2.4 放射性核素成像术

放射性核素成像需要先向受检人体或动物活体（in vivo）内注入某种含有放射性核素的示踪药物，示踪药物依照活体的生理代谢规律进入人体的组织或器官，在受检生物体内依照生理规律形成不同浓度的分布，同时药物中的放射性核素在发生衰变（decay）的过程中辐射出γ射线，通过体外对射线的检测来估计核素在体内的实际分布，进而实现对生物体器官或组织的结构与功能的成像。

由于放射性示踪药物在人体中的分布同时隐含了生物体的结构与功能信息，具有其他医学成像设备不可替代的作用和价值，近年核素医学成像技术与相关药物发展极快。据估计，目前全世界生产出的放射性同位素中，有超过90%用于核医学（nuclear medicine），特别是核医学成像。本节先讨论核素成像的一些基本概念，然后重点描述SPECT和PET的工作原理。

2.4.1 核素成像技术基础

1.放射性药物

（1）基本概念

在生物化学与分子生物学的研究中，人们发现了许多有趣的生理生化现象，如201Tl的生物学特性与43K+相似，静脉注射后会被心肌摄取，10～20min后心肌内201Tl的浓度比血液中201Tl浓度要高十倍以上，且摄取量与心肌血流灌注量正相关；恶性肿瘤细胞对氟代脱氧葡萄糖（fluoro-deoxyglucose，FDG）摄取的增加是其代谢活性增加的一种特征表达，其摄取量要比正常细胞的摄取量大得多；甲状腺与碘具有特殊的相关关系，甲状腺摄碘率能反映甲状腺吸碘、合成和释放甲状腺激素的综合过程，有很高的临床实用价值，而碘存在放射性同位素。另外，同一元素的所有同位素（isotopes）的化学性质都是相同的，其在生物体内所产生的各种化学、生物学、免疫学、病理生理过程均完全相同，生物体或生物细胞在肌体生理生化代谢过程中不能区分同一元素的各个同位素。

基于上述发现，人们提出可选用某种合适的放射性同位素去“标记（label）”某个特定的生物大分子或化合物，使生物分子中的某个或某些原子被放射性同位素所取代，形成放射性药物（radiopharmaceuticals），被放射性同位素取代了相应原子的生物大分子依然保持着取代前的化学与生物学特性，包括生物活性、免疫活性、分子结构等，仍然能够正常参与机体的内部输运、浓聚、生理生化代谢。一定时间后在生物体外对被标记生物分子在体内的分布进行检测，可间接了解被标记生物分子在生物体内分布的动态变化，进而获得生物体特定组织或器官的结构与功能信息。

（2）核素类放射性药物的优势与选择

以放射性核素标记生物大分子形成放射性药物具有多方面的优势：

①药物引入生物体后，其中所含放射性核素在衰变过程中会不断释出各种射线特别是γ射线，方便进行体外检测。

②灵敏度高，以目前的技术可测量每秒几十次的γ衰变，相当于检出10-18～10-19g量级的核素存在，对体内或体外微量生物物质含量的测定有特别意义。

③放射性核素种类多样，选择余地很大。许多核素的物理、化学性质较为稳定，在示踪过程中也很少受其他杂质的影响，核素示踪技术的准确性和重复性都较为理想。

④放射性药物可用于核素成像，这时也称放射性药物为显像剂。核素成像技术可以在不影响机体的生理、生化代谢过程的条件下进行，能真实可靠地反映组织或器官的结构或功能状态，甚至包括结构或功能状态的动态变化。

核医学中对放射性核素选择的基本原则是：

①半衰期合适。所谓合适是指半衰期在几小时到几天范围，但现在几分钟到几十分钟的核素也在使用。太短半衰期的药物使用和探测困难，但其使用可缩短数据采集时间，方便重复使用，对患者的危害也小。

②衰变产生射线的种类及能量单一，方便体外探测。一般而言，放射性核素成像时多选用仅发射γ射线、能量适中（100～600keV）的放射性核素。另外，核素的衰变产物应是稳定核素，不再产生次级射线。

③放射性药物的比放射性恰当。比放射性也称放射性比度，指单位质量药物内所具有的放射性活度，典型单位是mCi/g和μCi/g。实现同样的成像，比放射性高的药物需要的化学量小，引起药理或毒性反应的概率低，也容易满足某些探测方法的要求。然而，个别药物由于作用方式的需要，要求药物的化学量不能太少。

④方便标记且不影响原化合物的性能，安全性能满足生物组织和核素成像的要求。

（3）医用放射性核素的生产

核医学中使用的核素都是通过人工制造出来的。人工制造放射性核素主要有三种方法：加速器法、核反应堆法和核素发生器法。

①加速器法。许多重要核素特别是“缺中子”类核素是用反应堆不能生产的，可以采用回旋加速器（cyclotron）产生的正离子与稳定核素的相互作用来生成。在核素成像中，缺中子类核素标记的药物常用于PET成像，医用小型回旋加速器（baby cyclotron）已成为PET必需的配套设备。

②核反应堆法。核反应堆法常用来生产丰中子类放射性核素。生成过程为：将稳定核素作为靶物质，置于核反应堆（nuclear reactor）的孔道中受中子流照射，经中子活化反应（neutron activation）产生放射性核素。中子活化反应分为两个类型，一类是靶核俘获中子成为激发态的核，退激时释放γ射线，最终产物与靶核是同一元素的同位素；另一类是靶核俘获中子立刻放出质子，这样最终产物与靶核就不是同一元素了。

③核素发生器法。放射性核素发生器（radionuclide generator）利用长半衰期的放射性核素为父核，经过衰变产生适合临床使用的、短半衰期的子核。

表2.9给出三种不同核素生产方法的特点比较。

（4）放射性药物的标记

前已述及，放射性药物是通过将放射性核素标记到特定生物大分子或化合物上形成的。个别放射性核素不用标记直接就可以作为放射性药物使用，但绝大多数的放射性药物还是需要选定一个标记对象化合物并进行标记的。

目前常用的标记方法包括物理的方法（如交换法、电解法、熔融法等）、化学的方法（如氧化法）、生化的方法（如酶标记法、连接标记法）等，还包括辐射标记法、热原子反冲标记法、非同位素介入法等其他方法。选择标记方法要综合考虑标记产率、成本、产物的稳定性和纯度等因素，还需注意标记过程对标记对象化合物功能和性质的影响。

标记成功的放射性药物在正式使用前还要进行严格的物理、化学和生物学检验，内容既包括涉及物理化学鉴定的物理性状、pH值、离子强度、核素纯度、化学纯度和放射性活度等，也包括涉及生物鉴定的灭菌、热源和毒理反应。

（5）放射性药物的体内选择性聚集机制

放射性药物研究的一个主要方向就是希望药物进入人体后应浓聚于感兴趣组织或病灶组织，在正常组织或非感兴趣组织上几乎没有吸附，这也是核素成像与核医学治疗的基础。放射性药物可以利用不同的机制达成在人体内不同组织上形成不同的吸附量，这里以几个典型例子来说明放射性药物的在活体内的选择性聚集机制。

①神经细胞的代谢主要消耗葡萄糖，标记葡萄糖的放射性药物参与代谢过程可以浓集进入脑组织的放射性药物。所以，可以通过体外对核素放射性核素聚集情况的成像间接了解大脑不同部位对葡萄糖的消耗情况，进而实现对脑结构和脑功能的成像。18F标记的脱氧葡萄糖（18F-FDG），作为营养物质参与代谢被心、脑细胞摄取，从而实现心肌显像和脑显像；

②放射性碘核素形成的药物注入人体后，通过对核素聚集情况的成像，从而判定甲状腺位置、形态、大小和甲状腺结节的功能等；心肌细胞能主动摄取与钾离子（K+）相似的正一价物质，研究表明有些正常细胞对特殊价态的物质具有明确选择性摄取作用，利用这个原理可以实现201Tl+、99mTc-MIBI等药物的心肌显像。这些例子说明，利用某些脏器或组织维持正常功能需要某种元素或化合物的参与这种机制，可以实现放射性药物的在活体内的选择性聚集。

③抗原是一种典型的蛋白质生物大分子，某种抗原与特定抗体之间存在程度不同的化学亲和力（affinity），利用这种亲和关系可以实现选择性药物浓聚。用放射性核素标记单克隆抗体或多克隆抗体作为肿瘤阳性显像剂，引入机体后能特异地与相关肿瘤抗原结合而使肿瘤显像。

④人体内存在的单核巨噬细胞具有吞噬血液中外来异物的功能，这些巨噬细胞约85%分布在肝，约10%分布在脾，约5%分布在骨髓中。研究发现，硫的胶体（sulfur colloid）能够被巨噬细胞识别并吞噬后清除出循环系统。将标记好的显像剂胶体颗粒经由静脉注入人体后，显像剂胶体颗粒作为机体的异物被单核巨噬细胞所吞噬并聚集在含有巨噬细胞多的器官上。胶体颗粒的大小显著影响其在脏器中的分布。通常线度小于20nm的颗粒会浓聚于骨髓，处于20nm～100nm范围的颗粒多被肝细胞所吞噬，而超过100nm的大颗粒则主要浓聚于脾脏。

⑤肺部灌注成像方法为使用99mTc-MAA注射剂，一次注射的量含有大约10万个微型颗粒，颗粒线度大于10μm的放射性药物通过静脉注入人体后，随血流灌注到肺毛细血管床时，由于显像剂的颗粒直径大于肺毛细血管直径而受阻不能通过，暂时性栓塞于部分肺微血管内，从而使肺部显像，判断肺内血流灌注的情况，以及是否有肺动脉栓塞等疾病。另外，将放射性药物99mTc-二乙三胺五乙酸（99mTc-DTPA）经腰椎穿刺注入蛛网膜下腔，药物会随着脑脊液的流动进入各脑室使其流经部位相继显像。通过测量脑脊液流动的流速，判断脊髓蛛网膜下腔通畅情况。

某些放射性药物可以方便地进入呼吸、血液等循环通路，通过隔膜、血管等人体内存在的自然分割结构将药物限制在一定的范围内，进而实现与通路相关的器官或组织的显像。

⑥心肌梗塞后的心肌细胞可以选择性的摄取99mTc-PYP，使得该显像剂在梗塞组织处的浓集远大于非梗塞心肌组织，其浓集机制也是梗塞心肌组织上羟基磷灰石晶体与显像剂的相关离子进行交换后实现化学吸附的。据此，可以实现对急性心肌梗塞的阳性成像，借以判断梗塞位置与程度。另外，99mTc标记的血液红细胞，通过加热的方法使其血红蛋白受损变性后注入人体，人体的脾可以认识这些细胞并在修复受伤的细胞的过程中使之浓集，用脾的这种特性可以对脾的解剖学结构和功能状态进行成像。

2.核辐射探测器

（1）基本探测原理

多数放射性药物中核素衰变过程中释放出γ射线作为体外检测对象，且能量多数在100～200keV之间。适合于检测这个能量范围γ射线的核辐射探测器包括气体探测器、闪烁探测器、半导体探测器等多个种类。无论气体、闪烁还是半导体探测器，探测的基本原理大致上都是一样的，即核辐射粒子通过与探测器中特定物质的相互作用把能量损失在该物质中，这些辐射粒子通过电离激发在探测器材料中形成正负电荷分布。电荷的分布密度一方面与射线的性质相关，另一方面则与探测器使用的作用材料有关。最后，通过外加电场收集这些电荷并形成输出电脉冲。如果不考虑电荷少量的复合，产生一个正负离子对所需的能量是相同的，如果所有的正负离子对都被电极收集时，形成的输出电脉冲的幅度与入射射线的能量成正比。

尽管用于探测放射性核数衰变产生辐射（γ射线）的探测器很多，但是核医学成像中使用最多的是闪烁晶体探测器，简称闪烁探测器（scintillation detector）。

（2）闪烁探测器

图2.37是典型闪烁探测器及其附属装置用于核成像的典型结构，下面依次讨论其中最主要的三个部分：闪烁晶体（scintillation crystal）、光电倍增管（photo multiplier tube，PMT）和脉冲高度分析器（pulse-height analyzer）。对这些脉冲信号进行分析，去除干扰形成的脉冲后对有效脉冲进行计数，或者将有效脉冲信号送显示器进行成像。

①闪烁晶体，也称闪烁体。γ射线进入闪烁晶体后，与晶体作用发生光电效应和康普顿散射，在某一位置产生的次级电子使得闪烁体分子电离和激发，将能量沉积在晶格中，退激时释放出被沉积的能量，产生大量荧光光子，光谱在可见光到紫外光范围的荧光光子向四面八方发射出去。为了避免光逃逸，闪烁体周围包有反射层（多是白色的MgO和Al2O3），只有光电倍增管一个方向是透光的，保证光子集中射向光电倍增管方向。

性能好的闪烁体应具备以下性质：闪烁效率高，射线的能量转换成荧光的份额高；光输出应正比于射线的能量，线性范围大；对光的自吸收小，光输出效率高；发光衰减时间短，利于快计数和时间测量；具有好的光学性质，便于制造各种形状和尺寸的闪烁体；折射率应与玻璃接近，便于同光电倍增管耦合；闪烁体的发射光谱应尽可能好地与所用光电倍增管的光谱响应配合，以获得高的光电子产额。

实际中最常用的晶体是NaI（Tl）。NaI（Tl）的特点包括：晶体密度大（ρ=3.67g/cm3），加之含有高原子序数的碘（Z=53），在足够厚度的情况下足以将γ射线的全部能量沉积在晶体中；退激时大部分能量转换为荧光，平均每30eV的入射能量即可产生一个荧光光子，光产额高；荧光持续时间短（<230ns），时间分辨率在1000ns以内，可满足高计数率的要求。

②光电倍增管。光电倍增管（PMT）是一个电真空器件，其作用是将荧光光子转化为对应的电脉冲。脉冲的幅度与入射光子的能量成正比，脉冲的个数与入射光子的数量相等。

图2.38是典型PMT的工作原理示意图，其工作过程为：闪烁体发出的光子，经光导射向光电倍增管的光电阴极K，光电阴极通过光电效应产生光电子，由于第一个打拿极D1上加200V的正电压，光电子被其吸引和加速，高速光电子碰撞D1产生多个二次电子，二次电子被更高电压的多个后级打拿极吸引和加速，在经过8～12个打拿极后，二次电子群被阳极收集起来，在阳极负载输出回路上建立一个脉冲信号。

每个打拿极的倍增因子大致在3～6之间，整个光电倍增管的倍增因子为105～108倍，这就是说，光电阴极产生一个光电子经过多次倍增后最后到达阳极的电子数量可达105～108个。阳极上得到电子群的电子数与进入光电倍增管的荧光强度成正比，也就与入射闪烁晶体的γ光子的能量成正比。

双碱阴极PMT的光谱响应峰位于420nm，而晶体NaI（Tl）退激时产生的荧光最大发射波长也是420nm，两者的光谱达到最佳匹配。电子从光阴极到阳极所经过的时间称为渡越时间。渡越时间及其时间分散影响时间测量的最小间隔。聚焦型PMT的时间分辨本领约在数百ps到数ns之间。双碱阴极PMT的脉冲上升时间为10ns，电子渡越时间为90ns，都比NaI（Tl）的荧光持续时间短。

根据PMT的特性，好的PMT应具有阳极光照灵敏度高、线性范围宽、暗电流小（低噪声）、电子渡越时间和时间分散小及稳定性好等特性。同时满足上述指标是很困难的，例如阳极光照灵敏度高时，暗电流也会增大；能量分辨本领好的，时间特性可能较差。

③脉冲高度分析器。图2.39所示为一个光电倍增管实际输出的典型脉冲幅度分布示意图。出现不少低波幅脉冲的原因：首先，大多数放射性核素衰变时能释出多种能量的光子而不是单能光子。其次，尽管体内辐射源衰变后发出的射线有相当一部分光子是直接进入闪烁探测器，但还有一部分光子是在人体中经过折射后才到达并进入了探测器，这些折射的光子是由人体内广泛存在的康普顿散射现象产生的。再次，在γ光子被晶体吸收到电脉冲形成这个过程中，多个步骤存在统计涨落现象，会影响到形成脉冲的高度：闪烁体发射光子数目的统计特性；闪烁体的非均匀性，入射粒子位置不同引起发射光子数目的统计；经光导收集到光电倍增管光阴极上的光子数目的统计涨落；光电倍增管光阴极产生光电子数目的统计涨落；光电倍增管放大倍数的统计涨落等。最后，任何核探测仪器都不能避免来自宇宙射线和环境材料辐射导致的本底的影响。显然，图中幅度低于虚线的脉冲一般是来源于人体的散射等因素形成的低能光子，这些成像不需要的射线会降低成像的分辨率，甚至形成伪像影响诊断。

另外，即使在理想情况下用单能γ光子入射闪烁探测器，光电倍增管输出脉冲所代表的光子能量分布也呈现出一个很宽的能量谱，图2.40就是理想情况下的典型能谱图。图中最高峰A称为“光电峰（photopeak）”，代表该能量范围的γ光子在晶体中将全部能量转化为可见光，并最终通过光电倍增管形成脉冲。光电峰的宽度表达了探测器的能量分辨率。图中康普顿边缘和康普顿坪部分主要是由γ光子在晶体中发生的康普顿散射形成的。在康普顿散射过程中，γ光子只把部分能量通过反冲电子传递给闪烁晶体，被γ光子带走的能量大小与散射角有关。

由于每一种放射性核素都有其特定的辐射射线能谱，某种核素衰变释出的射线粒子其能量是确定的，而闪烁探测计数器的输出脉冲幅度基本上正比于入射光子的能量。基于此，可以通过分析脉冲幅度，鉴别脉冲是否为成像所需射线所产生，进而对所有入射射线形成的脉冲进行筛选，这就是脉冲高度分析器的作用。

脉冲高度分析器只允许特定高度的脉冲通过用于成像，太低或太高幅度的脉冲都不能通过脉冲高度分析器的筛选。通常，脉冲高度分析器是通过设置“基线”和“窗宽”这两个参数实现脉冲高度筛选的。若药物使用放射性核素99mTc，则图2.41说明了如何利用基线与窗宽的设置来筛选合适高度的脉冲用于成像，这时基线以左的低能光子数大为增加，因为来自人体的康普顿散射也降低了进入探测器的光子能量。

3.核素成像的基本过程与分类

（1）核医学成像的基本过程

放射性核素成像是一种以脏器内外、或脏器内正常组织与病变组织之间放射性核素浓度差检测为基础的成像方法。放射性核素成像的基本过程包括以下几个方面。

①放射性药物的制备。

②通过注射、口服等方法将放射性药物引入人体。由于药物本身的化学及生物学性质，经生理生化、病理、代谢等因素的作用，在体内形成与空间、时间相对应的核素分布像。

③体外测定γ射线。靶器官或组织上分布的放射性核素作为辐射源发射能穿透人体组织的γ射线，使用探测器测定辐射大小并转换成代表一定位置和核素聚集浓度的电信号送入计算机。

④数据处理。利用计算机进行一系列的信号处理，包括能量校正、线性校正、均匀性校正、去本底、平滑滤波、因子校正等，最后通过重建算法将处理过的信号转换为图像数据输出。

（2）核医学成像的分类

依照所使用放射药物的不同，放射性核素成像系统可以分为两大类，即单光子成像系统和正电子成像系统。

①单光子成像系统。单光子成像系统使用的药物所含核素在衰变时可直接产生γ射线，如锝-99m（99mTc）、碘-131（131I）、碘-123（123I）及镓-67（67Ga）等。这些核素的寿命较长，物理半衰期约为几天以上。单光子成像系统的典型代表是所谓的单光子发射型计算机断层成像术（SPECT）。

②正电子成像系统。正电子成像系统使用的核素会发生β+衰变，衰变中产生的正电子在运动一定的射程后，被周围电子俘获而发生湮灭（annihilation）效应，并发射两个运动方向接近180°、能量各为511keV的γ光子，这类核素包括氟-18（18F）、碳-11（11C）、氮-13（13N）、氧-15（15O）等。这类核素的物理半衰期最长的只有两个小时，必须就近配置专用的核素生产设备（如小型加速器）。正电子成像系统的典型代表是所谓的正电子发射型计算机断层成像术（PET）。

SPECT和PET是两种基于核医学的CT技术，由于其成像是基于检测人体内辐射出的γ射线的，故有时会将SPECT与PET统称为发射型计算机断层成像术（emission computed tomography，ECT），以区别于X射线CT所采用的透射型计算机断层成像术（transmission computed tomography，TCT）。X-CT可以得到人体组织对X射线衰减系数的三维图像，以组织对射线的衰减表达肌体的解剖结构；ECT给出的三维图像则表达了放射性药物在人体内的分布，这个分布又是基于患者脏器的功能、代谢和生理学特征的。

以下讨论在临床上得到广泛使用的SPECT和PET的成像原理。

2.4.2 单光子发射计算机断层成像

1.组成结构

SPECT是将图2.37所示的闪烁探测器及其附属装置作为数据采集的探头，并将探头安装在绕患者旋转的机架上，其结构大致如图2.42所示。成像时先将特定的放射性药物引入人体，启动旋转机架带动探头环绕人体长轴旋转，从不同角度对核素衰变辐射出的γ光子进行探测，取得投影数据后送入计算机，利用图像重建算法处理所采集的数据，得到人体某一断层上放射性药物的浓度分布图像。

（1）SPECT的探头

SPECT的探头由准直器、闪烁晶体、光导、光电倍增管PMT阵列、电阻矩阵电路等组成，其具体结构组成如图2.43（a）所示。

①准直器。准直器通常使用铅作为材料，对于411keV的γ射线，铅的半价层仅为0.39cm，吸收γ射线的能力很强。准直器的作用是将来自人体内不同位置的γ射线定位投射到闪烁晶体的相应位置上，以便构成闪烁图像。准直器可以分为平行孔型、发散型、聚焦型和针孔型等几种不同的类型，但SPECT通常仅使用平行孔型。平行孔型准直器铅板上孔是平行排列的，如图2.43（b）所示，显然，能通过平行孔准直器的光子都是运动方向基本平行于孔径的光子，这些光子形成所谓的平行束（parallel-beam），这时系统的灵敏度不会因为源与照相机之间的距离改变而变化，照相机的视野则与准直器的直径相当。

②闪烁晶体与光电倍增管

SPECT探头中采用的闪烁晶体其典型代表还是NaI（Tl），而接收闪烁晶体发出的荧光光子的是一个PMT阵列，该阵列由多个独立的PMT组成，常见的有19管、37管、61管、91管等几种规格，排成正六角形分布，每个PMT的直径在30～50mm之间。

③闪烁位置的确定

当闪烁体的某一位置上发生荧光闪烁时，来自闪烁光点的荧光光子照射到各个PMT上，靠近闪烁点的光电倍增管得到较强的照射，远离闪烁点的PMT则得到较弱的照射。受照射强的光电管将输出一个幅度大的脉冲，这样，各光电管将输出不同强度的脉冲。将这些不同强度的脉冲送入“权电阻矩阵”和“位置计算”电路用于计算出发生闪烁的位置，这种方法使得整个系统的空间位置分辨率与光电倍增管的个数无直接对应关系。事实上，19个光电倍增管组成的阵列可得到超过1000个的分辨单元，这就解决了光电倍增管数量少而分辨率要求高的问题。

起初SPECT使用的探头都是圆形的。因为全身扫描的需要，目前的探头都是方形的，其优点是探头的制作容易满足覆盖人体的要求，一次就可以完成全身扫描。方形的探头外壳要求NaI（Tl）闪烁晶体和光电倍增管也是方形的。

使用方形光电倍增管后，软硬件协同改进使得探头的性能有很大改进：

①减少了圆形光电倍增管之间的间隙，使得整个探头在有效视野范围内，数据采集以及重建之后的影像的均匀性更好。使用这种几何结构之后，探头的边缘效应也得到了改善。

②随着光电倍增管形状的改变，用于定位的电阻加权方式的计算方法及其电路也做了相应的改变，改善了系统的空间分辨率和动态范围。

③在新的探头系统中，还采用新的事件积分技术，用数字积分器代替过去的硬件实现的电子积分器，可以对测量系统实行全程事件积分控制。

（2）数据采集

目前的SPECT已经发展到双探头、三探头系统结构，如图2.44所示。采用多探头可以成倍提高探测效率，单个探测器的旋转角度范围缩小，甚至可以不旋转，大大减少数据采集所需的时间，减少由于运动采集造成的不稳定性。

通常SPECT有效视野在450mm左右，系统的空间分辨率（以FWHM表达）大约为10～20mm，所以目前临床上使用的SPECT大多使用64×64或128×128的投影采样矩阵。每一行是采集一个层面的投影，如果使用64×64采样矩阵，则可同时采集64个层面，典型的层厚在12～24mm之间。采样间隔一般在3°～6°，如果设定旋转角度为180°，可对应获得60～30个视角下的投影数据。

横断层SPECT在数据采集时，探头的旋转轨迹通常是圆形的。但由于受检体离平行孔准直器的表面越近，系统的空间分辨率越好，灵敏度也会增加，目前最新研制的SPECT设备探头运动的轨迹是足够智能化的，比如横断层SPECT在数据采集时，探头环绕身体长轴方向旋转的轨迹可以是椭圆形的，纵断层SPECT数据采集时，探头移动的轨迹可以是波浪形的。

对X-CT来说，平行束投影数据采集时探头只需绕人体转180°就可以了，因为如果转360°的话，相反方向的投影束会重合。但SPECT的平行束投影情况不同，因为放射性药物在人体内辐射出的γ射线在穿出人体时，即使是同一条射线在向相反方向传播时，经过人体内不同长度的衰减路径，也会遇到不同的组织，反方向上测量到的投影值很可能不相等。因此，SPECT平行束数据采样时，通常采用360°旋转的方式。

2.SPECT所用放射性药物

临床上SPECT常用药物及核素性能见表2.10。

3.衰减的校正和图像重建

（1）衰减的校正

核医学成像的实质是通过对γ射线的体外计数测量来确定体内放射性活度及其分布。然而，核医学成像使用的核素其衰变发射的γ光子能量在75～511keV，与人体发生的光电效应和康普顿散射，会明显影响活度测量的精度。表2.11给出了典型核素释放出的光子能量及其半价层厚度充分说明了这一点。γ光子在人体内传播时发生的光电效应和康普顿散射是导致SPECT图像畸变的最重要原因，需要对人体衰减特性进行校正。

1）简单校正方法

对厚度为x的均匀介质，γ光子穿过而到达探测器的概率p为

这里，介质对射线的线性衰减系数是μ。如果将概率的倒数定义为衰减因子A，则

如果在患者体内有一点源位于（x0，y0），其辐射的γ光子被途径的不同组织所衰减，衰减因子由以下的线积分给出：

这里μ（x，y）是患者体内线性衰减系数的分布。一种比较粗糙的校正方法是假定成像范围内各种组织的衰减系数μ是相同的，分布是均匀的。这时先重建出未经校正的断层像，并根据其确定光子经过组织的平均衰减路径长度，最后用上式（2-9）进行校正。另一种稍微改进的方法是对互成反方向180°的对应投影进行算术平均或几何平均，认为平均衰减系数μ在该射线途径上变化不大且与源深度几乎无关的特点，在图像重建前对投影数据进行均匀μ值衰减校正，最后再重建图像。

2）复杂校正方法

前述方法简单，对肌体中比较均匀和对称的体段校正效果较好，比如对于脑和腹部成像时校正效果就不错，但对胸部成像这个算法就不那么成功，这是由于骨和不同的软组织的衰减系数差别很大，不同患者胸部的体形、生理结构也不尽相同，既不能认为衰减系数均匀分布，也不能建立一个适合所有人的几何模型来决定各个像素的平均吸收路径长度。这种不考虑衰减系数实际分布的算法对人体一些体段的衰减校正就与实际情况有较大的差距。

自20世纪90年代至今，陆续出现了多种较为精确的非均匀衰减校正方法，这些方法的思想是对投影线经过的组织，使用准确测量的线性衰减系数和路径长度进行校正，其中衰减在体内特定断层组织中的分布称为衰减图（μmap），有时为了方便也用μ（x，y）代表衰减图。

事实上，X-CT形成的断层图其本质就是μmap。但是，临床上难以接受为做SPECT检查先做X-CT扫描的安排，加之让患者在做X-CT和SPECT扫描时采取完全相同的体位，并保证从两种扫描机获取的三维图像严格配准是十分困难的。解决方案是在同一台设备上同时获取透射图像（transmission image）和发射图像（emission image），从透射图像中取得人体的μmap，再将其用于对发射图像的校正。目前，SPECT/CT复合成像系统已广泛用于临床，患者不必移动就可完成透射与发射成像，且两种图像是完全配准的。

此外，要考虑的一个问题是X射线和γ射线的能谱不同，人体组织对它们的衰减系数也不一样。解决方案是可以根据实验数据计算出各种组织对X射线和γ射线的衰减系数之比，称为刻度因子，进一步将CT得到的断层图像转换为μmap。

获取透射图像用于发射图像衰减校正的另外一个方法是在患者体外放置一个放射源，其发射的γ射线穿过人体，就有可能在SPECT扫描机上直接获取透射投影，然后重建出透射图像，也就得到了μmap。

至于精确测量组织体素中的辐射被吸收路径的长度这个问题，可以从不考虑衰减时重建的初始图像中进行测量得到解决。

（2）图像重建

断层图像重建算法包括解析法和迭代法两个大类，而在SPECT图像重建中使用较多的是滤波反投影法和OS-EM算法。

1）解析法

解析法的典型代表就是所谓的滤波反投影法，包括滤波和反投影两个步骤。反投影是将各投影值均匀分配给投影线经过的体素对应的重建图像的像素，各个视角下每个像素的反投影值叠加在一起就生成了有“星状伪迹”的模糊的断层图像；滤波就是对投影值做ramp函数高频提升预处理。滤波后再进行反投影重建，得到的图像可有效抑制星状伪迹的存在，大大提升重建图像质量。选用不同的滤波函数和截止频率，可适应不同的应用需求。

解析法建立在严格的数学推导基础之上，运算量比迭代法小，重建图像的速度更快。但由于推导过程基于某些理想化的数学抽象，其对实际的临床数据重建图像分辨率较差。另外，解析法在实现过程中不容易将衰减校正等算法结合进来，这也是一个小的不足。

2）迭代法

迭代法是通过多次运算使结果逐步逼近真实解的过程，可用于许多无法求出精确解析解的问题中。图像重建时，迭代法通过比较投影实测值和根据图像计算出的投影估计值，反复修正图像的估计值，使其一步步地逼近真实的图像。

核医学成像中，受药物剂量和采集时间的制约，投影数据的计数通常比较少，统计涨落非常明显。这样，使用统计模型来描述核医学的成像过程更为合适。目前，基于统计模型的算法包括最大似然-最大期望值（maximum likelihood-expectation maximization，ML-EM）算法、有序子集-期望值最大化（ordered subsets expectation maximization，OS-EM）算法等。OS-EM算法采用分组技术加快了迭代的收敛速度，也就缩短了图像重建时间。

目前的趋势是将SPECT图像迭代重建算法与衰减校正算法结合起来。在迭代过程中，引入衰减校正因子，就可能在逐步的迭代过程中实现衰减校正。尽管迭代算法不能得到一个精确形式的解析表达式，需要使用合理的数学近似，运算量大，运算时间长，但这种算法十分稳定，图像的分辨率和信噪比都足够好，适合低计数率情况，随着算法的不断改进和计算机性能的不断提高，迭代算法近年来越来越多地被ECT图像重建所采用。

4.SPECT的应用

SPECT成像时，结果通常采用横断面（transaxial）、矢状面（sagitall）和冠状面（coronal）这三个断面表达，有时也采用最大亮度投影（maximum intensity projection，MIP）方式进行三维显示。下面讨论SPECT的几种典型应用，特别强调成像参数和显像示例。

（1）骨扫描

用SPECT进行骨扫描，使用的放射性药物一般都是Tc-99m标记的亚甲基二磷酸盐（MDP）。静脉注射亲骨性显像药物99mTc-MDP，能通过化学吸附、离子交换及和与骨组织中有机成分相结合而使药物沉积在骨骼内实现骨骼显影。骨显像药物在骨内聚积的量与局部血流量、骨代谢活性及交感神经状态有关。当骨盐代谢更新加速，局部血流灌注增加，成骨细胞活跃及新骨形成时骨浓聚显像剂增加，呈异常放射性浓聚。当骨组织局部血供减少或发生溶骨性改变时，局部呈异常放射性稀疏、缺损区。例如当关节发生炎症或退行性变时，关节腔积液和骨关节附近骨骼的骨盐转换加速，可使99mTc-MDP在滑膜上过度聚集，形成骨关节显影。

当使用双探头的设备时，每个床位上通常采集60或64幅投影，总投影数目为120或128，视角采样间隔约为3°，每幅投影采集时间约为20s，每个床位采集时间约为20min。

对于正常的人体骨骼，99mTc-MDP在骨骼系统中呈现均匀分布；如果影像提示药物呈现非均匀的高浓聚或低浓聚，都是指示骨骼对应部位有病变发生。图2.45是一个正常人的骨扫描影像图，图中可见，全身骨骼显影清晰，放射性分布左右两侧对称，血运丰富、代谢旺盛的松质骨如扁平骨（颅骨、肋骨、胸骨和椎骨等）和长骨的骨骺端放射性聚集较多；密质骨如长骨的骨干放射性聚集相对较少。双肾轻度显影，膀胱影像可见。儿童、青少年骨骼代谢旺盛，成骨活跃，长骨干骺端及骨化中心周围的软骨钙化带呈明显放射性浓聚。

（2）脑血流灌注成像

零电荷、脂溶性、小分子（<500Da）的放射性药物能穿过完整的血脑屏障被脑细胞所摄取，其摄取的量与局部脑血流量（regional cerebral blood flow，rCBF）成正比。运用SPECT进行断层成像，可获得局部脑组织的药物分布图即局部脑血流灌注图像，可用于检查诊断脑血管疾病、癫痫和痴呆症等。

用SPECT进行脑部灌注成像时，通常采用的放射性药物是Tc-99m标记的六甲基丙撑二胺肟（99mTc-HMPAO）或乙撑双半胱氨酸二乙酯（99mTc-ECD）。这两种药物均可通过血脑屏障并与脑部的血流分布密切相关。

进行脑灌注成像时，注射99mTc-HMPAO或99mTc-ECD的剂量通常在600～1200MBq之间，注射一个小时后开始成像。采用双探头的设备时，总投影数目为120或128，视角采样间隔约为3°，每幅投影采集时间约为20s，总的采集时间约为20min。图2.46是一个正常人的SPECT脑部灌注成像，图2.47则是横断面脑灌注在不同成像阶段的显像情况。图2.48是两例癫痫患者在发作期与发作间期的SPECT图像：发作间期低灌注暗影（A图），发作期高灌注亮影（B图）。

由于脑供血系统具备较强的储备能力，仅脑储备血流下降时，常规脑血流灌注成像往往不能发现异常。乙酰唑胺（acetazolamide，ACE）是碳酸酐酶抑制剂，使碳酸脱氢氧化过强受到抑制，致使脑内pH下降，正常脑血管反应性扩张，rCBF增加20%～30%，而病变血管扩张反应减弱，在潜在缺血区rCBF增加不明显而表现为相对放射性减低。显然，ACE介入试验成像可提高对脑缺血性病变的检出率。

如果非介入与ACE介入试验成像结果均正常，提示脑血流灌注及储备能力均正常；若非介入显像未见异常，介入试验局部放射性稀疏/缺损，提示局部脑血流储备障碍；若非介入显像见局部放射性稀疏，介入试验见原稀疏区增大或呈缺损区，提示该脑区静息状态血流灌注障碍，同时伴随脑血流储备能力障碍；若非介入显像见局部放射性稀疏/缺损，介入试验见原稀疏区有明显放射性填充，提示该部位静息状态脑血流灌注低下，但脑血流储备功能正常。

（3）心肌血流灌注成像

正常或有功能的心肌细胞可选择性摄取某些放射性药物，其摄取量与区域冠状动脉血流量呈正比，与局部心肌细胞的功能或活性密切相关。静脉注入该类药物后，正常心肌显影，而局部缺血、损伤或坏死心肌则出现药物分布稀疏或缺损，据此可判断心肌缺血的部位、程度、范围。临床上心肌血流灌注成像通常采用的单光子放射性药物如表2.12所示。

心脏具有很强的代偿功能，即使冠状动脉存在明显狭窄（如70%～80%），依靠其自身的调节作用（如侧支循环），仍能使静息状态下心肌灌注显像无明显异常。但在负荷状态下，如运动、使用增强心肌收缩力的药物（多巴酚丁胺）致心肌耗氧量增加或使用腺苷、潘生丁（dipyridamole）强有力的扩张冠状小动脉，均可使正常冠状动脉的血流量明显增加（一般增加3～5倍），而病变的冠状动脉由于不能相应扩张，血流量不能增加或不能同量增加，致使正常与缺血心肌内显像剂分布出现明显差异，提高对病变的检出率。这样，SPECT在进行心脏灌注显像时，通常时由静息态（rest test）和负荷态（stress test）成像两个步骤的显像组成，通过比较两组数据的重建图像，给出诊断结论。多数情况下静息与负荷两个步骤采用的核素不同，静息显像时通常采用的典型放射性药物是201Tl-TlCl（氯化铊），而负荷显像时通常采用的典型放射性药物是99mTc-sestamibi或99mTc-tetrofosmin。由于药物技术的发展，目前已可实现一次静脉注射201Tl剂后能获得负荷和静息心肌灌注影像。

静息态成像时，给处于静息状态的患者注射大约148MBq的201Tl-TlCl，在15min后开始采集图像。采用双探头设备，则通常在180°内采集30或32幅投影（总共采集60或64幅），采样角间隔为3°，每幅投影采集30s，总采集时间约15分钟；负荷态成像时，使患者负荷运动（如跑步机上跑步或原地自行车运动）约10分钟后，注射大约915MBq的99mTc-sestamibi或99mTc-tetrofosmin。30分钟后开始采集图像。每幅投影采集时间20s，总采集时间约11min。

尽管201Tl剂可实现一次静脉注射完成两个步骤成像，但其缺点是γ光子能量较低，影响对下后壁心肌病灶的检测；99mTc衰变生成的γ光子能量高于201Tl发射的γ光子，成像质量更高，还可进行门控心肌断层显像，在了解心肌血流灌注的同时，观察心室功能和局部室壁运动。更为重要的是，即使在心肌中同时存在这两种核素标记的药物，99mTc所标记药物的成像不会受201Tl衰变的影响，但201Tl所标记药物的成像将会因99mTc核素向下散射（down-scatter）光子的污染。因此成像时，先静息采集后运动负荷采集的顺序不能颠倒。

为了便于比较图像和诊断，一般在获得重建数据后将图像沿心轴方向重组成短轴（short axis，SA）横断面、水平长轴（horizontal long axis，HLA）断面和垂直长轴（vertical long axis，VLA）断面图像。SA是垂直于心脏长轴从心尖向心底的依次断层影像，若第一帧图像为心尖，最后一帧则为心底部，影像呈环状，可显示左室前壁、下壁、后壁、前间壁、后间壁、前侧壁和后侧壁；HLA是平行于心脏长轴由膈面向上的断层影像，呈横向马蹄形，可显示间壁、侧壁和心尖；VLA是垂直于上述两个层面由室间膈向左侧壁的依次断层影像，呈倒立马蹄形，可显示前壁、下壁、后壁和心尖。图2.49为典型心肌成像结果。

由于心脏的位置非常靠近胸腔的左前侧，探头在胸前位置时，人体对射线的衰减在图像重建时几乎可以忽略，但如果探头在人体的后背部，投影信号受衰减的影响非常大，图像重建时必须使用衰减校正算法。图2.50（a）给出了不带衰减校正的反投影重建算法重建的图像，而图2.50（b）给出了同样使用反投影重建算法，但采用了衰减校正的重建图像。

2.4.3 正电子发射计算机断层成像

尽管SPECT在临床医学中取得了极大成功，但其所用放射性药物中的常用核素都不是人体组成元素的同位素，这在某些药物合成与生理生化、代谢方面存在一定局限。组成人体的基本元素是H、O、C和N，其中O、C和N存在放射性同位素15O、11C、13N，而研究表明，放射性核素18F的生理行为非常类似于H（有机化合物分子中C-F键和C-H键相似），这样，用这些“缺中子”类核素标记的生物活性物质，如糖、脂肪和氨基酸，几乎可以在不影响体内环境平衡的条件下观察人体的一切生理、生化过程，测量药物的浓聚速率、受体亲和常数、氧利用率、葡萄糖、脂肪和氨基酸代谢等，以研究和诊断人体内的病理生理异常与病变，较之传统的解剖结构成像更深入更全面，可更早期地发现病变。

缺中子类核素在衰变过程中会生成正电子，这样，利用这类核素标记的药物进行的发射断层成像称为正电子发射计算机断层成像（PET）。

1.工作原理

完整的PET系统包括PET数据采集部分、回旋加速器及配套的放射药物化学自动合成装置三大部分。回旋加速器用于生产缺中子类核素，药物合成装置用于合成PET显像用的显像剂。限于篇幅，本书仅重点讨论PET数据采集部分。

PET的数据采集部分由扫描机架（含探测器及各种电了线路）、检查床和辅助设备（操作台、各种外存储器、电源等）几个部分组成，一个典型的PET设备数据采集部分的外观如图2.51所示。扫描机架中最主要的是探测器（探头）部分，探头中包括探测器环、中隔、多晶体、光电倍增管、前置电子线路、符合探测电路、分类器、电子准直线路、透射源、倾斜驱动器、射线屏蔽和各种电子学仪器线路等，其性能直接影响整个系统的成像质量。

讨论PET的成像机理重点涉及正电子衰变、湮灭效应和符合探测等过程和技术，工作原理图如图2.52所示。

（1）正电子衰变与湮灭效应

缺中子类核素在发生衰变时，核中的一个质子转变为一个中子、一个正电子（positron）和一个中微子，这就是正电子衰变。正电子是电子的反粒子，两者的静止质量、自旋和电荷量相同，但所带电荷符号相反。通常正电子衰变都发生于人工放射性核素。在从原子核中被发射出来后，正电子在与周围物质的原子碰撞过程中逐渐损失能量直至接近静止，其射程在生物体内一般为几毫米。正电子在减速的过程中与一个负电子结合形成一个类似于原子的正电子偶素（positronium），其寿命约为10-10s。绝大多数情况下，正电子偶素发生湮灭效应（annihilation effect）转变为两个γ光子，其质量（即正电子和负电子质量之和）完全转化为两个光子的能量，能量转化遵守爱因斯坦质能方程。

依据质能方程和动量守恒定律，如果发生湮灭效应时，电子对处于静止状态，那么两个光子的能量分别为511keV，两者的运动方向完全相反，即成180°；如果发生湮灭时电子对还具有动能，这时两个光子运动方向的夹角稍微小于180°，如图2.53所示。

事实上，放射性核素产生的正电子均具有一定的动能，其大小依赖于母核原子序数的大小，高原子序数核素产生的正电子具有更高的动能。这样，通过体外γ光子探测确定湮灭发生位置会出现误差，但这个定位误差不会超过1mm，相对于其他影响空间分辨率的因素（如平均射程）来说不是最主要的，以后在PET讨论时都认为湮灭辐射的两个光子是成180°反向运动的。

（2）符合探测技术

无论是SPECT还是PET，事实上，成像的实质都是从体外探测体内核素发射的γ射线来对体内核素在脏器上的分布进行图示。由于正电子湮灭效应发射出的两个γ光子基本成180°角度反向运动，可以利用这个机制来探测湮灭反应发生的准确位置，这就是湮灭符合探测（annihilation coincidence detection）技术。

图2.54用来说明符合探测技术的原理。在受检体的某个断面放置直径为80～90cm的探测器环（detector ring），受检体内的正电子核素衰变时电子对发生湮灭效应，当探测器环中的两个探测器同时接收到光子时，幅度鉴别电路会筛选出能量为511keV的γ事件，生成脉冲宽度为τ的逻辑信号。脉冲幅度代表了光子能量，可以通过设置脉冲幅度阈值来鉴别光子的性质。符合处理器通过预设的符合时间窗（coincidence timing window）2τ，使得只有两个γ事件在时间上相距不超过τ才会给出一个符合逻辑信号，同时根据两探测器的几何连线确定湮灭位置所在的响应线（line of response）。正电子符合探测利用了湮灭辐射两个光子的反向运动特点来确定湮灭位置的空间分布，不再需要传统的“机械”准直器，有人称它为电子准直（electrical collimation）。由于符合探测和新型闪烁晶体的使用使得PET的探测灵敏度可达到每μCi/min有1000个计数，比SPECT提高了10～100倍，引入人体的放射性药物剂量则大为减少。

显然，符合时间窗决定了两光子“同时发生”的认定标准，决定了符合探测的效率，同时也决定了符合探测的稳定性和精确度。目前，这个时间窗一般确定为8～12ns，也就是说，在8～12ns的时间间隔内两探测器分别接收到一个γ光子，符合电路认定是同时接收到的。

由于符合测量存在时间窗，在时间窗时间间隔内，两个不相关的光子也有可能“同时”进入探测器，使得符合电路判断失误，这样来自不同湮灭辐射的光子被符合电路探测形成的符合称为随机符合（random coincidence），随机符合将导致图像噪声，增加图像本底。另外，某些散射光子与湮灭光子也可能同时进入探测器，这称为散射符合（scatter coincidence）。研究表明，散射符合占全部符合事件的8%～30%。由于探测器输出的幅值不同，散射符合有可能会被系统识别而遭剔除。为与随机符合和散射符合相区分，定义湮灭辐射产生的两个光子形成的符合为真符合（true coincidence）。真符合才是正电子成像需要检测的符合，真符合计数越多，图像质量越高。真符合与探测器视野大小、探测器数目、符合时间窗、探测器旋转半径、探测器与被成像脏器的相对几何位置均有关。

2.几个关键技术的讨论

（1）探测器技术

为了方便制造和调试，多数PET采用了模块化的探测系统设计，探测系统是由多个独立的探测模块（block）组装而成的。一个探测器模块主要由被切割的闪烁晶体和多个光电倍增管PMT构成。目前的PMT制造技术可以达到渡越时间小于1ns，在输入800V电压时增益达到3×105。

早期的典型探测器模块用锗酸铋（Bi4Ge3O12，BGO）或NaI（Tl）闪烁晶体、一些光电倍增管和特定的电子线路组成。BGO晶体的光子产额仅为4200/511keV，远少于NaI（Tl）的19400/511keV，说明NaI（Tl）晶体的能量分辨率要不BGO好得多；另外，BGO晶体的等效原子序数为74，密度为7.13g/cm3，线性衰减系数为0.96cm-1，都比NaI（Tl）的对应参数大（比如线性衰减系数仅为0.34cm-1），2.4cm厚度的BGO就可捕获超过90%的511keV的γ光子，BGO的空间分辨率要比NaI（Tl）好。对NaI（Tl）而言，要达到同样的空间分辨率，需要更厚的晶体材料才行。

性能更佳、近来逐渐得到广泛使用的晶体有：硅酸镥钇（LYSO）、铈激活的硅酸镥钇（Lu2（SiO4）O∶Ce，LSO）和铈激活的硅酸钆（Gd2SiO5∶Ce，GSO）等，尽管这些晶体对射线的吸收率略低于BGO，但发光半衰期（40～60ns）比BGO（300ns）短得多，适合高计数率的湮灭符合探测。

典型情况下，可将厚度为2～3cm的晶体切割为8×8（5.4mm）或13×13（4.2mm）的矩阵，在每块被切割晶体的背后有4只方形光电倍增管与之耦合，形成一个探测器模块，如图2.55所示。探测器模块由几个PMT所读出，通过计算各PMT所分的光量，用查表方式就可确定晶体条中哪个被“命中”。这种做法不但能提高空间分辨率，也减少了PMT的用量，从而也就降低了造价。目前的商用PET基本上全部采用此技术。

图2.56为一个典型PET探测系统的实物图。多个探测器模块组成一个PET的探测系统，共有几个或几十个环（对上述切割，可有8个或13个环，每个环有512或832个探测单元）。多环结构检测系统一次采集可以获得多个断层图像数据。如果在受检体轴向并列3个环形探测器系统，系统的轴向视野将扩大为26环或39环。目前最新的PET探测器有超过50个环，同时可成的断层图像超过90个，每个环上的探测单元可达数万个，空间分辨率可达3mm，断层厚度可小于10mm。

（2）PET的图像重建

PET图像重建算法主要分为解析法和迭代法两大类。

①解析法

以中心切片定理为基础，通过变换和逆变换处理采集的数据，把图像准确地计算出来的重建方法，称为解析（变换）重建法。根据具体计算过程的不同，基于传统2D数据采集模式的解析法又可分为滤波反投影法（filtered back-projection，FBP）、反投影滤波法（back-projection filtered，BPF）、ρ滤波法（ρ-filtered layergram）和卷积反投影法（convolution back-projection）等算法。严格的数学理论可以证明，在无穷取样的极限条件下，这些方法是完全相同的，都能给出断层图像的严格解。

2D采集条件下解析法的典型代表是的滤波反投影方法FBP，运算速度快，成像质量较为理想，因而为大多数传统断层扫描系统所采用。FBP算法的核心是滤波器中窗函数和斜变函数（ramp filter）的确定，窗函数用于控制噪声，其形状影响统计噪声水平和空间分辨率。典型的窗函数有Hanning窗、Hamming窗、Butterworth窗、Shepp-Logan窗，以及可增强边缘和改善图像空间分辨的Wiener窗和Metz窗等。

现代PET通常工作于3D数据采集模式，以提高探测效率。对3D PET，常用的解析重建算法主要包括2D FBP基础上的SSRB（single slice rebinning）和FORE（fourier rebinning），以及3D RP（reprojection）算法。SSRB是一种近似算法，具有实现简单和速度快的优点，但是只适于成像物体接近视野中心且轴向最大接受角度（maximum acceptance angle）不大的情况，否则重建图像在轴向上将出现严重的模糊效应；FORE也是近似方法，但重排误差要远小于SSRB，重建图像质量更好；3D RP算法能最准确地处理斜向投影数据，获得更高的图像信噪比，已是3D PET解析重建算法的金标准。

解析算法具有重建速度快的优点，还可以通过选择滤波器优化或者突出需要重点表达的物体信息。但是，由于解析算法均基于Radon线积分模型，这一物理近似制约了重建图像的精确度。在PET成像中，正电子在发生湮灭前运动的自由程、发生湮灭时的残余动量造成的γ光子非共线性、人体中的衰减和散射效应、探测单元的有限空间分辨率、光子事件的作用深度、探测器间距造成的投影数据缺失等图像降质效应（image degrading effects）都是Radon模型难以精确描述的。

此外，PET所采集的原始数据中噪声较大、采集数据为相对欠采样或放射源尺寸较小（如早期小肿瘤）等几种情况下，用解析法往往难以得到令人满意的重建图像。另外，解析法也难以在重建中引入各种校正和约束，如衰减校正、散射校正等。但即使这样，在相当长时期解析法仍然是PET图像重建算法的主流。

②迭代法

代数迭代法特别是基于统计模型的迭代法是根据物体形状和强度分布先假定一个初始图像，采用泊松随机模型描述PET成像过程，将图像重建归结为通过迭代过程寻找某种准则（如极大似然准则或最小二乘准则）意义下放射性活度分布的最优估计。迭代过程涉及的算法包括EM（expectation maximization）算法、最速下降算法或共轭梯度算法等。迭代重建算法计算量大，重建速度较慢，而且有可能遇到不能收敛或者收敛到局部极小值的问题，但是迭代法能够更好地解决投影数据噪声对图像质量的影响问题，而且上述图像降质效应可以通过对成像过程建模来加以描述，因而其图像质量要远远好于解析重建算法。

在2D PET中常见的迭代法包括有序子集（ordered subset）加速的最大似然-期望最大化（maximum likelihood expectation maximization，EM-ML）、代数重建法（algebraic reconstruction technique，ART）、有序子集最大似然法（ordered subset expectation maximization，OS-EM）、同时迭代重建法（simultaneous iterative reconstruction technique，SIRT）、共轭梯度法（conjugate gradient method，CGM）和加权最小二乘方法（weighted-least square，and iterative least-square technique，WLS和ILST）等。

上述迭代算法中，OS-EM具有空间分辨好，抗噪能力强，重建速度快于其他迭代方法等优点。恰当地选取有序子集的个数，可用较少的OS-EM迭代运算获得图像质量好于FBP的重建结果，所花费的运算时间并不比FBP法多出许多。由于全3D OS-EM迭代算法速度较慢，在3D PET中也经常将迭代重建算法与数据重排方法（如SSRB或FORE）结合进来，先将3D数据重排为多层2D数据，然后对每层分别实施2D OS-EM重建。

3.PET所用放射性药物

临床上PET常用的核素性质与其标记药物见表2.13。

目前，由核素11C、13N、15O标记的药物多限于科学研究，而18F标记的脱氧葡萄糖（18F-FDG）是当前临床应用最广泛的PET药物，被誉为世纪分子（molecule of the century）和临床战马（working horse），总用量超过临床用药的90%，常用于研究体内特定部位葡萄糖的吸收、分布、代谢途径和速率。18F-FDG得到最广泛应用的主要原因是其合成方便、半衰期适中，放射性核纯度高，γ射线除了0.511MeV和少量的1.022MeV外，无别的峰值，故放射化学纯度大于90%。图2.57为利用18F-FDG药物进行PET扫描诊断和治疗监测帕金森病时的对比图。

4.Micro-PET

在讨论Micro-CT时已有提及，用于实验研究的小动物特别是小鼠，在研究人类生物学和疾病发生、发展与治疗过程中起到至关重要的作用。PET的出现可以有效地帮助实现“活体”生物学研究，即对同一动物个体可以连续观察疾病的进展、功能器官的退化表现，以及干预和治疗的效果，而且只需少量的动物实验研究就可获得更多、更准确的信息，大大缩短新药的开发周期。

临床用的PET分辨率一般为4～5mm，这样的分辨率无法清晰辨识小动物器官的精细结构，而且相对探测效率低，无法实现快速动态扫描。Micro-PET就是将PET技术从临床应用延伸到动物科学实验领域的产物。图2.58为目前已研制出来的Micro-PET外观图。图2.59为Micro-PET用于大鼠成像的几个示例。

（1）Micro-PET的技术特点

PET的受检体一般为70kg左右的人体，使用放射性的活度剂量大约在5～15mCi，在空间分辨率为6～10mm的条件下，就可提取到足够的脑部或心脏的功能以及有关肿瘤的信息。而对于小动物用Micro-PET，其研究对象通常体重仅几十克到几百克，要得到与人体PET同样的图像效果，其分辨率要求比人体PET需提高至少4～5倍，达到1mm的水平，同时，Micro-PET使用放射性药物的活度与人体PET基本相同，而探测器的数目又减少很多，因此要求Micro-PET的灵敏度要比PET高很多。

由此，与PET相比，Micro-PET在器件选择、电路设计等多方面具有一些更高的要求，简述如下：

①闪烁晶体。Micro-PET采用密度更大、光子产额更高的闪烁晶体材料如LSO晶体，LSO与传统材料的特性比较见表2.14。尽管LSO的有效原子序数略小于传统PET使用的BGO，但密度更高，表明对光子具有足够的吸收能力，可以得到很好的探测效率。LSO的衰减时间远低于BGO等其他晶体，非常有利于缩短探测系统的死区时间，提高计数率。另外，LSO有5倍于BGO的闪烁光子产额，用来做探头可大大改善系统探测效率。

②光电倍增管。由于晶体所产生的光信号非常微弱，探测过程要求快速，因此要求光电探测器件必须具有窄的输出波、小的渡越时间、高速响应的特性，光电探测器件决定了探测精度、探测速度以及价格。目前使用的光电倍增管还有不少缺点：对磁场敏感；需要较高的偏置电压，从800V到1400V不等；与小动物的应用目标相比，体积过大（目前还很难做到直径小于2cm），而小的PMT有利于提高空间分辨率；价格昂贵等。

目前有许多替代的新型光电转换器件被研发，如光电二极管位置灵敏光电倍增管（PS-PMT）、雪崩倍增光电二极管（APD）、混合型光电二极管（HPD）等。

③硬件电路设计。普遍采用适合并行处理的微处理器，通过多个CPU或GPU并行运算，可大大减少图像重建的时间。

（2）Micro-PET的典型技术参数

这里给出一个典型Micro-PET的技术参数：

①90个独立超微LSO晶体探测模块，每个探测器模块均是由超精密晶体切割成14×14的晶体单元，总共17640个1.8mm×1.8mm×10mm独立超微LSO晶体阵列，分成42环，每环420个晶体。每个模块均被超薄反射层光学隔离，实现92%的晶体敛集率，参见图2.60所示。

②64通道的光电倍增管（PMT）通过光纤束与LSO阵列连接，以避免PMT的不活跃周边引起的缝隙。每个PMT出来的64个阳极信号被读出电阻网络和加法器转换成4位的编码信号，然后送到数据采集模块。

③8.3%的绝对灵敏度，空间分辨率小于0.5～1mm，符合时间分辨率小于6ns。

④使用低噪声模拟电路（噪声水平<5mV）和并行多通道数字电路，数字电路和符合电路中采用现场可编程门阵列（FPGA）技术；电子学子系统采用低压差分串行输出；配备GPU模块，可实现图像的快速重建，提高显像效率。

⑤径向视野（field of view，FOV）超过120mm，轴向FOV超过95mm，最大可扩展到300mm，机架孔径高达160mm，可进行小鼠、大鼠及更大些的动物的成像。

⑥采用TCP/IP协议，实现数据远程传输和控制；重建算法为FORE＋2DFBP，可选择3DRP、OSEM、OSMAP等几种算法。图像大小有128×128和256×256两种可选，可以自行选择保存不同的数据格式。

⑦系统配有专为小动物影像应用研究而特别优化设计的高级成像采集软件，软件集成影像采集、重建、处理和高级分析等多种功能。

（3）Micro-PET的不足

现有Micro-PET还有一些亟待解决的技术局限：

①Micro-PET的分辨率已经可达到小于1mm，但灵敏度有较大下降，这对短半衰期的核素形成正电子显像显然不利。

②由于检测环直径减小，部分体积效应会变得很明显，散射效应和边缘效应不容忽视。

③检测过程中动物都需要麻醉以防动物体动，但一般的麻醉药物都会影响心血管、呼吸及中枢神经，如何克服影响准确成像是一个必须考虑的课题。

除此之外，PET系统存在的问题也会反映在Micro-PET系统中，如分子探针进入机体会遇到各种生理屏障、靶组织/非靶组织的比值不高等。

5.PET与Micro-PET的特点

①使用的正电子核素（如18F、11C、15O、13N等）大多为组成生命最基本元素的放射性同位素，由这些正电子核素标记的示踪剂可在不影响生物体正常功能的情况下参与生物体组织代谢，便于进行代谢等生理病理过程显像。

②在SPECT中，使用准直器的目的在于使光子探测器只接受沿着某一固定方向运动的光子，而这是通过用铅阻挡、吸收偏向光子来实现的。这一做法的代价是探测视野内大量的光子被铅准直器所吸收。有研究表明，与核素Tl-201和Tc-99m配合使用的铅准直器的透射率只有1/104，即平均每10000个光子中只有1个到达探测器。PET应用电子准直和符合探测技术，大大提高了探测灵敏度，其灵敏度比SPECT高10～100倍，成像需引入的放射性核素剂量更少。另外，电子准直和符合探测技术也改善了空间分辨率（PET可达3mm，Micro-PET可达1mm），诊断准确率更高。

③光子能量高不易被吸收，故湮灭辐射的位置深度对测量结果影响不大，加之利用衰减和散射校正，所成图像可用于定量诊断，相比SPECT的定性或半定量诊断而言，性能大为提高。

④从分子或细胞水平上提供有关脏器及其病变的功能信息。大多数疾病的生化变化先于解剖学的变化，而PET/Micro-PET对于示踪剂放射活度的灵敏度非常高，能高精度地定量检测代谢过程的非正常活度改变并给出清晰的图像，因此，PET/Micro-PET能提供很多疾病在发展过程中的早期信息，可以进行超前诊断，尤其适合于肿瘤的早期诊断。

⑤能从一定体积的组织快速同时获得多达几十层的断层图像（CT、MRI均无法做到），且可获得全身各方向的断层图像，使临床医生能一目了然地看到疾病全身状况，对肿瘤转移和复发的诊断尤为有利。

⑥正电子核素的半衰期一般很短，可以在较短时间内重复给药，以研究不同生理、病理状态下示踪剂的分布，适合于快速动态成像。

⑦正电子类放射性药物批量较小，一般每批仅为数剂。质量控制检验必须快速可行，药物的标记要求快速、自动化。质量控制（如放化纯度、无菌无热源等）在药物使用后再实施，这样对药物生产的工艺要求比较高。

⑧与单光子发射类核素不同，正电子发射类核素均为缺中子核素，大多需要由回旋加速器生产，少数可由发生器生产，成本较高。