核医学仪器介绍

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1、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 丫照相机、单光子发射型计算机断层仪 (single photon emission computed tomography , SPECT、正电子发身寸型计算机断层仪(positron emis

2、sion computed tomography, PEQ、PET/CT SPECT/CT 及PET/MR勺发展历程。1948年Hofstadter开发了用于丫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研制出第一台丫照相机，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 PE1 1976年 John Keyes和 Ronald Jaszez

3、ak 分别成功研制第一台通用型 SPEC前第一台头部专用型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/C阪PET/MR勺临床应用，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

4、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- Mtiller counter) 等。2 .荧光现象 粒电粒子能使闪烁物质发出荧光。T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

5、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(scintillationdetector )、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B、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

6、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(scintillator )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B射线、低能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

7、光子探测多选用碘化钠晶体(NaI),在碘化钠晶体内按 % 分子比加入铠(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99mTc的射线的探测效率可达到70% 90%正 电子探测选用错酸钿 （bismuth germaniumoxide , BGO晶体,硅酸错（lutetium oxyorthosilicate , LSO 晶体及硅酸车乙错（lutetium yttrium orthosilicate , LYSO晶体等。2 .光导（lightguide ）先导主要有硅油和

8、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 . 光电倍增管（photomultiplier tube, PMT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

9、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T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

10、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

11、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、错等。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 导体探测器为端锌镉(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

12、常温 下，CZT半导体探测器可以直接将 T射线转化成电信号。目前，CZT探测器已经 用于心脏专用型SPECT孚L腺专用T照相机、小动物PET小动物SPEC侍核医 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 amplfier )

13、 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

14、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。如果下限塑K别器的阈电压为 V, 上限甄别器的阈电压为 v+m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

15、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)2-3放射性量仪器的组成示意图第二节丫照相机丫照相机(丫 camersb于1957年由Hal Anger研制成功，因此也称为 Anger 型丫照相机。丫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。y照相机主吊由准直器(

16、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 T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，主要由铅或鸨合金等 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丫光子和晶体发生作用，屏蔽限制散射光子，以保证丫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

17、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 HalfMaximum, 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 .准直器的灵敏度灵敏度定义为配置该准直器的 丫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） 丫射线探测，1.5mm左右者适用于中能（150 35

18、0keV） 丫射线探 测，2.0mm左右者适用于高能（ 350keV） 丫射线探测。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。按适用的丫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 丫照相机闪烁晶体。选用NaI（Tl）晶体探 测丫射线，主要是由于碘具有高密度（cm3）及高原子序数（Z=53） , NaI（Tl）晶 体与丫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

19、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03C),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丫照相机探头的大小及形

20、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 位置电路一个丫光子在晶体中产生多个闪烁光子，可以被多个光电倍增

21、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(丫光子处)的距离增加而减少，输出的脉冲幅度也较小。在晶体中发生一个丫闪烁事件，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

22、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 154keV 126keV。六、模-数转换器用K-数转换器（ADC）是将丫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

23、，转换位数越多，图像就越精细。一台 丫相机的ADC位数 取决于硬件设计。七、乳腺专用丫照相机乳腺专用丫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99mTc-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 T照相机对乳腺癌的检出灵敏度与铝靶 X 线机相近，可弥补铝靶X线成像对高密度乳腺组织内月中瘤检出的不足，特异性高于铝靶X线机。图2-5腺专用丫照相机第三节 SPECT及 SPECT/CTSPECT T照相机与电子计算机技术相结合发展起来的一种核医

24、学显像仪 器，在丫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。SPECW层显像克服了 T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。 SPECTt 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 MRIoSPECTSPECT/CTa是将两个成熟的医学影像学技术 SPECTK 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，一次显像即可获得功能代谢图像，又能获得CT解剖结构图像及SPECT/C晒合图像，

25、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SPEC眄像进行衰减校正。一、SPECTSPECT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 13个，最常 用2个探头。（一）单探头SPECT单探头SPECTR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SPECTt两个采集探头（图2-7）,根据两个

26、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SPEC两层显像等。目前，SPEC修设计为可变角，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SPECTS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SPECTt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SPECTm象检查。图 2-8三探头

27、SPECT（四）心脏专用SPECT心脏专用SPECT勺探头是采用半环状（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线或丫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SPEC也像，也能完成正电子核素显像。对于 DHTC

28、K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DHTC5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#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SPECT4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T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99Tc-MIBI或201Tl

29、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/CTSPECT/O SPEC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 SPECM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 SPECTB像、CT图像及SPECT/CTB合图像，可以采用 X线CT图像对SPECTfl像进行衰减校正。SPECT/CTf SPECTf CT的结合有两种设计方式，一种是在SPECTS头机架 上安装一个X线球管，对侧安装探测器，也就是 SPECTW CT位于同一机架；另 一种是在SPECTL架后再并排安装一个高档螺旋 CT,

30、SPEC, CT位于不同的机 架。图 2-11 SPECT/C Ta： PHILIPS, b: SEIMENS, c： GE心脏专用SPECTCT是采用CZT半导体探测器的心脏专用 SPECTt 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 SPECTb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勺图像采集根据临床需要可进行静态采集和动态采

31、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。具中断层采集是利用SPECT探头绕患者旋转180 360 ,每隔一定角度（3 60 ）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64X64, 128X 128, 256X 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T照相机的FWH喙为12 20mm因此要求像素为6 10mm对大视野探头

32、采用的是64X64矩阵。如果矩阵增到128X128,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, FBR 和迭代法两大类。五、图像的衰减校正核医学显像所用核素T射线的能量主要在80 500keV之间，人体组织的 衰减(atten

33、uation )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T射线仅有25嘘9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，Y射线衰减越多，计数损失也越多，肥胖病人尤明显。SPEC的层重建算法忽略了人体组织对Y射线的衰减作用，使图像定量不准，出现伪影。人体对 Y射线的衰减是影响图像质量的主要因素之一,衰减校正 (attenuation correction , A。是解决人体衰减的主要方法。 AC是在探头的 对侧设置放射源，利用放射源发射出的T射线由患者体外穿透人体，在 SPECT探头上成像。在同一台SPECT上同时获彳导透射(tran

34、smission )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/CTW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

35、。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/MRPET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

36、技术的飞速发展， PET/M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（event detection system）、符合线路（coincidence circuitry ）及激光定位器等组成（图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SPEC探测器不同，SPECTg测器

37、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?）,并且切割成体积很小的方块。一个晶体组块（如 6X6或8X8）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 X 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错（68Ge）均匀地封装在中空的小棒内，根据设备不同可 有13个活度不同的棒源；也有采用半衰期较长的137cs棒源。棒源的

38、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 勺环状鸨板，位于探测器环 与环之间，将轴向视野分隔成若干环，鸨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，将鸨隔板撤出显像视野，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Y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 r 光子哪些是来源于同一湮没事件，并确定其湮没事件的

39、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

40、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T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SPECTt合探测双探头SPECT符合探测系统的组成与双探头 SPECTf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SPECTf合探测

41、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%为符合计数。2 .真符合计数 两个探测器同时采集到的来自同一个湮没辐射事件的两个Y光子，且这两个光子均没有与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， 两个探测器采集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 T光子出现的符合计数称随机符合计数。

42、随机符合计数 增加图像本底，降低信/噪比。4 .散射符合计数 Y光子在飞行过程中还会产生康普顿散射， Y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 Y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，但反映出的位置不准确。（四）PET图像采集PET图像采集包括发射扫描 （emission scan） 和透射扫描 （transmission scan） o发射扫描方式有2D采集、3D采集、静态采集、动态采集、门控采集以 及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，衰变时发射 1个正

43、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个丫光子。PET对这些光子对进行采集，确定示踪 剂位置及数量的过程，叫做发射扫描。（1） 2D采集和3D采集：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。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812倍，使系统的灵敏 度大大高于2D采集（图2-17）

44、。但3D采集的散射符合及随机符合量也明显增多， 信/噪比低，需要进行散射校正。目前 PET主要采用3D采集。图2-17 2D 采集与 3D采集示意图(引自 Michael N. Maisey 主编的Atlas of Clinical Positron Emission Tomography )(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再进行采集的一种显像 方式；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，观察显像剂在体内的时间和空间变化，研究显像 剂在体内的动态变化过程。(

45、3)门控采集：包括心脏门控采集和呼吸门控采集。心脏和呼吸运动具有 周期性特点，利用门控方法采集心动、呼吸周期同步的同步信息，以消除心脏 及呼吸运动的影响。(4)局部采集和全身采集：局部采集多用于某些脏器(如脑、心脏等)或 身体的某些部位的显像；全身采集主要用于恶性月中瘤的诊断及全身评估。2 .透射扫描透射扫描是利用棒源围绕身体旋转，采集射线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。透射扫描的目的是对发射扫描数据进行衰减校正。3 .早期显像和延迟显像(1)早期显像(early imaging ):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

46、，称为早期显像。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(delayed imaging ):延迟显像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。早期显像与延迟显像相结合， 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 back-projection )和有序子集 最大期望佰法(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

47、于傅立叶分片定理(Fourier slice theorem)。滤波反投影法的优点是图像重建的速度快，SUV计算准确；缺点是在放射性分布急剧变化的相邻部位出现明显的伪影，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。OSEMH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。优点是具有较高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， 定位及定量较准确，身体轮廓清楚，图像质量好(图 2-18)。OSEMt建方法已基 本取代了滤波反投影重建法。图 2-18.迭代法与滤波法图像质量比较(六)PET的质量控制为了保证PET扫描仪处于最

48、佳工作状态，获得准确的诊断数据及图像，必 须对PET进行质量控制。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，一般包括以下项目：1. 空扫(blank scan) 空扫是每个工作日病人显像前必须进行的质控项目。 空扫是在扫描视野内没有其他物品的条件下，棒源进行360。扫描。空扫的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(coincidence timing calibration )符合计时校准是采用低活度棒源，校准各个信道的符合时间差异，一般每周进行1次。3. 光电倍增管增益调节( PMT single update

49、 gain 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阈窗与晶体光子信号之间的校 准。建议每周校准1次。4. 归化校准(normalization calibration )归一化校准是采用棒源进 行360。扫描，测量各个晶体的探测灵敏度差异，用以校正发射扫描数据。建议 每3个月进行一次校准。5. 井型计数器校准（ well counter calibration ）井型计数器校准的 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

50、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 5640ml）,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,NENA于199

51、4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NEMANU 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，止匕外，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测试规则第一部分：正电子发射 断层成像装置（GB/）0 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

52、准。PET性能参数测试主要包括空间分辨率、灵敏度、探测器效率、噪声等效 计数率、时间和能量分辨率等。二、PET/CTC无利J用X寸线对人体解剖结构的密度差异进行成像的断层显像技术。O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!将PETK CTS为一体的大型医学影像诊断设 备。（一）PET/CT的结构及功能PET/CT由PETW多排螺旋CTfi合而成，在同一个机架内有 PE琳测器、CT 探测器和X线球管，共用同一个扫描床、图彳t采集和图像处理工作站（图2-19）。如果受检者在CTWPET3描期间体位保持不变，重建的PE而CTS像在

53、空间上是一 致的。图 2-19. PET/CT (a： SEIMENS b: GE c： PHILIPS)PET/C仅现了 PEM能代谢影像与CTB剖结构影像的同机融合。一次成像即 可获得PET8像、CTS像及PETt CT勺融合图像，使PET勺功能代谢影像与螺旋CT 的精细结构影像两种显像技术取长补短，优势互补，提高了诊断效能，同时采用xaC邛集的数据代替棒源透射扫描对PETB像进行衰减校正，大大缩短PET3描 时间。(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

54、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，以减少病人的 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。(三)PET/CT勺性能评价PET/CT括PEff口CT,首先，应分另I对PE海口CT行性能评价，再对PET/CTK 体进行性能评价。PET生能评价方法及参数如前所述。CT生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寸线计算机断层摄影装置 影

55、像质量保证检测规范(GB/T17589-1998)进行。检测项目共有9项，包括定位 光精度、层厚偏差、CTS、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/CTS机的性能测11t主要是采用PETS像与CTS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。三、PET/MRPET/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。MRt匕CT具有更好的软组织对比度及空间分辨率，还能提供一些功能信息，如水弥散 成像、灌注成像及磁共振波谱成像（ magnetic resonance spectroscopy , MRS等。因此，PET/MF能能为临

56、床提供更丰富的解剖及功能代谢诊断信息。目前，PET/MFfr的PET和MRW 3种组合模式：一是将 PET （或PET/CT）和 MR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减 少患者在两次检查间的体位变化，图像通过软件进行融合。二是将PET和MFO同轴方式分开置于两侧，中间设置一个可以旋转的共用扫描床，分别扫描PET和MRt进行图像融合（图2-20）。以上2种组合模式的问题是PET和MR分步采 集，易产生体位变动，需要时间长，给临床和科研带来一些问题及不便。三是 PET/MR-体机，也是真正意义上的 PET/MR然而，PET/MR-体机的研发需要设 计一种既能在磁场

57、中正常工作，又不影响MF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MR的相互干扰是关键问题，MFR虽静态磁场、 梯度场和射频场会影响PET性能。PET电气部分引入白射频噪声、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MR图像质量。另外，PET/MFH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/MRU无法提供这样的透射才3描数据。这是因为

58、 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MR磁场产生用扰。同时MR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/M殴求采用MFB描数据进行衰减校正的 新方法。2-20同轴分式 PET/MR为解决PET的探测问题，尝试了以下几种解决方案：一是使用 35m长的光 纤将磁场内闪烁晶体产生的光子传输到磁场外的 PMTK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%勺光子丢失，降低了 PET的性能。二 是采用分裂磁体（split-magnet ）低场强的MR造PET/MR将PET探测器置于

59、场强几乎为0的磁体间隙内。缺点是低场强的降低了 MR勺性能。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 在场强下，仍能保持APD的性能。APDS头为PET/MR-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 MR大孔径磁体和紧凑型PET探测器的基础上，PET与MR勺同机和同中心复合设计。 采用APD弋替受磁场干扰的PMT节省了空间，也解决了强磁场对 PET探测器的 干扰。将APDS测器植入MR1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MR

60、融于一体(图2-21)。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MR1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 MR 线圈的限制。常规MR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。 MR勺全景成像矩阵(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

61、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， 无需更换线圈 及重新摆位，数据采集一次完成。TIM技术解决了 PET/MR勺全身扫描问题。图 2-21PET/MR-体 机 PET/MR处处于起步阶段，难免会存在一些问题没有彻底的解决，如PET与MR测器的相互影响，一方面 PET探测器会影响MR1场的梯度和均匀性，另一 方面MR勺磁场也会影响PET探测器的稳定；MRffl像不是组织脏器的密度图像， 采用MR寸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。第五节功能测定仪器脏器功能测定仪是采用 r闪

62、烁探测器连接计数率仪或记录器组成，根据临 床需要设计有一个或多个探头，一般均配有计算机处理系统。功能测定仪器的工 作原理是利用探头从体表测定脏器中的放射性随着时间变化而发生的动态变化， 获得脏器以时间为横坐标、放射性为纵坐标的时间 -放射性曲线。通过分析脏器 的时间-放射性曲线判断脏器的功能。脏器功能测定仪主要有甲状腺功能测定仪、 肾脏功能测定仪及多功能仪等。随着前哨淋巴结探测研究的进展，使得 T探针 在外科手术中探测淋巴结转移灶得到应用。一、甲状腺功能测定仪甲状腺功能测定仪简称为甲功仪，只有一个探头，主要由准直器、闪烁晶体、 光电倍增管、前置放大器及定标器构成，多配有电子计算机。甲功仪的准直

63、器为 张口型，以限制探头视野屏蔽邻近组织的放射性干扰， 并配有甲状腺探测的专用 标尺（图2-22）。主要用于测定甲状腺吸碘率，评价甲状腺吸碘功能。图 2-22甲状腺功能测定仪二、肾功能测定仪肾功能测定仪也称肾图仪，一般有两个探头，分别固定在可以多个方向移动的支架上，设有双路测量系统。肾图仪的探头由配有铅屏蔽壳和准直器的T闪烁探测器连接计数率仪或记录器及电子计算机组成（图2-23）。肾图仪的准直器有圆型，也有长方张口改进型，特点是内侧壁和下壁增厚，其视野可包括肾脏， 还能屏蔽对侧肾脏及膀胱放射性的干扰。工作时肾图仪的两个探头分别对准左右肾脏， 静脉注射通过肾脏快速排泄的 放射性药物，两个探头分别

64、探测并描记左右肾脏放射性随时间变化的时间-放射性曲线，即为肾图，分析肾图曲线可以分别获得双肾血流灌注、 分泌及排泄状况， 对肾脏功能及上尿路的通畅情况进行评价。另外，也有肾图仪配有第三个探头， 在测定肾脏功能时用于对准膀胱，可描记膀胱内放射性随时间的变化，可以评价 双侧肾脏的尿液生成及排泄情况。为临床提供更多的诊断信息。图 2-23肾功能测定仪三、多功能仪多功能仪的结构与肾图仪类似，可配有46个探头，设有46路测量系统（图2-24）。多功能仪的探测器采用 T闪烁探头，晶体前分别装有张角型、聚 焦型的准直器，张角型准直器配有甲状腺探测的专用标尺。 整套系统可进行肾脏 功能、甲状腺功能、膀胱残余尿量、心脏及脑功能等多项测定，一机多用。图 2-24多功能仪四、探针探探针是一个小型T探测器，可以采用合适的方法对Y探针或其外套进行消 毒，并可以带入手术室，在手术中使用。探针是随着前哨淋巴结研究的进展而发 展起