电二极管（APD）及硅光电倍增管（SiPMT）等光电元件。传统的晶体加光电倍增管的探测器与MRI的兼容性较差，无法将PET与MRI同机整合，而APD与MRI兼容性好。

二、飞行时间技术

正电子药物在体内发生湮灭事件，产生一对方向相反的γ光子被两个探测器接收。一个湮灭事件必然发生在这两个探测器的连线上，该连线称为符合线。但无法确定湮灭事件在符合线上的具体位置。目前，采用的滤波反投影法和OSEM图像重建方法是通过三维投影间接推断体内湮灭事件发生的位置，也就是根据统计学原理，符合线相交的区域湮灭事件发生的概率高，是一种统计学意义上的概率分布重建。因此，无法完全消除湮灭事件发生位置直线分布的可能性，这些未确定位置的湮灭事件反映在图像上就是噪声，导致图像不清晰。

飞行时间（time of flight，TOF）技术是降低图像噪声的有效图像重建方法。TOF技术是PET在探测到一对γ光子时，能精确探测出两个光子达到两个探测器的时间差，根据光子的飞行速度，精确计算出湮灭事件在符合线上的位置。也就是可以直接确定体内湮灭事件发生的位置，得到湮灭事件发生位置的直接分布图像，因此，获得的PET图像清晰，噪声低。

TOF技术需要测量出光子的精确飞行时间，对PET系统的硬件提出了更高的要求。目前，最新的PET系统对光子飞行时间的测量精度，即时间分辨率为 580ps（580 × 10^-12s），反映在湮灭事件的定位上是8.7cm范围以内的定位精度。因此，可以完全消除8.7cm以外的图像噪声影响，实现局部重建。TOF技术的应用降低图像噪声，提高图像信噪比，提高了图像的对比度，提高了系统的敏感性，缩短了扫描时间。

三、晶体深度效应校正技术

晶体深度效应（depth of interaction，DOI）是指当一对γ光子对以一定角度分别切入具有一定厚度的晶体时，相邻的一组晶体可分别在不同深度接受光子照射，但是，却以晶体表面的地址定位，这种现象称为DOI。晶体的DOI造成的切向定位误差降低了空间分辨率。采用多层晶体结构设计，在不减少晶体总厚度的前提下，可降低DOI的影响。这是因为多层晶体结构增加了晶体层与层之间的界面，相对减少了晶体的厚度，达到了对DOI的校正作用。

四、CT

PET/CT是从具有复合探测功能的SPECT配置低档定位CT发展起来的，虽然定位CT扫描速度慢，图像质量不高，却为核医学影像提供了解剖结构背景，大大提高了定位的准确性，也为PET/CT的研发奠定了基础。2000年，推出了配置2排螺旋CT的PET/CT，实现了功能代谢影像与解剖形态影像的同机融合。采用CT数据代替棒源对PET图像进行衰减校正，缩短了PET检查时间，提升了设备的整体性能。随着CT技术的发展，PET/CT配置的CT也由2排到4排、8排、16排、64排、128排，越来越高。高档CT的配置提高了图像融合精度和衰减校正精度，缩短了扫描时间。64排及128排CT轴向覆盖大，图像分辨率高、各向同性，提高了PET/CT的整体性能，特别是在心血管疾病中的应用具有明显优势。

第七节　PET/MR

PET/CT显示了融合图像的强大优势，也预示了医学影像的发展方向。MRI与CT相比具有更好的软组织对比度及亚毫米的空间分辨率，对于脑、脊髓、头颈部、肝脏、乳腺、子宫等软组织病变的检出明显优于CT；MRI在提供高解剖分辨的基础上，还能提供一些功能信息，如水弥散成像、灌注成像及MRS等。因此，PET/MR可能为临床提供更丰富的解剖及功能代谢等复合诊断信息。

PET/MR中的PET和MRI有3种组合模式：一是将PET（或PET/CT）和MRI设置在不同房间，采用一套运送和支持系统将2个房间的设备连接起来以尽量减少患者在两次检查间的体位变化，检查图像通过软件进行融合。二是将PET和MR以同轴方式分开置于两边，中间设置一个可以旋转的共用扫描床，分别扫描PET和MRI后进行图像融合（图11-18）。这样存在的问题是分步采集PET和MRI需要时间长，给临床和科研带来一些问题及不便。三是PET/MR一体机，也是真正意义上的PET/MR。然而，PET/MR一体机的研发需要设计一种既能在磁场中正常工作，又不影响MR成像，还要能承受射频场影响的PET探测模块。PET探测器常规采用的PMT，磁场能使电子偏离运动轨迹，导致PMT不能正常工作。因此，解决PET和MRI的相互干扰是关键问题，MRI强静态磁场、梯度场和射频场会影响PET性能。PET电气部分引入的射频噪声、PET材料插入导致的磁场不均匀、位于PET机架和电路板的传导结构内的梯度系统诱导涡电流产生，这些都会降低MRI图像质量。另外，PET/MR一体机还要解决PET图像的衰减校正问题。PET/CT的衰减校正数据可通过将CT透射扫描图像转换为511keV的衰减系数图获得，PET/MR则无法提供这样的透射扫描数据。这是因为PET/MR中没有空间容纳一个发射源，而且一个旋转的含金属的发射源，无论是X线球管、棒状或点状都会与MRI磁场产生干扰。同时MRI是基于质子密度成像，不同于CT扫描是基于组织密度成像。因此，PET/MR要求采用MRI扫描数据进行衰减校正的新方法。

为解决PET的探测问题，尝试了以下几种解决方案：一是使用3～5m长的光纤将磁场内闪烁晶体产生的光子传输到磁场外的PMT和电子学元件，以减少磁场的影响。缺点是较长的光纤导致50%～75%的光子丢失，降低了PET的性能。二是采用分裂磁体（split-magnet）低场强的MRI制造PET/MR，将PET探测器置于场强几乎为0的磁体间隙内。缺点是低场强降低了MRI的性能。三是采用对磁场不敏感的雪崩光电二极管（avalanche photodiode，APD）代替PMT。经检测在9.4T场强下，仍能保持APD的性能。APD探头为PET/MR一体机的研制提供了可能。

目前，PET/MR设计中的技术问题已基本得到解决。PET/MR一体机是在MRI大孔径磁体和紧凑型PET探测器的基础上，PET与MRI的同机和同中心复合设计。采用APD代替受磁场干扰的PMT，节省了空间，也解决了强磁场对PET探测器的干扰。将APD探测器植入MRI磁体内，采用有效的屏蔽系统消除磁场对PET数据处理链的干扰，使PET与MRI融于一体（图11-19）。PET是由内置于磁体腔内的PET探测器环系统和设置在磁体外部安全区域的电子学系统及连接两者的电缆组成。因此MRI磁体腔的直径越大，其所能容纳的内置PET探测器系统的有效内径也就越大。另外，一体化PET/MR要实现广泛的临床应用，必须突破传统MRI线圈的限制。常规MRI扫描会受到线圈及其扫描范围的限制，一次只能扫描一个部位，如果扫描多个部位，需要更换线圈和重新摆位；而常规PET显像多为全身扫描，两者难以相互匹配。MRI的全景成像矩阵（total imaging matrix，TIM）技术，实现了全身PET/MR的图像采集。TIM技术的特点是矩阵线圈概念，它允许在32个射频信道中最多组合102个线圈元件，通过加长的并行接收链来完成全身成像矩阵、自动病床移动、自动线圈开关控制以及在线技术，无须更换线圈及重新摆位，数据采集一次完成。TIM技术解决了PET/MR的全身扫描问题。

西门子公司推出的PET/MR（Biograph mMR）（图11-20）是采用LSO晶体和APD构成与MRI兼容的PET探测器环，并将其置于直径为70cm的Verio 3T超导MRI的磁体腔内，最终获得具备60cm扫描孔径的一体化PET/MR系统，实现了PET系统与MRI系统的同机融合。

2012年，美国GE公司又推出了带有飞行时间（time-of-flight，TOF）的 PET/MR 一体机。该仪器的探测器采用对磁场不敏感的固态光电转化器（solid state photomultiplier tubes，SSPM），这种新型全数字式固态阵列硅光电倍增管（silicon photomultipliers，SiPM）具有较强磁场抗干扰能力，探测器的敏感性、空间分辨率和图像对比度大幅度提高，扫描速度快。可以使患者的显像剂剂量大幅度降低。该仪器配置了高端的3.0T静音磁共振系统，将PET探测器植入到MRI的体线圈和梯度线圈之间，采用MRI信息对PET成像过程γ射线在组织中的衰减进行校正，真正实现PET与MRI一体化同时、同步采集PET和MRI信息，提高了影像质量和微小病变的检出率，同步采集信息尤其是对于神经功能研究具有重要价值（图11-21）。

关于PET/MR一体机PET图像的衰减校正问题，由于PET/MR没有附带透射衰减校正源，对PET图像的衰减校正是通过MRI图像来实现的。采用MRI图像分割方法在脑部应用良好，但在其他部位则不佳，主要是由于骨和空气在MRI表现相似，并且在FOV边缘存在伪影。因此，基于MRI衰减校正的分割算法难以得到精确的PET衰减校正图。如果将骨和空气区分开，对于体部PET/MR显像需要更复杂的方法。采用图集算法和机器学习算法相结合可以从获得的MRI图像估计PET衰减图，具体方法是将MRI和CT的容积对进行配准，获得MRI-CT数据对的数据库，对PET/MR扫描获得的MRI图像与MRI-CT数据对的数据库中的MRI图的每一像素进行比较，间接获得对应的CT图像，用以计算PET的衰减校正系数。因此，采用MRI数据进行衰减校正必须实现将MRI的像素值充分转化为恰当的PET衰减值，而且还要解决其他问题，如患者体积超过MRI FOV外所产生的截断效应等。

PET/MR尚处于起步阶段，难免会存在一些问题没有彻底解决，如PET与MRI探测器的相互影响，一方面PET探测器会影响MRI磁场的梯度和均匀性，另一方面MRI的磁场也会影响PET探测器的稳定；MRI图像不是组织脏器的密度图像，采用MRI对PET图像进行衰减校正的准确性还需要进一步在实践中验证。

（王全师）

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