2.4 放射性核素成像術(shù)

放射性核素成像需要先向受檢人體或動物活體（in vivo）內(nèi)注入某種含有放射性核素的示蹤藥物，示蹤藥物依照活體的生理代謝規(guī)律進(jìn)入人體的組織或器官，在受檢生物體內(nèi)依照生理規(guī)律形成不同濃度的分布，同時藥物中的放射性核素在發(fā)生衰變（decay）的過程中輻射出γ射線，通過體外對射線的檢測來估計核素在體內(nèi)的實際分布，進(jìn)而實現(xiàn)對生物體器官或組織的結(jié)構(gòu)與功能的成像。

由于放射性示蹤藥物在人體中的分布同時隱含了生物體的結(jié)構(gòu)與功能信息，具有其他醫(yī)學(xué)成像設(shè)備不可替代的作用和價值，近年核素醫(yī)學(xué)成像技術(shù)與相關(guān)藥物發(fā)展極快。據(jù)估計，目前全世界生產(chǎn)出的放射性同位素中，有超過90%用于核醫(yī)學(xué)（nuclear medicine），特別是核醫(yī)學(xué)成像。本節(jié)先討論核素成像的一些基本概念，然后重點描述SPECT和PET的工作原理。

2.4.1 核素成像技術(shù)基礎(chǔ)

1.放射性藥物

（1）基本概念

在生物化學(xué)與分子生物學(xué)的研究中，人們發(fā)現(xiàn)了許多有趣的生理生化現(xiàn)象，如201Tl的生物學(xué)特性與43K+相似，靜脈注射后會被心肌攝取，10～20min后心肌內(nèi)201Tl的濃度比血液中201Tl濃度要高十倍以上，且攝取量與心肌血流灌注量正相關(guān)；惡性腫瘤細(xì)胞對氟代脫氧葡萄糖（fluoro-deoxyglucose，F(xiàn)DG）攝取的增加是其代謝活性增加的一種特征表達(dá)，其攝取量要比正常細(xì)胞的攝取量大得多；甲狀腺與碘具有特殊的相關(guān)關(guān)系，甲狀腺攝碘率能反映甲狀腺吸碘、合成和釋放甲狀腺激素的綜合過程，有很高的臨床實用價值，而碘存在放射性同位素。另外，同一元素的所有同位素（isotopes）的化學(xué)性質(zhì)都是相同的，其在生物體內(nèi)所產(chǎn)生的各種化學(xué)、生物學(xué)、免疫學(xué)、病理生理過程均完全相同，生物體或生物細(xì)胞在肌體生理生化代謝過程中不能區(qū)分同一元素的各個同位素。

基于上述發(fā)現(xiàn)，人們提出可選用某種合適的放射性同位素去“標(biāo)記（label）”某個特定的生物大分子或化合物，使生物分子中的某個或某些原子被放射性同位素所取代，形成放射性藥物（radiopharmaceuticals），被放射性同位素取代了相應(yīng)原子的生物大分子依然保持著取代前的化學(xué)與生物學(xué)特性，包括生物活性、免疫活性、分子結(jié)構(gòu)等，仍然能夠正常參與機體的內(nèi)部輸運、濃聚、生理生化代謝。一定時間后在生物體外對被標(biāo)記生物分子在體內(nèi)的分布進(jìn)行檢測，可間接了解被標(biāo)記生物分子在生物體內(nèi)分布的動態(tài)變化，進(jìn)而獲得生物體特定組織或器官的結(jié)構(gòu)與功能信息。

（2）核素類放射性藥物的優(yōu)勢與選擇

以放射性核素標(biāo)記生物大分子形成放射性藥物具有多方面的優(yōu)勢：

①藥物引入生物體后，其中所含放射性核素在衰變過程中會不斷釋出各種射線特別是γ射線，方便進(jìn)行體外檢測。

②靈敏度高，以目前的技術(shù)可測量每秒幾十次的γ衰變，相當(dāng)于檢出10-18～10-19g量級的核素存在，對體內(nèi)或體外微量生物物質(zhì)含量的測定有特別意義。

③放射性核素種類多樣，選擇余地很大。許多核素的物理、化學(xué)性質(zhì)較為穩(wěn)定，在示蹤過程中也很少受其他雜質(zhì)的影響，核素示蹤技術(shù)的準(zhǔn)確性和重復(fù)性都較為理想。

④放射性藥物可用于核素成像，這時也稱放射性藥物為顯像劑。核素成像技術(shù)可以在不影響機體的生理、生化代謝過程的條件下進(jìn)行，能真實可靠地反映組織或器官的結(jié)構(gòu)或功能狀態(tài)，甚至包括結(jié)構(gòu)或功能狀態(tài)的動態(tài)變化。

核醫(yī)學(xué)中對放射性核素選擇的基本原則是：

①半衰期合適。所謂合適是指半衰期在幾小時到幾天范圍，但現(xiàn)在幾分鐘到幾十分鐘的核素也在使用。太短半衰期的藥物使用和探測困難，但其使用可縮短數(shù)據(jù)采集時間，方便重復(fù)使用，對患者的危害也小。

②衰變產(chǎn)生射線的種類及能量單一，方便體外探測。一般而言，放射性核素成像時多選用僅發(fā)射γ射線、能量適中（100～600keV）的放射性核素。另外，核素的衰變產(chǎn)物應(yīng)是穩(wěn)定核素，不再產(chǎn)生次級射線。

③放射性藥物的比放射性恰當(dāng)。比放射性也稱放射性比度，指單位質(zhì)量藥物內(nèi)所具有的放射性活度，典型單位是mCi/g和μCi/g。實現(xiàn)同樣的成像，比放射性高的藥物需要的化學(xué)量小，引起藥理或毒性反應(yīng)的概率低，也容易滿足某些探測方法的要求。然而，個別藥物由于作用方式的需要，要求藥物的化學(xué)量不能太少。

④方便標(biāo)記且不影響原化合物的性能，安全性能滿足生物組織和核素成像的要求。

（3）醫(yī)用放射性核素的生產(chǎn)

核醫(yī)學(xué)中使用的核素都是通過人工制造出來的。人工制造放射性核素主要有三種方法：加速器法、核反應(yīng)堆法和核素發(fā)生器法。

①加速器法。許多重要核素特別是“缺中子”類核素是用反應(yīng)堆不能生產(chǎn)的，可以采用回旋加速器（cyclotron）產(chǎn)生的正離子與穩(wěn)定核素的相互作用來生成。在核素成像中，缺中子類核素標(biāo)記的藥物常用于PET成像，醫(yī)用小型回旋加速器（baby cyclotron）已成為PET必需的配套設(shè)備。

②核反應(yīng)堆法。核反應(yīng)堆法常用來生產(chǎn)豐中子類放射性核素。生成過程為：將穩(wěn)定核素作為靶物質(zhì)，置于核反應(yīng)堆（nuclear reactor）的孔道中受中子流照射，經(jīng)中子活化反應(yīng)（neutron activation）產(chǎn)生放射性核素。中子活化反應(yīng)分為兩個類型，一類是靶核俘獲中子成為激發(fā)態(tài)的核，退激時釋放γ射線，最終產(chǎn)物與靶核是同一元素的同位素；另一類是靶核俘獲中子立刻放出質(zhì)子，這樣最終產(chǎn)物與靶核就不是同一元素了。

③核素發(fā)生器法。放射性核素發(fā)生器（radionuclide generator）利用長半衰期的放射性核素為父核，經(jīng)過衰變產(chǎn)生適合臨床使用的、短半衰期的子核。

表2.9給出三種不同核素生產(chǎn)方法的特點比較。

（4）放射性藥物的標(biāo)記

前已述及，放射性藥物是通過將放射性核素標(biāo)記到特定生物大分子或化合物上形成的。個別放射性核素不用標(biāo)記直接就可以作為放射性藥物使用，但絕大多數(shù)的放射性藥物還是需要選定一個標(biāo)記對象化合物并進(jìn)行標(biāo)記的。

目前常用的標(biāo)記方法包括物理的方法（如交換法、電解法、熔融法等）、化學(xué)的方法（如氧化法）、生化的方法（如酶標(biāo)記法、連接標(biāo)記法）等，還包括輻射標(biāo)記法、熱原子反沖標(biāo)記法、非同位素介入法等其他方法。選擇標(biāo)記方法要綜合考慮標(biāo)記產(chǎn)率、成本、產(chǎn)物的穩(wěn)定性和純度等因素，還需注意標(biāo)記過程對標(biāo)記對象化合物功能和性質(zhì)的影響。

標(biāo)記成功的放射性藥物在正式使用前還要進(jìn)行嚴(yán)格的物理、化學(xué)和生物學(xué)檢驗，內(nèi)容既包括涉及物理化學(xué)鑒定的物理性狀、pH值、離子強度、核素純度、化學(xué)純度和放射性活度等，也包括涉及生物鑒定的滅菌、熱源和毒理反應(yīng)。

（5）放射性藥物的體內(nèi)選擇性聚集機制

放射性藥物研究的一個主要方向就是希望藥物進(jìn)入人體后應(yīng)濃聚于感興趣組織或病灶組織，在正常組織或非感興趣組織上幾乎沒有吸附，這也是核素成像與核醫(yī)學(xué)治療的基礎(chǔ)。放射性藥物可以利用不同的機制達(dá)成在人體內(nèi)不同組織上形成不同的吸附量，這里以幾個典型例子來說明放射性藥物的在活體內(nèi)的選擇性聚集機制。

①神經(jīng)細(xì)胞的代謝主要消耗葡萄糖，標(biāo)記葡萄糖的放射性藥物參與代謝過程可以濃集進(jìn)入腦組織的放射性藥物。所以，可以通過體外對核素放射性核素聚集情況的成像間接了解大腦不同部位對葡萄糖的消耗情況，進(jìn)而實現(xiàn)對腦結(jié)構(gòu)和腦功能的成像。18F標(biāo)記的脫氧葡萄糖（18F-FDG），作為營養(yǎng)物質(zhì)參與代謝被心、腦細(xì)胞攝取，從而實現(xiàn)心肌顯像和腦顯像；

②放射性碘核素形成的藥物注入人體后，通過對核素聚集情況的成像，從而判定甲狀腺位置、形態(tài)、大小和甲狀腺結(jié)節(jié)的功能等；心肌細(xì)胞能主動攝取與鉀離子（K+）相似的正一價物質(zhì)，研究表明有些正常細(xì)胞對特殊價態(tài)的物質(zhì)具有明確選擇性攝取作用，利用這個原理可以實現(xiàn)201Tl+、99mTc-MIBI等藥物的心肌顯像。這些例子說明，利用某些臟器或組織維持正常功能需要某種元素或化合物的參與這種機制，可以實現(xiàn)放射性藥物的在活體內(nèi)的選擇性聚集。

③抗原是一種典型的蛋白質(zhì)生物大分子，某種抗原與特定抗體之間存在程度不同的化學(xué)親和力（affinity），利用這種親和關(guān)系可以實現(xiàn)選擇性藥物濃聚。用放射性核素標(biāo)記單克隆抗體或多克隆抗體作為腫瘤陽性顯像劑，引入機體后能特異地與相關(guān)腫瘤抗原結(jié)合而使腫瘤顯像。

④人體內(nèi)存在的單核巨噬細(xì)胞具有吞噬血液中外來異物的功能，這些巨噬細(xì)胞約85%分布在肝，約10%分布在脾，約5%分布在骨髓中。研究發(fā)現(xiàn)，硫的膠體（sulfur colloid）能夠被巨噬細(xì)胞識別并吞噬后清除出循環(huán)系統(tǒng)。將標(biāo)記好的顯像劑膠體顆粒經(jīng)由靜脈注入人體后，顯像劑膠體顆粒作為機體的異物被單核巨噬細(xì)胞所吞噬并聚集在含有巨噬細(xì)胞多的器官上。膠體顆粒的大小顯著影響其在臟器中的分布。通常線度小于20nm的顆粒會濃聚于骨髓，處于20nm～100nm范圍的顆粒多被肝細(xì)胞所吞噬，而超過100nm的大顆粒則主要濃聚于脾臟。

⑤肺部灌注成像方法為使用99mTc-MAA注射劑，一次注射的量含有大約10萬個微型顆粒，顆粒線度大于10μm的放射性藥物通過靜脈注入人體后，隨血流灌注到肺毛細(xì)血管床時，由于顯像劑的顆粒直徑大于肺毛細(xì)血管直徑而受阻不能通過，暫時性栓塞于部分肺微血管內(nèi)，從而使肺部顯像，判斷肺內(nèi)血流灌注的情況，以及是否有肺動脈栓塞等疾病。另外，將放射性藥物99mTc-二乙三胺五乙酸（99mTc-DTPA）經(jīng)腰椎穿刺注入蛛網(wǎng)膜下腔，藥物會隨著腦脊液的流動進(jìn)入各腦室使其流經(jīng)部位相繼顯像。通過測量腦脊液流動的流速，判斷脊髓蛛網(wǎng)膜下腔通暢情況。

某些放射性藥物可以方便地進(jìn)入呼吸、血液等循環(huán)通路，通過隔膜、血管等人體內(nèi)存在的自然分割結(jié)構(gòu)將藥物限制在一定的范圍內(nèi)，進(jìn)而實現(xiàn)與通路相關(guān)的器官或組織的顯像。

⑥心肌梗塞后的心肌細(xì)胞可以選擇性的攝取99mTc-PYP，使得該顯像劑在梗塞組織處的濃集遠(yuǎn)大于非梗塞心肌組織，其濃集機制也是梗塞心肌組織上羥基磷灰石晶體與顯像劑的相關(guān)離子進(jìn)行交換后實現(xiàn)化學(xué)吸附的。據(jù)此，可以實現(xiàn)對急性心肌梗塞的陽性成像，借以判斷梗塞位置與程度。另外，99mTc標(biāo)記的血液紅細(xì)胞，通過加熱的方法使其血紅蛋白受損變性后注入人體，人體的脾可以認(rèn)識這些細(xì)胞并在修復(fù)受傷的細(xì)胞的過程中使之濃集，用脾的這種特性可以對脾的解剖學(xué)結(jié)構(gòu)和功能狀態(tài)進(jìn)行成像。

2.核輻射探測器

（1）基本探測原理

多數(shù)放射性藥物中核素衰變過程中釋放出γ射線作為體外檢測對象，且能量多數(shù)在100～200keV之間。適合于檢測這個能量范圍γ射線的核輻射探測器包括氣體探測器、閃爍探測器、半導(dǎo)體探測器等多個種類。無論氣體、閃爍還是半導(dǎo)體探測器，探測的基本原理大致上都是一樣的，即核輻射粒子通過與探測器中特定物質(zhì)的相互作用把能量損失在該物質(zhì)中，這些輻射粒子通過電離激發(fā)在探測器材料中形成正負(fù)電荷分布。電荷的分布密度一方面與射線的性質(zhì)相關(guān)，另一方面則與探測器使用的作用材料有關(guān)。最后，通過外加電場收集這些電荷并形成輸出電脈沖。如果不考慮電荷少量的復(fù)合，產(chǎn)生一個正負(fù)離子對所需的能量是相同的，如果所有的正負(fù)離子對都被電極收集時，形成的輸出電脈沖的幅度與入射射線的能量成正比。

盡管用于探測放射性核數(shù)衰變產(chǎn)生輻射（γ射線）的探測器很多，但是核醫(yī)學(xué)成像中使用最多的是閃爍晶體探測器，簡稱閃爍探測器（scintillation detector）。

（2）閃爍探測器

圖2.37是典型閃爍探測器及其附屬裝置用于核成像的典型結(jié)構(gòu)，下面依次討論其中最主要的三個部分：閃爍晶體（scintillation crystal）、光電倍增管（photo multiplier tube，PMT）和脈沖高度分析器（pulse-height analyzer）。對這些脈沖信號進(jìn)行分析，去除干擾形成的脈沖后對有效脈沖進(jìn)行計數(shù)，或者將有效脈沖信號送顯示器進(jìn)行成像。

①閃爍晶體，也稱閃爍體。γ射線進(jìn)入閃爍晶體后，與晶體作用發(fā)生光電效應(yīng)和康普頓散射，在某一位置產(chǎn)生的次級電子使得閃爍體分子電離和激發(fā)，將能量沉積在晶格中，退激時釋放出被沉積的能量，產(chǎn)生大量熒光光子，光譜在可見光到紫外光范圍的熒光光子向四面八方發(fā)射出去。為了避免光逃逸，閃爍體周圍包有反射層（多是白色的MgO和Al2O3），只有光電倍增管一個方向是透光的，保證光子集中射向光電倍增管方向。

性能好的閃爍體應(yīng)具備以下性質(zhì)：閃爍效率高，射線的能量轉(zhuǎn)換成熒光的份額高；光輸出應(yīng)正比于射線的能量，線性范圍大；對光的自吸收小，光輸出效率高；發(fā)光衰減時間短，利于快計數(shù)和時間測量；具有好的光學(xué)性質(zhì)，便于制造各種形狀和尺寸的閃爍體；折射率應(yīng)與玻璃接近，便于同光電倍增管耦合；閃爍體的發(fā)射光譜應(yīng)盡可能好地與所用光電倍增管的光譜響應(yīng)配合，以獲得高的光電子產(chǎn)額。

實際中最常用的晶體是NaI（Tl）。NaI（Tl）的特點包括：晶體密度大（ρ=3.67g/cm3），加之含有高原子序數(shù)的碘（Z=53），在足夠厚度的情況下足以將γ射線的全部能量沉積在晶體中；退激時大部分能量轉(zhuǎn)換為熒光，平均每30eV的入射能量即可產(chǎn)生一個熒光光子，光產(chǎn)額高；熒光持續(xù)時間短（<230ns），時間分辨率在1000ns以內(nèi)，可滿足高計數(shù)率的要求。

②光電倍增管。光電倍增管（PMT）是一個電真空器件，其作用是將熒光光子轉(zhuǎn)化為對應(yīng)的電脈沖。脈沖的幅度與入射光子的能量成正比，脈沖的個數(shù)與入射光子的數(shù)量相等。

圖2.38是典型PMT的工作原理示意圖，其工作過程為：閃爍體發(fā)出的光子，經(jīng)光導(dǎo)射向光電倍增管的光電陰極K，光電陰極通過光電效應(yīng)產(chǎn)生光電子，由于第一個打拿極D1上加200V的正電壓，光電子被其吸引和加速，高速光電子碰撞D1產(chǎn)生多個二次電子，二次電子被更高電壓的多個后級打拿極吸引和加速，在經(jīng)過8～12個打拿極后，二次電子群被陽極收集起來，在陽極負(fù)載輸出回路上建立一個脈沖信號。

每個打拿極的倍增因子大致在3～6之間，整個光電倍增管的倍增因子為105～108倍，這就是說，光電陰極產(chǎn)生一個光電子經(jīng)過多次倍增后最后到達(dá)陽極的電子數(shù)量可達(dá)105～108個。陽極上得到電子群的電子數(shù)與進(jìn)入光電倍增管的熒光強度成正比，也就與入射閃爍晶體的γ光子的能量成正比。

雙堿陰極PMT的光譜響應(yīng)峰位于420nm，而晶體NaI（Tl）退激時產(chǎn)生的熒光最大發(fā)射波長也是420nm，兩者的光譜達(dá)到最佳匹配。電子從光陰極到陽極所經(jīng)過的時間稱為渡越時間。渡越時間及其時間分散影響時間測量的最小間隔。聚焦型PMT的時間分辨本領(lǐng)約在數(shù)百ps到數(shù)ns之間。雙堿陰極PMT的脈沖上升時間為10ns，電子渡越時間為90ns，都比NaI（Tl）的熒光持續(xù)時間短。

根據(jù)PMT的特性，好的PMT應(yīng)具有陽極光照靈敏度高、線性范圍寬、暗電流小（低噪聲）、電子渡越時間和時間分散小及穩(wěn)定性好等特性。同時滿足上述指標(biāo)是很困難的，例如陽極光照靈敏度高時，暗電流也會增大；能量分辨本領(lǐng)好的，時間特性可能較差。

③脈沖高度分析器。圖2.39所示為一個光電倍增管實際輸出的典型脈沖幅度分布示意圖。出現(xiàn)不少低波幅脈沖的原因：首先，大多數(shù)放射性核素衰變時能釋出多種能量的光子而不是單能光子。其次，盡管體內(nèi)輻射源衰變后發(fā)出的射線有相當(dāng)一部分光子是直接進(jìn)入閃爍探測器，但還有一部分光子是在人體中經(jīng)過折射后才到達(dá)并進(jìn)入了探測器，這些折射的光子是由人體內(nèi)廣泛存在的康普頓散射現(xiàn)象產(chǎn)生的。再次，在γ光子被晶體吸收到電脈沖形成這個過程中，多個步驟存在統(tǒng)計漲落現(xiàn)象，會影響到形成脈沖的高度：閃爍體發(fā)射光子數(shù)目的統(tǒng)計特性；閃爍體的非均勻性，入射粒子位置不同引起發(fā)射光子數(shù)目的統(tǒng)計；經(jīng)光導(dǎo)收集到光電倍增管光陰極上的光子數(shù)目的統(tǒng)計漲落；光電倍增管光陰極產(chǎn)生光電子數(shù)目的統(tǒng)計漲落；光電倍增管放大倍數(shù)的統(tǒng)計漲落等。最后，任何核探測儀器都不能避免來自宇宙射線和環(huán)境材料輻射導(dǎo)致的本底的影響。顯然，圖中幅度低于虛線的脈沖一般是來源于人體的散射等因素形成的低能光子，這些成像不需要的射線會降低成像的分辨率，甚至形成偽像影響診斷。

另外，即使在理想情況下用單能γ光子入射閃爍探測器，光電倍增管輸出脈沖所代表的光子能量分布也呈現(xiàn)出一個很寬的能量譜，圖2.40就是理想情況下的典型能譜圖。圖中最高峰A稱為“光電峰（photopeak）”，代表該能量范圍的γ光子在晶體中將全部能量轉(zhuǎn)化為可見光，并最終通過光電倍增管形成脈沖。光電峰的寬度表達(dá)了探測器的能量分辨率。圖中康普頓邊緣和康普頓坪部分主要是由γ光子在晶體中發(fā)生的康普頓散射形成的。在康普頓散射過程中，γ光子只把部分能量通過反沖電子傳遞給閃爍晶體，被γ光子帶走的能量大小與散射角有關(guān)。

由于每一種放射性核素都有其特定的輻射射線能譜，某種核素衰變釋出的射線粒子其能量是確定的，而閃爍探測計數(shù)器的輸出脈沖幅度基本上正比于入射光子的能量。基于此，可以通過分析脈沖幅度，鑒別脈沖是否為成像所需射線所產(chǎn)生，進(jìn)而對所有入射射線形成的脈沖進(jìn)行篩選，這就是脈沖高度分析器的作用。

脈沖高度分析器只允許特定高度的脈沖通過用于成像，太低或太高幅度的脈沖都不能通過脈沖高度分析器的篩選。通常，脈沖高度分析器是通過設(shè)置“基線”和“窗寬”這兩個參數(shù)實現(xiàn)脈沖高度篩選的。若藥物使用放射性核素99mTc，則圖2.41說明了如何利用基線與窗寬的設(shè)置來篩選合適高度的脈沖用于成像，這時基線以左的低能光子數(shù)大為增加，因為來自人體的康普頓散射也降低了進(jìn)入探測器的光子能量。

3.核素成像的基本過程與分類

（1）核醫(yī)學(xué)成像的基本過程

放射性核素成像是一種以臟器內(nèi)外、或臟器內(nèi)正常組織與病變組織之間放射性核素濃度差檢測為基礎(chǔ)的成像方法。放射性核素成像的基本過程包括以下幾個方面。

①放射性藥物的制備。

②通過注射、口服等方法將放射性藥物引入人體。由于藥物本身的化學(xué)及生物學(xué)性質(zhì)，經(jīng)生理生化、病理、代謝等因素的作用，在體內(nèi)形成與空間、時間相對應(yīng)的核素分布像。

③體外測定γ射線。靶器官或組織上分布的放射性核素作為輻射源發(fā)射能穿透人體組織的γ射線，使用探測器測定輻射大小并轉(zhuǎn)換成代表一定位置和核素聚集濃度的電信號送入計算機。

④數(shù)據(jù)處理。利用計算機進(jìn)行一系列的信號處理，包括能量校正、線性校正、均勻性校正、去本底、平滑濾波、因子校正等，最后通過重建算法將處理過的信號轉(zhuǎn)換為圖像數(shù)據(jù)輸出。

（2）核醫(yī)學(xué)成像的分類

依照所使用放射藥物的不同，放射性核素成像系統(tǒng)可以分為兩大類，即單光子成像系統(tǒng)和正電子成像系統(tǒng)。

①單光子成像系統(tǒng)。單光子成像系統(tǒng)使用的藥物所含核素在衰變時可直接產(chǎn)生γ射線，如锝-99m（99mTc）、碘-131（131I）、碘-123（123I）及鎵-67（67Ga）等。這些核素的壽命較長，物理半衰期約為幾天以上。單光子成像系統(tǒng)的典型代表是所謂的單光子發(fā)射型計算機斷層成像術(shù)（SPECT）。

②正電子成像系統(tǒng)。正電子成像系統(tǒng)使用的核素會發(fā)生β+衰變，衰變中產(chǎn)生的正電子在運動一定的射程后，被周圍電子俘獲而發(fā)生湮滅（annihilation）效應(yīng)，并發(fā)射兩個運動方向接近180°、能量各為511keV的γ光子，這類核素包括氟-18（18F）、碳-11（11C）、氮-13（13N）、氧-15（15O）等。這類核素的物理半衰期最長的只有兩個小時，必須就近配置專用的核素生產(chǎn)設(shè)備（如小型加速器）。正電子成像系統(tǒng)的典型代表是所謂的正電子發(fā)射型計算機斷層成像術(shù)（PET）。

SPECT和PET是兩種基于核醫(yī)學(xué)的CT技術(shù)，由于其成像是基于檢測人體內(nèi)輻射出的γ射線的，故有時會將SPECT與PET統(tǒng)稱為發(fā)射型計算機斷層成像術(shù)（emission computed tomography，ECT），以區(qū)別于X射線CT所采用的透射型計算機斷層成像術(shù)（transmission computed tomography，TCT）。X-CT可以得到人體組織對X射線衰減系數(shù)的三維圖像，以組織對射線的衰減表達(dá)肌體的解剖結(jié)構(gòu)；ECT給出的三維圖像則表達(dá)了放射性藥物在人體內(nèi)的分布，這個分布又是基于患者臟器的功能、代謝和生理學(xué)特征的。

以下討論在臨床上得到廣泛使用的SPECT和PET的成像原理。

2.4.2 單光子發(fā)射計算機斷層成像

1.組成結(jié)構(gòu)

SPECT是將圖2.37所示的閃爍探測器及其附屬裝置作為數(shù)據(jù)采集的探頭，并將探頭安裝在繞患者旋轉(zhuǎn)的機架上，其結(jié)構(gòu)大致如圖2.42所示。成像時先將特定的放射性藥物引入人體，啟動旋轉(zhuǎn)機架帶動探頭環(huán)繞人體長軸旋轉(zhuǎn)，從不同角度對核素衰變輻射出的γ光子進(jìn)行探測，取得投影數(shù)據(jù)后送入計算機，利用圖像重建算法處理所采集的數(shù)據(jù)，得到人體某一斷層上放射性藥物的濃度分布圖像。

（1）SPECT的探頭

SPECT的探頭由準(zhǔn)直器、閃爍晶體、光導(dǎo)、光電倍增管PMT陣列、電阻矩陣電路等組成，其具體結(jié)構(gòu)組成如圖2.43（a）所示。

①準(zhǔn)直器。準(zhǔn)直器通常使用鉛作為材料，對于411keV的γ射線，鉛的半價層僅為0.39cm，吸收γ射線的能力很強。準(zhǔn)直器的作用是將來自人體內(nèi)不同位置的γ射線定位投射到閃爍晶體的相應(yīng)位置上，以便構(gòu)成閃爍圖像。準(zhǔn)直器可以分為平行孔型、發(fā)散型、聚焦型和針孔型等幾種不同的類型，但SPECT通常僅使用平行孔型。平行孔型準(zhǔn)直器鉛板上孔是平行排列的，如圖2.43（b）所示，顯然，能通過平行孔準(zhǔn)直器的光子都是運動方向基本平行于孔徑的光子，這些光子形成所謂的平行束（parallel-beam），這時系統(tǒng)的靈敏度不會因為源與照相機之間的距離改變而變化，照相機的視野則與準(zhǔn)直器的直徑相當(dāng)。

②閃爍晶體與光電倍增管

SPECT探頭中采用的閃爍晶體其典型代表還是NaI（Tl），而接收閃爍晶體發(fā)出的熒光光子的是一個PMT陣列，該陣列由多個獨立的PMT組成，常見的有19管、37管、61管、91管等幾種規(guī)格，排成正六角形分布，每個PMT的直徑在30～50mm之間。

③閃爍位置的確定

當(dāng)閃爍體的某一位置上發(fā)生熒光閃爍時，來自閃爍光點的熒光光子照射到各個PMT上，靠近閃爍點的光電倍增管得到較強的照射，遠(yuǎn)離閃爍點的PMT則得到較弱的照射。受照射強的光電管將輸出一個幅度大的脈沖，這樣，各光電管將輸出不同強度的脈沖。將這些不同強度的脈沖送入“權(quán)電阻矩陣”和“位置計算”電路用于計算出發(fā)生閃爍的位置，這種方法使得整個系統(tǒng)的空間位置分辨率與光電倍增管的個數(shù)無直接對應(yīng)關(guān)系。事實上，19個光電倍增管組成的陣列可得到超過1000個的分辨單元，這就解決了光電倍增管數(shù)量少而分辨率要求高的問題。

起初SPECT使用的探頭都是圓形的。因為全身掃描的需要，目前的探頭都是方形的，其優(yōu)點是探頭的制作容易滿足覆蓋人體的要求，一次就可以完成全身掃描。方形的探頭外殼要求NaI（Tl）閃爍晶體和光電倍增管也是方形的。

使用方形光電倍增管后，軟硬件協(xié)同改進(jìn)使得探頭的性能有很大改進(jìn)：

①減少了圓形光電倍增管之間的間隙，使得整個探頭在有效視野范圍內(nèi)，數(shù)據(jù)采集以及重建之后的影像的均勻性更好。使用這種幾何結(jié)構(gòu)之后，探頭的邊緣效應(yīng)也得到了改善。

②隨著光電倍增管形狀的改變，用于定位的電阻加權(quán)方式的計算方法及其電路也做了相應(yīng)的改變，改善了系統(tǒng)的空間分辨率和動態(tài)范圍。

③在新的探頭系統(tǒng)中，還采用新的事件積分技術(shù)，用數(shù)字積分器代替過去的硬件實現(xiàn)的電子積分器，可以對測量系統(tǒng)實行全程事件積分控制。

（2）數(shù)據(jù)采集

目前的SPECT已經(jīng)發(fā)展到雙探頭、三探頭系統(tǒng)結(jié)構(gòu)，如圖2.44所示。采用多探頭可以成倍提高探測效率，單個探測器的旋轉(zhuǎn)角度范圍縮小，甚至可以不旋轉(zhuǎn)，大大減少數(shù)據(jù)采集所需的時間，減少由于運動采集造成的不穩(wěn)定性。

通常SPECT有效視野在450mm左右，系統(tǒng)的空間分辨率（以FWHM表達(dá)）大約為10～20mm，所以目前臨床上使用的SPECT大多使用64×64或128×128的投影采樣矩陣。每一行是采集一個層面的投影，如果使用64×64采樣矩陣，則可同時采集64個層面，典型的層厚在12～24mm之間。采樣間隔一般在3°～6°，如果設(shè)定旋轉(zhuǎn)角度為180°，可對應(yīng)獲得60～30個視角下的投影數(shù)據(jù)。

橫斷層SPECT在數(shù)據(jù)采集時，探頭的旋轉(zhuǎn)軌跡通常是圓形的。但由于受檢體離平行孔準(zhǔn)直器的表面越近，系統(tǒng)的空間分辨率越好，靈敏度也會增加，目前最新研制的SPECT設(shè)備探頭運動的軌跡是足夠智能化的，比如橫斷層SPECT在數(shù)據(jù)采集時，探頭環(huán)繞身體長軸方向旋轉(zhuǎn)的軌跡可以是橢圓形的，縱斷層SPECT數(shù)據(jù)采集時，探頭移動的軌跡可以是波浪形的。

對X-CT來說，平行束投影數(shù)據(jù)采集時探頭只需繞人體轉(zhuǎn)180°就可以了，因為如果轉(zhuǎn)360°的話，相反方向的投影束會重合。但SPECT的平行束投影情況不同，因為放射性藥物在人體內(nèi)輻射出的γ射線在穿出人體時，即使是同一條射線在向相反方向傳播時，經(jīng)過人體內(nèi)不同長度的衰減路徑，也會遇到不同的組織，反方向上測量到的投影值很可能不相等。因此，SPECT平行束數(shù)據(jù)采樣時，通常采用360°旋轉(zhuǎn)的方式。

2.SPECT所用放射性藥物

臨床上SPECT常用藥物及核素性能見表2.10。

3.衰減的校正和圖像重建

（1）衰減的校正

核醫(yī)學(xué)成像的實質(zhì)是通過對γ射線的體外計數(shù)測量來確定體內(nèi)放射性活度及其分布。然而，核醫(yī)學(xué)成像使用的核素其衰變發(fā)射的γ光子能量在75～511keV，與人體發(fā)生的光電效應(yīng)和康普頓散射，會明顯影響活度測量的精度。表2.11給出了典型核素釋放出的光子能量及其半價層厚度充分說明了這一點。γ光子在人體內(nèi)傳播時發(fā)生的光電效應(yīng)和康普頓散射是導(dǎo)致SPECT圖像畸變的最重要原因，需要對人體衰減特性進(jìn)行校正。

1）簡單校正方法

對厚度為x的均勻介質(zhì)，γ光子穿過而到達(dá)探測器的概率p為

這里，介質(zhì)對射線的線性衰減系數(shù)是μ。如果將概率的倒數(shù)定義為衰減因子A，則

如果在患者體內(nèi)有一點源位于（x0，y0），其輻射的γ光子被途徑的不同組織所衰減，衰減因子由以下的線積分給出：

這里μ（x，y）是患者體內(nèi)線性衰減系數(shù)的分布。一種比較粗糙的校正方法是假定成像范圍內(nèi)各種組織的衰減系數(shù)μ是相同的，分布是均勻的。這時先重建出未經(jīng)校正的斷層像，并根據(jù)其確定光子經(jīng)過組織的平均衰減路徑長度，最后用上式（2-9）進(jìn)行校正。另一種稍微改進(jìn)的方法是對互成反方向180°的對應(yīng)投影進(jìn)行算術(shù)平均或幾何平均，認(rèn)為平均衰減系數(shù)μ在該射線途徑上變化不大且與源深度幾乎無關(guān)的特點，在圖像重建前對投影數(shù)據(jù)進(jìn)行均勻μ值衰減校正，最后再重建圖像。

2）復(fù)雜校正方法

前述方法簡單，對肌體中比較均勻和對稱的體段校正效果較好，比如對于腦和腹部成像時校正效果就不錯，但對胸部成像這個算法就不那么成功，這是由于骨和不同的軟組織的衰減系數(shù)差別很大，不同患者胸部的體形、生理結(jié)構(gòu)也不盡相同，既不能認(rèn)為衰減系數(shù)均勻分布，也不能建立一個適合所有人的幾何模型來決定各個像素的平均吸收路徑長度。這種不考慮衰減系數(shù)實際分布的算法對人體一些體段的衰減校正就與實際情況有較大的差距。

自20世紀(jì)90年代至今，陸續(xù)出現(xiàn)了多種較為精確的非均勻衰減校正方法，這些方法的思想是對投影線經(jīng)過的組織，使用準(zhǔn)確測量的線性衰減系數(shù)和路徑長度進(jìn)行校正，其中衰減在體內(nèi)特定斷層組織中的分布稱為衰減圖（μmap），有時為了方便也用μ（x，y）代表衰減圖。

事實上，X-CT形成的斷層圖其本質(zhì)就是μmap。但是，臨床上難以接受為做SPECT檢查先做X-CT掃描的安排，加之讓患者在做X-CT和SPECT掃描時采取完全相同的體位，并保證從兩種掃描機獲取的三維圖像嚴(yán)格配準(zhǔn)是十分困難的。解決方案是在同一臺設(shè)備上同時獲取透射圖像（transmission image）和發(fā)射圖像（emission image），從透射圖像中取得人體的μmap，再將其用于對發(fā)射圖像的校正。目前，SPECT/CT復(fù)合成像系統(tǒng)已廣泛用于臨床，患者不必移動就可完成透射與發(fā)射成像，且兩種圖像是完全配準(zhǔn)的。

此外，要考慮的一個問題是X射線和γ射線的能譜不同，人體組織對它們的衰減系數(shù)也不一樣。解決方案是可以根據(jù)實驗數(shù)據(jù)計算出各種組織對X射線和γ射線的衰減系數(shù)之比，稱為刻度因子，進(jìn)一步將CT得到的斷層圖像轉(zhuǎn)換為μmap。

獲取透射圖像用于發(fā)射圖像衰減校正的另外一個方法是在患者體外放置一個放射源，其發(fā)射的γ射線穿過人體，就有可能在SPECT掃描機上直接獲取透射投影，然后重建出透射圖像，也就得到了μmap。

至于精確測量組織體素中的輻射被吸收路徑的長度這個問題，可以從不考慮衰減時重建的初始圖像中進(jìn)行測量得到解決。

（2）圖像重建

斷層圖像重建算法包括解析法和迭代法兩個大類，而在SPECT圖像重建中使用較多的是濾波反投影法和OS-EM算法。

1）解析法

解析法的典型代表就是所謂的濾波反投影法，包括濾波和反投影兩個步驟。反投影是將各投影值均勻分配給投影線經(jīng)過的體素對應(yīng)的重建圖像的像素，各個視角下每個像素的反投影值疊加在一起就生成了有“星狀偽跡”的模糊的斷層圖像；濾波就是對投影值做ramp函數(shù)高頻提升預(yù)處理。濾波后再進(jìn)行反投影重建，得到的圖像可有效抑制星狀偽跡的存在，大大提升重建圖像質(zhì)量。選用不同的濾波函數(shù)和截止頻率，可適應(yīng)不同的應(yīng)用需求。

解析法建立在嚴(yán)格的數(shù)學(xué)推導(dǎo)基礎(chǔ)之上，運算量比迭代法小，重建圖像的速度更快。但由于推導(dǎo)過程基于某些理想化的數(shù)學(xué)抽象，其對實際的臨床數(shù)據(jù)重建圖像分辨率較差。另外，解析法在實現(xiàn)過程中不容易將衰減校正等算法結(jié)合進(jìn)來，這也是一個小的不足。

2）迭代法

迭代法是通過多次運算使結(jié)果逐步逼近真實解的過程，可用于許多無法求出精確解析解的問題中。圖像重建時，迭代法通過比較投影實測值和根據(jù)圖像計算出的投影估計值，反復(fù)修正圖像的估計值，使其一步步地逼近真實的圖像。

核醫(yī)學(xué)成像中，受藥物劑量和采集時間的制約，投影數(shù)據(jù)的計數(shù)通常比較少，統(tǒng)計漲落非常明顯。這樣，使用統(tǒng)計模型來描述核醫(yī)學(xué)的成像過程更為合適。目前，基于統(tǒng)計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算法采用分組技術(shù)加快了迭代的收斂速度，也就縮短了圖像重建時間。

目前的趨勢是將SPECT圖像迭代重建算法與衰減校正算法結(jié)合起來。在迭代過程中，引入衰減校正因子，就可能在逐步的迭代過程中實現(xiàn)衰減校正。盡管迭代算法不能得到一個精確形式的解析表達(dá)式，需要使用合理的數(shù)學(xué)近似，運算量大，運算時間長，但這種算法十分穩(wěn)定，圖像的分辨率和信噪比都足夠好，適合低計數(shù)率情況，隨著算法的不斷改進(jìn)和計算機性能的不斷提高，迭代算法近年來越來越多地被ECT圖像重建所采用。

4.SPECT的應(yīng)用

SPECT成像時，結(jié)果通常采用橫斷面（transaxial）、矢狀面（sagitall）和冠狀面（coronal）這三個斷面表達(dá)，有時也采用最大亮度投影（maximum intensity projection，MIP）方式進(jìn)行三維顯示。下面討論SPECT的幾種典型應(yīng)用，特別強調(diào)成像參數(shù)和顯像示例。

（1）骨掃描

用SPECT進(jìn)行骨掃描，使用的放射性藥物一般都是Tc-99m標(biāo)記的亞甲基二磷酸鹽（MDP）。靜脈注射親骨性顯像藥物99mTc-MDP，能通過化學(xué)吸附、離子交換及和與骨組織中有機成分相結(jié)合而使藥物沉積在骨骼內(nèi)實現(xiàn)骨骼顯影。骨顯像藥物在骨內(nèi)聚積的量與局部血流量、骨代謝活性及交感神經(jīng)狀態(tài)有關(guān)。當(dāng)骨鹽代謝更新加速，局部血流灌注增加，成骨細(xì)胞活躍及新骨形成時骨濃聚顯像劑增加，呈異常放射性濃聚。當(dāng)骨組織局部血供減少或發(fā)生溶骨性改變時，局部呈異常放射性稀疏、缺損區(qū)。例如當(dāng)關(guān)節(jié)發(fā)生炎癥或退行性變時，關(guān)節(jié)腔積液和骨關(guān)節(jié)附近骨骼的骨鹽轉(zhuǎn)換加速，可使99mTc-MDP在滑膜上過度聚集，形成骨關(guān)節(jié)顯影。

當(dāng)使用雙探頭的設(shè)備時，每個床位上通常采集60或64幅投影，總投影數(shù)目為120或128，視角采樣間隔約為3°，每幅投影采集時間約為20s，每個床位采集時間約為20min。

對于正常的人體骨骼，99mTc-MDP在骨骼系統(tǒng)中呈現(xiàn)均勻分布；如果影像提示藥物呈現(xiàn)非均勻的高濃聚或低濃聚，都是指示骨骼對應(yīng)部位有病變發(fā)生。圖2.45是一個正常人的骨掃描影像圖，圖中可見，全身骨骼顯影清晰，放射性分布左右兩側(cè)對稱，血運豐富、代謝旺盛的松質(zhì)骨如扁平骨（顱骨、肋骨、胸骨和椎骨等）和長骨的骨骺端放射性聚集較多；密質(zhì)骨如長骨的骨干放射性聚集相對較少。雙腎輕度顯影，膀胱影像可見。兒童、青少年骨骼代謝旺盛，成骨活躍，長骨干骺端及骨化中心周圍的軟骨鈣化帶呈明顯放射性濃聚。

（2）腦血流灌注成像

零電荷、脂溶性、小分子（<500Da）的放射性藥物能穿過完整的血腦屏障被腦細(xì)胞所攝取，其攝取的量與局部腦血流量（regional cerebral blood flow，rCBF）成正比。運用SPECT進(jìn)行斷層成像，可獲得局部腦組織的藥物分布圖即局部腦血流灌注圖像，可用于檢查診斷腦血管疾病、癲癇和癡呆癥等。

用SPECT進(jìn)行腦部灌注成像時，通常采用的放射性藥物是Tc-99m標(biāo)記的六甲基丙撐二胺肟（99mTc-HMPAO）或乙撐雙半胱氨酸二乙酯（99mTc-ECD）。這兩種藥物均可通過血腦屏障并與腦部的血流分布密切相關(guān)。

進(jìn)行腦灌注成像時，注射99mTc-HMPAO或99mTc-ECD的劑量通常在600～1200MBq之間，注射一個小時后開始成像。采用雙探頭的設(shè)備時，總投影數(shù)目為120或128，視角采樣間隔約為3°，每幅投影采集時間約為20s，總的采集時間約為20min。圖2.46是一個正常人的SPECT腦部灌注成像，圖2.47則是橫斷面腦灌注在不同成像階段的顯像情況。圖2.48是兩例癲癇患者在發(fā)作期與發(fā)作間期的SPECT圖像：發(fā)作間期低灌注暗影（A圖），發(fā)作期高灌注亮影（B圖）。

由于腦供血系統(tǒng)具備較強的儲備能力，僅腦儲備血流下降時，常規(guī)腦血流灌注成像往往不能發(fā)現(xiàn)異常。乙酰唑胺（acetazolamide，ACE）是碳酸酐酶抑制劑，使碳酸脫氫氧化過強受到抑制，致使腦內(nèi)pH下降，正常腦血管反應(yīng)性擴張，rCBF增加20%～30%，而病變血管擴張反應(yīng)減弱，在潛在缺血區(qū)rCBF增加不明顯而表現(xiàn)為相對放射性減低。顯然，ACE介入試驗成像可提高對腦缺血性病變的檢出率。

如果非介入與ACE介入試驗成像結(jié)果均正常，提示腦血流灌注及儲備能力均正常；若非介入顯像未見異常，介入試驗局部放射性稀疏/缺損，提示局部腦血流儲備障礙；若非介入顯像見局部放射性稀疏，介入試驗見原稀疏區(qū)增大或呈缺損區(qū)，提示該腦區(qū)靜息狀態(tài)血流灌注障礙，同時伴隨腦血流儲備能力障礙；若非介入顯像見局部放射性稀疏/缺損，介入試驗見原稀疏區(qū)有明顯放射性填充，提示該部位靜息狀態(tài)腦血流灌注低下，但腦血流儲備功能正常。

（3）心肌血流灌注成像

正常或有功能的心肌細(xì)胞可選擇性攝取某些放射性藥物，其攝取量與區(qū)域冠狀動脈血流量呈正比，與局部心肌細(xì)胞的功能或活性密切相關(guān)。靜脈注入該類藥物后，正常心肌顯影，而局部缺血、損傷或壞死心肌則出現(xiàn)藥物分布稀疏或缺損，據(jù)此可判斷心肌缺血的部位、程度、范圍。臨床上心肌血流灌注成像通常采用的單光子放射性藥物如表2.12所示。

心臟具有很強的代償功能，即使冠狀動脈存在明顯狹窄（如70%～80%），依靠其自身的調(diào)節(jié)作用（如側(cè)支循環(huán)），仍能使靜息狀態(tài)下心肌灌注顯像無明顯異常。但在負(fù)荷狀態(tài)下，如運動、使用增強心肌收縮力的藥物（多巴酚丁胺）致心肌耗氧量增加或使用腺苷、潘生丁（dipyridamole）強有力的擴張冠狀小動脈，均可使正常冠狀動脈的血流量明顯增加（一般增加3～5倍），而病變的冠狀動脈由于不能相應(yīng)擴張，血流量不能增加或不能同量增加，致使正常與缺血心肌內(nèi)顯像劑分布出現(xiàn)明顯差異，提高對病變的檢出率。這樣，SPECT在進(jìn)行心臟灌注顯像時，通常時由靜息態(tài)（rest test）和負(fù)荷態(tài)（stress test）成像兩個步驟的顯像組成，通過比較兩組數(shù)據(jù)的重建圖像，給出診斷結(jié)論。多數(shù)情況下靜息與負(fù)荷兩個步驟采用的核素不同，靜息顯像時通常采用的典型放射性藥物是201Tl-TlCl（氯化鉈），而負(fù)荷顯像時通常采用的典型放射性藥物是99mTc-sestamibi或99mTc-tetrofosmin。由于藥物技術(shù)的發(fā)展，目前已可實現(xiàn)一次靜脈注射201Tl劑后能獲得負(fù)荷和靜息心肌灌注影像。

靜息態(tài)成像時，給處于靜息狀態(tài)的患者注射大約148MBq的201Tl-TlCl，在15min后開始采集圖像。采用雙探頭設(shè)備，則通常在180°內(nèi)采集30或32幅投影（總共采集60或64幅），采樣角間隔為3°，每幅投影采集30s，總采集時間約15分鐘；負(fù)荷態(tài)成像時，使患者負(fù)荷運動（如跑步機上跑步或原地自行車運動）約10分鐘后，注射大約915MBq的99mTc-sestamibi或99mTc-tetrofosmin。30分鐘后開始采集圖像。每幅投影采集時間20s，總采集時間約11min。

盡管201Tl劑可實現(xiàn)一次靜脈注射完成兩個步驟成像，但其缺點是γ光子能量較低，影響對下后壁心肌病灶的檢測；99mTc衰變生成的γ光子能量高于201Tl發(fā)射的γ光子，成像質(zhì)量更高，還可進(jìn)行門控心肌斷層顯像，在了解心肌血流灌注的同時，觀察心室功能和局部室壁運動。更為重要的是，即使在心肌中同時存在這兩種核素標(biāo)記的藥物，99mTc所標(biāo)記藥物的成像不會受201Tl衰變的影響，但201Tl所標(biāo)記藥物的成像將會因99mTc核素向下散射（down-scatter）光子的污染。因此成像時，先靜息采集后運動負(fù)荷采集的順序不能顛倒。

為了便于比較圖像和診斷，一般在獲得重建數(shù)據(jù)后將圖像沿心軸方向重組成短軸（short axis，SA）橫斷面、水平長軸（horizontal long axis，HLA）斷面和垂直長軸（vertical long axis，VLA）斷面圖像。SA是垂直于心臟長軸從心尖向心底的依次斷層影像，若第一幀圖像為心尖，最后一幀則為心底部，影像呈環(huán)狀，可顯示左室前壁、下壁、后壁、前間壁、后間壁、前側(cè)壁和后側(cè)壁；HLA是平行于心臟長軸由膈面向上的斷層影像，呈橫向馬蹄形，可顯示間壁、側(cè)壁和心尖；VLA是垂直于上述兩個層面由室間膈向左側(cè)壁的依次斷層影像，呈倒立馬蹄形，可顯示前壁、下壁、后壁和心尖。圖2.49為典型心肌成像結(jié)果。

由于心臟的位置非常靠近胸腔的左前側(cè)，探頭在胸前位置時，人體對射線的衰減在圖像重建時幾乎可以忽略，但如果探頭在人體的后背部，投影信號受衰減的影響非常大，圖像重建時必須使用衰減校正算法。圖2.50（a）給出了不帶衰減校正的反投影重建算法重建的圖像，而圖2.50（b）給出了同樣使用反投影重建算法，但采用了衰減校正的重建圖像。

2.4.3 正電子發(fā)射計算機斷層成像

盡管SPECT在臨床醫(yī)學(xué)中取得了極大成功，但其所用放射性藥物中的常用核素都不是人體組成元素的同位素，這在某些藥物合成與生理生化、代謝方面存在一定局限。組成人體的基本元素是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的生理行為非常類似于H（有機化合物分子中C-F鍵和C-H鍵相似），這樣，用這些“缺中子”類核素標(biāo)記的生物活性物質(zhì)，如糖、脂肪和氨基酸，幾乎可以在不影響體內(nèi)環(huán)境平衡的條件下觀察人體的一切生理、生化過程，測量藥物的濃聚速率、受體親和常數(shù)、氧利用率、葡萄糖、脂肪和氨基酸代謝等，以研究和診斷人體內(nèi)的病理生理異常與病變，較之傳統(tǒng)的解剖結(jié)構(gòu)成像更深入更全面，可更早期地發(fā)現(xiàn)病變。

缺中子類核素在衰變過程中會生成正電子，這樣，利用這類核素標(biāo)記的藥物進(jìn)行的發(fā)射斷層成像稱為正電子發(fā)射計算機斷層成像（PET）。

1.工作原理

完整的PET系統(tǒng)包括PET數(shù)據(jù)采集部分、回旋加速器及配套的放射藥物化學(xué)自動合成裝置三大部分。回旋加速器用于生產(chǎn)缺中子類核素，藥物合成裝置用于合成PET顯像用的顯像劑。限于篇幅，本書僅重點討論PET數(shù)據(jù)采集部分。

PET的數(shù)據(jù)采集部分由掃描機架（含探測器及各種電了線路）、檢查床和輔助設(shè)備（操作臺、各種外存儲器、電源等）幾個部分組成，一個典型的PET設(shè)備數(shù)據(jù)采集部分的外觀如圖2.51所示。掃描機架中最主要的是探測器（探頭）部分，探頭中包括探測器環(huán)、中隔、多晶體、光電倍增管、前置電子線路、符合探測電路、分類器、電子準(zhǔn)直線路、透射源、傾斜驅(qū)動器、射線屏蔽和各種電子學(xué)儀器線路等，其性能直接影響整個系統(tǒng)的成像質(zhì)量。

討論PET的成像機理重點涉及正電子衰變、湮滅效應(yīng)和符合探測等過程和技術(shù)，工作原理圖如圖2.52所示。

（1）正電子衰變與湮滅效應(yīng)

缺中子類核素在發(fā)生衰變時，核中的一個質(zhì)子轉(zhuǎn)變?yōu)橐粋€中子、一個正電子（positron）和一個中微子，這就是正電子衰變。正電子是電子的反粒子，兩者的靜止質(zhì)量、自旋和電荷量相同，但所帶電荷符號相反。通常正電子衰變都發(fā)生于人工放射性核素。在從原子核中被發(fā)射出來后，正電子在與周圍物質(zhì)的原子碰撞過程中逐漸損失能量直至接近靜止，其射程在生物體內(nèi)一般為幾毫米。正電子在減速的過程中與一個負(fù)電子結(jié)合形成一個類似于原子的正電子偶素（positronium），其壽命約為10-10s。絕大多數(shù)情況下，正電子偶素發(fā)生湮滅效應(yīng)（annihilation effect）轉(zhuǎn)變?yōu)閮蓚€γ光子，其質(zhì)量（即正電子和負(fù)電子質(zhì)量之和）完全轉(zhuǎn)化為兩個光子的能量，能量轉(zhuǎn)化遵守愛因斯坦質(zhì)能方程。

依據(jù)質(zhì)能方程和動量守恒定律，如果發(fā)生湮滅效應(yīng)時，電子對處于靜止?fàn)顟B(tài)，那么兩個光子的能量分別為511keV，兩者的運動方向完全相反，即成180°；如果發(fā)生湮滅時電子對還具有動能，這時兩個光子運動方向的夾角稍微小于180°，如圖2.53所示。

事實上，放射性核素產(chǎn)生的正電子均具有一定的動能，其大小依賴于母核原子序數(shù)的大小，高原子序數(shù)核素產(chǎn)生的正電子具有更高的動能。這樣，通過體外γ光子探測確定湮滅發(fā)生位置會出現(xiàn)誤差，但這個定位誤差不會超過1mm，相對于其他影響空間分辨率的因素（如平均射程）來說不是最主要的，以后在PET討論時都認(rèn)為湮滅輻射的兩個光子是成180°反向運動的。

（2）符合探測技術(shù)

無論是SPECT還是PET，事實上，成像的實質(zhì)都是從體外探測體內(nèi)核素發(fā)射的γ射線來對體內(nèi)核素在臟器上的分布進(jìn)行圖示。由于正電子湮滅效應(yīng)發(fā)射出的兩個γ光子基本成180°角度反向運動，可以利用這個機制來探測湮滅反應(yīng)發(fā)生的準(zhǔn)確位置，這就是湮滅符合探測（annihilation coincidence detection）技術(shù)。

圖2.54用來說明符合探測技術(shù)的原理。在受檢體的某個斷面放置直徑為80～90cm的探測器環(huán)（detector ring），受檢體內(nèi)的正電子核素衰變時電子對發(fā)生湮滅效應(yīng)，當(dāng)探測器環(huán)中的兩個探測器同時接收到光子時，幅度鑒別電路會篩選出能量為511keV的γ事件，生成脈沖寬度為τ的邏輯信號。脈沖幅度代表了光子能量，可以通過設(shè)置脈沖幅度閾值來鑒別光子的性質(zhì)。符合處理器通過預(yù)設(shè)的符合時間窗（coincidence timing window）2τ，使得只有兩個γ事件在時間上相距不超過τ才會給出一個符合邏輯信號，同時根據(jù)兩探測器的幾何連線確定湮滅位置所在的響應(yīng)線（line of response）。正電子符合探測利用了湮滅輻射兩個光子的反向運動特點來確定湮滅位置的空間分布，不再需要傳統(tǒng)的“機械”準(zhǔn)直器，有人稱它為電子準(zhǔn)直（electrical collimation）。由于符合探測和新型閃爍晶體的使用使得PET的探測靈敏度可達(dá)到每μCi/min有1000個計數(shù)，比SPECT提高了10～100倍，引入人體的放射性藥物劑量則大為減少。

顯然，符合時間窗決定了兩光子“同時發(fā)生”的認(rèn)定標(biāo)準(zhǔn)，決定了符合探測的效率，同時也決定了符合探測的穩(wěn)定性和精確度。目前，這個時間窗一般確定為8～12ns，也就是說，在8～12ns的時間間隔內(nèi)兩探測器分別接收到一個γ光子，符合電路認(rèn)定是同時接收到的。

由于符合測量存在時間窗，在時間窗時間間隔內(nèi)，兩個不相關(guān)的光子也有可能“同時”進(jìn)入探測器，使得符合電路判斷失誤，這樣來自不同湮滅輻射的光子被符合電路探測形成的符合稱為隨機符合（random coincidence），隨機符合將導(dǎo)致圖像噪聲，增加圖像本底。另外，某些散射光子與湮滅光子也可能同時進(jìn)入探測器，這稱為散射符合（scatter coincidence）。研究表明，散射符合占全部符合事件的8%～30%。由于探測器輸出的幅值不同，散射符合有可能會被系統(tǒng)識別而遭剔除。為與隨機符合和散射符合相區(qū)分，定義湮滅輻射產(chǎn)生的兩個光子形成的符合為真符合（true coincidence）。真符合才是正電子成像需要檢測的符合，真符合計數(shù)越多，圖像質(zhì)量越高。真符合與探測器視野大小、探測器數(shù)目、符合時間窗、探測器旋轉(zhuǎn)半徑、探測器與被成像臟器的相對幾何位置均有關(guān)。

2.幾個關(guān)鍵技術(shù)的討論

（1）探測器技術(shù)

為了方便制造和調(diào)試，多數(shù)PET采用了模塊化的探測系統(tǒng)設(shè)計，探測系統(tǒng)是由多個獨立的探測模塊（block）組裝而成的。一個探測器模塊主要由被切割的閃爍晶體和多個光電倍增管PMT構(gòu)成。目前的PMT制造技術(shù)可以達(dá)到渡越時間小于1ns，在輸入800V電壓時增益達(dá)到3×105。

早期的典型探測器模塊用鍺酸鉍（Bi4Ge3O12，BGO）或NaI（Tl）閃爍晶體、一些光電倍增管和特定的電子線路組成。BGO晶體的光子產(chǎn)額僅為4200/511keV，遠(yuǎn)少于NaI（Tl）的19400/511keV，說明NaI（Tl）晶體的能量分辨率要不BGO好得多；另外，BGO晶體的等效原子序數(shù)為74，密度為7.13g/cm3，線性衰減系數(shù)為0.96cm-1，都比NaI（Tl）的對應(yīng)參數(shù)大（比如線性衰減系數(shù)僅為0.34cm-1），2.4cm厚度的BGO就可捕獲超過90%的511keV的γ光子，BGO的空間分辨率要比NaI（Tl）好。對NaI（Tl）而言，要達(dá)到同樣的空間分辨率，需要更厚的晶體材料才行。

性能更佳、近來逐漸得到廣泛使用的晶體有：硅酸镥釔（LYSO）、鈰激活的硅酸镥釔（Lu2（SiO4）O∶Ce，LSO）和鈰激活的硅酸釓（Gd2SiO5∶Ce，GSO）等，盡管這些晶體對射線的吸收率略低于BGO，但發(fā)光半衰期（40～60ns）比BGO（300ns）短得多，適合高計數(shù)率的湮滅符合探測。

典型情況下，可將厚度為2～3cm的晶體切割為8×8（5.4mm）或13×13（4.2mm）的矩陣，在每塊被切割晶體的背后有4只方形光電倍增管與之耦合，形成一個探測器模塊，如圖2.55所示。探測器模塊由幾個PMT所讀出，通過計算各PMT所分的光量，用查表方式就可確定晶體條中哪個被“命中”。這種做法不但能提高空間分辨率，也減少了PMT的用量，從而也就降低了造價。目前的商用PET基本上全部采用此技術(shù)。

圖2.56為一個典型PET探測系統(tǒng)的實物圖。多個探測器模塊組成一個PET的探測系統(tǒng)，共有幾個或幾十個環(huán)（對上述切割，可有8個或13個環(huán)，每個環(huán)有512或832個探測單元）。多環(huán)結(jié)構(gòu)檢測系統(tǒng)一次采集可以獲得多個斷層圖像數(shù)據(jù)。如果在受檢體軸向并列3個環(huán)形探測器系統(tǒng)，系統(tǒng)的軸向視野將擴大為26環(huán)或39環(huán)。目前最新的PET探測器有超過50個環(huán)，同時可成的斷層圖像超過90個，每個環(huán)上的探測單元可達(dá)數(shù)萬個，空間分辨率可達(dá)3mm，斷層厚度可小于10mm。

（2）PET的圖像重建

PET圖像重建算法主要分為解析法和迭代法兩大類。

①解析法

以中心切片定理為基礎(chǔ)，通過變換和逆變換處理采集的數(shù)據(jù)，把圖像準(zhǔn)確地計算出來的重建方法，稱為解析（變換）重建法。根據(jù)具體計算過程的不同，基于傳統(tǒng)2D數(shù)據(jù)采集模式的解析法又可分為濾波反投影法（filtered back-projection，F(xiàn)BP）、反投影濾波法（back-projection filtered，BPF）、ρ濾波法（ρ-filtered layergram）和卷積反投影法（convolution back-projection）等算法。嚴(yán)格的數(shù)學(xué)理論可以證明，在無窮取樣的極限條件下，這些方法是完全相同的，都能給出斷層圖像的嚴(yán)格解。

2D采集條件下解析法的典型代表是的濾波反投影方法FBP，運算速度快，成像質(zhì)量較為理想，因而為大多數(shù)傳統(tǒng)斷層掃描系統(tǒng)所采用。FBP算法的核心是濾波器中窗函數(shù)和斜變函數(shù)（ramp filter）的確定，窗函數(shù)用于控制噪聲，其形狀影響統(tǒng)計噪聲水平和空間分辨率。典型的窗函數(shù)有Hanning窗、Hamming窗、Butterworth窗、Shepp-Logan窗，以及可增強邊緣和改善圖像空間分辨的Wiener窗和Metz窗等。

現(xiàn)代PET通常工作于3D數(shù)據(jù)采集模式，以提高探測效率。對3D PET，常用的解析重建算法主要包括2D FBP基礎(chǔ)上的SSRB（single slice rebinning）和FORE（fourier rebinning），以及3D RP（reprojection）算法。SSRB是一種近似算法，具有實現(xiàn)簡單和速度快的優(yōu)點，但是只適于成像物體接近視野中心且軸向最大接受角度（maximum acceptance angle）不大的情況，否則重建圖像在軸向上將出現(xiàn)嚴(yán)重的模糊效應(yīng)；FORE也是近似方法，但重排誤差要遠(yuǎn)小于SSRB，重建圖像質(zhì)量更好；3D RP算法能最準(zhǔn)確地處理斜向投影數(shù)據(jù)，獲得更高的圖像信噪比，已是3D PET解析重建算法的金標(biāo)準(zhǔn)。

解析算法具有重建速度快的優(yōu)點，還可以通過選擇濾波器優(yōu)化或者突出需要重點表達(dá)的物體信息。但是，由于解析算法均基于Radon線積分模型，這一物理近似制約了重建圖像的精確度。在PET成像中，正電子在發(fā)生湮滅前運動的自由程、發(fā)生湮滅時的殘余動量造成的γ光子非共線性、人體中的衰減和散射效應(yīng)、探測單元的有限空間分辨率、光子事件的作用深度、探測器間距造成的投影數(shù)據(jù)缺失等圖像降質(zhì)效應(yīng)（image degrading effects）都是Radon模型難以精確描述的。

此外，PET所采集的原始數(shù)據(jù)中噪聲較大、采集數(shù)據(jù)為相對欠采樣或放射源尺寸較小（如早期小腫瘤）等幾種情況下，用解析法往往難以得到令人滿意的重建圖像。另外，解析法也難以在重建中引入各種校正和約束，如衰減校正、散射校正等。但即使這樣，在相當(dāng)長時期解析法仍然是PET圖像重建算法的主流。

②迭代法

代數(shù)迭代法特別是基于統(tǒng)計模型的迭代法是根據(jù)物體形狀和強度分布先假定一個初始圖像，采用泊松隨機模型描述PET成像過程，將圖像重建歸結(jié)為通過迭代過程尋找某種準(zhǔn)則（如極大似然準(zhǔn)則或最小二乘準(zhǔn)則）意義下放射性活度分布的最優(yōu)估計。迭代過程涉及的算法包括EM（expectation maximization）算法、最速下降算法或共軛梯度算法等。迭代重建算法計算量大，重建速度較慢，而且有可能遇到不能收斂或者收斂到局部極小值的問題，但是迭代法能夠更好地解決投影數(shù)據(jù)噪聲對圖像質(zhì)量的影響問題，而且上述圖像降質(zhì)效應(yīng)可以通過對成像過程建模來加以描述，因而其圖像質(zhì)量要遠(yuǎn)遠(yuǎn)好于解析重建算法。

在2D PET中常見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）、代數(shù)重建法（algebraic reconstruction technique，ART）、有序子集最大似然法（ordered subset expectation maximization，OS-EM）、同時迭代重建法（simultaneous iterative reconstruction technique，SIRT）、共軛梯度法（conjugate gradient method，CGM）和加權(quán)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具有空間分辨好，抗噪能力強，重建速度快于其他迭代方法等優(yōu)點。恰當(dāng)?shù)剡x取有序子集的個數(shù)，可用較少的OS-EM迭代運算獲得圖像質(zhì)量好于FBP的重建結(jié)果，所花費的運算時間并不比FBP法多出許多。由于全3D OS-EM迭代算法速度較慢，在3D PET中也經(jīng)常將迭代重建算法與數(shù)據(jù)重排方法（如SSRB或FORE）結(jié)合進(jìn)來，先將3D數(shù)據(jù)重排為多層2D數(shù)據(jù)，然后對每層分別實施2D OS-EM重建。

3.PET所用放射性藥物

臨床上PET常用的核素性質(zhì)與其標(biāo)記藥物見表2.13。

目前，由核素11C、13N、15O標(biāo)記的藥物多限于科學(xué)研究，而18F標(biāo)記的脫氧葡萄糖（18F-FDG）是當(dāng)前臨床應(yīng)用最廣泛的PET藥物，被譽為世紀(jì)分子（molecule of the century）和臨床戰(zhàn)馬（working horse），總用量超過臨床用藥的90%，常用于研究體內(nèi)特定部位葡萄糖的吸收、分布、代謝途徑和速率。18F-FDG得到最廣泛應(yīng)用的主要原因是其合成方便、半衰期適中，放射性核純度高，γ射線除了0.511MeV和少量的1.022MeV外，無別的峰值，故放射化學(xué)純度大于90%。圖2.57為利用18F-FDG藥物進(jìn)行PET掃描診斷和治療監(jiān)測帕金森病時的對比圖。

4.Micro-PET

在討論Micro-CT時已有提及，用于實驗研究的小動物特別是小鼠，在研究人類生物學(xué)和疾病發(fā)生、發(fā)展與治療過程中起到至關(guān)重要的作用。PET的出現(xiàn)可以有效地幫助實現(xiàn)“活體”生物學(xué)研究，即對同一動物個體可以連續(xù)觀察疾病的進(jìn)展、功能器官的退化表現(xiàn)，以及干預(yù)和治療的效果，而且只需少量的動物實驗研究就可獲得更多、更準(zhǔn)確的信息，大大縮短新藥的開發(fā)周期。

臨床用的PET分辨率一般為4～5mm，這樣的分辨率無法清晰辨識小動物器官的精細(xì)結(jié)構(gòu)，而且相對探測效率低，無法實現(xiàn)快速動態(tài)掃描。Micro-PET就是將PET技術(shù)從臨床應(yīng)用延伸到動物科學(xué)實驗領(lǐng)域的產(chǎn)物。圖2.58為目前已研制出來的Micro-PET外觀圖。圖2.59為Micro-PET用于大鼠成像的幾個示例。

（1）Micro-PET的技術(shù)特點

PET的受檢體一般為70kg左右的人體，使用放射性的活度劑量大約在5～15mCi，在空間分辨率為6～10mm的條件下，就可提取到足夠的腦部或心臟的功能以及有關(guān)腫瘤的信息。而對于小動物用Micro-PET，其研究對象通常體重僅幾十克到幾百克，要得到與人體PET同樣的圖像效果，其分辨率要求比人體PET需提高至少4～5倍，達(dá)到1mm的水平，同時，Micro-PET使用放射性藥物的活度與人體PET基本相同，而探測器的數(shù)目又減少很多，因此要求Micro-PET的靈敏度要比PET高很多。

由此，與PET相比，Micro-PET在器件選擇、電路設(shè)計等多方面具有一些更高的要求，簡述如下：

①閃爍晶體。Micro-PET采用密度更大、光子產(chǎn)額更高的閃爍晶體材料如LSO晶體，LSO與傳統(tǒng)材料的特性比較見表2.14。盡管LSO的有效原子序數(shù)略小于傳統(tǒng)PET使用的BGO，但密度更高，表明對光子具有足夠的吸收能力，可以得到很好的探測效率。LSO的衰減時間遠(yuǎn)低于BGO等其他晶體，非常有利于縮短探測系統(tǒng)的死區(qū)時間，提高計數(shù)率。另外，LSO有5倍于BGO的閃爍光子產(chǎn)額，用來做探頭可大大改善系統(tǒng)探測效率。

②光電倍增管。由于晶體所產(chǎn)生的光信號非常微弱，探測過程要求快速，因此要求光電探測器件必須具有窄的輸出波、小的渡越時間、高速響應(yīng)的特性，光電探測器件決定了探測精度、探測速度以及價格。目前使用的光電倍增管還有不少缺點：對磁場敏感；需要較高的偏置電壓，從800V到1400V不等；與小動物的應(yīng)用目標(biāo)相比，體積過大（目前還很難做到直徑小于2cm），而小的PMT有利于提高空間分辨率；價格昂貴等。

目前有許多替代的新型光電轉(zhuǎn)換器件被研發(fā)，如光電二極管位置靈敏光電倍增管（PS-PMT）、雪崩倍增光電二極管（APD）、混合型光電二極管（HPD）等。

③硬件電路設(shè)計。普遍采用適合并行處理的微處理器，通過多個CPU或GPU并行運算，可大大減少圖像重建的時間。

（2）Micro-PET的典型技術(shù)參數(shù)

這里給出一個典型Micro-PET的技術(shù)參數(shù)：

①90個獨立超微LSO晶體探測模塊，每個探測器模塊均是由超精密晶體切割成14×14的晶體單元，總共17640個1.8mm×1.8mm×10mm獨立超微LSO晶體陣列，分成42環(huán)，每環(huán)420個晶體。每個模塊均被超薄反射層光學(xué)隔離，實現(xiàn)92%的晶體斂集率，參見圖2.60所示。

②64通道的光電倍增管（PMT）通過光纖束與LSO陣列連接，以避免PMT的不活躍周邊引起的縫隙。每個PMT出來的64個陽極信號被讀出電阻網(wǎng)絡(luò)和加法器轉(zhuǎn)換成4位的編碼信號，然后送到數(shù)據(jù)采集模塊。

③8.3%的絕對靈敏度，空間分辨率小于0.5～1mm，符合時間分辨率小于6ns。

④使用低噪聲模擬電路（噪聲水平<5mV）和并行多通道數(shù)字電路，數(shù)字電路和符合電路中采用現(xiàn)場可編程門陣列（FPGA）技術(shù)；電子學(xué)子系統(tǒng)采用低壓差分串行輸出；配備GPU模塊，可實現(xiàn)圖像的快速重建，提高顯像效率。

⑤徑向視野（field of view，F(xiàn)OV）超過120mm，軸向FOV超過95mm，最大可擴展到300mm，機架孔徑高達(dá)160mm，可進(jìn)行小鼠、大鼠及更大些的動物的成像。

⑥采用TCP/IP協(xié)議，實現(xiàn)數(shù)據(jù)遠(yuǎn)程傳輸和控制；重建算法為FORE＋2DFBP，可選擇3DRP、OSEM、OSMAP等幾種算法。圖像大小有128×128和256×256兩種可選，可以自行選擇保存不同的數(shù)據(jù)格式。

⑦系統(tǒng)配有專為小動物影像應(yīng)用研究而特別優(yōu)化設(shè)計的高級成像采集軟件，軟件集成影像采集、重建、處理和高級分析等多種功能。

（3）Micro-PET的不足

現(xiàn)有Micro-PET還有一些亟待解決的技術(shù)局限：

①Micro-PET的分辨率已經(jīng)可達(dá)到小于1mm，但靈敏度有較大下降，這對短半衰期的核素形成正電子顯像顯然不利。

②由于檢測環(huán)直徑減小，部分體積效應(yīng)會變得很明顯，散射效應(yīng)和邊緣效應(yīng)不容忽視。

③檢測過程中動物都需要麻醉以防動物體動，但一般的麻醉藥物都會影響心血管、呼吸及中樞神經(jīng)，如何克服影響準(zhǔn)確成像是一個必須考慮的課題。

除此之外，PET系統(tǒng)存在的問題也會反映在Micro-PET系統(tǒng)中，如分子探針進(jìn)入機體會遇到各種生理屏障、靶組織/非靶組織的比值不高等。

5.PET與Micro-PET的特點

①使用的正電子核素（如18F、11C、15O、13N等）大多為組成生命最基本元素的放射性同位素，由這些正電子核素標(biāo)記的示蹤劑可在不影響生物體正常功能的情況下參與生物體組織代謝，便于進(jìn)行代謝等生理病理過程顯像。

②在SPECT中，使用準(zhǔn)直器的目的在于使光子探測器只接受沿著某一固定方向運動的光子，而這是通過用鉛阻擋、吸收偏向光子來實現(xiàn)的。這一做法的代價是探測視野內(nèi)大量的光子被鉛準(zhǔn)直器所吸收。有研究表明，與核素Tl-201和Tc-99m配合使用的鉛準(zhǔn)直器的透射率只有1/104，即平均每10000個光子中只有1個到達(dá)探測器。PET應(yīng)用電子準(zhǔn)直和符合探測技術(shù)，大大提高了探測靈敏度，其靈敏度比SPECT高10～100倍，成像需引入的放射性核素劑量更少。另外，電子準(zhǔn)直和符合探測技術(shù)也改善了空間分辨率（PET可達(dá)3mm，Micro-PET可達(dá)1mm），診斷準(zhǔn)確率更高。

③光子能量高不易被吸收，故湮滅輻射的位置深度對測量結(jié)果影響不大，加之利用衰減和散射校正，所成圖像可用于定量診斷，相比SPECT的定性或半定量診斷而言，性能大為提高。

④從分子或細(xì)胞水平上提供有關(guān)臟器及其病變的功能信息。大多數(shù)疾病的生化變化先于解剖學(xué)的變化，而PET/Micro-PET對于示蹤劑放射活度的靈敏度非常高，能高精度地定量檢測代謝過程的非正常活度改變并給出清晰的圖像，因此，PET/Micro-PET能提供很多疾病在發(fā)展過程中的早期信息，可以進(jìn)行超前診斷，尤其適合于腫瘤的早期診斷。

⑤能從一定體積的組織快速同時獲得多達(dá)幾十層的斷層圖像（CT、MRI均無法做到），且可獲得全身各方向的斷層圖像，使臨床醫(yī)生能一目了然地看到疾病全身狀況，對腫瘤轉(zhuǎn)移和復(fù)發(fā)的診斷尤為有利。

⑥正電子核素的半衰期一般很短，可以在較短時間內(nèi)重復(fù)給藥，以研究不同生理、病理狀態(tài)下示蹤劑的分布，適合于快速動態(tài)成像。

⑦正電子類放射性藥物批量較小，一般每批僅為數(shù)劑。質(zhì)量控制檢驗必須快速可行，藥物的標(biāo)記要求快速、自動化。質(zhì)量控制（如放化純度、無菌無熱源等）在藥物使用后再實施，這樣對藥物生產(chǎn)的工藝要求比較高。

⑧與單光子發(fā)射類核素不同，正電子發(fā)射類核素均為缺中子核素，大多需要由回旋加速器生產(chǎn)，少數(shù)可由發(fā)生器生產(chǎn)，成本較高。