2、putedtomography，PET）、PET/CT、SPECT/CT及PET/MR的发展历程。1948年Hofstadter开发了用于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HalAnger研制出第一台照相机，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JohnKeyes和RonaldJaszezak分别成功研制第一台通用型SPE
3、CT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
4、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（ionizationchamber）、盖革计数器（Geiger-Mllercounter）等。2荧光现象带电粒子能使闪烁物质发出荧光。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
5、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（ionizationdetector）、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、g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（excitedstate）的荧光物质分子回复到基态（groundstate）时发射荧光光子的
6、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（crystalscintillationdetector）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射线、低能g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
7、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g射线的探测效率可达到70%90%。正电子探测选用锗酸铋（bismuthgermaniumoxide，BGO）晶体，硅酸镥（lutetiumoxyorthosilicate，LSO）晶体及硅酸钇镥（lutetiumyttriumorthosilicate，LYSO）晶体等。2光导（lightguide）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
8、率。3光电倍增管（photomultipliertube，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200400V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912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36，总倍增因子可以达到105108。从阳
10、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（proportionalcounter）等类型。（三）半导体探测器半导体探测器是2
11、0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、乳腺专用照相机、小动物PET、小动物SPECT等核医学仪器。（四）感光材料
12、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（mainamplifier）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
13、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（discriminatorthreshold），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（singlechannelPHA）（图2-2），它由上、下两路甄别器和一个反符合电路（anti-coincidencecircuit）组
14、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（channelwidth），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
15、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照相机照相机（camera）于1957年由HalAnger研制成功，因此也称为Anger型照相机。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。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
16、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光子和晶体发生作用，屏蔽限制散射光子，以保证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（FullWidthatHalfMaximum，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
17、为配置该准直器的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）射线探测，1.5mm左右者适用于中能（150350keV）射线探测，2.0mm左右者适用于高能（350keV）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
18、(Tl)晶体是目前应用最为广泛的照相机闪烁晶体。选用NaI(Tl)晶体探测射线，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
19、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
21、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154keV126keV。六、模-数转换器模-数转换器（ADC）是将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
22、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。一台相机的ADC位数取决于硬件设计。七、乳腺专用照相机乳腺专用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
23、-5乳腺专用照相机第三节SPECT及SPECT/CTSPECT是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
25、ECT（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
26、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-headtomographywithcoincidence，DHTC）具有两个探头，配备符合探测电路及X线或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
28、和99mTc-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/CTSPECT/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
29、档螺旋CT，SPECT与CT位于不同的机架。图2-11SPECT/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2-12CZT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
30、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180360，每隔一定角度（36）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6464，128128，256256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。旋转型照相机的FWHM多为1220mm，因此要求像素为610mm，对大视野探头采用的是6464矩阵。如果矩阵增
31、到128128，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(bytemode)及字模式(wordmode)。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（filteredbackprojection，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射线的能量主要在80500keV之间，人体组织的衰减（attenuation）对投影值有较大影响，例如，201T
32、l心肌灌注显像心肌中201Tl发射的射线仅有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，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射线的衰减作用，使图像定量不准，出现伪影。人体对射线的衰减是影响图像质量的主要因素之一，衰减校正（attenuationcorrection，AC）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
33、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（qualitycontrol，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
34、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（positronemissiontomography）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（gant
35、ry）、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2-13PET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（pinsource）、射线屏蔽装置、事件探测系统（eventdetectionsystem）、符合线路（coincidencecircuitry）及激光定位器等组成（图2-14），主要功能为数据采集。图2-14PET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
36、成体积很小的方块。一个晶体组块（如66或88）和与其相连的光电倍增管组成一个探测器组块（detectorblock），最经典的是464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
38、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）的两个光子。PET探测是采用一系列成对的互成18
39、0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
41、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（emissionscan）和透射扫描（transmissionscan）。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
42、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）。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2-172D采集与3D采集示意图（引自MichaelN.Maisey主编的AtlasofClinicalPositronEmissionTomography）（2）静态采集和动态
45、重建常用滤波反投影法（filteredback-projection）和有序子集最大期望值法（orderedsubsetsexpectationmaximization，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（Fourierslicetheorem）。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。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。优点是具有较高的分辨率和抗噪声能力，重建
48、校准。5井型计数器校准（wellcountercalibration）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（standardizedupta
49、kevalue，SUV）等。（七）PET的性能评价美国电器制造商协会（nationalelectricmanufacturersassociation，NENA）于1994年制定了PET性能评价标准及测试方法NEMANU2-1994，2001年对其进行了更新，更新后版本为NEMANU2-2001。国际电工委员会（internationalelectroniccommittee，IEC）于1998年制定了IEC61675-1PET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测试规则第一部分：正电子发射断
52、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的性能评价PET/CT包括PET和CT，首先，应分别对PET和CT进行性能评价，再对PET/CT整体进行性能评价。PE
53、T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影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、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。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。MR比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
55、T/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MR的相互干扰是关键问题，MR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MR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
56、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MR磁场产生串扰。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/MR要求采用MR扫描数据进行衰减校正的新方法。图2-20同轴分置式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-m
57、agnet）低场强的MR制造PET/MR，将PET探测器置于场强几乎为0的磁体间隙内。缺点是低场强的降低了MR的性能。三是采用对磁场不敏感的雪崩光电二极管（avalanchephotodiode，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MR大孔径磁体和紧凑型PET探测器的基础上，PET与MR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MR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MR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MR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MR线