第十一章　核醫(yī)學(xué)臨床分子顯像儀器及進展

臨床核醫(yī)學(xué)儀器是開展核醫(yī)學(xué)顯像工作的必備要素，也是核醫(yī)學(xué)發(fā)展的重要標志。1951年美國加州大學(xué)Cassen成功研制第一臺閃爍掃描機，并采用鈣化鎢晶體和準直器獲得的第一幅人的甲狀腺掃描圖，奠定了影像核醫(yī)學(xué)的基礎(chǔ)。1957年Hal Anger研制出γ照相機，也稱為Anger型γ照相機，實現(xiàn)了核醫(yī)學(xué)顯像檢查的一次性成像，也使得核醫(yī)學(xué)從靜態(tài)顯像進入動態(tài)顯像成為可能，是核醫(yī)學(xué)顯像技術(shù)的一次飛躍性發(fā)展。1963年David Kuhl研制了X線CT，1979年Kuhl和Edwards成功研制了第一臺單光子發(fā)射型電子計算機掃描儀（single photon emission computed tomography，SPECT），并于20世紀80年代廣泛應(yīng)用于臨床，實現(xiàn)了斷層顯像，解決了平面顯像組織器官重疊對病灶檢出的干擾，提高了分辨率。1974年研制成功第一臺正電子發(fā)射型電子計算機斷層掃描儀（positron emission computed tomography，PECT），簡稱PET，由于價格昂貴等原因，直到20世紀90年代PET才廣泛應(yīng)用于臨床，特別是近幾年P(guān)ET/CT的出現(xiàn)，實現(xiàn)了功能影像與解剖影像的同機融合，優(yōu)勢互補，使正電子顯像技術(shù)發(fā)展非常迅猛。隨著SPECT/CT的臨床使用，也必將極大地推動單光子顯像技術(shù)的進展。

核醫(yī)學(xué)顯像儀器經(jīng)歷了從掃描機到γ照相機、SPECT、PET、PET/CT、SPECT/CT、PET/MR的發(fā)展過程。根據(jù)其用途，又分為臨床型和研究用小動物分子影像儀器，包括micro-PET和micro-PET/CT，micro-MRI和micro-PET/MR等，這些裝置的原理、結(jié)構(gòu)和功能與臨床型設(shè)備基本相同，主要是根據(jù)動物大小設(shè)計不同孔徑的探測器，其孔徑分辨率比臨床型更高。最近，又推出了以半導(dǎo)體探測器代替晶體閃爍探測器的顯像儀器，大大提高了探測的敏感性和分辨率，對核醫(yī)學(xué)顯像儀器的發(fā)展具有劃時代的意義。

第一節(jié)　SPECT

單光子發(fā)射型電子計算機斷層顯像儀（single photon emission computed tomography，SPECT）是Anger型γ照相機與電子計算機技術(shù)相結(jié)合發(fā)展起來的一種核醫(yī)學(xué)顯像儀器，在γ照相機平面顯像的基礎(chǔ)上，應(yīng)用電子計算機技術(shù)增加了斷層顯像功能。就如同X線攝片發(fā)展到X線CT一樣，SPECT是核醫(yī)學(xué)顯像技術(shù)的重大進步。SPECT斷層顯像與γ照相機的平面圖像相比具有明顯優(yōu)越性，克服了平面顯像對器官、組織重疊造成的小病灶掩蓋，提高了對深部病灶的分辨率和定位準確性。

γ照相機（γ-camera）是核醫(yī)學(xué)實現(xiàn)一次成像的基本顯像設(shè)備，可以顯示放射性藥物在組織臟器內(nèi)的分布及代謝狀況，獲取放射性藥物在體內(nèi)特定臟器或組織內(nèi)的轉(zhuǎn)運和分布信息，以二維圖像的方式反映特定臟器或組織功能及代謝變化，獲得平面圖像。γ照相機是SPECT的基本組成部分，SPECT包含有1～3個安裝在掃描機架上γ照相機探頭，探頭可以圍繞患者旋轉(zhuǎn)，經(jīng)計算機重建獲得斷層圖像。因此，要理解SPECT首先要理解γ照相機，全面理解Anger型γ照相機有助于對SPECT斷層顯像的理解。

一、γ照相機

Anger型γ照相機主要由準直器（collimator）、閃爍晶體、光電倍增管（PMT）、預(yù)放大器、放大器和X、Y位置電路、總和電路和脈沖高度分析器（PHA）及顯示或記錄器件等組成（圖11-1）。

1.準直器

準直器位于探頭的最前面，介于閃爍晶體與患者之間，主要由鉛或鎢合金等重金屬鑄成不同的類型的孔制成。準直器只允許特定方向γ光子和晶體發(fā)生作用，屏蔽限制散射光子，以保證γ照相機的分辨率和信號定位的準確性。準直器的性能在很大程度上決定了探頭的性能。準直器的主要參數(shù)包括孔數(shù)、孔徑、孔長（或稱孔深）及孔間壁厚度，這些參數(shù)決定了準直器的空間分辨率、敏感性和適用能量范圍等性能。

（1）準直器的空間分辨率：

空間分辨率表示對兩個鄰近點源加以分辨的能力，通常以準直器一個孔的線源響應(yīng)曲線的半峰值全寬度（full width at half maximum，F(xiàn)WHM），簡稱半高寬作為分辨率的指標。準直器孔徑越小，分辨率越好。準直器越厚，分辨率也越高。

（2）準直器的敏感性：

敏感性定義為配置該準直器的γ照相機探頭測量單位活度（如1MBq）的放射性核素的計數(shù)率（計數(shù)/s）。準直孔越大，敏感性越高；準直器越厚，敏感性越低；孔間壁越厚，敏感性越低。

（3）適用能量范圍：

主要與孔間壁厚度有關(guān)，厚度0.3mm左右者適用于低能（≤150keV）γ射線探測，1.5mm左右者適用于中能（150～350keV）γ射線探測，2.0mm左右者適用于高能（＞ 350keV）γ射線探測。

（4）準直器的類型：

按幾何形狀分為針孔型、平行孔型、擴散型和會聚型四類。按適用的γ射線能量分為低能準直器、中能準直器和高能準直器三類。按敏感性和分辨率分為高靈敏型、高分辨型和通用型（兼顧敏感性和分辨率的一類準直器）三類。

2.閃爍晶體

NaI（Tl）晶體是目前應(yīng)用最為廣泛的γ照相機閃爍晶體。選用NaI（Tl）晶體探測γ射線，主要是由于具有高密度（3.67g/cm³）以及高原子序數(shù)（碘Z = 53）。NaI（Tl）晶體有吸濕性，吸收水分后導(dǎo)致晶體變黃，導(dǎo)致穿透進入PMT的光子減少。因此，將NaI（Tl）晶體密封在鋁容器中。晶體的入射面和周邊涂有反射物質(zhì)（氧化鎂），將光子反射到PMT的光陰極。NaI（Tl）晶體容易破碎，使用中必須小心。放置NaI（Tl）晶體的房間溫度必須恒定（每小時變化在2～3℃之內(nèi)），溫度的急劇變化會導(dǎo)致晶體破裂。

晶體厚度對射線的探測效率及圖像的分辨率有明顯影響。增加晶體厚度可增加射線被完全吸收的概率，可提高探測敏感性；但是，也增加了多次康普頓散射的概率，降低圖像的分辨率。可見探測效率與圖像的分辨率是一對矛盾。因此，在選擇閃爍晶體厚度要兼顧探測效率與圖像分辨率。為保證良好的空間分辨率，多選用較薄的晶體，常用的晶體厚度為3/8英寸（1英寸≈ 2.54cm）。另外，使用發(fā)射不同能量射線的核素也要選擇不同厚度的閃爍晶體，一般射線能量越高，選擇晶體的厚度增加。光子探測效率也增加。NaI（Tl）晶體的大小可根據(jù)需要進行加工，晶體的直徑可以25～50cm，目前，矩形大視野NaI（Tl）晶體可達到50cm × 60cm。

3.光電倍增管

早期的γ照相機只有19個圓形光電倍增管（photomultiplier tube，PMT），現(xiàn)在的γ照相機有37～107個光電倍增管，通常一臺γ照相機多采用55個光電倍增管。光電倍增管的形狀也不僅是圓形，還有正方形、六角形等，這樣可縮小光電倍增管排列間的間隔，減少死角。這些光電倍增管均勻地排列在晶體的后面，緊貼著晶體。當射線進入晶體，與晶體相互作用產(chǎn)生的信號，被該部位一個或多個光電倍增管吸收，轉(zhuǎn)變成電壓信號輸出。由這些輸出信號的綜合和加權(quán)，最終形成顯像圖像。在顯像圖中的定位取決于每一個光電倍增管接收到的信號的多少和強弱。光電倍增管的數(shù)量多少與定位的準確性密切相關(guān)。數(shù)量多則探測效率和定位的準確性就高，顯像圖像的空間分辨率和靈敏性也高，圖像質(zhì)量就能得到很大的提高。

4.X、Y位置電路

光電倍增管輸出的信號比較微弱，需要放大后才能進行處理。γ照相機的信號放大分包括預(yù)放大器和線性放大器兩部分，其中預(yù)放大器對光電倍增管輸出脈沖進行初步放大，同時匹配光電倍增管與后續(xù)電子學(xué)線路之間阻抗，以便系統(tǒng)地對脈沖進一步處理。脈沖經(jīng)過預(yù)放大器放大后脈沖有一定高度，再通過線路進入線性放大器。線性放大器進一步放大來自預(yù)放大器的脈沖信號，并輸出到X、Y位置電路。光電倍增管數(shù)目越多，圖像上所有脈沖的X、Y位置精度越好，即圖像空間分辨率越好。

5.脈沖高度分析器

光電倍增管輸出的電壓脈沖高度與射線的能量成正比，脈沖高度分析器就是選擇性地記錄探測器輸出的特定高度電脈沖信號的電子學(xué)線路裝置，因此，采用脈沖高度分析器可以選擇待測射線的能量。在臨床工作中，可根據(jù)所應(yīng)用的放射性核素發(fā)射的射線能量調(diào)節(jié)脈沖高度分析器，設(shè)置窗位和窗寬，選擇性地記錄特定的脈沖信號，排除本底及其他干擾脈沖信號。在設(shè)置能窗時，窗位中心要對準目標射線的能峰，窗寬要基本包括整個光電峰。通常窗寬設(shè)置為20%。例如，采用^99mTc標記的放射性藥物進行顯像時，窗位中心設(shè)在140keV，窗寬設(shè)置為20%時，窗寬為154～126keV。

6.模數(shù)轉(zhuǎn)換器

模數(shù)轉(zhuǎn)換器（ADC）是將γ照相機輸出的模擬信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號的裝置，轉(zhuǎn)化后的數(shù)字信號才能進行電子計算機處理。常用的ADC為8位和16位，即將一個模擬信號轉(zhuǎn)換為8位或16位二進制數(shù)。ADC位數(shù)影響圖像空間分辨率，一幅相同大小的圖像，轉(zhuǎn)換位數(shù)越多，圖像就越精細。一臺γ相機的ADC位數(shù)取決于硬件設(shè)計。

二、SPECT

SPECT由探頭（也稱為探測器）、機架、檢查床及圖像采集處理工作站四部分組成，探頭是SPECT的核心部件，根據(jù)臨床需要設(shè)計探頭數(shù)目，通常一臺SPECT設(shè)計1～3個探頭。

在SPECT系統(tǒng)的設(shè)計中主要考慮平面顯像和斷層顯像的通用性，在許多臨床應(yīng)用中，SPECT斷層顯像是平面顯像重要補充。在臨床應(yīng)用的一些領(lǐng)域（如骨掃描等）多采用平面顯像，然而在其他領(lǐng)域（如心肌灌注顯像和腦顯像等）SPECT斷層顯像是最佳的顯像方法。

專用型SPECT斷層顯像系統(tǒng)的探測器就像PET一樣設(shè)計為環(huán)狀，并且已經(jīng)有所發(fā)展，但是專用型SPECT不能兼顧平面顯像和斷層顯像兩種功能，而且不能滿足掃描過程中探測器全程貼近患者的采集需求。因此，專用型SPECT系統(tǒng)的發(fā)展更注重適應(yīng)滿足SPECT斷層顯像的需求。

1.單探頭SPECT

單探頭SPECT只有一個可旋轉(zhuǎn)采集的探頭（圖11-2），患者顯像檢查原始數(shù)據(jù)的采集是由單個探頭旋轉(zhuǎn)或平移完成。結(jié)構(gòu)簡單、價格便宜，但斷層顯像掃描速度慢，患者檢查時間長。

2.雙探頭SPECT

雙探頭SPECT有兩個采集探頭（圖11-3），根據(jù)兩個探頭的相對位置分為固定角和可變角兩種。固定角90°是指兩個探頭相對位置為90°，專門為心臟檢查設(shè)計的機型。固定角180°為探測器位于相對180°的位置，主要用于全身掃描，如全身骨掃描及SPECT斷層顯像等。目前，SPECT多設(shè)計為可變角，兩個探頭可設(shè)置成為 180°、90°、76°或 102°成角等不同角度，以滿足不同臟器的顯像檢查。另外，還有一種雙探頭SPECT設(shè)計為懸吊式探頭，這種懸吊式設(shè)計使得探頭擺放和成角更加靈活。

3.三探頭SPECT

三探頭SPECT有三個探頭構(gòu)成（圖11-4），三個探頭的相對角度可變，多用于腦及心臟SPECT顯像檢查。

4.雙探頭符合線路斷層顯像儀

雙探頭符合線路斷層顯像儀（dual-head tomography with coincidence，DHTC）具有兩個探頭，配備符合探測電路及X線或γ射線的透射衰減校正裝置（圖11-5）。雙探頭符合線路斷層顯像儀可完成常規(guī)單光子核素SPCET顯像，也能完成高能正電子核素顯像。對于DHTC探頭的NaI（Tl）晶體設(shè)計必須兼顧高能和低能兩類核素的有效探測。晶體太薄將明顯降低高能正電子核素的探測效率，因此，DHTC探頭的NaI（Tl）晶體的厚度多設(shè)計為5/8英寸（1英寸≈ 2.54cm）或3/4英寸，也有設(shè)計為1英寸。為滿足臨床診斷所需的足夠符合計數(shù)率，DHTC的探頭使用了一系列特殊設(shè)計以保證較高的計數(shù)率。DHTC價格明顯低于PET，屬于SPECT的一種。DHTC符合線路顯像分辨率低，不能絕對定量，因此，不能代替PET使用。

另外，利用SPECT進行高能正電子核素顯像的方法是將雙探頭均配置超高能準直器，直接探測511keV超高能γ射線。可同時進行高能和低能雙核素顯像，主要用于檢測存活心肌的¹⁸F-FDG和^99mTc-MIBI或²⁰¹Tl雙核素。缺點是超高能準直器極為笨重，檢測敏感性低，圖像分辨率差。

三、SPECT的圖像采集

SPECT的圖像采集根據(jù)臨床需要可進行靜態(tài)采集和動態(tài)采集，平面采集和斷層采集，局部采集和全身采集，以及門控采集等。其中斷層采集是利用SPECT探頭繞患者旋轉(zhuǎn)180°～360°，每隔一定角度（3°～6°）采集1幀圖像，獲得靶器官各個方向的放射性分布信息，經(jīng)過電子計算機重建斷層圖像。臨床上多采用單核素顯像，進行單核素采集，也有采用多核素顯像，進行多核素采集。通常根據(jù)所用放射性核素設(shè)置能量窗高和窗寬，一次檢查可以設(shè)置1～3個能量窗，實現(xiàn)單核素單能量采集或單核素多能量采集，也可以進行2～3個核素同時采集。

采集的矩陣是指將視野分割成若干正方單元，以 X 和 Y 方向分割數(shù)表示，如 64 × 64，128 × 128，256 × 256等。在一定范圍內(nèi)矩陣越大，圖像的分辨率越高，分辨率最終受到探頭系統(tǒng)分辨率的限制，因此，像素的大小等于1/2FWHM（半高寬）最為合適。旋轉(zhuǎn)型γ照相機的FWHM多為12～20mm，因此要求像素為6～10mm，對大視野探頭采用的是 64 × 64 矩陣。此外，矩陣增到 128 × 128，每一像素的計數(shù)將會下降4倍，這會大大降低統(tǒng)計學(xué)的可靠性。就單獨為貯存所采集的數(shù)據(jù)來說，貯存容量就需增加4倍。再加上由于圖像重建、濾波、衰減校正等運算量的增加，以及全部斷層數(shù)據(jù)量的增加，就更需要增加貯存容量和處理的時間。

采集模式包括字節(jié)模式（byte mode）及字模式（word mode）。字節(jié)模式（byte mode）指每個像素的深度為一個字節(jié)，其貯存空間為2⁸ = 256計數(shù)。字模式（word mode）指一個像素的深度為2個字節(jié)，其空間為2¹⁶ = 65 536計數(shù)。當像素中累計計數(shù)達到空間極限時，稱為飽和，此時不僅不能再貯存記錄新到的信號，原計數(shù)值也將回到0（稱為溢出，overflow），然后從0開始重新累計計數(shù)。實際工作中必須避免這種情況，所以計數(shù)率高的采集（如靜態(tài)采集和高劑量動態(tài)采集）和矩陣小、像素數(shù)量較少時宜用字模式，但字模式所需貯存空間將增加數(shù)倍。

四、SPECT的圖像重建

由已知不同方向的物體投影值求該物體內(nèi)各點的分布稱為圖像重建，也就是利用物體在多個軸向投影圖像重建目標圖像的過程。電子計算機從投影重建的斷層圖像是離散的、數(shù)字的，是很多像素組成的矩陣。重建算法可分為濾波反投影法（filtered back projection，F(xiàn)BP）和迭代法兩大類。

1.濾波反投影法

圖像重建是將每個平面圖像劃分為按矩陣（matrix）排列的圖像單元（picture element），這些圖像單元稱為像素（pixel）。矩陣是指將探頭視野分割成若干正方單元，以橫向和縱向分割數(shù)表示，如 64 × 64，128 × 128，256 × 256等。采用濾波反投影法進行圖像重建，投影是斷層圖像沿投影線的積分，重建則是其逆運算，因此，可以推導(dǎo)出用投影表示斷層圖像的解析式。解析法直接套用該公式，并可分為濾波（filter）和反投影（back projection）兩個步驟。反投影就是將各投影值均勻分配給投影線經(jīng)過的每個像素，疊合在一起就生成了模糊的斷層圖像。原因是在重建過程中丟失許多高頻成分，而圖像的細節(jié)、物體的邊緣、噪聲在頻域中通常表現(xiàn)為高頻成分，這就使得點源發(fā)散，周圍產(chǎn)生許多本底影，導(dǎo)致中心值的相對降低，在圖像上表現(xiàn)為星狀偽影。濾波則對投影值做Ramp函數(shù)高頻提升預(yù)處理，使反投影生成的圖像清晰化。由于高頻成分中包含有大量的噪聲數(shù)據(jù)，如果簡單地依照標準選擇，重建后圖像的品質(zhì)較低。理想的濾波函數(shù)應(yīng)該在低頻段，增強其中頻率相對較高的部分，因為此時圖像的功率大于噪聲；在高頻段，函數(shù)的功能主要是濾波，高頻響應(yīng)逐漸減弱。但是，理想濾波函數(shù)難以實現(xiàn)。平行束和扇形束投影都可使用濾波反投影法，它的運算速度快，可以根據(jù)臨床需要采用不同的濾波方法，圖像質(zhì)量可以滿足臨床要求，因此，SPECT多采用FBP法進行圖像重建。

任何圖像都可以分解為一系列不同空間頻率的成分，低頻成分表現(xiàn)圖像中灰度變化緩慢的大塊組織，高頻成分表現(xiàn)圖像的細節(jié)和邊緣。在濾波反投影法重建斷層圖像的過程中，高頻統(tǒng)計噪聲被Ramp函數(shù)放大了，為了抑制噪聲和消除偽像，加入了低通濾波器。它的截止頻率越低，噪聲消減越徹底，但是有用的高頻成分損失也越多，圖像越模糊。低噪聲和高分辨率對濾波器的要求是矛盾的，需折中選擇。因此，應(yīng)當根據(jù)臨床需求，合理選擇函數(shù)及其參數(shù)來保證圖像的精度與分辨率，常用的濾波有以下幾種方法。

（1）Ramp濾波：

為線性斜坡濾波，對低頻本底有明顯的抑制作用，對高頻噪聲有放大作用，單獨應(yīng)用會出現(xiàn)許多噪聲的偽影。通常先采用Hann濾波器等低通濾波器后，再用Ramp Filter重建圖像。

（2）Hann濾波：

截止頻率高處，分辨率高，截止頻率低處，圖像平滑。要達到減噪效果，會使圖像邊界不清晰。

（3）Hanning濾波：

選取Ramp Filter和Hann Filter兩者的優(yōu)勢，將兩式相乘而得。

（4）Butterworth濾波：

較適用于高精度的計算及高分辨圖像要求。動態(tài)可變的高度及截止頻率使得操控性更強。采用陡度因子和截止頻率2個參數(shù)，可擴展為不同函數(shù)，應(yīng)用靈活，一般為臨床首選。但要注意選擇截止頻率，過高會出現(xiàn)星狀偽影，過低圖像過于平滑，降低分辨率。

2.迭代重建算法

迭代重建算法是先給待求的斷層圖像賦予一個初始估計值（例如各像素的值均為1），根據(jù)此初始值計算出理論投影值，將它和實測投影值進行比較，計算出每個像素的修正量，對初始圖像進行修正。然后再根據(jù)新的斷層圖像估計值計算理論投影值，與實測投影值比較，再次修正斷層圖像估計值。接著是第三次循環(huán)、第四次循環(huán)……只要修正方法正確，每次迭代都能更逼近正確的斷層圖像。

對斷層圖像修正的目標和準則各種各樣，所以迭代方法種類繁多，如代數(shù)重建技術(shù)（algebraic reconstruction technique，ART）、加權(quán)的最小平方（weighted-least squares，WLS）法、共軛梯度法（conjugate gradient method）、最大似然函數(shù)—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。它們各有所長，有的算法簡單，有的收斂速度快，有的抗統(tǒng)計干擾性好。由于從斷層圖像計算投影值時，容易把各種因素和系統(tǒng)誤差的影響都考慮進去，所以迭代法重建的圖像質(zhì)量高、偽影少。但是迭代法的運算量很大，對計算機的要求高。

五、圖像的衰減校正

核醫(yī)學(xué)顯像所用放射性核素γ射線的能量主要在80～500keV之間，人體組織的衰減（attenuation）對投影值有較大影響。將采集到的投影簡單的看成是投影線上經(jīng)過的所有像素的線積分，濾波反投影重建就是基于這樣一個假設(shè)實現(xiàn)的；而實際上光子會與組織相互作用產(chǎn)生康普頓散射導(dǎo)致射線衰減，這可以方便地進行區(qū)分，如果放射性計數(shù)值低于期望值，則存在衰減；測量值高于期望值，則存在散射，因為測量值中包含了落在所選能窗中的散射線，也就是原射線以外的誤計數(shù)。射線的衰減會導(dǎo)致所探測的由深部組織發(fā)射的光子數(shù)量減少，進而使得重建后的患者體內(nèi)信息丟失。非均勻性衰減的情況更為復(fù)雜，因為衰減的可變性往往導(dǎo)致投影數(shù)據(jù)的不一致，有時還會產(chǎn)生不易識別的嚴重偽影。例如，衰減越少的區(qū)域，用于重建的光子數(shù)會增加；而衰減越多的區(qū)域，用于重建的光子數(shù)會減少。

實際工作中常使用兩種衰減校正（attenuation correction，AC）方法：一是Chang校正法，屬于近似校正方法，主要用于定性分析的均勻性衰減校正，先估算出物體上每個點的平均衰減值，然后用這個平均值作為對應(yīng)點重建后的校正因子；二是改進的Chang校正方法，主要用于非均勻性衰減校正，然而對于非均勻性衰減校正，結(jié)合射線衰減分布圖的迭代重建算法依然是首選，射線衰減分布圖用于修正系統(tǒng)矩陣。如果射線衰減分布圖所包含的信息是可用的，它的實現(xiàn)相對比較簡單，因為對于不同的系統(tǒng)矩陣，算法（如OSEM）是不變的。

對于SPECT的射線衰減校正量測量技術(shù)已經(jīng)有了很大發(fā)展，起初是在探頭的對側(cè)設(shè)置放射性核素作為透射放射源，利用放射源發(fā)射出的γ射線由患者體外穿透人體，獲得與CT相類似的低質(zhì)量透射圖像。在同一臺SPECT上同時獲得透射（transmission）圖像和發(fā)射（emission）圖像，從透射圖像求得被顯像部位的三維衰減系數(shù)分布圖，對發(fā)射型斷層圖像進行衰減校正。在20世紀90年代初，Hasegawa等使用CT獲取透射掃描圖，進行衰減校正，第一次提出了SPECT/CT雙模態(tài)系統(tǒng)。CT圖像可用于SPECT圖像的衰減校正和病變定位，盡管呼吸運動可引入運動偽影，屏氣CT與發(fā)射光子掃描圖像的不匹配仍然沒有得到很好的解決，但與使用放射性核進行衰減校正相比，該系統(tǒng)能提供更高質(zhì)量的透射圖。

六、散射校正

光子與組織相互作用發(fā)生康普頓散射使光子偏離方向并損失能量。雖然可以通過能量甄別減少探測器所接收的散射光子的數(shù)量，然而還是有一些散射光子不能完全排除，特別是與組織只發(fā)生一次作用的散射光子，它們約占探測器接收光子總數(shù)的25%～40%。每個點發(fā)射出的散射線的空間分布非常廣，但僅限于患者身體的輪廓之內(nèi)（與PET不相同，散射事件導(dǎo)致的符合線計數(shù)甚至可以超出患者輪廓）。目前，有許多用于散射校正的方法，但很少能常規(guī)地應(yīng)用到實際工作中。在實踐中最為常用的方法是三倍能窗法，狹窄的能窗選擇在光電峰附近，用來估算光電峰內(nèi)的散射線。直接測量法克服了模型的限制，模型中通常對散射線的分布進行簡單的假設(shè)，優(yōu)點是顯而易見的，然而也有不足之處，如果從投影中減去散射成分（兩個噪聲數(shù)據(jù)集相減，導(dǎo)致校正后的圖像中的噪聲幅度增加，而另一幅圖像的圖像值減小），勢必會引入附加噪聲。迭代重建能有效消除噪聲，可以將測量到的散射成分看作重建過程中的正投影階段的一部分。還有一種比較常用的散射校正的方法就是模擬散射，但是計算比較費時，尤其使用蒙特卡羅模擬（Monte Carlo modeling）進行散射模擬，然而隨著計算機速度的提高以及優(yōu)化算法的發(fā)展，模擬散射的校正方法已經(jīng)開始應(yīng)用于實踐當中。

七、有限分辨率影響的校正

SPECT有限的分辨率不僅會產(chǎn)生模糊圖像，還會使得小體積物體的放射活度的測量值減少，也就是經(jīng)常提到的部分容積效應(yīng)。低分辨率的直接影響就是組織邊界模糊，因此需要對其進行校正，從而提高分辨率（圖像清晰度）、對比度并還原定量值。在迭代重建過程中，系統(tǒng)矩陣往往包含了準直器和探測器的特征參數(shù)信息。這意味著即使定量值不能得到完全還原，分辨率也能得到提高，這種方法的優(yōu)點在于使重建噪聲的特征參數(shù)有所改善，從這個意義上可以減少顯像時間。然而最終的重建數(shù)據(jù)還是會在一定程度上受到部分容積效應(yīng)的影響。而對部分容積效應(yīng)的絕對校正非常困難，許多校正方法需要高分辨率的解剖數(shù)據(jù)以獲取清晰的組織邊界作為前提條件。如果解剖數(shù)據(jù)可以與發(fā)射數(shù)據(jù)精確配準，感興趣區(qū)域可以精確劃分，那么就可以射線強度均勻的區(qū)域或個別像素為基礎(chǔ)校正部分容積數(shù)據(jù)的丟失。但這僅適用于一些特定的臟器（如腦灌注顯像，心肌灌注顯像），并且需要假設(shè)損失的容積是球形的，這種情況下方可使用校正算法。迭代反卷積算法不依賴于解剖數(shù)據(jù)。不管怎樣，必須要精確的估算分辨率，因為分辨率決定了物體及其位置信息，也決定了迭代次數(shù)。因此分辨率的估算不容忽視。

八、運動校正

在實際工作中雖然采用了如此復(fù)雜的采集測量和重建算法，卻沒能解決患者或器官運動所帶來的問題。盡管可以借助定位輔助裝置使運動最小化，然而患者的體位移動以及心臟跳動、肺呼吸等不隨意運動仍然無法避免。采用心電圖和胸廓呼吸移位測量信號確定心臟及肺呼吸的相對時相，在選定的時間內(nèi)使用電子門控技術(shù)凍結(jié)周期運動。在對腦部的研究中，可以認為頭部運動比較少，因此運動校正相對比較簡單。通常借助光電或機械裝置等監(jiān)測體外運動，測得的運動數(shù)據(jù)可以用于迭代間的校正，也可以用于再一次修正系統(tǒng)矩陣，該方法已用于SPECT采集過程中頭部運動的校正并證實有效。在一定程度上，SPECT的慢采集方式獲得的是運動平均的綜合結(jié)果，雖然組織邊界顯示模糊但也使偽影最小化。

九、SPECT的質(zhì)量控制和性能評價

SPECT的性能及工作狀態(tài)是影響檢查結(jié)果可靠性的重要因素之一，為了使SPECT的檢查結(jié)果最大限度地接近真實而無任何差錯或偽影，為臨床提供客觀、真實的診斷信息，就必須對儀器進行質(zhì)量控制（quality control，QC）。由于SPECT是在γ照相機平面顯像的基礎(chǔ)上，應(yīng)用電子計算機技術(shù)增加了斷層顯像功能。因此，將γ照相機和SPECT的質(zhì)量控制一起介紹。

1.均勻性

均勻性指在探頭的有效視野內(nèi)，各部位對均勻分布的放射源，如均勻泛源（flood source）的響應(yīng)的差異，也就是探頭有效視野內(nèi)各部位放射性計數(shù)率的一致性，是γ照相機和SPECT最基本的性能參數(shù)，直接影響檢查結(jié)果是否真實反映患者體內(nèi)的放射性分布情況。均勻性包括固有均勻性（intrinsic uniformity）和系統(tǒng)均勻性（system uniformity）。固有均勻性是指γ照相機探頭不使用準直器時的均勻性。系統(tǒng)均勻性則是指使用準直器的γ照相機探頭的均勻性。系統(tǒng)均勻性與準直器有很大關(guān)系，應(yīng)對不同的準直器分別進行測量。

γ照相機的均勻性評價分為定性法和定量法。定性法是用肉眼觀察采集的圖像放射性分布的均勻性，用感興趣區(qū)（ROI）技術(shù)測量單位時間內(nèi)的放射性計數(shù)，探頭的有效視野內(nèi)不同部位的放射性計數(shù)應(yīng)在± 10%范圍內(nèi)。定量法是對均勻性更精確的評價方法，常采用積分均勻性（integral uniformity）和微分均勻性（differential uniformity）兩種方法。積分均勻性是探頭有效視野內(nèi)最大計數(shù)與最小計數(shù)之差的相對百分比。

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

微分均勻性是指均勻性隨距離的變化。NEMA標準規(guī)定應(yīng)測定5～6個像素單元內(nèi)視野在X、Y兩個方向最大計數(shù)和最小計數(shù)的相對百分比。

UD =［（CH - CL）/（CH + CL）］× 100%

許多因素均可以導(dǎo)致均勻性降低，例如：光電倍增管的老化、前置放大電路增益不匹配、脈沖高度分析器不穩(wěn)定、能量峰的漂移、直流高壓不穩(wěn)定等。均勻性下降可導(dǎo)致偽影，影響臨床診斷。平面顯像非均勻性誤差應(yīng)控制在3%～5%。平面顯像誤差可直接影響斷層影像的重建。例如平面顯像1%的誤差，通過圖像重建可放大到20%，產(chǎn)生“熱區(qū)”或“冷區(qū)”偽影。因此，應(yīng)當每天對儀器進行均勻性檢測，超出規(guī)定標準應(yīng)進行校正。

2.空間分辨率

空間分辨率是指γ照相機分辨兩個點源或線源最小距離的能力，距離越小分辨率越高。空間分辨同樣分為固有分辨率和系統(tǒng)分辨率。系統(tǒng)分辨率（Rs）取決于探測器不配準直器的固有分辨率（Ri）和準直器的分辨率（Rc）。三者之間的關(guān)系是：Rs² = Ri² + Rc²。空間分辨率的測定包括四象限鉛柵測定法、線伸展函數(shù)測定法、線性模型測試法三種方法。

3.平面源敏感性

平面源敏感性指某一采集平面對平行于該面放置的特定平面源的敏感性，單位為計數(shù)/min/μCi。測量平面源敏感性所用的模型為深5mm、內(nèi)直徑100mm的圓盤。首先采用活度計準確測量將要注入容器內(nèi)的放射源活度，活度計的精確度應(yīng)校正到± 5%。然后進行測量，測量方法同均勻性測量，采集總計數(shù)要達到10⁴，并記錄采集時間。采集完畢，移去平面源模型，測量本底計數(shù)1分鐘，將平面源計數(shù)經(jīng)衰減校正和扣除本底后，以計數(shù)/min/μCi表示。平面源敏感性測試的目的主要是檢測γ照相機和SPECT的性能狀態(tài)，比較各種準直器的計數(shù)效率。敏感性明顯下降表明儀器有問題，敏感性增高可能有污染等。

4.空間線性

空間線性是描述γ照相機的位置畸變。按NEMA標準，空間線性測定應(yīng)采用圓形線性模型，該模型與測量空間分辨率的模型為同一模型。測量條件和模型放置均與空間分辨率測定相同。空間線性也分為固有線性和系統(tǒng)線性兩種。空間線性應(yīng)在中心視野（CFOV）和有效視野（UFOV）中測量。

5.最大計數(shù)率

最大計數(shù)率是反映γ照相機對高計數(shù)率的響應(yīng)特性指標，包括20%的輸入計數(shù)率，最大計數(shù)率，入射計數(shù)率與觀察計數(shù)率關(guān)系曲線，75 000CPS時的固有均勻性及75 000CPS時的固有空間分辨率五個方面的性能。

6.多窗空間位置重合性

采用不同能量窗對一個點源圖像在X、Y方向上的最大位置偏移是檢測多窗重合性的指標。測量采用經(jīng)準直的點源。分別將點源置于X軸和Y軸的兩個不同位置，窗位分別設(shè)置在能量93keV、184keV和296keV，以mm為單位表示測量點源在兩個位置的位移。

7.固有能量分辨率

卸下探頭的準直器，將點源置于探頭下方，使點源照射探頭全視野，用多道分析器測量能譜曲線，以能譜曲線峰值為分母，半高寬為分子計算相對百分比即為固有能量分辨率。

8.旋轉(zhuǎn)中心

SPECT采集圖像需要探頭繞人體旋轉(zhuǎn)，需要一個旋轉(zhuǎn)中心（center of rotation，COR），COR是SPECT質(zhì)量控制的一個重要指標。其實SPECT的旋轉(zhuǎn)中心是一個虛設(shè)的機械點，該點位于旋轉(zhuǎn)軸上，它應(yīng)是機械坐標系統(tǒng)、探頭電子坐標和電子計算機圖像重建坐標的共同重合點。如果不重合表現(xiàn)為旋轉(zhuǎn)軸傾斜和旋轉(zhuǎn)中心漂移。旋轉(zhuǎn)中心漂移的測量方法主要有兩種。第一種測量方法是觀察點源的正弦曲線，將一點源置于旋轉(zhuǎn)中心10～15cm距離，探頭旋轉(zhuǎn)360°，采集32幀圖像，采用重心法確定圖像中點源的X、Y位置。用直角坐標畫點源位置與角度關(guān)系曲線應(yīng)為一條正弦曲線。如果正弦曲線不連續(xù)，中線偏移均表示旋轉(zhuǎn)中心漂移。Y坐標與角度的關(guān)系曲線應(yīng)為一條直線，距離平均值的差異表示旋轉(zhuǎn)軸傾斜的情況。另一種方法是測量點源在兩個180°位置上的距離差。如果旋轉(zhuǎn)中心無漂移，對應(yīng)兩點所測的距離應(yīng)相等；漂移越大，兩者相差就越大。通常以偏離的像素數(shù)表示旋轉(zhuǎn)中心漂移的程度。對于64 × 64矩陣的采集，旋轉(zhuǎn)中心漂移大于0.5像素可降低重建圖像的對比度和分辨率。一般要求每周進行一次COR漂移監(jiān)測并記錄，超過規(guī)定標準應(yīng)進行校正。

9.其他

對于SPECT還應(yīng)進行斷層均勻性、空間分辨率、斷層厚度、斷層敏感性和總敏感性、對比度等質(zhì)量控制。

10.顯像系統(tǒng)的綜合評價

為獲得與臨床實際相近的SPECT整體性能狀況，可采用充有放射性核素的人體模型對儀器進行性能測試，得到圖像對比度、顯像噪聲、視野均勻性、衰減校正的準確性等參數(shù)，對顯像系統(tǒng)進行綜合評價。

第二節(jié)　SPECT/CT

SPECT主要顯示人體組織器官的功能和代謝變化，為臨床提供功能代謝方面的診斷信息。但是SPECT對組織器官的解剖結(jié)構(gòu)及比鄰關(guān)系顯示不如CT、MRI。隨著醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的飛速發(fā)展，圖像融合技術(shù)已經(jīng)廣泛應(yīng)用于臨床，SPECT/CT就是將兩個成熟的醫(yī)學(xué)影像學(xué)技術(shù)SPECT和CT有機地融合在一起形成的一種新的核醫(yī)學(xué)顯像儀器（圖11-6），實現(xiàn)了功能代謝圖像與解剖結(jié)構(gòu)圖像的同機融合，一次顯像既可獲得SPECT功能代謝圖像，又能獲得CT解剖結(jié)構(gòu)圖像，并進行圖像同機融合，實現(xiàn)了兩種影像學(xué)技術(shù)的優(yōu)勢互補，為臨床提供更多的診斷信息。

前面已經(jīng)討論了衰減校正的必要性，特別是在定量分析中更為必要。為了準確地校正衰減，尤其是非均勻性衰減，需要采用CT掃描數(shù)據(jù)獲取衰減系數(shù)分布圖。比較研究證實，采用CT掃描數(shù)據(jù)進行衰減校正明顯優(yōu)于使用放射性核素作為放射源進行的透射衰減校正。解剖結(jié)構(gòu)信息有助于定位，特別是對于高度特異性攝取示蹤劑的顯像檢查更有價值，可彌補病灶定位及其與周圍臟器比鄰關(guān)系的不足。SPECT/CT正在不斷地擴展其應(yīng)用范圍，進一步顯示出CT對SPECT的補充作用。目前用于與SPECT整合的CT配置有不同的規(guī)格標準，CT的必要配置規(guī)格標準在一定程度上取決于臨床應(yīng)用需求。SPECT和CT數(shù)據(jù)的融合可以為臨床提供更有效、更充足的信息；要實現(xiàn)數(shù)據(jù)的融合可以通過軟件配準，也可以使用獨立的CT和SPECT機架，使用聯(lián)合機架是SPECT和CT精確配準的保證。然而，必須注意的是掃描檢查的過程是連續(xù)的，也就是說有可能在掃描檢查過程中會出現(xiàn)變動。如果患者在顯像過程中使用相似的掃描床并保持相同的體位不變，軟件就能實現(xiàn)圖像的精確配準，然而這是難以做到的（如胃內(nèi)容物變化、膀胱充盈）。雖然還存在一些定位配準問題，而CT與多探頭γ照相機的融合將能更好地解決這一問題。

目前在SPECT/CT的設(shè)計中，SPECT與CT的結(jié)合有兩種設(shè)計方式，一種是在SPECT探頭機架上安裝一個X線球管，對側(cè)安裝探測器，也就是SPECT和CT位于同一機架；另一種是在SPECT機架后再并排安裝一個高檔螺旋CT，SPECT與CT位于不同的機架。

一、SPECT和CT一體機

SPECT和CT位于同一機架的SPECT/CT是將CT高壓發(fā)生器、X線管球、CT的X線探測器安裝在SPECT同一個滑環(huán)機架上。這種設(shè)計的SPECT/CT體積小、結(jié)構(gòu)緊湊、穩(wěn)定性好，SPECT圖像與CT圖像融合的精度高。這種設(shè)計也要求CT旋轉(zhuǎn)的速度比較低，以減少CT旋轉(zhuǎn)震動對SPECT探頭性能的影響。因此，這種設(shè)計限制了CT性能的提高。比如，CT掃描速度和高壓發(fā)生器功率的提高等。

二、SPECT與CT位于不同機架的SPECT/CT

要提高SPECT/CT中的CT的性能，選用高檔次CT，需要將SPECT和CT設(shè)計在兩個不同的機架上，即SPECT與CT位于不同機架的SPECT/CT。這類SPECT/CT多采用SPECT機架在前，CT機架在后的設(shè)計模式。

三、CT值與衰減系數(shù)的轉(zhuǎn)換

CT的成像原理是基于組織密度的測定，對于一個給定的放射性核素，將HU（hounsfield units，HU）轉(zhuǎn)換成衰減系數(shù)相對比較簡單。衰減系數(shù)與射線的能量有關(guān)，因此HU與衰減系數(shù)之間的轉(zhuǎn)換是非線性的。在PET的研究中采用的是雙線性函數(shù)，而SPECT也采用相類似的方法。該方法的不足之處是如果在顯像過程中使用了造影劑就會高估衰減系數(shù)。因此，傾向于使用低劑量CT對不使用造影劑進行衰減校正。

四、CT偽影

CT偽影不僅降低了衰減校正的準確性，也影響了對CT圖像的判讀。例如，金屬的存在能使CT圖像產(chǎn)生條紋偽影，即使采取了相應(yīng)的校正技術(shù)，偽影仍然難以避免，簡單的解決方法就是對圖像的可疑區(qū)域與未衰減校正的重建圖像進行對比排除偽影。光子匱乏也會導(dǎo)致條紋偽影，例如，掃描過程中如果兩手臂下垂并采用低曝光模式成像；由高衰減區(qū)域引起的射線束硬化也會導(dǎo)致條紋偽影。在數(shù)據(jù)采集過程中，患者自身運動或器官的不自主運動都會導(dǎo)致圖像出現(xiàn)偽影。快周期采集模式可以使患者的自身運動影響最小化，然而會使采集的數(shù)據(jù)對不自主運動更敏感，這種無意識運動的影響在SPECT采集中被平均化。

五、配準精度

由于CT和SPECT的采集是先后進行，總是存在CT和SPECT數(shù)據(jù)配準不良的可能性。早期的掃描儀主要是由掃描床的高度和掃描床的運動改變而引起的錯配問題；然而，新的掃描系統(tǒng)對檢查床的支持系統(tǒng)進行了改進，修正了一些存在的潛在問題。測量SPECT與CT之間的配準誤差是質(zhì)量控制的重要內(nèi)容。目前越來越關(guān)注于對肺部進行快速CT掃描，減少運動偽影，在呼吸運動的某個特定的時相凍結(jié)采集圖像，這與SPECT不相同，SPECT通常是將一個較長的采集時相段進行平均化。雖然呼吸門控已經(jīng)用于PET，但還沒有實際應(yīng)用到SPECT中。

第三節(jié)　SPECT及SPECT/CT的新進展

傳統(tǒng)的SPECT是將常規(guī)的平面顯像系統(tǒng)安裝在旋轉(zhuǎn)裝置上，這種設(shè)計可以兼顧平面顯像采集和SPECT斷層顯像的數(shù)據(jù)采集。核醫(yī)學(xué)顯像設(shè)備的發(fā)展主要有兩大趨勢：一是專用型設(shè)備，使特定臟器顯像最佳化，如心臟專用型SPECT及乳腺專用γ照相機等；二是圖像融合設(shè)備，將分子功能影像（SPECT）與結(jié)構(gòu)解剖影像（CT、MRI）進行融合。這對于疾病的研究、診斷、治療至關(guān)重要。大量的臨床研究已經(jīng)證實多模態(tài)顯像方式，能極大地提高疾病診斷的準確性并改變患者的治療方案。主要原因是分子功能顯像可突顯病灶，如腫瘤或感染病灶，結(jié)構(gòu)解剖圖像可以精準定位，明確病灶的組織或器官。分子功能影像（SPECT）與結(jié)構(gòu)解剖影像（CT、MRI）的融合能提供更豐富的診斷信息，明顯優(yōu)于單獨使用任意一種顯像方式。此外，圖像融合也具有提高圖像重建質(zhì)量及改善病灶定量分析準確性的潛在優(yōu)勢。

SPECT的臨床應(yīng)用受到傳統(tǒng)旋轉(zhuǎn)γ照相機的限制，目前越來越傾向于設(shè)計一款能在分辨率和噪聲之間平衡折衷的系統(tǒng)。臨床前超高分辨率顯像系統(tǒng)及新型探測器的快速發(fā)展在一定程度上增加了創(chuàng)新的動力。顯然，為特定用途而設(shè)計的專用顯像系統(tǒng)對于獲得最佳效果的想法具有很大潛力，然而，多探頭γ照相機同時具有平面顯像和SPECT斷層顯像的雙重功能。當前發(fā)展的驅(qū)動力最初來源于改進系統(tǒng)的敏感性（或減少掃描時間），也直接改善了系統(tǒng)的分辨率。目前在新的探測器材料的開發(fā)中取得了一些進展，更注重于尋求傳統(tǒng)光電倍增管的替代器件，如位置靈敏光電倍增管、雪崩光電二極管、硅光電倍增管、低噪聲CCDs等，以及新的系統(tǒng)設(shè)計及新型準直器的設(shè)計。

為了提高敏感性，可以采用多個探測器環(huán)繞在感興趣器官周圍來提高探測效率，也可以采用全新方法使采集的放射性計數(shù)最大化。例如，在心臟顯像過程中，使用多針孔或多斜孔準直器采集心臟區(qū)域的數(shù)據(jù)，這兩種準直器采集方式的目的都在于使用標準的大探測器，在一個方位上同時獲得感興趣區(qū)多個角度的數(shù)據(jù)。還有一些新型系統(tǒng)是針對敏感性的提高而設(shè)計的。CardiArc和MarC系統(tǒng)使用槽縫式準直器（軸向方向為平行孔準直器，垂直軸方向為針孔準直器），在采集過程中，一系列的槽縫式準直器可旋轉(zhuǎn)采集多角度的投影，系統(tǒng)也允許準直器靠近患者體表進行采集，并使患者更為舒適。光譜動力學(xué)公司生產(chǎn)的D-SPECT系統(tǒng)也同樣關(guān)注患者的舒適程度。在這種情況下，一組CZT探測器按照程序工作，使每個探測器繞著自轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)采集心臟區(qū)域的原始數(shù)據(jù)。臨床研究結(jié)果表明使用超高敏感性準直器采集心臟數(shù)據(jù)，可獲得大約8倍的增益，使用這一系統(tǒng)進行心臟數(shù)據(jù)的采集時間可以降低到2～4分鐘。該系統(tǒng)需要采用專用的迭代重建算法才能獲得與傳統(tǒng)SPECT系統(tǒng)質(zhì)量相當?shù)闹亟▓D像。將來的心臟SPECT系統(tǒng)配備多針孔或多斜孔準直器系統(tǒng)具有更高的性能。與傳統(tǒng)雙探頭γ相機系統(tǒng)相比，新系統(tǒng)對心臟放射性活度探測的敏感性可以增加10倍。

在準直器焦點上配備點源的錐形束準直器對改進心臟SPECT系統(tǒng)的性能具有較高的潛力。將雙探頭或三探頭的大FOV相機與非對稱錐形束設(shè)計相結(jié)合，可極大地提高心臟區(qū)域的探測敏感性，并提高透射源的利用效率。如此一來，使用多功能SPECT系統(tǒng)可同時獲得門控SPECT發(fā)射掃描數(shù)據(jù)及門控透射掃描數(shù)據(jù)，因此也可以得到優(yōu)異的衰減校正效果。

重建算法的重要性不可低估，特別是迭代重建算法。目前趨于將系統(tǒng)模型復(fù)雜化，模型能描述放射強度分布與探測到的放射性計數(shù)之間的對應(yīng)關(guān)系。臨床實踐證明，準直器（和探測器）的模糊效應(yīng)可以看作是放射源與準直器之間距離的函數(shù)。系統(tǒng)模型的延伸提高了圖像的對比度，改進了噪聲的特征參數(shù)。因此，采集時間可以縮短為傳統(tǒng)采集的一半，卻不會引起圖像質(zhì)量的下降。然而，由于需要更復(fù)雜的計算和迭代次數(shù)的增加，需要更多的數(shù)據(jù)處理時間，還可以借助高敏感性準直器縮短采集時間。

目前已經(jīng)有半導(dǎo)體探測器應(yīng)用于心臟專用SPECT、心臟專用SPECT/CT及專用γ乳腺顯像儀，為核醫(yī)學(xué)儀器的發(fā)展注入了活力。探測器是SPECT最重要的組成部分，而閃爍晶體是探測器的核心。基于Anger型γ照相機技術(shù)發(fā)展起來的SPECT的探頭是由準直器、晶體、光電倍增管、后續(xù)電子學(xué)線路等構(gòu)成。從γ射線到成像需要的電信號之間經(jīng)過多次轉(zhuǎn)化、處理，因而丟失了大量的信息，同時也降低了對來自體內(nèi)的γ射線定位的精確度。碲鋅鎘（Cadmium-Zinc-Telluride，CZT）是一種新型的半導(dǎo)體射線探測器。探測效率高、能量分辨率好。CZT探測器可以直接將γ射線轉(zhuǎn)化成電信號。其探測原理是當具有電離能力的射線和CZT晶體作用時，晶體內(nèi)部產(chǎn)生帶負電荷的電子和帶正電荷的空穴對，產(chǎn)生的電子和空穴對的數(shù)量和入射光子的量成正比。電子和空穴向不同的電極運動形成電荷脈沖，經(jīng)過前放大變成電壓脈沖，經(jīng)過再放大，由后續(xù)電子學(xué)線路處理進行圖像重建。室溫狀態(tài)下，CZT探測器能處理2 000 000光子/（s·mm²）。近年來由于生產(chǎn)工藝的改進，CZT探測器的性能得到質(zhì)的提高。

CZT半導(dǎo)體探測器易于加工成像素陣列探測器。配合橋接的硅集成信號讀出電路，可做成緊湊、高效、高分辨率的γ射線顯像裝置。采用CZT半導(dǎo)體探測器，縮小了SPECT探測器的體積，使得整體探測器可以通過高度集成化的線路來實現(xiàn)，也明顯減輕了整個SPECT探頭的重量；CZT半導(dǎo)體探測器可直接獲得來自探測器光子的位置信號和能量，提高了探測器的性能。包括提高能量分辨率、系統(tǒng)的敏感性和分辨率。CZT探測器具有模塊結(jié)構(gòu)的特點，在SPECT探測器制作中可以方便進行組合。有利于設(shè)計成各種專用的SPECT及平面顯像設(shè)備。目前半導(dǎo)體探測器已經(jīng)成功地應(yīng)用于心臟專用SPECT、心臟專用SPECT/CT及專用γ乳腺顯像儀。

心臟專用SPECT的探頭是采用半環(huán)狀（180°）排列的CZT半導(dǎo)體探測器（圖11-7），進行心肌斷層顯像時，探頭無需旋轉(zhuǎn)，大大提高了檢查速度，可進行動態(tài)斷層采集及動態(tài)門控斷層采集，避免了運動偽影，提高了儀器的性能。空間分辨率明顯提高，固有空間分辨率由4～8mm提高到2.46mm，能量分辨率由9.5%～12%提高到≤6.2%，而且設(shè)備整體可更加小巧輕便。

心臟專用SPECT/CT實現(xiàn)了SPECT功能代謝影像與CT解剖形態(tài)學(xué)影像的同機融合，是兩種醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的有機整合。因此，SPECT/CT技術(shù)的進展主要包括SPECT和CT兩方面的進展。SPECT方面的進展主要是采用CZT半導(dǎo)體探測器代替了NaI（Tl）晶體探測器，已經(jīng)推出了心臟專用SPECT。CT方面的進展主要表現(xiàn)在使用高端螺旋CT代替簡單的定位CT。采用CZT半導(dǎo)體探測器的心臟專用SPECT與螺旋CT整合的SPECT/CT（圖11-8）。大大提高了儀器的整體性能，可將SPECT心肌血流灌注顯像信息與高端螺旋CT解剖形態(tài)信息，特別是冠狀動脈是否狹窄及狹窄程度信息相融合，可從冠狀動脈和心肌血流灌注情況兩個層面對心臟進行評價，為臨床提供更全面的診斷信息。

乳腺專用γ顯像儀的探頭是采用兩個互成180°的平板CZT半導(dǎo)體探測器構(gòu)成（圖11-9），采用^99mTc-MIBI為顯像劑，對乳腺進行顯像檢查。臨床初步應(yīng)用結(jié)果顯示，乳腺專用γ顯像儀對乳腺癌的檢出敏感性與鉬靶X線機相近，特異性明顯高于鉬靶X線機，對于高密度乳腺組織，與MRI相似。具有良好的應(yīng)用前景。目前，CZT探測器的成本高、短期內(nèi)難以普及應(yīng)用于SPECT和PET。

與PET相比，SPECT使用較長半衰期的單光子核素，比短半衰期的正電子核素更容易運送。不同的放射性核素發(fā)射的射線能量不同，因此可以同時進行多種放射性核素示蹤劑的檢測，而PET只能探測511keV能量的射線。目前臨床應(yīng)用的SPECT的分辨率尚不如PET。由于準直器的存在，SPECT的敏感性不如PET，然而隨著科學(xué)技術(shù)的發(fā)展這種差異正在逐漸縮小。盡管過去認為SPECT是非定量的，然而借助物理的校正方法可以提高定量的準確性。由于SPECT采集時間長，患者的運動難以避免，在動態(tài)采集中最小的采集時間設(shè)置受到了限制。SPECT的衰減因素比較小，可看作是每單位活度的放射劑量（對于純γ發(fā)射體而言）。

總之，SPECT斷層顯像得到了越來越多的臨床應(yīng)用。隨著設(shè)備和圖像重建方法的不斷發(fā)展，以及SPECT/CT的出現(xiàn)，SPECT在臨床診斷及科研中的應(yīng)用會越來越廣泛。

第四節(jié)　PET

正電子發(fā)射型電子計算機斷層（positron emission computed tomography，PET）是利用 ¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F等正電子核素標記或合成相應(yīng)的顯像劑，引入機體后定位于靶器官，這些核素在衰變過程中發(fā)射正電子，這種正電子在組織中運行很短距離后，即與周圍物質(zhì)中的電子相互作用，發(fā)生湮沒輻射，發(fā)射出方向相反、能量相等（511keV）的兩個光子。PET顯像是采用一系列成對的互成180°排列并與符合線路相連的探測器來探測湮沒輻射光子，從而獲得機體正電子核素的斷層分布圖，顯示病變的位置、形態(tài)、大小、代謝和功能，對疾病進行診斷。

PET顯像是利用人體正常組織結(jié)構(gòu)含有的必需元素¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F（與H的生物學(xué)行為類似）等正電子發(fā)射體標記的顯像劑，如脫氧葡萄糖、氨基酸、膽堿、胸腺嘧啶、受體的配體及血流顯像劑等藥物為示蹤劑，以解剖圖像方式、從分子水平顯示機體及病灶組織細胞的代謝、功能、血流、細胞增殖和受體分布狀況等，為臨床提供更多的生理和病理方面的診斷信息。PET的應(yīng)用使核醫(yī)學(xué)邁入分子核醫(yī)學(xué)的新紀元。

PET/CT是將PET和CT兩個已經(jīng)相當成熟的影像技術(shù)相融合，實現(xiàn)了PET和CT圖像的同機融合。使PET的功能影像與螺旋CT結(jié)構(gòu)影像兩種顯像技術(shù)的優(yōu)點融于一體，形成優(yōu)勢互補，一次成像既可獲得PET圖像，又可獲得相應(yīng)部位的CT圖像及PET/CT的融合圖像，既可準確地對病灶進行定性，又能準確定位，PET和CT結(jié)果可以相互印證，相互補充，使PET/CT的診斷效能及臨床實用價值更高。X線CT掃描數(shù)據(jù)可用于PET圖像的衰減校正，大大縮短了PET檢查時間。

一、PET的組成

PET掃描儀是由機架（gantry）、掃描床、電子柜、操作工作站、分析工作站及打印設(shè)備等組成（圖11-10）。

1.機架

機架是PET掃描儀的最大部件，由探測器環(huán)、棒源（pin source）、射線屏蔽裝置、事件探測系統(tǒng)（the event detection system）、符合線路（the coincidence circuitry）及激光定位器等組成（圖11-11）。主要功能為數(shù)據(jù)采集。

（1）探測器環(huán)：

由若干個晶體排列而成，是決定PET性能的最重要部分。探頭晶體的材料不同，接收光子并轉(zhuǎn)化為可見光的性能也有差異。目前，PET探測器主要采用鍺酸鉍（bismuth germinate，BGO）、硅酸釓（gadolinium orthosillicate，GSO）、硅酸镥（lutetium oxyorthosillicate，LSO）及LYSO等。另外，也有臨床型PET（C-PET）采用NaI（Tl）晶體，但現(xiàn)在已經(jīng)趨于淘汰。幾種晶體對511keV的γ光子的探測各有特點和優(yōu)勢（表11-1）。

BGO的原子序數(shù)和密度高，對γ光子的阻滯能力強，探測敏感性高。BGO的主要缺點是余輝時間較長，不利于3D采集。BGO的成本相對較低，在以2D為主的PET設(shè)備上應(yīng)用較多。LSO余輝時間短（40ns），光輸出量高（30 000ph/MeV），探測敏感性比BGO低1.5倍，是非常適合3D采集的快速晶體。LSO的缺點是光輸出與能量不成比例，而且不同批次生產(chǎn)的晶體光輸出量差異可能很大。另外，LSO中存在約2.6%的長半衰期同位素¹⁷⁶Lu，造成本底計數(shù)增加約10 000cps，這對臨床常規(guī)檢查影響不明顯，但如果使用單光子透射掃描，如采用¹³⁷Cs棒源進行衰減校正時會顯著增加噪聲干擾。GSO對光子的阻滯能力相對略差，光輸出量較低。但是，GSO的余輝時間較短（60ns），而能量分辨率遠高于BGO和LSO，具有較強的抗散射能力，也適合3D采集。

晶體的大小直接影響空間分辨率和探測的敏感性。通常晶體切割的小，可提高空間分辨率，但會降低探測的敏感性，因此，晶體的大小應(yīng)當在空間分辨率和探測敏感性之間進行折中設(shè)計。一般，PET探測器晶體的環(huán)向大小為4～6 145mm，軸向4～8mm，相應(yīng)的空間分辨率4～6mm。晶體環(huán)數(shù)也是一個重要指標，同樣的軸向掃描野，環(huán)數(shù)越多，則晶體越小，軸向空間分辨能力越好。

探測器環(huán)是由很多個小晶體組成，小晶體后接光電倍增管構(gòu)成探測模塊。探測模塊按360°排列則形成一個環(huán)，PET的探測器環(huán)可由若干個這樣的環(huán)構(gòu)成，形成一個圓形的通道。這種小晶體、模塊化、多環(huán)設(shè)計使PET的敏感性、分辨率明顯提高，同時也擴大了縱向視野覆蓋范圍，以便于局部和全身顯像。

另外，臨床型PET（C-PET）采用6塊大的NaI（Tl）晶體排列成環(huán)狀（圖11-12），代替大量的小塊BGO、LSO及GSO等晶體，這樣降低了PET掃描儀的造價，但也降低了系統(tǒng)的敏感性和空間分辨率，目前已經(jīng)基本被淘汰。

（2）棒源（pin source）：

是將 ⁶⁸鍺（⁶⁸Ge）均勻地封裝在中空的小棒內(nèi)，根據(jù)設(shè)備不同可有1～3個活度不同的棒源；也有的PET采用半衰期較長的¹³⁷Cs棒源。棒源的作用是對PET掃描儀進行質(zhì)量控制及透射掃描進行圖像衰減校正。

（3）隔板（speta）：

隔板包括 2部分，一部分是探測器環(huán)兩邊的厚鉛板，作用是屏蔽探測器外的射線；另一部分為厚度為1mm的環(huán)狀鎢板，位于探測器環(huán)與環(huán)之間，將軸向視野分隔成若干環(huán)，鎢隔板的作用是屏蔽其他環(huán)視野入射的光子對，與準直器的作用相似；當進行3D采集時，將鎢隔板撤出顯像視野，取消這種屏蔽作用。目前，僅有3D采集模式的PET已經(jīng)無隔板。

（4）其他：

事件探測系統(tǒng)的作用是采集探測器傳來的電子信號，并將有效的γ光子事件傳給符合線路。符合線路的作用為確定從事件探測系統(tǒng)傳來的γ光子哪些是來源于同一湮沒事件，并確定其湮沒事件的位置。激光定位器用于患者掃描定位。

2.掃描床

掃描床是承載檢查對象，進行PET顯像檢查的部件。掃描床可根據(jù)檢查需要移動，將檢查部位送到掃描野。

3.電子柜

電子柜主要由CPU、輸入、輸出系統(tǒng)及內(nèi)外存儲系統(tǒng)等組成。主要作用是進行圖像重建，并對數(shù)據(jù)進行處理及儲存。

4.操作工作站及分析工作站

工作站主要由電子計算機和軟件系統(tǒng)組成，它的作用主要是控制掃描儀進行圖像采集、重建、圖像顯示和圖像儲存等。

5.打印設(shè)備

主要由打印機、激光照相機等圖像輸出系統(tǒng)組成。主要作用為輸出圖片或文字等資料。

二、PET顯像原理

1.湮沒符合探測

采用¹¹C、¹³N、¹⁵O、¹⁸F等正電子核素標記的藥物為示蹤劑引入機體后定位于靶器官，這些正電子核素在衰變過程中發(fā)射正電子，這種正電子在組織中運行很短距離（1～2mm），即與周圍物質(zhì)中的電子相互作用，發(fā)生湮沒輻射，發(fā)射出方向相反、能量相等（511keV）的兩個γ光子。PET探測是采用一系列成對的互成180°排列并與符合線路相連的探測器來探測湮沒輻射光子，從而獲得機體正電子核素的斷層分布圖（圖11-13）。

2.雙探頭SPECT符合探測

雙探頭SPECT符合探測系統(tǒng)的組成與雙探頭SPECT一樣，有2個探頭（圖11-14）。顯像檢查時，2個探頭互成180°，繞掃描部位旋轉(zhuǎn)。所不同的是符合探測時不需要多孔準直器，使2個晶體能接收不同角度的符合光子。雙探頭SPECT符合探測系統(tǒng)采用電子準直。

三、PET采集的計數(shù)類型

1.單個計數(shù)

是指每一個探頭采集到的計數(shù)。一個探頭采集到的計數(shù)需要通過符合線路才能成為符合計數(shù)，一般單個計數(shù)中只有1%～10%成為符合計數(shù)。

2.真符合計數(shù)

兩個探頭同時探測到的來自同一個湮沒輻射事件的兩個γ光子，且這兩個光子均沒有和周圍物質(zhì)發(fā)生作用而改變方向。真符合計數(shù)是PET采集的有效計數(shù)。

3.隨機符合計數(shù)

符合線路有一定的分辨時間限制，在限定的時間范圍內(nèi)，兩個探頭探測到的任何無關(guān)的兩個光子也會被記錄下來。這種不是由同一個湮沒輻射事件產(chǎn)生的兩個γ光子出現(xiàn)的符合計數(shù)稱隨機符合計數(shù)。隨機符合計數(shù)有兩種方法可以估計其數(shù)量，一是根據(jù)兩個探頭采集到的計數(shù)率和符合時間通過數(shù)學(xué)公式計算；二是在符合時間窗之外再開一個延遲時間窗，根據(jù)延遲窗內(nèi)的計數(shù)估計隨機符合。隨機符合計數(shù)增加圖像的本底，信/噪比下降。隨機符合計數(shù)難以完全剔除，一般計數(shù)率增加1倍，隨機符合計數(shù)增加2倍。因此，通過增加計數(shù)率提高圖像質(zhì)量有一定限度，超過這個極限，再增加計數(shù)率，圖像質(zhì)量反而下降。

4.散射符合計數(shù)

γ光子在飛行過程中還會產(chǎn)生康普頓散射，γ光子與物質(zhì)的一個電子作用，改變了電子動能的同時也改變了γ光子的運動方向，如果這個光子與它相對應(yīng)的另一個光子同時進入兩個探測器，記錄下來的計數(shù)為散射符合計數(shù)。它雖然是一次湮沒輻射事件，但反映出的位置已經(jīng)不準確了。散射事件與計數(shù)率無關(guān)，對于特定的物體和放射性分布模式，散射符合計數(shù)是固定的。

四、PET圖像采集

PET顯像的圖像采集包括發(fā)射掃描（emission scan）和透射掃描（transmission scan）。發(fā)射掃描方式有2D采集、3D采集、靜態(tài)采集、動態(tài)采集、門控采集、局部采集和全身采集等。

1.發(fā)射掃描

進入人體內(nèi)的正電子核素，發(fā)生衰變時核內(nèi)的質(zhì)子轉(zhuǎn)化為中子，并發(fā)射1個正電子，正電子在組織內(nèi)運行很短距離動能消失后即與1個負電子發(fā)生湮沒輻射，產(chǎn)生2個方向相反、能量均為511keV的2個γ光子。PET對這些光子對進行采集，確定示蹤劑位置及數(shù)量的過程，叫作發(fā)射掃描。

（1）2D采集和3D采集：

具有多環(huán)探測器的PET掃描儀才能進行2D采集或3D采集（圖11-15）。2D采集是在環(huán)與環(huán)之間有隔板（septa）存在的條件下進行的采集方式。2D采集時，隔板將來自其他環(huán)的光子屏蔽掉，只能探測到同環(huán)之間的光子對信號。因此，2D采集隨機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條件下進行的一種快速立體采集方式。探頭能探測到來自不同環(huán)之間的光子對信號，使探測范圍擴大為整個軸向視野。3D采集探測到的光子對信號高于2D采集的8～12倍，使系統(tǒng)的敏感性大大高于2D采集。但散射符合及隨機符合量也明顯增多，信/噪比較低，分辨率稍差，要獲得較好的圖像，必須進行有效的散射校正。

（2）靜態(tài)采集和動態(tài)采集：

靜態(tài)采集是臨床最常用的顯像方式。將顯像劑引入體內(nèi)，經(jīng)過一定時間，當顯像劑在體內(nèi)達到平衡后在進行采集的一種顯像方式。一般靜態(tài)采集有充足的時間采集到足夠的信息量；動態(tài)采集是在注射顯像劑的同時進行的一種連續(xù)、動態(tài)的數(shù)據(jù)采集方法，獲得連續(xù)、動態(tài)的圖像序列，可以觀察顯像劑在體內(nèi)的時間和空間變化，研究顯像劑的體內(nèi)動態(tài)分別過程。動態(tài)采集每幀采集的時間短、信息量低，圖像一般不適合肉眼直接觀察分析，需要進一步處理，顯示研究部位內(nèi)顯像劑隨時間變化的趨勢或規(guī)律。

（3）門控采集：

門控采集主要用于心臟顯像檢查。心臟的舒縮運動具有明顯的周期性特點，利用門控方法采集心動周期同步的同步信息，以消除心臟運動對采集的影響。具體方法是利用受檢者自身心電圖R波為觸發(fā)信號，啟動PET采集開關(guān)。將R-R間期分成若干等時間間隔，連續(xù)、等時地采集1個心動周期各時相內(nèi)心臟的系列影像數(shù)據(jù)，將足夠的心動周期的各個相同時相的數(shù)據(jù)疊加起來，即生成具有代表性的一個心動周期的系列影像。

（4）局部采集和全身采集：

臨床工作中可根據(jù)需要進行局部采集或全身采集。局部采集多用于某些臟器（如大腦、心臟等）或身體的某些部位的顯像檢查；全身采集主要用于惡性腫瘤的診斷及了解全身的轉(zhuǎn)移情況。全身采集是連續(xù)分段靜態(tài)采集的組合，經(jīng)計算機處理將多個相鄰的靜態(tài)采集連接起來，獲得全身圖像。

2.透射掃描

透射掃描是利用棒源圍繞身體旋轉(zhuǎn)，采集放射性源從體外透射人體后所剩余的光子。透射掃描和空白掃描的結(jié)果相結(jié)合可以計算得到組織的衰減系數(shù)。透射掃描的主要目的是對發(fā)射掃描進行衰減校正，因此，每一個床位的透射掃描和發(fā)射掃描患者的身體位置必須保持一致，以保證衰減校正的準確性。

3.早期顯像和延遲顯像

（1）早期顯像：

顯像劑引入機體后在組織臟器攝取的早期進行的圖像采集，稱為早期顯像（early imaging）。不同的顯像劑，被不同的組織臟器攝取、代謝的速度不同，早期顯像的時間點也不一樣。

（2）延遲顯像：

延遲顯像（delayed imaging）是相對于早期顯像而言，是指在早期顯像后經(jīng)過一定的時間間隔進行的顯像檢查。顯像劑不同，延遲顯像的時間點不同，一般選在早期顯像后的1.5～2.0小時。通過比較早期顯像與延遲顯像病灶內(nèi)顯像劑積聚量的增減，分析組織臟器及病灶對顯像劑的代謝、清除速率等，為腫瘤良惡性的鑒別診斷提供依據(jù)。早期顯像與延遲顯像相結(jié)合，常稱為雙時相顯像（dual-time point imaging）。

五、圖像重建

PET圖像重建常用濾波反投影法（filtered backprojection）和有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）兩種方法。濾波反投影法屬于解析變換方法類，其理論基礎(chǔ)是基于傅立葉分片定理（Fourier slice theorem）。濾波反投影法的優(yōu)點為圖像重建的速度快，花費的時間短，SUV計算準確；但是存在高分辨和低噪聲的矛盾，特別是在放射性分布急劇變化的相鄰部位出現(xiàn)明顯的偽影，如¹⁸F-FDG PET顯像，在放射性明顯濃聚的臟器（如含尿液的膀胱）或病灶周圍常出現(xiàn)較多的條狀或紡錘狀偽影，身體輪廓欠清晰、邊緣有較多模糊偽影，尤其是腦部外周更明顯，圖像質(zhì)量欠佳。有序子集最大期望值法（OSEM）屬于代數(shù)迭代方法類，是建立在兩種迭代重建方法基礎(chǔ)上的圖像重建方法。優(yōu)點是具有較好的分辨率和抗噪聲能力，重建的圖像解剖結(jié)構(gòu)及層次清楚，偽影少，病灶變形少，定位、定量較準確，身體輪廓清楚，圖像質(zhì)量好。但由于計算數(shù)據(jù)量大，需要時間較長（圖11-16）。

PET發(fā)射掃描采集的數(shù)據(jù)是由成對的探測器之間許多線形反應(yīng)事件組成。發(fā)射數(shù)據(jù)的采集必須對探測器的探測效率（歸一化）、系統(tǒng)死時間、隨機符合、散射、衰減和取樣的不均勻性等進行校正。這些校正中有些（如衰減校正）可以直接引入到重建過程。裝有可伸縮隔板的PET掃描儀可以分別進行2D和3D采集數(shù)據(jù)，而沒有隔板的PET掃描儀只能進行3D采集。3D采集的數(shù)據(jù)，既可以轉(zhuǎn)化為2D數(shù)據(jù)，用2D運算法重建，也可以用完整的3D運算法重建。OSEM在2D和3D重建模式中已經(jīng)廣泛應(yīng)用，目前已基本取代了濾波反投影法。對于一個特定的運算方法，合適的重建參數(shù)設(shè)置有賴于采集模式、掃描儀類型和顯像目的。PET/CT是采用CT數(shù)據(jù)對PET圖像進行衰減校正，為避免采用CT掃描進行衰減校正可能產(chǎn)生的偽影對診斷的影響，可將衰減校正和非衰減校正數(shù)據(jù)存檔重建。重建的圖像可用橫斷面、冠狀斷面和矢狀斷面顯示，也可以用旋轉(zhuǎn)的最大強度投影（MIP）圖像顯示。

六、PET的質(zhì)量控制

PET結(jié)構(gòu)復(fù)雜，需要較多的質(zhì)量控制與校正方法來保證PET掃描儀處于最佳工作狀態(tài)，使顯像檢查獲得的數(shù)據(jù)及圖像準確可靠。不同制造商生產(chǎn)PET，推薦的質(zhì)控項目及間隔時間不完全相同。通常PET質(zhì)量控制應(yīng)當包括以下項目，而且要保持PET掃描室內(nèi)恒溫、恒濕。

1.空掃

空掃（blank scan）是每個工作日患者顯像檢查前必須進行的質(zhì)控項目，約需要30分鐘。空掃是在掃描視野內(nèi)沒有其他物品的條件下進行的，掃描過程是機架內(nèi)的機械手將2個高活度棒源從鉛屏蔽內(nèi)取出置入探頭內(nèi)的滑環(huán)中，進行360°旋轉(zhuǎn)顯像。空掃的主要目的是監(jiān)測探測器性能隨時間發(fā)生的飄移。并與透射掃描一起用于PET圖像的衰減校正。

2.符合計時校準

符合計時校準（coincidence timing calibration）是采用低活度棒源，校準各個信道的符合時間差異。每次校準大約需要2分鐘。一般每周進行1次。

3.光電倍增管增益調(diào)節(jié)（PMT single updategain adjustment）

PMT增益調(diào)節(jié)包括位置增益和能量增益兩部分。位置增益調(diào)節(jié)是校準晶體的光子信號與光電倍增管之間空間位置；能量增益是能量甄別閥窗與晶體光子信號之間的校準，與SPECT的能窗設(shè)定相類似。采用低活度棒源，每次校準大約需要1小時。建議每周校準1次。

4.歸一化校準

歸一化校準（normalization calibration）是采用低活度棒源進行360°掃描，測量各個晶體的探測敏感性差異，用以校正發(fā)射掃描（emission scan）數(shù)據(jù)，類似于SPECT的均勻性校正。每次歸一化校準需要12小時以上，當棒源活度降低時，應(yīng)適當延長采集時間。建議每3個月進行一次校準。

5.井型計數(shù)器校準

井型計數(shù)器校準（well counter calibration）的目的是將圖像放射性計算單位（counts/pixels）換算成井型計數(shù)器單位（Bq/ml）。具體方法是將100MBq的正電子核素（如¹⁸F）注入1個柱狀中空模型（體積為5 640ml），并用水補充填滿模型，計算比活度（Bq/ml），并對模型進行PET顯像，獲得35幀圖像，在35幀圖像內(nèi)畫感興趣區(qū)（ROI），即可得到ROI放射性計數(shù)值（counts/pixel），據(jù)此，可以得到這兩個單位之間換算的校準參數(shù)。主要用于單位轉(zhuǎn)換，對病變進行定量或半定量分析，如計算標準化攝取值（standardized uptake value，SUV）等。

七、PET的性能評價

美國電器制造商協(xié)會（national electric manufacturers association，NEMA）于1994年制定了PET性能評價標準及測試方法NEMA NU 2-1994，2001年對其進行了更新，更新后版本為NEMA NU 2-2001。國際電工委員會（international electronic committee，IEC）于1998年制定了IEC61675-1 PET性能評價標準，此外，日本、澳大利亞、新西蘭等國家也制定了相應(yīng)的標準。2003年，我國頒布了《放射性核素成像設(shè)備性能和試驗規(guī)則》第1部分：正電子發(fā)射斷層成像裝置（GB/T 18988.1—2003/IEC 61675-1：1998）。PET的性能評價需要使用標準模型進行測試，測定結(jié)果與使用的模型有關(guān)，使用的模型不同，結(jié)果也有差異。目前，國際上多采用NEMA標準。PET性能參數(shù)測試主要包括空間分辨率、敏感性、探測器效率、噪聲等效計數(shù)率、時間和能量分辨率等。

第五節(jié)　PET/CT

CT是利用X射線對人體解剖結(jié)構(gòu)的密度差異進行成像的斷層顯像技術(shù)。CT提供的信息可顯示機體組織臟器解剖結(jié)構(gòu)的改變，發(fā)現(xiàn)病變并可以確定其范圍及與周圍組織臟器的比鄰關(guān)系。PET/CT是融PET和CT于一體的大型醫(yī)學(xué)影像檢查設(shè)備。

一、PET/CT的結(jié)構(gòu)及功能

PET/CT是由PET和多排螺旋CT組合而成，在同一個機架內(nèi)有PET探測器、CT探測器和X線球管，共用同一個掃描床、圖像采集和圖像處理工作站（圖11-17）。如果受檢者在CT和PET掃描期間體位保持不變，重建的PET和CT圖像在空間上是一致的。

PET/CT是將PET的功能代謝顯像與CT的解剖結(jié)構(gòu)顯像，兩個已經(jīng)相當成熟的影像學(xué)技術(shù)相融合，實現(xiàn)了PET、CT圖像的同機融合。使PET的功能代謝影像與螺旋CT的精細結(jié)構(gòu)影像兩種顯像技術(shù)的優(yōu)點融于一體，形成優(yōu)勢互補，一次成像即可獲得PET圖像、相應(yīng)部位的CT圖像及PET與CT的融合圖像，既可準確地對病灶進行定性，又能準確定位，PET和CT結(jié)果可以相互印證，相互補充，其診斷性能及臨床實用價值更高。采用X線CT采集的數(shù)據(jù)代替棒源透射掃描對PET圖像進行衰減校正，可以大大縮短PET檢查時間。PET/CT的臨床應(yīng)用價值明顯高于單獨的PET和CT。

二、PET/CT的圖像采集

PET/CT圖像采集包括CT掃描和PET掃描，通常先進行CT圖像采集，再進行PET圖像采集。關(guān)于PET圖像采集，發(fā)射掃描與前面所述的PET圖像采集相同，但是，采用棒源進行的透射掃描可由X線CT掃描代替，因此，可以不用進行PET透射掃描。在PET/CT檢查中，CT掃描可以用于衰減校正、解剖定位或CT診斷。如果CT掃描僅用于衰減校正和解剖定位，可采用低毫安/秒設(shè)置，以減少患者的輻射劑量；如果用于CT診斷，建議采用標準毫安/秒設(shè)置，以優(yōu)化CT掃描的空間分辨率。調(diào)節(jié)球管的電流將患者受到的輻射劑量最小化。

對于腹部和盆腔的掃描可口服造影劑以提高病變的檢出，口服的造影劑可以是陽性造影劑（如碘化造影劑）；也可以是陰性造影劑（如水）等。但高濃度的鋇劑或碘化造影劑的聚集可產(chǎn)生衰減校正偽影，出現(xiàn)相應(yīng)部位顯像劑濃聚的假象，應(yīng)當注意避免及識別。通常口服低濃度的陽性造影劑和陰性造影劑不會產(chǎn)生衰減校正偽影，也不影響PET圖像的質(zhì)量。必要時，可以應(yīng)用靜脈造影劑單獨進行CT診斷掃描。

CT掃描速度很快，通常是在吸氣末屏氣時采集圖像，而PET掃描時間較長，患者不能長時間屏住呼吸完成采集，呼吸運動可能影響PET與CT掃描圖像的空間上的一致性。PET/CT掃描要求PET圖像上膈肌的位置與CT圖像上膈肌的位置應(yīng)當盡可能在空間上相匹配。因此，在PET和CT掃描過程中患者保持自然平靜的呼吸比較有利。有條件可進行運動校正或呼吸門控采集。

PET/CT的臨床應(yīng)用已經(jīng)顯示出獨特的價值，但也存在一些不盡如人意的地方需要改進。目前PET和CT分別使用不同的探測器，圖像采集只能按順序分別進行，不能同時完成，PET和CT的軸向移位難以避免；CT和PET先后掃描也增加了患者不自主運動，如呼吸、心臟跳動及胃腸道平滑肌蠕動等引入的對位誤差，這些誤差會影響基于CT掃描數(shù)據(jù)進行的衰減校正，出現(xiàn)PET圖像偽影。

三、PET/CT的性能評價

PET/CT包括PET和CT，首先，應(yīng)當分別對PET和CT進行性能評價，在對PET/CT整體進行性能評價。PET性能評價方法及參數(shù)如前所述。CT性能測試按我國國家質(zhì)量技術(shù)監(jiān)督局與國家衛(wèi)生部于1998年12月7日頒布的《X射線計算機斷層攝影裝置質(zhì)量保證檢測規(guī)范》（GB17589—2011）進行。檢測項目共有9項，包括定位光精度、層厚偏差、CT值、噪聲、均勻性、高對比分辨率、低對比分辨率、CT劑量指數(shù)、診斷床定位精度。

PET/CT整機的性能測試主要是采用PET圖像與CT圖像進行融合精度評價。目前，尚無權(quán)威機構(gòu)制定的標準測試方法。

第六節(jié)　PET及PET/CT的新進展

PET/CT可以對患者的同一部位進行發(fā)射型斷層掃描和透射型斷層掃描，獲得的掃描圖像可以對掃描格式和掃描的幾何位置進行調(diào)整，再進行圖像融合。將高速高分辨的CT與準確顯示疾病過程的PET進行圖像融合，優(yōu)勢互補，相互印證，大大提高了對疾病的診斷能力，并可將雙模態(tài)系統(tǒng)推進到一個更為廣闊的臨床應(yīng)用領(lǐng)域。采用同機CT掃描數(shù)據(jù)對SPECT圖像進行衰減校正，可提高PET圖像的質(zhì)量，提高掃描速度，減少掃描時間。大量的臨床研究證實PET/CT的臨床應(yīng)用價值遠高于單純的PET。因此，PET/CT已經(jīng)逐步取代了單純PET。PET/CT是由PET和CT整合而成的大型醫(yī)學(xué)影像設(shè)備，有PET和CT兩套探測器，共用一個機架、一個檢查床及圖像采集/處理工作站。PET/CT的發(fā)展主要表現(xiàn)在閃爍晶體、電子元器件、電子計算機和系統(tǒng)設(shè)計的進展。

一、PET探測器

探測器是影響PET/CT性能最關(guān)鍵的部件。PET探測器的發(fā)展經(jīng)歷了從六邊形到圓形，從單環(huán)到多環(huán)。每一次改變都帶來了儀器性能的提高。目前，PET探測器均采用多晶體組合成環(huán)狀結(jié)構(gòu)，再由單環(huán)組成多環(huán)，以獲得較大的軸向視野及較高的空間分辨率。

1.閃爍晶體

閃爍晶體是探測器的核心，早期的PET多采用NaI（Tl）晶體，優(yōu)點是能量分辨率高、成本低。隨后研究發(fā)現(xiàn)BGO晶體密度大，探測效率高、穩(wěn)定性好，得到廣泛應(yīng)用。近幾年研究發(fā)現(xiàn)LSO和GSO等晶體的一些物理參數(shù)優(yōu)于BGO，在PET/CT制造中得到應(yīng)用。閃爍晶體的研究一直是熱點問題。然而，尚未獲得十全十美的晶體材料，例如，氟化鋇（BaF₂）晶體余輝時間極短（0.8ns），但發(fā)光波長為200nm，在紫外光段；氟化銫（CsF）晶體余輝時間為4ns，也較理想，但發(fā)光強度較弱等。另外，將兩種閃爍晶體制成復(fù)合晶體，例如，將LSO與NaI（Tl）復(fù)合后用于高能正電子顯像和140keV的單光子顯像；LSO與YSO復(fù)合用于高能正電子顯像。由于復(fù)合晶體成本高，尚處于實驗階段。

CZT半導(dǎo)體探測器已經(jīng)用于SPECT，也是PET十分有前途的探測器。CZT半導(dǎo)體探測器可顯著提高系統(tǒng)的能量分辨率，可達到6%左右，具有閃爍晶體加光電倍增管探測器無可比擬的探測敏感性，在相同的放射性活度條件下，放射性計數(shù)率可增加數(shù)倍，空間分辨率也顯著提高，保證了圖像的質(zhì)量。此外，還有時間投射電離室（time projection chamber，TPC）和液體氙探測器（liquid xenon，LXe detector）。這兩種探測器具有很高的空間分辨率和時間分辨率，發(fā)光效率比NaI（Tl）晶體高1倍。設(shè)計的全新定位模式保證了高分辨率和高敏感性。相信在不久的將來，這些新技術(shù)很快會應(yīng)用于臨床。

2.光電倍增管

光電倍增管（PMT）通過光導(dǎo)與晶體相連，晶體產(chǎn)生的光信號經(jīng)光電倍增管放大轉(zhuǎn)換為電脈沖信號由計算機記錄處理。光電倍增管內(nèi)除光電陰極和陽極外，兩極間還放置多個倍增電極。工作時相鄰兩倍增電極間均加有電壓用來加速電子。光電陰極接受光子后產(chǎn)生光電子，在電場作用下射向第一級倍增電極，引起電子的二次發(fā)射，激發(fā)出更多的電子，然后在電場作用下飛向下一級倍增電極，又激發(fā)出更多的電子。經(jīng)過如此逐級放大電子數(shù)不斷倍增，陽極最后收集到的電子可增加104～108倍。

光電倍增管是探測器的重要組成部分，直接影響探測器的性能。特別是在PET/MR中使用的光電倍增管要求與MRI磁場相互無干擾。因此，研發(fā)了雪崩光電二極管（APD）及硅光電倍增管（SiPMT）等光電元件。傳統(tǒng)的晶體加光電倍增管的探測器與MRI的兼容性較差，無法將PET與MRI同機整合，而APD與MRI兼容性好。

二、飛行時間技術(shù)

正電子藥物在體內(nèi)發(fā)生湮滅事件，產(chǎn)生一對方向相反的γ光子被兩個探測器接收。一個湮滅事件必然發(fā)生在這兩個探測器的連線上，該連線稱為符合線。但無法確定湮滅事件在符合線上的具體位置。目前，采用的濾波反投影法和OSEM圖像重建方法是通過三維投影間接推斷體內(nèi)湮滅事件發(fā)生的位置，也就是根據(jù)統(tǒng)計學(xué)原理，符合線相交的區(qū)域湮滅事件發(fā)生的概率高，是一種統(tǒng)計學(xué)意義上的概率分布重建。因此，無法完全消除湮滅事件發(fā)生位置直線分布的可能性，這些未確定位置的湮滅事件反映在圖像上就是噪聲，導(dǎo)致圖像不清晰。

飛行時間（time of flight，TOF）技術(shù)是降低圖像噪聲的有效圖像重建方法。TOF技術(shù)是PET在探測到一對γ光子時，能精確探測出兩個光子達到兩個探測器的時間差，根據(jù)光子的飛行速度，精確計算出湮滅事件在符合線上的位置。也就是可以直接確定體內(nèi)湮滅事件發(fā)生的位置，得到湮滅事件發(fā)生位置的直接分布圖像，因此，獲得的PET圖像清晰，噪聲低。

TOF技術(shù)需要測量出光子的精確飛行時間，對PET系統(tǒng)的硬件提出了更高的要求。目前，最新的PET系統(tǒng)對光子飛行時間的測量精度，即時間分辨率為 580ps（580 × 10^-12s），反映在湮滅事件的定位上是8.7cm范圍以內(nèi)的定位精度。因此，可以完全消除8.7cm以外的圖像噪聲影響，實現(xiàn)局部重建。TOF技術(shù)的應(yīng)用降低圖像噪聲，提高圖像信噪比，提高了圖像的對比度，提高了系統(tǒng)的敏感性，縮短了掃描時間。

三、晶體深度效應(yīng)校正技術(shù)

晶體深度效應(yīng)（depth of interaction，DOI）是指當一對γ光子對以一定角度分別切入具有一定厚度的晶體時，相鄰的一組晶體可分別在不同深度接受光子照射，但是，卻以晶體表面的地址定位，這種現(xiàn)象稱為DOI。晶體的DOI造成的切向定位誤差降低了空間分辨率。采用多層晶體結(jié)構(gòu)設(shè)計，在不減少晶體總厚度的前提下，可降低DOI的影響。這是因為多層晶體結(jié)構(gòu)增加了晶體層與層之間的界面，相對減少了晶體的厚度，達到了對DOI的校正作用。

四、CT

PET/CT是從具有復(fù)合探測功能的SPECT配置低檔定位CT發(fā)展起來的，雖然定位CT掃描速度慢，圖像質(zhì)量不高，卻為核醫(yī)學(xué)影像提供了解剖結(jié)構(gòu)背景，大大提高了定位的準確性，也為PET/CT的研發(fā)奠定了基礎(chǔ)。2000年，推出了配置2排螺旋CT的PET/CT，實現(xiàn)了功能代謝影像與解剖形態(tài)影像的同機融合。采用CT數(shù)據(jù)代替棒源對PET圖像進行衰減校正，縮短了PET檢查時間，提升了設(shè)備的整體性能。隨著CT技術(shù)的發(fā)展，PET/CT配置的CT也由2排到4排、8排、16排、64排、128排，越來越高。高檔CT的配置提高了圖像融合精度和衰減校正精度，縮短了掃描時間。64排及128排CT軸向覆蓋大，圖像分辨率高、各向同性，提高了PET/CT的整體性能，特別是在心血管疾病中的應(yīng)用具有明顯優(yōu)勢。

第七節(jié)　PET/MR

PET/CT顯示了融合圖像的強大優(yōu)勢，也預(yù)示了醫(yī)學(xué)影像的發(fā)展方向。MRI與CT相比具有更好的軟組織對比度及亞毫米的空間分辨率，對于腦、脊髓、頭頸部、肝臟、乳腺、子宮等軟組織病變的檢出明顯優(yōu)于CT；MRI在提供高解剖分辨的基礎(chǔ)上，還能提供一些功能信息，如水彌散成像、灌注成像及MRS等。因此，PET/MR可能為臨床提供更豐富的解剖及功能代謝等復(fù)合診斷信息。

PET/MR中的PET和MRI有3種組合模式：一是將PET（或PET/CT）和MRI設(shè)置在不同房間，采用一套運送和支持系統(tǒng)將2個房間的設(shè)備連接起來以盡量減少患者在兩次檢查間的體位變化，檢查圖像通過軟件進行融合。二是將PET和MR以同軸方式分開置于兩邊，中間設(shè)置一個可以旋轉(zhuǎn)的共用掃描床，分別掃描PET和MRI后進行圖像融合（圖11-18）。這樣存在的問題是分步采集PET和MRI需要時間長，給臨床和科研帶來一些問題及不便。三是PET/MR一體機，也是真正意義上的PET/MR。然而，PET/MR一體機的研發(fā)需要設(shè)計一種既能在磁場中正常工作，又不影響MR成像，還要能承受射頻場影響的PET探測模塊。PET探測器常規(guī)采用的PMT，磁場能使電子偏離運動軌跡，導(dǎo)致PMT不能正常工作。因此，解決PET和MRI的相互干擾是關(guān)鍵問題，MRI強靜態(tài)磁場、梯度場和射頻場會影響PET性能。PET電氣部分引入的射頻噪聲、PET材料插入導(dǎo)致的磁場不均勻、位于PET機架和電路板的傳導(dǎo)結(jié)構(gòu)內(nèi)的梯度系統(tǒng)誘導(dǎo)渦電流產(chǎn)生，這些都會降低MRI圖像質(zhì)量。另外，PET/MR一體機還要解決PET圖像的衰減校正問題。PET/CT的衰減校正數(shù)據(jù)可通過將CT透射掃描圖像轉(zhuǎn)換為511keV的衰減系數(shù)圖獲得，PET/MR則無法提供這樣的透射掃描數(shù)據(jù)。這是因為PET/MR中沒有空間容納一個發(fā)射源，而且一個旋轉(zhuǎn)的含金屬的發(fā)射源，無論是X線球管、棒狀或點狀都會與MRI磁場產(chǎn)生干擾。同時MRI是基于質(zhì)子密度成像，不同于CT掃描是基于組織密度成像。因此，PET/MR要求采用MRI掃描數(shù)據(jù)進行衰減校正的新方法。

為解決PET的探測問題，嘗試了以下幾種解決方案：一是使用3～5m長的光纖將磁場內(nèi)閃爍晶體產(chǎn)生的光子傳輸?shù)酱艌鐾獾腜MT和電子學(xué)元件，以減少磁場的影響。缺點是較長的光纖導(dǎo)致50%～75%的光子丟失，降低了PET的性能。二是采用分裂磁體（split-magnet）低場強的MRI制造PET/MR，將PET探測器置于場強幾乎為0的磁體間隙內(nèi)。缺點是低場強降低了MRI的性能。三是采用對磁場不敏感的雪崩光電二極管（avalanche photodiode，APD）代替PMT。經(jīng)檢測在9.4T場強下，仍能保持APD的性能。APD探頭為PET/MR一體機的研制提供了可能。

目前，PET/MR設(shè)計中的技術(shù)問題已基本得到解決。PET/MR一體機是在MRI大孔徑磁體和緊湊型PET探測器的基礎(chǔ)上，PET與MRI的同機和同中心復(fù)合設(shè)計。采用APD代替受磁場干擾的PMT，節(jié)省了空間，也解決了強磁場對PET探測器的干擾。將APD探測器植入MRI磁體內(nèi)，采用有效的屏蔽系統(tǒng)消除磁場對PET數(shù)據(jù)處理鏈的干擾，使PET與MRI融于一體（圖11-19）。PET是由內(nèi)置于磁體腔內(nèi)的PET探測器環(huán)系統(tǒng)和設(shè)置在磁體外部安全區(qū)域的電子學(xué)系統(tǒng)及連接兩者的電纜組成。因此MRI磁體腔的直徑越大，其所能容納的內(nèi)置PET探測器系統(tǒng)的有效內(nèi)徑也就越大。另外，一體化PET/MR要實現(xiàn)廣泛的臨床應(yīng)用，必須突破傳統(tǒng)MRI線圈的限制。常規(guī)MRI掃描會受到線圈及其掃描范圍的限制，一次只能掃描一個部位，如果掃描多個部位，需要更換線圈和重新擺位；而常規(guī)PET顯像多為全身掃描，兩者難以相互匹配。MRI的全景成像矩陣（total imaging matrix，TIM）技術(shù)，實現(xiàn)了全身PET/MR的圖像采集。TIM技術(shù)的特點是矩陣線圈概念，它允許在32個射頻信道中最多組合102個線圈元件，通過加長的并行接收鏈來完成全身成像矩陣、自動病床移動、自動線圈開關(guān)控制以及在線技術(shù)，無須更換線圈及重新擺位，數(shù)據(jù)采集一次完成。TIM技術(shù)解決了PET/MR的全身掃描問題。

西門子公司推出的PET/MR（Biograph mMR）（圖11-20）是采用LSO晶體和APD構(gòu)成與MRI兼容的PET探測器環(huán)，并將其置于直徑為70cm的Verio 3T超導(dǎo)MRI的磁體腔內(nèi)，最終獲得具備60cm掃描孔徑的一體化PET/MR系統(tǒng)，實現(xiàn)了PET系統(tǒng)與MRI系統(tǒng)的同機融合。

2012年，美國GE公司又推出了帶有飛行時間（time-of-flight，TOF）的 PET/MR 一體機。該儀器的探測器采用對磁場不敏感的固態(tài)光電轉(zhuǎn)化器（solid state photomultiplier tubes，SSPM），這種新型全數(shù)字式固態(tài)陣列硅光電倍增管（silicon photomultipliers，SiPM）具有較強磁場抗干擾能力，探測器的敏感性、空間分辨率和圖像對比度大幅度提高，掃描速度快。可以使患者的顯像劑劑量大幅度降低。該儀器配置了高端的3.0T靜音磁共振系統(tǒng)，將PET探測器植入到MRI的體線圈和梯度線圈之間，采用MRI信息對PET成像過程γ射線在組織中的衰減進行校正，真正實現(xiàn)PET與MRI一體化同時、同步采集PET和MRI信息，提高了影像質(zhì)量和微小病變的檢出率，同步采集信息尤其是對于神經(jīng)功能研究具有重要價值（圖11-21）。

關(guān)于PET/MR一體機PET圖像的衰減校正問題，由于PET/MR沒有附帶透射衰減校正源，對PET圖像的衰減校正是通過MRI圖像來實現(xiàn)的。采用MRI圖像分割方法在腦部應(yīng)用良好，但在其他部位則不佳，主要是由于骨和空氣在MRI表現(xiàn)相似，并且在FOV邊緣存在偽影。因此，基于MRI衰減校正的分割算法難以得到精確的PET衰減校正圖。如果將骨和空氣區(qū)分開，對于體部PET/MR顯像需要更復(fù)雜的方法。采用圖集算法和機器學(xué)習(xí)算法相結(jié)合可以從獲得的MRI圖像估計PET衰減圖，具體方法是將MRI和CT的容積對進行配準，獲得MRI-CT數(shù)據(jù)對的數(shù)據(jù)庫，對PET/MR掃描獲得的MRI圖像與MRI-CT數(shù)據(jù)對的數(shù)據(jù)庫中的MRI圖的每一像素進行比較，間接獲得對應(yīng)的CT圖像，用以計算PET的衰減校正系數(shù)。因此，采用MRI數(shù)據(jù)進行衰減校正必須實現(xiàn)將MRI的像素值充分轉(zhuǎn)化為恰當?shù)腜ET衰減值，而且還要解決其他問題，如患者體積超過MRI FOV外所產(chǎn)生的截斷效應(yīng)等。

PET/MR尚處于起步階段，難免會存在一些問題沒有徹底解決，如PET與MRI探測器的相互影響，一方面PET探測器會影響MRI磁場的梯度和均勻性，另一方面MRI的磁場也會影響PET探測器的穩(wěn)定；MRI圖像不是組織臟器的密度圖像，采用MRI對PET圖像進行衰減校正的準確性還需要進一步在實踐中驗證。

（王全師）

參考文獻

[1] Delbeke D，Coleman RE，Guiberteau MJ，et al. Procedure guidline for tumor imaging whith ¹⁸F-FDG PET/CT 1.0. J Nucl Med，2006，47（5）：885-895.

[2] Boellaard R，O’Doherty MJ，Weber WA，et al. FDG PET and PET/CT：EANM procedure guidelines for tumour PET imaging：version 1.0. Eur J Nucl Med Mol Imaging，2010，37（1）：181-200.

[3] Townsend DW. Dual-Modality Imaging：Combining Anatomy and Function. J Nucl Med，2008，49（6）：938-955.

[4] Kipper MS，Tartar M. Clinical Atlas of PET. Philadelphia：SAUNDERS An Imprint of Elsevier，2004.

[5] Peter EV，Dominique Delbeke，Dale L B，et al. Positron emission tomography clinical practice. London：Springer-Verlag，2006.

[6] Lonsdale MN，Beyer T. Dual-modality PET/CT instrumentation—Today and tomorrow. European Journal of Radiology，2010，73（3）：452-460.

[7] Herzog H，Pietrzyk U，Shah NJ，et al. The current state，challenges and perspectives of MR-PET. NeuroImage，2010，49（3）：2072-2082.

[8] Pichler BJ，Wehrl HF，Judenhofer MS. Latest Advances in Molecular Imaging Instrumentation. J Nucl Med，2008，49（Suppl 2）：5S-23S.