PET的全称为正电子发射断层成像仪（positron emission tomography），通常简称为PET，是一种对正电子湮灭产生的双光子成像的设备。PET与SPECT根本的不同有两点：一是采用正电子核素标记的放射性药物，使用的正电子核素（例如， ¹⁸F（代替H，性质相似）、 ¹⁵O、 ¹³N、 ¹¹C）本身为人体组成的基本元素，可标记参与活体代谢的生物活性分子，可提供分子水平上反映体内代谢的影像；二是不使用准直器，而采用符合探测，可以使分辨率及灵敏度同时得到大幅度提高。

PET于20世纪70年代问世。90年代前，PET主要用于科研，安装在研究机构。20世纪90年代后，正电子类示踪剂的独特生物学优势逐渐显露，PET开始进入临床。PET的性能不断提高，装机量也逐年上升，到20世纪90年代末，美国及欧洲一些国家政府和保险公司已将多种PET检查列入医疗保险范围，我国从20世纪90年代中期开始引入PET。

由正电子核素发射出的正电子在周围介质（如人体组织）中被散射而减慢速度，一旦静止下来就会俘获一个自由电子而形成正负电子对，并在毫微秒内发生质能转换，正、负电子的质量转变为两个能量相等（511keV）、方向相反的光子。这一过程称为电子湮灭（也称电子对湮灭）。PET所探测的就是这两个方向相反的光子。

PET常用的正电子核素及其物理性质如表3-2所示。

PET的工作目的是成像，即显示正电子核素标记的示踪剂在体内的分布。但是，发射出的正电子无法直接探测，只能通过探测由电子对湮灭所产生的γ光子对来反映正电子湮灭时的位置。接收到这两个光子的两个探测器之间的连线称为符合线（line of response，coincidence line，简称LOR），代表反方向飞行的光子对所在的直线，湮灭事件的位置必定在这条直线上。用两个探测器间的连线来确定湮灭地点方位的方法（不需要准直器）称为电子准直（electronic collimation）。这种探测方式则称为符合探测（coincidence detection）。

符合探测技术利用了湮灭光子对的两个特性：一是这两个光子沿着直线反方向飞行；二是它们都以光速向前传播，几乎同时到达在这条直线上的两个探测器。此时，PET系统就记录一个符合事件（coincidence event），即一个计数。事实上，由于光子从发射到被转换为最后的脉冲信号经历了多种不确定的延迟，致使符合事件的两个光子被记录的时间间隔展宽了。该时间间隔称之为符合窗（coincidence windows）。通常，符合窗的大小为几纳秒到十几纳秒。只有在符合窗时间内探测到的两个光子，才被认为是来自同一湮灭事件。超过符合窗时间间隔所探测到的两个光子则被认为是来自两个湮灭事件而不予记录。

PET探测器所记录的符合事件中，有三种符合情况无法区分。

第一种是真符合（true coincidence），探测到的两个光子来源于同一湮灭事件，并且在到达探测器前两个光子都没有与介质发生任何相互作用，因此含有精确的定位信息。这是真正需要的原始数据。

第二种是随机符合（random coincidence），探测到的两个光子分别来源于不同的湮灭事件。这种符合含有的定位信息实际是不存在的，成像中要剔除这种符合。

第三种是散射符合（scatter coincidence），探测到的两个光子虽然来源于同一湮灭事件，但在到达探测器前两个光子中至少有一个被散射而偏离了原来的飞行方向。因此这种符合含有的定位信息是错位的，应该剔除。

PET设备由扫描机架、主机柜、操作控制台和检查床等几部分组成。

机架是最大的部件，内部装有激光定位器、探测器环（称之为探头）、探测器电子线路、符合线路、分拣器、移动控制系统等线路组成。它的主要功能是采集数据。

主机柜主要由CPU、输入输出系统、内、外存储系统等构成。主要功能是数据存储、处理和图像重建。

操作控制台主要由一台计算机和软件系统组成。它的主要作用是整个检查过程的指挥控制、图像显示和分析等。操作控制台放置在操作室内。

决定PET性能好坏的最关键部件是探头。

PET探测光子的过程与前述SPECT类似，也由闪烁晶体转换γ光子为荧光，一个γ光子转换为多个荧光光子，再由光电倍增管转换光信号为电信号并放大，再经一系列电子线路系统来完成记录。与SPECT不同的是，闪烁晶体不再是一大块平板晶体，而是由许多小晶块组成的晶体环。不同厂家、不同型号的PET设备所用晶体材料不同，晶体的尺寸、小晶块的数量及排列方式也有差异。目前多数PET设备探头的组成均由晶体组块（crystal block）组成环形晶体环，其后接光电倍增管。每一晶体组块又被分割成多块小晶体（如6 × 6～13 × 13），其中每一个小晶体块为一个探测（定位）单元，成像时，接收到的射线均定位在小晶体块的中心。不同型号的PET设备，每个小晶体块的表面积不同，目前多数在2.0mm × 2.0～6.5mm × 6.5mm之间，晶体的厚度多在20～30mm之间。

探测器晶体的性能及尺寸是影响PET系统性能的关键因素之一。晶体的薄厚影响探测效率和能量分辨。晶体加厚使入射光子与晶体的相互作用机会增加，探测效率提高；但晶体所产生的闪烁光在到达光电倍增管之前，被晶体自身吸收或散射的机会也增加，使光电倍增管产生的脉冲能谱展宽，能量分辨下降。晶体块的表面积影响灵敏度和空间分辨率，晶体面积大，接受入射光子的机会增加，灵敏度高；但是，晶体块上任何位置接受的入射光子均被定位到晶体块中心，因此晶体面积大使空间分辨率下降。

闪烁晶体是组成探测器的关键部件之一。它的主要作用是能量转换和光子数放大，将高能γ光子转换为数千个低能的可见光子，以利PMT接收。用于PET的理想的闪烁晶体应具有良好的性能。晶体主要性能为：

闪烁晶体所发射的光子波长的分布曲线。发射光谱愈窄，在光电倍增管中的光电转换愈好。

入射光强度衰减到初始值的1/e时所走的距离。衰减长度短，则阻止本领强，探测效率提高，晶体尺寸小，而且空间分辨高，不同位置的空间分辨也均匀。

晶体激发后，发射光子数的速度下降到初始值的1/e时所需的时间，也称退光常数。衰减时间短，则时间分辨好，可使随机符合事件下降，而且系统死时间缩短。

入射光子在晶体中发生光电效应的几率。发生光电效应时，入射光子的能量全部沉积在晶体的作用点，使闪烁光子位置集中。而康普顿散射光子，使晶体的闪烁光子位置分散，或飞出晶体（尤其小晶体块）致使闪烁光子数量减少。所以光电效应分支比高，则定位精度好，能量分辨率好。

它表征闪烁晶体将入射光子能量转变为闪烁光子的性能。用光产额表示，代表吸收入射光子单位能量所引发的闪烁光子数，光产额高，则能量分辨好。

用于PET的晶体要求光输出高、光产额高、时间分辨好、阻止本领强。目前临床在用的PET中，主要使用锗酸铋（Bi ₄Ge ₃O ₁₂，简称BGO）、掺铈的氧化正硅酸镥（Lu ₂SiO ₅［Ce］，简称LSO）及掺铈的硅酸钇镥（简称LYSO）等晶体。表3-3给出了这几种晶体的性能。

光电倍增管（PMT，photomultiplier tube）是组成探测器的另一关键部件。其作用及工作原理与SPECT相同。近来PET探测器采用位置灵敏光电倍增管（position sensitivity photomultiplier tube，PSPMT），这种光电倍增管的定位更准确。PSPMT广泛应用于Micro PET中。

光子入射后，到被转换为脉冲输出，经历了多种统计性过程，致使输出脉冲能量分布展宽。能量响应就是指对入射光子所产生的脉冲能谱分布。能量分辨率定义为脉冲能谱分布的半高宽与入射光子能量之比。该值越小，能量分辨率越高。它表明了PET系统对散射符合计数的鉴别能力。能量分辨率主要取决于晶体性能，且与探测系统的设计有关。

能窗下限可将低能量的散射光子排除掉。散射符合计数随脉冲能窗下限的提高而减少，但能窗下限的提高受到能量分辨率的制约，能窗下限过高将导致真符合计数的大量丢失。

空间分辨率反映PET能分辨空间两点间最近距离。

一个点源经PET系统后所成的像不是一个点，而扩展为一个分布，该分布称为点扩展函数（point spread function，PSF）。

用PSF的半高宽（FWHM）及十分之一高宽（FWTM）描述成像系统的分辨率。FWHM越大，点源的扩展程度越大，分辨率越低。分辨率有径向、切向和轴向，分别由PSF的径向、切向和轴向的FWHM及FWTM来描述。

由于理论及探测技术上的限制，PET所能达到的空间分辨率是有限的。

正电子的飞行距离为在发生湮灭前由自身动能飞行的距离。核素衰变发射出的正电子有一定的能量，要飞行一段距离，当能量减为0时，才能与负电子结合，产生湮灭辐射。探测到的湮灭辐射双光子的位置并非发射正电子的核素的位置。核素发生正电子衰变时，同时发射出一个中微子，衰变能由正电子和中微子随机分配，正电子的能量从零到最大（衰变能）连续分布，因此正电子的飞行距离也是从零到最大射程连续分布的。具有最小能量（0）和最大能量（E _max）的粒子数较少，而大多数正电子的能量位于1/3E _max左右，不同的核素E _max不同。再有，正电子在介质中的轨迹并非直线而是曲折的。由于多次散射，有些正电子最终散射角可能接近180°而折回原处。这样，点源在图像上就形成一个分布，该分布的半高宽FWHM _positron因核素及介质而异，对 ¹⁸F和水，FWHM _positron = 0.22mm，对 ¹¹C和水，FWHM _positron = 0.28mm。

介质中的自由电子有一定的能量。这样，在正负电子湮灭时，正负电子偶的总动量并非为0，根据动量守恒，两个湮灭光子的运动方向不可能成180°角，要偏向电子偶的运动方向。偏转角呈高斯分布，可得出偏转角的半高宽为0.3。由于这种因素造成的点源扩展与符合探测的两个探测器之间的距离有关。

对探测环孔径为80cm的全身PET，中心分辨率的损失为：

上述两方面的因素加起来使PET的最佳空间分辨率的理论极限值为：

对 ¹⁸F，FWHM _theory～2.1mm。

PET探头是多排环型排列的。每个小晶体块，形成一个信号接收单元，小晶体块上任何位置接收到的入射光子，均被定位到小晶体块中心，使定位不准，点源展宽。对视野中心处的点源，分辨率损失为小晶体块大小的一半，以4mm × 4mm大小的小晶体块为例，分辨率损失为2mm。

同时考虑上述理论与技术的限制，系统的分辨率极限FWHM _total为：

对 ¹⁸F，FWHM _total～2.9mm。

实际系统的分辨率达不到极限值，目前最好的专用型PET的分辨率接近4mm（ ¹⁸F）。

理想的PET系统对视野中任何位置的放射源有相同的探测能力，即对视野中一均匀源成的像应为各点计数相同的均匀图像。但是，由于计数的统计涨落及探头的非均匀响应，在均匀源的图像上会造成计数偏差，该偏差越小，均匀性越好，用视野中最大计数和最小计数与平均计数的相对偏差大小来描述PET均匀性。相对偏差越小，均匀性越好。称该相对偏差为非均匀性（NU）。均匀性分断层均匀性、体积均匀性和系统均匀性。

灵敏度是指PET系统在单位时间内单位活度或放射性浓度条件下所获得的符合计数。灵敏度的决定因素包括：探测器所覆盖的立体角和探测器效率。系统灵敏度取决于扫描仪的设计构造及数据的采集方式。

在一定的统计误差（总计数）条件下，灵敏度制约扫描的时间和所需的示踪剂剂量。示踪剂剂量一定时，灵敏度越高，所需的扫描时间越短。这对动态采集有重要意义，因为示踪剂在刚注入时在体内的分布随时间迅速变化，要求扫描的时间很短。在静态采集时，灵敏度高，可有效地缩短采集时间。当扫描时间一定时，灵敏度越高，所需示踪剂剂量越小，降低患者所接受的辐射剂量，有利于辐射防护。

散射分数是散射符合计数在总符合计数中所占的百分比。描述PET系统对散射计数的敏感程度，散射分数越小，系统剔出散射符合的能力越强。

散射分数有断层散射分数和系统散射分数。某一断层面 i的散射分数 SF _i等于该断层中散射计数与总计数之比。其中，总计数为真符合与散射符合计数之和，不含随机符合计数。

系统的散射分数 SF等于所有断层面的散射分数 SF _i的平均。

在符合探测中，总计数中除真符合外，不可避免地包含着散射符合和随机符合的计数。后两种效应不仅增加噪声，降低信噪比，也降低了图像的对比度，使图像质量变差。因此，在PET图像中，除了与真符合计数相关的统计涨落噪声外，还必须考虑散射和随机符合噪声。为评估PET图像质量，引入了噪声等效计数（noise equivalent counts，NEC），以衡量噪声。噪声等效计数率 R _NEC等于真符合计数率与总计数（ R _total = R _trues + R _randoms + R _scatte）的比值再与真符合计数率之积。

计数率特性反映总符合计数率、真实符合计数率 R _trues、随机符合计数率 R _randoms、散射符合计数率 R _scatter和噪声等效计数率 R _NEC随活度的变化。

描述PET系统对随机符合及由死时间引起的计数丢失的校正精度。用校正后的剩余相对误差∆R表示校正精度。

式中： R _trues为经过计数丢失及随机符合校正的系统得到的真实符合计数率，R _extrap为无随机符合和计数丢失情况下的计数率。

散射校正精度描述PET系统对散射符合事件的剔除能力。

用散射校正后的剩余误差∆ C描述散射校正精度。在热背景中插入冷插件，进行散射校正后，冷插件中的计数与热背景中计数的百分比为剩余误差∆ C。

式中， C _cold为图像上冷插件内计数， C _B为图像上插件的热背景中计数的平均值。

描述PET系统对射线在介质中衰减的校正能力。用衰减校正后的剩余误差∆ C及非均匀性来描述衰减校正精度。得到的这两个值越小，衰减校正精度越高。

在模拟临床采集的条件下，用标准的成像方法来比较不同成像系统的图像质量。用不同大小热灶、冷灶的对比度恢复系数及背景的变异系数描述图像质量。

对任一热灶j，对比度恢复系数Q _{H， j}为：

式中， C _{H ， j}为第j个热灶ROI中的平均计数； C _{B ， j}为背景ROI中的平均计数；a _H为热灶球体的放射性浓度；a _B为背景的放射性浓度。

对任一冷灶j，对比度恢复系数Q _{C， j}为：

式中， C _{C ， j}为第j个冷灶ROI中的平均计数； C _{B ， j}为背景ROI中的平均计数。

PET在数据采集过程中，不可避免的受到很多物理因素影响，如探测效率的不均匀性、死时间、衰减、散射、随机符合、衰变等。要保证图像重建的质量和对图像进行定量分析的精确度，就必须在进行图像重建之前对这些影响进行校正。

随机符合所提供的定位信息是错误的，它增加图像中的背景噪声，降低图像的对比度。在PET成像过程中的第一个校正步骤就是随机符合校正。

理论上随机符合可被精确校正。随机符合计数率正比于两探测器的单计数率之积，而单计数与活度成正比，因此随机符合计数率正比于活度的平方，而真符合计数率只与活度一次方成正比。这样在活度较高时，随机符合将成为一个严重的影响因素。尤其在使用短半衰期核素的动态成像中，先后采集的图像中计数率显著不同，致使随机符合所占的比例差异很大，定量分析失去意义。随机符合的校正可分为三类：

从总符合计数中直接减去空间分布是均匀的随机符合计数。这种方法的误差最大。

以两探测器的单计数率与随机符合计数率的关系为基础。如果在硬件设计时允许测定每一个探测器的单计数率，则可计算出每一对探测器的随机符合计数率，从而校正随机符合。由于探测器有比较高的单计数率，这种方法的统计误差最低。

将两个探测器记录的事件按时间顺序分别排成两列进行即时符合。如果将其中一个探测器记录的事件列的发生时间统一向后延迟一定时间后，再与另一探测器的事件列进行符合（延迟符合），得到随机符合事件数，即时符合与延迟符合事件数之差即为真符合事件数。这种方法的缺点是随机符合计数的统计误差被带进了真符合计数中，使真符合计数的统计误差增大。

如果探测器接受同一强度的辐射，各符合线上的计数即反映了它的探测效率。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。每日质控的空白扫描可监测探测器均匀性随时间的漂移情况。

并非所有入射到探测器晶体的光子都能被记录下来，有两种情况会造成入射光子的丢失。一种情况是：当两个光子几乎同时到达一块晶体时，因为两光子到达的时间间隔太小，以致使两个光子在同一块晶体中产生的闪烁光重叠在一起，产生一个又宽又高的脉冲。这种现象称为脉冲堆积。由此计算出的光子能量因超出能窗上限而不予记录，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。这种情况由于两个光子都丢失，无计数，称为“瘫痪”型丢失。第二种情况是：两个入射光子到达晶体的时间间隔比第一种情况长，但仍不够，在第一个光子被接收并被系统处理时，第二个光子到达，因系统处在不应期（死时间），不“接待”第二个光子而造成光子丢失。这种情况是单光子丢失，称为“非瘫痪”型丢失。

在PET系统中，同时包含这两种类型的死时间。这两种情况加在一起构成光子的总丢失，使得探测器的计数率随光子入射率的变化呈现为上升区、饱和区、“瘫痪”区。通过一系列活度递增的模型扫描，测定系统的相应计数率曲线，并以与活度成正比的直线为理想的计数率（无死时间计数丢失）曲线，由此计算得到不同实际计数率时的校正系数，从而进行死时间校正。

衰减的程度不仅与光子在介质中穿行的路程长度有关，而且也与介质的性质有关。在被测对象体积大且不均匀时，衰减的影响是相当严重的。衰减引起图像及定量值的失真。因此只有对衰减进行补偿才能得到可定量分析的图像。

采用透射扫描（transmission scan）或CT扫描获得视野中衰减校正系数（attenuation correction factor）图，根据该衰减系数图进行衰减补偿。

光子在穿过介质时可发生康普顿效应而产生散射光子，散射光子除了能量损失外还偏离了原来的方向，丧失了原事件的位置信息。散射光子的情况是较复杂的：一些光子因改变方向而“逃出”探测；有些原本不在视野内的光子因散射而被探测器“俘获”。在到达探测器的散射光子中，一部分被能窗排除，但散射角小的光子被记录形成散射符合。散射符合在图像中表现为不均匀的背景噪声，降低图像的对比度、分辨率和信噪比，给定量计算带来较大误差。

一般采用模型模拟实验对散射进行校正。

核素的不断衰变使探测到的计数率不断降低，尤其是短半衰期核素，在多帧动态扫描中，核素的衰变与示踪剂的动态分布变化混在一起，使得结果难以解释；在全身多床位静态扫描中，核素的衰变会使图像中的灰度随不同床位呈阶梯变化。所以必须进行衰变校正。

衰变校正的标准是以扫描开始时的比活度为准，依据衰变的指数规律，将以后各个扫描时期的实际比活度（或计数率）向前推算到扫描开始时刻。在计算标准摄取值（SUV，standard uptake value）时，比活度被校正到药物注射时刻。

在环型PET扫描仪中，探测器的环形排列使得沿某一视角平行排列的符合线间距不相等，从中心到两边，相邻符合线间的距离（空间取样间隔）逐渐减小。弓形几何校正就是为了纠正这种由环形几何结构所造成的空间取样间隔的失真。校正方法是：首先依据具体的PET扫描仪探测环半径和探测晶体块尺寸计算出各条符合线的实际坐标位置，以及空间取样间隔等分时各条符合线的等分坐标位置，然后依据实际坐标位置上的符合线计数值，通过线性插值计算等分坐标位置上的符合线计数值。这一过程实际是在保持总计数不变的条件下，各符合线计数值的再分配。最后由等分坐标位置上的符合线计数值组成新的数据。

由于系统的灵敏度对视野空间的各个点不是均一的，由此造成相同的源活度在不同的地点时，系统的计数率不同。灵敏度的这种空间不均一性与扫描仪的设计构造及数据的采集方式有关。如在3D方式时，轴向中间切面上所通过的符合线最多，灵敏度也最高。灵敏度的不均匀性会给定量计算带来误差。但它可以通过定标扫描来校正：采集一个比活度已知且均匀分布的空间模型，得到空间各点比活度与计数的关系，从而建立比活度与计数转换（定标）系数空间分布表，从而对灵敏度的空间不均匀性进行定标校正。

为了保证PET的正常运作，设备的质量控制（quality control，QC）是必需的。有关质量控制的概念及测试标准同上节中“SPECT质量控制”。

通常PET系统出厂时，厂家提供了常规质量控制的程序，按照程序要求即可完成。不同厂家的设备，常规质量控制略有差异。

有些PET性能指标除了与探测晶体、设计等因素有关外，采集条件及重建条件也会影响一些性能指标的大小。针对这些情况，一些组织对PET性能的测试制定了标准，即采用标准的模型，用标准的采集条件及重建方法对性能指标进行测试。最早的为美国核医学学会1991年制定的标准。后来，NEMA（National Electrical Manufacturers Association，美国电气制造者协会）组织各PET制造厂家及美国核医学学会制定出一套PET性能测试标准（NEMA NU2-1994）。1998年欧洲经济共同体（European Economic Community）也制定了IEC（International Electrotechnical Commission）标准。NEMA标准和IEC标准均针对专用型PET，但侧重点不同，IEC标准侧重于尽可能地模拟临床情形，所用模型大多为模拟人体模型；而NEMA标准侧重于产品性能测试。2001年，针对大轴向视野及全身PET的发展，NEMA标准升级为NEMA NU 2-2001。NEMA NU 2-2001标准与NU 2-1994标准明显的不同是将19cm长的圆柱模型改为70cm，并采纳了IEC标准中的人体模型。NEMA NU 2-2001标准不仅适用于专用型PET，也适合于兼容型PET。我国于2003年也制订了PET性能测试标准，完全采纳IEC 1998年标准。但PET的验收质控常参照NEMA测试标准进行。