核医学仪器

第二章 核医学仪器

核医学仪器是指在医学顶用于探测和记录放射性核素放出射线的种类、能

量、活度、随时间变化的规律和空间散布等一大类仪器设施的统称， 它是展开核医学工作的必备因素， 也是核医学发展的重要标记。 依据使用目的不同， 核医学常用仪器可分为脏器显像仪器、 功能测定仪器、 体外样本丈量仪器以及辐射防备仪器等，此中以显像仪器最为复杂， 发展最为快速， 在临床核医学中应用也最为宽泛。

核医学显像仪器经历了从扫描机到 γ 照相机、单光子发射型计算机断层仪

（ single photon emission computed tomography

，SPECT）、正电子发射型计算

机断层仪（ positron emission computed tomography，PET）、PET/CT、SPECT/CT 及 PET/MR的发展历程。 1948 年 Hofstadter 开发了用于 γ 闪耀丈量的碘化钠晶

体；1951 年美国加州大学 Cassen 成功研制第一台闪耀扫描机，并获取了第一幅

人的甲状腺扫描图，确立了影像核医学的基础。

1957 年 Hal Anger 研制出第一

台 γ 照相机，实现了核医学显像检查的一次成像，也使得核医学静态显像进入 动向显像成为可能，是核医学显像技术的一次飞腾性发展。

1975 年 M. M.

Ter-Pogossian 等成功研制出第一台

PET，1976 年 John Keyes 和 Ronald Jaszezak

分别成功研制第一台通用型 SPECT和第一台头部专用型 SPECT，实现了核素断层 显像。 PET因为价钱昂贵等原由，直到 20 世纪 90 年月才宽泛应用于临床。近十

几年来，跟着 PET/CT的渐渐普及，实现了功能影像与解剖影像的同机交融，使

正电子显像技术迅猛发展。同时， SPECT/CT及 PET/MR的临床应用，也极大地推

动了核医学显像技术的进展。

第一节 核射线探测仪器的基根源理

一、核射线探测的基根源理

核射线探测仪器主要由射线探测器和电子学线路构成。 射线探测器实质上是

一种能量变换装置， 可将射线能变换为能够记录的电脉冲信号； 电子学线路是记

录和剖析这些电脉冲信号的电子学仪器。 射线探测的原理是鉴于射线与物质的相

互作用产生的各样效应，主要有以下三种。

1．电离作用 射线能惹起物质电离，产生相应的电信号，电信号的强度与

射线的种类、能量及射线的量存在必定关系， 记录并剖析这些电信号即可得悉射

线的种类及放射性活度。如，电离室（

ionization chamber

）、盖革计数器

（ Geiger- Müller counter

）等。

2．荧光现象 带电粒子能使闪耀物质发出荧光。γ 光子在闪耀体中经过产生光电子、康普顿电子和电子对激发闪耀物质发出荧光。 荧光光子经过光电倍增管变换为电信号并被放大，由后续的电子学单元剖析、记录下来。如，闪耀计数器等。

3．感光作用 射线可使感光资猜中的卤化银形成潜影， 在进行显影办理时，将潜影中的感光银离子复原为黑色的金属银颗粒， 感光资料形成黑色颗粒的数目与射线的量成正比。 依据感光资料产生黑影的灰度及地点判断放射性存在的量及部位。如，放射自显影等。

二、核射线探测器的种类

核射线探测仪器依据探测原理主要分为闪耀型探测器（

scintillation

detector ）、电离型探测器（ ionization detector

）、半导体探测器和感光资料

探测器。闪耀型探测器主要用于核医学显像仪器、功能测定仪器，体外β、 线丈量仪器等；电离型探测器主要用于测定放射源活度和辐射防备仪器。

射

（一）闪耀型探测器

闪耀型探测器是利用射线使荧光物质分子激发，激发态（

excited state ）

的荧光物质分子答复到基态（ ground state ）时发射荧光光子的原理设计的探测器。闪耀型探测器由闪耀体、光导、光电倍增管等构成。是核医学仪器中应用最宽泛的探测器。

1．闪耀体（ scintillator

） 闪耀体汲取射线能量后，闪耀体内的分子或

原子被激发，并在答复到基态时发射荧光光子。 闪耀体依照形态又分为固体闪耀 探测器和液体闪耀探测器，此中晶体闪耀探测器（ crystal scintillation detector ）是核医学仪器最常用的固体闪耀探测器。 液体闪耀探测器主要用于低能β射线、低能 射线及契伦科夫效应等丈量，称为液体闪耀丈量。晶体闪耀探

测器的资料选择， 单光子探测多项选择用碘化钠晶体 （ NaI），在碘化钠晶体内按

0.1%

~ 0.4%分子比加入铊（ Tl ）能够增添能量变换效率，提升探测效率。所以，碘化钠晶体往常表示为 NaI（ Tl ）。碘化钠晶体透明度高、对射线汲取性能好、探测

效率高，对核医学单光子显像最常用的核素

99m

Tc 的 射线的探测效率可达到 70%~

90%。正电子探测采纳锗酸铋（ bismuth germanium oxide ，BGO）晶体，硅酸镥 （ lutetium oxyorthosilicate

，LSO）晶体及硅酸钇镥（ lutetium yttrium

orthosilicate

，LYSO）晶体等。

2．光导（ lightguide ） 光导主要有硅油和有机玻璃两种，填补于晶体闪

烁探测器与光电倍增管之间， 减少空气对荧光光子的全反射， 提升荧光光子进入

光电倍增管的效率。

3．光电倍增管（ photomultiplier

tube ， PMT） 是一种能量变换装置，可 2-1 ）。闪耀体发射的荧光光子经光学窗进

将轻微的光信号变换成电流脉冲（图

入光电倍增管，在岁月极上打出光电子，离岁月极不远处的第一倍增极上加有 200 ~ 400V 的正电压，光电子被它吸引和加快，高速光电子撞在倍增极上会产

生多个二次电子；二次电子又被加有更高电压（

+50 ~ +150V ）的第二倍增极吸

引和加快，并在它上边撞出更多二次电子，而后第三倍增极使电子进一步倍增。经过 9 ~ 12 个倍增极的连续倍增，二次电子簇流最后被阳极采集起来形成电流

脉冲，每个倍增极的倍增因子一般为

3 ~ 6 ，总倍增因子能够达到 105 ~ 10 8。从

因此也与入射闪耀

阳极上获取的电子簇流与进入光电倍增管的闪光强度成正比，

晶体的 γ 光子的能量成正比，所以闪耀探测器是一种能量敏捷探测器。外界磁 场能影响在倍增极之间飞翔的二次电子的运动轨迹进而使倍增因子发生变化，

因

此在光电倍增管外面往常包裹着高导磁系数资料制造的磁障蔽层以降低外界磁

场的影响。

图

2-1 光电倍 管工作原理

跟着科学技术的飞快发展， 光电倍增管也出现了崭新设计， 经过将低功耗数

增

字电路集成到硅光电倍增管芯片， 这类硅光电倍增管能够将探测到的光子直接转

换成可经过芯片计数的超高速数字脉冲。 硅光电倍增管能够实现更快、 更正确的

光子计数，以及更好的时间分辨率， 对于改良核医学影像仪器的性能拥有重要意

义。

（二）电离型探测器

电离型探测器是利用射线能负气体分子电离的原理设计的探测器， 常采纳玻

璃、塑料或石墨等资料构成一个充满惰性气体的密闭的圆柱形管， 管子的中央有一个金属丝为阳极（ anode）与电源的阳极相连，管壁内衬一层薄金属为阴极

（ cathode ）与电源阴极相连。电离型探测器的工作原理是：射线负气体分子电离，在电场作用下，带正电荷的离子向阴极挪动，带负电荷的离子朝阳极挪动，在电路中便可产生一次电压变化， 形成一个电脉冲。 电脉冲的数目及电信号的强弱与射线的数目及能量呈必定关系。 电离型探测器主要有电离室、 盖革计数器及

正比计数器（ proportional counter

）等种类。

（三）半导体探测器

半导体探测器是 20 世纪 60 年月开始发展起来的探测器， 主要采纳半导体材

料，如硅、锗等。探测原理是晶体内部产生电子和空穴对，产生的电子和空穴对

的数目和入射光子的能量成正比。 带负电的电子和带正电的空穴分别向正负电极

挪动，形成的电脉冲，其强度与入射光子的能量成正比。当前，外国新研制出半

导体探测器为碲锌镉（ Cadmium-Zinc-Telluride

，CZT）探测器。 CZT 探测器探

测效率高，与传统的碘化钠闪耀体探测器对比， 拥有更高的能量分辨率。 在常温 下，CZT半导体探测器能够直接将 γ 射线转变为电信号。 当前， CZT探测器已经

用于心脏专用型 SPECT、乳腺专用 γ 照相机、小动物 PET、小动物 SPECT等核医

学仪器。

（四）感光资料探测器

利用射线可使感光资料感光的原理探测射线， 依据感光资料产生黑影的灰度及地点判断射线的量及部位。主要用于实验核医学的放射自显影。

三、核探测器的电子学线路

核探测器输出的电脉冲一定经过一系列电子学单元线路办理才能被记录和显示。最基本的电子学线路有放大器、脉冲高度剖析器、计数定量、记录、显示及供电线路等。

（一）放大器

放大器包含前置放大器（ preamplifier ）和主放大器（ main amplifier ）两部分。由探测器输出的电脉冲信号很微小， 并且形状也多不规整， 需要放大整形后才能被有效的记录和显示。 放大器就是对电脉冲入行放大、 整形、倒相的电子学线路。

（二）脉冲高度剖析器

脉冲高度剖析器的基本电路是甄别器 （discriminator ），其作用是将幅度超出必定阈值的输入脉冲转变为标准的数字脉冲输出，而把幅度小于阈值的脉冲“甄别”掉，这个阈值就称为甄别阈（ discriminator threshold ），甄别阈的电位是连续可调的。 仪器的暗电流及本底计数也可产生脉冲信号， 但其高度显然低于射线所产的脉冲信号， 所以设置适合的阈值可减少本底对丈量的影响。 甄别器的丈量方式为积分丈量。

实践中常将两个或多个甄别器联合使用， 此中最简单、最常用的是单道脉冲

高度剖析器（ single channel PHA ）（图 2-2 ），它由上、下两路甄别器和一个反

切合电路（ anti-coincidence circuit

）构成。假如下限甄别器的阈电压为

V，

上限甄别器的阈电压为 V+?V，只有当输入脉冲的高度大于 V 同时小于 V+?V时，才能触发反切合线路而输出， 不切合这一条件者， 就不可以触发切合线路而不可以输出。这类丈量方式称为微分丈量。假如将下限阈值 V 与上限阈值 V+?V之间形成的阈值差 ?V当作一个通道，上下两路甄别阈的差值称为道宽（ channel width ），

也称为能量窗宽。依据待测放射性核素射线的能量调理脉冲高度剖析器的高度和

“道宽”或“窗宽” ，选择性地记录目标脉冲信号，清除本底及其余扰乱，可提

高探测效率，脉冲高度剖析器也能够用于丈量射线的能谱。

图

2-2 单道脉

冲

高度剖析器

工作原理

核射线探测仪器是由上述核射线探测器和电子学线路构成（图

2-3 ）。

图

2-3 放射性

测

量仪器的组

成表示图

第二节 γ照相机

γ照相机（ γcamera）于 1957 年由 Hal Anger 研制成功，所以也称为 Anger 型 γ照相机。 γ照相机能够显示放射性药物在机体内的散布及代谢状况，获取放

射性药物在特定脏器或组织内的转运和散布信息， 以二维图像的方式反应特定脏器或组织功能及代谢变化。 γ照相机主要由准直器（ collimator ）、闪耀晶体、光

电倍增管（ PMT ）、前置放大器、放大器、 X-Y 地点电路、总和电路、脉冲高度

剖析器（ PHA）及显示或记录器件等构成（图

2-4）。

图

2-4 γ 照相

机

表示图

一、准直器

准直器位于探头的最前面， 介于闪耀晶体与患者之间， 主要由铅或钨合金等

重金属制成，此中贯串有为数不等、种类不同的孔。准直器只同意特定方向 γ光子和晶体发生作用， 障蔽限制散射光子， 以保证 γ照相机的分辨率和信号定位的正确性。准直器的性能在很大程度上决定了探头的性能。 准直器的主要参数包含孔数、孔径、孔长（或称孔深）及孔间壁厚度，这些参数决定了准直器的空间分辨率、敏捷度和合用能量范围等性能。

1．准直器的空间分辨率

空间分辨率表示对两个周边点源加以分辨的能力，

往常以准直器一个孔的线源响应曲线的半峰值全宽度（ Full Width at Half

Maximum ，FWHM ），简称半高宽，作为分辨率的指标。准直器孔径越小，分

辨率越好。准直器越厚，分辨率也越高。

2．准直器的敏捷度 敏捷度定义为配置该准直器的 γ照相机探头丈量单位活度（如 1MBq ）的放射性核素的计数率（计数／ s）。准直孔越大，敏捷度越高；准直器越厚，敏捷度越低；孔间壁越厚，敏捷度越低。

3．合用能量范围 主要与孔间壁厚度有关，厚度 0.3mm 左右者合用于低能（＜ 150keV）γ射线探测， 1.5mm 左右者合用于中能（ 150 ~ 350keV） γ射线探

测， 2.0mm 左右者合用于高能（＞ 350keV） γ射线探测。

4．准直器的种类 按几何形状分为针孔型、平行孔型、扩散型和汇聚型四

类。按合用的 γ射线能量分为低能准直器、中能准直器和高能准直器三类。按灵

敏度和分辨率分为高敏捷型、 高分辨型和通用型 （兼备敏捷度和分辨率的一类准

直器）三类。

二、闪耀晶体

NaI(Tl) 晶体是当前应用最为宽泛的 γ照相机闪耀晶体。采纳 NaI(Tl) 晶体探

测 γ射线，主假如因为碘拥有高密度 （ 3.67g/cm3）及高原子序数（Z=53），NaI(Tl)

晶体与 γ射线作用发生光电效应的效率凑近 100%。可是该晶体吸湿性较强，吸

收水后晶体变黄， 致使穿透进入 PMT 的光子减少， 所以往常将 NaI(Tl) 晶体密封在铝容器中。晶体的入射面和周边涂有反射物质 （氧化镁），将光子反射到 PMT 的岁月极。 NaI(Tl) 晶体简单破裂，使用中一定当心。搁置 NaI(Tl) 晶体的房间温度一定恒定（每小时变化在≤ 3℃），温度的急巨变化会致使晶体碎裂。

晶体厚度对射线的探测效率及图像的分辨率有显然影响。 增添晶体厚度可增添射线被完整汲取的概率， 可提升探测敏捷度， 可是也增添了多次康普顿散射的概率，降低图像的分辨率。 可见探测效率与图像的分辨率是一对矛盾， 在选择闪耀晶体厚度时，要兼备探测效率与图像分辨率。

三、光电倍增管

光电倍增管的数目与 γ照相机探头的大小及形状有关， 光电倍增管的形状也

不单是圆形，还有正方形、六角形等，这样可减小光电倍增管摆列间的间隔，减

少死角。这些光电倍增管平均地摆列在晶体的后边，

紧贴着晶体。 当射线进入晶

体，与晶体互相作用产生的信号， 被该部位一个或多个光电倍增管汲取， 转变为 电压信号输出。 由这些输出信号的综合和加权， 最后形成显像图。 在显像图中的

定位取决于每一个光电倍增管接收到的信号的多少和强弱。 光电倍增管的数目多

少与定位的正确性亲密有关。 数目多则探测效率和定位的正确性就高，

图像的空

间分辨率和敏捷性也高，图像质量就能获取很大的提升。

四、 X-Y 地点电路

一个 γ光子在晶体中产生多个闪耀光子， 能够被多个光电倍增管接收， 各个光电倍增管接收的闪耀光子的数目随其离闪耀中心（ γ光子处）的距离增添而减少，输出的脉冲幅度也较小。在晶体中发生一个 γ闪耀事件，就会使摆列有序的

光电倍增管阳极端输出众多幅度不等的电脉冲信号。这些信号输入到 X-Y 地点电路，经过权重办理就能够获取这一闪耀事件的地点信号。 光电倍增管数目越多，图像上全部脉冲的 X-Y 地点精度越好，即图像空间分辨率越好。

五、脉冲高度剖析器

光电倍增管输出的电压脉冲高度与射线的能量成正比，

脉冲高度剖析器就是

所以，采纳

选择性地记录探测器输出的特定高度电脉冲信号的电子学线路装置，

脉冲高度剖析器能够选择待测射线的能量。 在临床工作中， 可依据所应用的放射 性核素发射的射线能量调理脉冲高度剖析器， 设置窗位和窗宽， 选择性地记录特

定的脉冲信号， 清除本底及其余扰乱脉冲信号。 在设置能窗时， 窗位中心要瞄准

目标射线的能峰，窗宽要基本包含整个光电峰。往常窗宽设置为

20％。比如，

采纳 99mTc 标记的放射性药物进行显像时， 窗位中心设在 140keV，窗宽设置为 20% 时，窗宽为 154keV ~ 126keV 。

六、模 - 数变换器

模- 数变换器（ADC ）是将 γ照相机输出的模拟信号转变为数字信号的装置，转变后的数字信号才能进行电子计算机办理。 常用的 ADC 为 8 位和 16 位，马上一个模拟信号变换为 8 位或 16 位 2 进制数。 ADC 位数影响图像空间分辨率，

一幅同样大小的图像，变换位数越多，图像就越精美。一台 γ相机的 ADC 位数取决于硬件设计。

七、乳腺专用 γ 照相机

乳腺专用 γ 照相机的探头是采纳两个互成

180°的平板探测器构成，包含

闪耀晶体探测器和近几年发展起来的

CZT半导体探测器（图 2-5 ），因为设计和

99m

检查。临床应用结果显示，乳腺专用 γ 照相机对乳腺癌的检出敏捷度与钼靶 X 线机周边，可填补钼靶 X 线成像对高密度乳腺组织内肿瘤检出的不足， 特异性高于钼靶 X 线机。

图 2-5

乳

腺专用 γ 照

相机

第三节 SPECT及 SPECT/CT

SPECT是 γ 照相机与电子计算机技术相联合发展起来的一种核医学显像仪器，在 γ 照相机平面显像的基础上， 应用电子计算机技术增添了断层显像功能，就好像 X 线摄片发展到 X 线 CT同样，是核医学显像技术的重要进步。 SPECT断层显像战胜了 γ 照相机平面显像对器官、组织重叠造成的小病灶掩饰，提升了

对深部病灶的分辨率和定位正确性。 SPECT与 CT及 MRI 影像技术不同，主要显

示人体组织器官的功能和代谢变化，对解剖构造及比邻关系显示不如 CT、 MRI。

SPECT/CT就是将两个成熟的医学影像学技术 SPECT和 CT 有机地交融在一

起，实现了功能代谢图像与解剖构造图像的同机交融，一次显像即可获取 SPECT

功能代谢图像， 又能获取 CT解剖构造图像及 SPECT/CT交融图像，实现了两种影

像学技术的同机交融，优势互补，为临床供给更多的诊疗信息。同时还可利用

X

线 CT扫描数据对 SPECT图像进行衰减校订。一、

SPECT

SPECT 由探头（探测器）、机架、检查床和图像采集办理工作站四部分构成，

探头是 SPECT 的核心零件，依据临床需要设计探头数目，往常为

1~3 个，最常

用 2 个探头。

（一）单探头 SPECT

单探头 SPECT只有一个可旋转采集的探头（图 2-6 ），患者显像检查原始数据的采集是由单个探头旋转或平移达成。 构造简单、价钱廉价， 但断层显像及扫描速度慢，患者检查时间长。

图

2-6 单探头

SPECT

（二）双探头 SPECT

双探头 SPECT有两个采集探头（图 2-7 ），依据两个探头的相对地点分为固定角和可变角两种。 固定角 90 度是指两个探头相对地点为 90 度，特意为心脏检查设计的机型。 固定角 180 度为探测器位于相对 180 度的地点，主要用于浑身扫描，如浑身骨扫描及 SPECT断层显像等。当前， SPECT多设计为可变角，两个探头可设置成为 180 度、 90 度、 76 度或 102 度成角等不同角度，以知足不同脏器的显像检查。 此外，还有一种双探头 SPECT设计为悬吊式探头， 这类悬吊式设计使得探头摆放和成角更为灵巧。

图

2-7 双探头

SPECT

（三）三探头 SPECT

三探头 SPECT有三个探头构成（图

2-8 ），三个探头的相对角度可变。多用

于脑及心脏 SPECT显像检查。

2-8 三探头

图

SPECT

（四）心脏专用 SPECT

心脏专用 SPECT的探头是采纳半环状 （180°）摆列的 CZT半导体探测器（图

2-9 ），进行心肌断层显像时，探头无需旋转，提升了检查速度，可进行动向断层

采集及动向门控断层采集，防止了运动伪影，提升了仪器的性能。

图 2-9

心

脏专用

SPECT

（五）双探头切合线路断层显像仪

双探头切合线路断层显像仪（

dual-head tomography with coincidence

，

DHTC）拥有两个探头，装备切合探测电路及

X 线或 γ 射线的透射衰减校订装置

SPECT显像，也

（图 2-10 ）。双探头切合线路断层显像仪可达成惯例单光子核素

能达成正电子核素显像。对于

DHTC探头的 NaI(Tl) 晶体设计一定兼备高能和低

所以

能两类核素的有效探测， 晶体太薄将显然降低高能正电子核素的探测效率， DHTC探头的 NaI(Tl) 晶体的厚度多设计为 5/8 或 3/4 英寸，也有设计为

1 英寸。

DHTC切合线路显像固然能够达成部分正电子显像 （主假如 18F），可是其分辨率低， 采集时间长，并且不可以绝对定量，所以不可以取代 PET使用。

图 2-10

双

探头切合线

路断层显像仪

利用 SPECT进行高能正电子核素显像的另一种方法， 是将双探头均配置超高

能准直器，直接探测 511 keV 超高能 γ 射线。可同时进行高能和低能双核素显像，主要用于检测存活心肌的 18F-FDG和 99mTc-MIBI 或 201Tl 双核素显像。弊端是

超高能准直器极为粗笨，探测敏捷度低，图像分辨率低。

二、 SPECT/CT

SPECT/CT是 SPECT和 CT两种成熟技术相联合形成的一种新的核医学显像仪

器（图 2-11 ），实现了 SPECT功能代谢影像与 CT解剖形态学影像的同机交融。

一次显像检查可分别获取

SPECT图像、CT图像及 SPECT/CT交融图像，能够采纳

X 线 CT图像对 SPECT图像进行衰减校订。

SPECT/CT中 SPECT与 CT的联合有两种设计方式， 一种是在 SPECT探头机架上安装一个 X 线球管，对侧安装探测器，也就是 SPECT和 CT位于同一机架；另

一种是在 SPECT机架后再并排安装一个高档螺

旋

CT，SPECT与

CT位于不同的机

架。

图

2-11

SPECT/CT（a：

PHILIPS，b：SEIMENS，c：GE）

心脏专用 SPECT/CT 是采纳 CZT半导体探测器的心脏专用 SPECT与≥ 64 排螺

旋 CT整合的 SPECT/CT（图 2-12 ）。提升了仪器的整体性能，可将 SPECT心肌血流灌输显像信息与高端螺旋 CT解剖形态信息，特别是冠状动脉能否狭小及狭小程度信息相交融， 可从冠状动脉和心肌血流灌输两个层面对心脏进行评论， 为临床供给更全面的诊疗信息。

图

2-12 CZT 半

导

体探测器的

心脏专用 SPECT/CT 三、 SPECT 的图像采集

SPECT的图像采集依据临床需要可进行静态采集和动向采集，

平面采集和断

层采集，局部采集和浑身采集，以及门控采集等。此中止层采集是利用

SPECT

探头绕患者旋转 180° ~ 360°，每隔必定角度（ 3° ~ 6°）采集 1 帧图像，获取靶器官各个方向的放射性散布信息， 经过电子计算机重修断层图像。 依据临床需要可进行单核素采集或多核素采集。

采集的矩阵是指将视线切割成若干正方单元，

以 X和 Y 方向切割数表示， 如

64×64，128× 128，256×256 等。在必定范围内矩阵越大，图像的分辨率越高。 分辨率最后遇到探头系统分辨率的限制，所以，像素的大小等于

1/2 FWHM（半

高宽）最为适合。旋转型 γ 照相机的 FWHM多为 12 ~ 20mm，所以要求像素为 6 ~ 10mm，对大视线探头采纳的是 64×64 矩阵。假如矩阵增到 128×128，每一像素的计数将会降落 4 倍，这会大大降低统计学的靠谱性。采集模式包含字节模式

(byte mode) 及字模式 (word mode) 。

四、 SPECT 的图像重修

由已知不同方向的物体投影值求该物体内各点的散布称为图像重修，

也就是

利用物体在多个轴向投影图像重修目标图像的过程。 计算机从投影重修的断层图

像是失散的、数字的，是好多像素构成的矩阵。重修算法可分为滤波反投影法

（ filtered backprojection

，FBP）和迭代法两大类。

五、图像的衰减校订

核医学显像所用核素 γ 射线的能量主要在 80 ~ 500keV 之间，人体组织的

衰减（attenuation ）对投影值有较大影响， 比如，201Tl 心肌灌输显像心肌中 201Tl 发射的 γ 射线仅有 25%能穿过组织器官抵达前胸壁。人体躯干外头组织很厚，致使断层图像越凑近中心部位，γ 射线衰减越多，计数损失也越多，肥胖病人

尤显然。 SPECT断层重修算法忽视了人体组织对 γ 射线的衰减作用，使图像定

量禁止，出现伪影。

人体对 γ 射线 的衰减是影响 图像质 量的 主要因素 之一 ，衰减 校订

（ attenuation correction ，AC）是解决人体衰减的主要方法。 AC 是在探头的对侧设置放射源，利用放射源发射出的 γ 射线由患者体外穿透人体，在 SPECT 探头上成像。在同一台 SPECT上同时获取透射（ transmission ）图像和发射

（ emission ）图像，从透射图像求得被显像部位的三维衰减系数散布图， 对发射型断层图像进行衰减校订。 SPECT/CT则是利用显像仪器自带的 CT获取组织衰减系数散布图。

六、 SPECT 的质量控制和性能评论

SPECT 的性能及工作状态是影响检查结果靠谱性的重要因素之一，为了使

SPECT 的检查结果最大限度地凑近真切，尽量除去差错或伪影，为临床供给客

观、真切的诊疗信息， 就一定对仪器进行质量控制 （ quality control，QC）。SPECT的质量控制包含： 平均性、空间分辨率、平面源敏捷度、 空间线性、最大计数率、

多窗空间地点重合性、固有能量分辨率、旋转中心等。对于 SPECT 还应进行断层平均性、空间分辨率、断层厚度、断层敏捷度和总敏捷度、 对照度等质量控制。

为获取与临床实质周边的 SPECT 整体性能状况，可采纳充有放射性核素的体模对仪器进行性能测试，获取图像对照度、显像噪声、视线平均性、衰减校订的正确性等参数，对显像系统进行综合评论。

第四节 PET、PET/CT及 PET/MR

PET是正电子发射型计算机断层仪英文（

positron emission tomography

）

的缩写， PET/CT是

将

PET

和

CT 两个成熟的影像技术相交融，实现了

PET

和

CT

图像的同机交融。同时 X 线 CT扫描数据可用于 PET图像的衰减校订，提升了 PET 检查速度。跟着科学技术的飞快发展， PET/MR也逐渐应用于临床。

一、 PET

（一） PET的构成

PET 扫描仪是由机架（ gantry ）、扫描床、电子柜、操作工作站、剖析工作

站及打印设施等构成（图 2-13 ）。

图

2-13 PET 扫

描

仪构成表示

图

1．机架

机架是 PET扫描仪的最大零件， 由探测器环、棒源（pin source ）、

射线障蔽装置、事件探测系统（event detection system）、切合线路（coincidence circuitry ）及激光定位器等构成（图 2-14 ），主要功能为数据采集。

图

2-14 PET

扫

描仪机架结

构表示图

（1）探测器环： PET的探测器与 SPECT探测器不同， SPECT探测器是一块完

整的矩形或圆形 NaI(Tl) 晶体，而 PET探测器采纳密度更高的晶体 （如 BGO、LSO

或 LYSO等），并且切割成体积很小的方块。一个晶体组块（如 6×6 或 8×8）和

与其相连的光电倍增管构成一个探测器组块（

detector block

），最经典的是

4

× 64 组合，即探测器组块由 4 个光电倍增管和 64 个细小晶体构成。将多个探测器组块密切摆列组合成环状， 若干个探测器环再摆列成一个圆筒。 探测器环数越多

轴向视线越大，一次采集获取的断层面也越多。

（2）棒源：是将 68 锗（68Ge）平均地封装在中空的小棒内，依据设施不同可 有 1~3 个活度不同的棒源；也有采纳半衰期较长的

137

Cs 棒源。棒源的作用是对

PET扫描仪进行质量控制及透射扫描进行图像衰减校订。

（3）隔板（ speta ）：隔板包含 2 部分，一部分是探测器环两边的厚铅板，

作用是障蔽探测器外的射线； 另一部分为厚度为 1mm的环状钨板，位于探测器环

与环之间，将轴向视线分开成若干环， 钨隔板的作用是障蔽其余环顾野入射的光

子对，与准直器的作用相像；当进行 3D采集时，将钨隔板撤出显像视线，撤消

这类障蔽作用。当前，仅有 3D 采集模式的 PET已经无隔板。

（4）其余：事件探测系统的作用是采集探测器传来的电子信号，并将有效

的 γ 光子事件传给切合线路。 切合线路的作用为确立从事件探测系统传来的

γ

光子哪些是根源于同一湮没事件， 并确立其湮没事件的地点。 激光定位器用于患 者扫描定位。

2．扫描床

扫描床是承载检核对象，进行 PET显像的零件。扫描床可依据

检查需要挪动，将检查部位送到扫描野。

3．电子柜

电子柜主要由 CPU，输入、输出系统及内外储存系统等构成。

主要作用是进行图像重修，并对数据进行办理及储藏。

4．操作工作站及剖析工作站

工作站主要由电子计算机和软件系统构成，

它的作用主假如控制扫描仪进行图像采集、重修、图像显示和图像储藏等。

5．打印设施

主要由打印机、激光照相机等图像输出系统构成。主要作用

为输出图片或文字等资料。

（二） PET显像原理

1．湮没切合探测 采纳正电子核素标记的药物为示踪剂引入机体后定位于靶器官，这些正电子核素在衰变过程中发射正电子， 这类正电子在组织中运转很短距离，即与四周物质中的自由电子互相作用， 发生湮没辐射，发射出方向相反、能量相等（ 511keV）的两个 γ 光子。PET探测是采纳一系列成对的互成 180°摆列并与切合线路相连的探测器来探测湮没辐射光子， 进而获取机体正电子核素的

断层散布图（图 2-15 ）。

图

2-15 湮没符

合

探测原理示

企图

2．双探头 SPECT切合探

测

双探头 SPECT切合探测系统的构成与双探头

SPECT同样，有 2 个探头（图 2-16 ）。显像时， 2 个探头互成 180 度，绕扫描部

位旋转。所不同的是切合探测时不需要多孔准直器，

使 2 个晶体能接收不同角度

的切合光子。双探头 SPECT切合探测系统采纳电子准直。

图 2-16

双 探头 SPECT

切合探测原理表示图

（三） PET采集的计数种类

1．单个计数 是指每一个探头采集到的计数。一个探头采集到的计数需要

经过切合线路才能成为切共计数，一般单个计数中只有

1%～ 10%成为切共计数。

2．真切共计数

两个探测器同时采集到的来自同一个湮没辐射事件的两个

γ 光子，且这两个光子均没有与四周物质发生作用而改变方向。真切共计数是 PET采集的有效计数。

3．随机切共计数

切合线路有必定的分辨时间限制， 在限制的时间范围内，

两个探测器采集到的任何没关的两个光子也会被记录下来。 这类不是由同一个湮 没辐射事件产生的两个 γ 光子出现的切共计数称随机切共计数。随机切共计数

增添图像本底，降低信 / 噪比。

4．散射切共计数

γ 光子在飞翔过程中还会产生康普顿散射， γ 光子与物

γ 光子的运动方向，假如

质的一个电子作用，改变了电子动能的同时也改变了

这个光子与它相对应的另一个光子同时进入两个探测器， 记录下来的计数为散射 切共计数。它固然是一次湮没辐射事件，但反应出的地点不正确。

（四） PET图像采集

PET图像采集包含发射扫描（ emission scan）和透射扫描（ transmission

scan）。发射扫描方式有 2D 采集、 3D 采集、静态采集、动向采集、门控采集以

及局部采集和浑身采集等。

1．发射扫描

进入人体内的正电子核素，衰变时发射 1 个正电子，正电子

在组织内运转很短距离动能消逝后即与 1 个负电子发生湮没辐射， 产生 2 个方向

相反、能量均为 511keV 的 2 个γ光子。 PET对这些光子对进行采集，确立示踪

剂地点及数目的过程，叫做发射扫描。

（1）2D采集和 3D采集：2D 采集是在环与环之间有隔板（ septa ）存在的条

件下进行的采集方式。 2D 采集时，隔板未来自其余环的光子障蔽掉，只好探测

到同环之间的光子对信号。 3D 采集是在撤掉隔板的条件下进行的一种快速立体

采集方式，探头能探测到来自不同环之间的光子对信号，

使探测范围扩大为整个

轴向视线。 3D采集探测到的光子对信号高于 2D采集的 8～ 12 倍，使系统的敏捷

度大大高于 2D 采集（图 2-17 ）。但 3D采集的散射切合及随机切合量也显然增加，

信 / 噪比低，需要进行散射校订。当前

PET主要采纳

3D 采集。

图

2-17 2D 采

集

与 3D采集示

企图

（引自 Michael N. Maisey 主编的《 Atlas of Clinical

Positron

Emission Tomography 》）

（2）静态采集和动向采集：静态采集是临床最常用的显像方式。将显像剂

引入体内，经过一准时间，当显像剂在体内达到均衡后再进行采集的一种显像

方式；动向采集是在注射显像剂的同时进行的一种连续、动向的数据采集方法，

获取连续、动向的图像序列，察看显像剂在体内的时间和空间变化，研究显像

剂在体内的动向变化过程。

（3）门控采集：包含心脏门控采集和呼吸门控采集。心脏和呼吸运动拥有

周期性特色，利用门控方法采集心动、呼吸周期同步的同步信息，以除去心脏

及呼吸运动的影响。

（4）局部采集和浑身采集：局部采集多用于某些脏器（如脑、心脏等）或

身体的某些部位的显像；浑身采集主要用于恶性肿瘤的诊疗及浑身评估。

2．透射扫描

透射扫描是利用棒源环绕身体旋转，采集射线从体外透射人

体后所节余的光子。透射扫描和空白扫描的结果相联合能够计算获取组织的衰 减系数。透射扫描的目的是对发射扫描数据进行衰减校订。

3．初期显像和延缓显像

（1）初期显像（ early imaging

）：显像剂引入机体后在组织脏器摄入的早

期进行的图像采集，称为初期显像。不同的显像剂，被不同的组织脏器摄入、代

谢的速度不同，初期显像的时间点也不同样；

（2）延缓显像（ delayed imaging ）：延缓显像是相对于初期显像而言，是

指在初期显像后经过必定的时间间隔进行的显像。初期显像与延缓显像相联合，

称为双时相显像（ dual-time point imaging

）。

（五）图像重修

PET图像重修常用滤波反投影法（ filtered

back-projection ）和有序子集

最大希望值法（ ordered subsets expectation maximization ，OSEM）两种方法。

滤波反投影法属于分析变换方法类， 其理论基础是鉴于傅立叶分片定理 （Fourier

slice theorem ）。滤波反投影法的长处是图像重修的速度快， SUV计算正确；弊端是在放射性散布急巨变化的相邻部位出现显然的伪影， 身体轮廓欠清楚、 边沿有许多模糊伪影，特别是脑部外周更显然，图像质量欠佳。 OSEM属于代数迭代方法类，是成立在两种迭代重修方法基础上的图像重修方法。 长处是拥有较高的分辨率和抗噪声能力，重修的图像解剖构造及层次清楚，伪影少，病灶变形少，

定位及定量较正确，身体轮廓清楚，图像质量好（图 2-18 ）。OSEM重修方法已基本取代了滤波反投影重修法。

图

2-18. 迭代

法

与滤波法图

像质量比较

（六） PET的质量控制

为了保证 PET扫描仪处于最正确工作状态，获取正确的诊疗数据及图像，必

须对 PET进行质量控制。不同制造商生产 PET，介绍的质控项目及间隔时间不完整同样，一般包含以下项目：

1. 空扫（ blank scan） 空扫是每个工作日病人显像前一定进行的质控项目。空扫是在扫描视线内没有其余物件的条件下，棒源进行 360°扫描。空扫的目的是监测探测器性能随时间发生的飘移， 并与透射扫描一同用于 PET图像的衰减校订。

2．切共计时校准（ coincidence timing calibration

） 切共计时校准是

采纳低活度棒源，校准各个信道的切合时间差别，一般每周进行

1 次。

3．光电倍增管增益调理（ PMT single update gain adjustment

） PMT增

益调理包含地点增益和能量增益两部分。 地点增益调理是校准晶体的光子信号与

光电倍增管之间空间地点；能量增益是能量甄别阈窗与晶体光子信号之间的校

准。建议每周校准 1 次。

4．归一化校准（ normalization

calibration ） 归一化校准是采纳棒源进

行 360°扫描，丈量各个晶体的探测敏捷度差别，用以校订发射扫描数据。建议每 3 个月进行一次校准。

5．井型计数器校准（ well counter calibration

） 井型计数器校准的目

的是将图像放射性计算单位 （counts/pixels

）换算成井型计数器单位 （Bq/ml ）。

18

详细方法是将 100MBq的正电子核素（如

F）注入 1 个柱状中空模型（体积为

5640ml），并用水增补填满模型， 计算比活度（ Bq/ml ），并对模型进行 PET显像，获取 35 帧图像，在 35 帧图像内画感兴趣区（ ROI），即可获取 ROI 放射性计数值（ counts/pixel ），据此，能够获取这两个单位之间换算的校准参数。主要用

于单位变换，对病变进行定量或半定量剖析，如计算标准化摄入值

（ standardized uptake value

，SUV）等。

（七） PET的性能评论

美国电器制造商协会（ national electric manufacturers association

，

NENA）于 1994 年拟订了 PET 性能评论标准及测试方法 NEMA NU 2-1994，2001 年对其进行了更新，更新后版本为

NEMANU 2-2001。国际电工委员会

（ international

electronic committee ，IEC）于 1998 年拟订了 IEC61675-1 PET

性能评论标准，别的，日本、澳大利亚、新西兰等国家也拟订了相应的标准。 2003 年，我国公布了《放射性核素成像设施性能和测试规则》第一部分：正电子发射

断层成像装置（ GB/T18988.1-2003）。PET 的性能评论需要使用标准模型进行测试，测定结果与使用的模型有关，使用的模型不同，结果也有差别。当前，国际上多采纳 NEMA标准。 PET 性能参数测试主要包含空间分辨率、敏捷度、探测器效率、噪声等效计数率、时间和能量分辨率等。

二、 PET/CT

CT是利用 X射线对人体解剖构造的密度差别进行成像的断层显像技术。 CT供给的信息可显示机体组织脏器解剖构造的改变， 发现病变并能够确立其范围及与四周组织脏器的比邻关系。 PET/CT是将 PET和CT融为一体的大型医学影像诊疗设

备。

（一） PET/CT的构造及功能

PET/CT是由 PET和多排螺旋 CT组合而成，在同一个机架内有

PET探测器、 CT

探测器和 X线球管，共用同一个扫描床、图像采集和图像办理工作站（图

2-19 ）。

假如受检者在 CT和PET扫描时期体位保持不变， 重修的 PET和CT图像在空间上是一

致的。

图

2-19.

PET/CT（ a：

SEIMENS， b： GE，c：PHILIPS）

PET/CT实现了 PET功能代谢影像与 CT解剖构造影像的同机交融。一次成像即

可获取 PET图像、 CT图像及 PET与 CT的交融图像，使 PET的功能代谢影像与螺旋 CT

的精美构造影像两种显像技术扬长避短， 优势互补，提升了诊疗效能， 同时采纳

X线CT采集的数据取代棒源透射扫描对 减校订，大大缩短 PET扫描

PET图像进行衰

时间。

（二） PET/CT的图像采集

PET/CT图像采集包含 CT 扫描和 PET扫描，往常先进行 CT图像采集，再进

行 PET图像采集。对于 PET图像采集，发射扫描与前面所述的 PET图像采集同样，可是采纳棒源进行的透射扫描可由 X 线 CT 扫描取代，所以，能够不用进行 PET

透射扫描。在 PET/CT检查中， CT扫描能够用于衰减校订、解剖定位或 CT诊疗。假如 CT扫描仅用于衰减校订和解剖定位， 可采纳低毫安 / 秒设置，以减少病人的辐射剂量；假如用于 CT诊疗，建议采纳标准毫安 / 秒设置，以优化 CT扫描的空间分辨率。

（三） PET/CT的性能评论

PET/CT包含 PET和CT，第一，应分别对 PET和CT进行性能评论，再对 PET/CT整

体进行性能评论。 PET性能评论方法及参数如前所述。 CT性能测试按我国国家质

量技术监察局与国家卫生部于 1998年12月7日公布的《 X射线计算机断层拍照装置

影像质量保证检测规范》（GB/T17589-1998）进行。检测项目共有 9项，包含定位

光精度、层厚误差、 CT值、噪声、平均性、高对照分辨率、低对照分辨率、

CT

剂量指数、诊疗床定位精度。

PET/CT整机的性能测试主假如采纳 PET图像与 CT图像进行交融精度评论。目

前，还没有威望机构拟订的标准测试方法。

三、 PET/MR

PET/CT 显示了交融图像的强盛优势，也预示了医学影像的发展方向。

MR比

CT拥有更好的软组织对照度及空间分辨率，还可以供给一些功能信息，如水弥散

成像、灌输成像及磁共振波谱成像（ magnetic resonance spectroscopy

，MRS）

等。所以， PET/MR可能为临床供给更丰富的解剖及功能代谢诊疗信息。

当前， PET/MR中的 PET和 MR有 3 种组合模式：一是将

PET（或 PET/CT）和

MR设置在不同房间，采纳一套运送和支持系统将

2 个房间的设施连结起来以减

少患者在两次检查间的体位变化，图像经过软件进行交融。二是将

同轴方式分开置于双侧，中间设置一个能够旋转的共用扫描床，分别扫描

PET和 MR以

PET

和 MR后进行图像交融（图 2-20 ）。以上 2 种组合模式的问题是 PET和 MR分步采集，易产生体位改动，需要时间长，给临床和科研带来一些问题及不便。三是

PET/MR一体机，也是真切意义上的 PET/MR。但是， PET/MR一体机的研发需要设计一种既能在磁场中正常工作， 又不影响 MR成像，还要能蒙受射频场影响的 PET 探测模块。 PET探测器惯例采纳的 PMT，磁场能使电子偏离运动轨迹，致使 PMT 不可以正常工作。所以，解决 PET和 MR的互相扰乱是重点问题， MR强静态磁场、梯度场和射频场会影响 PET性能。 PET电气部分引入的射频噪声、 PET资料插入致使的磁场不平均、 位于 PET机架和电路板的传导构造内的梯度系统引诱涡电流

产生，这些都会降低 MR图像质量。此外， PET/MR一体机还要解决 PET图像的衰减校订问题。 PET/CT 的衰减校订数据可经过将 CT 透射扫描图像变换为 511keV 的衰减系数图获取， PET/MR则没法供给这样的透射扫描数据。这是因为 PET/MR 中没有空间容纳一个发射源， 并且一个旋转的含金属的发射源， 不论是 X 线球管、棒状或点状都会与 MR磁场产生串扰。同时 MR是鉴于质子密度成像，不同于 CT 扫描是鉴于组织密度成像。所以， PET/MR要求采纳 MR扫描数据进行衰减校订的新方法。

图

2-20 同轴分

置

式 PET/MR

为解决 PET的探测问题，试试了以下几种解决方案：一是使用

3~5m长的光

纤将磁场内闪耀晶体产生的光子传输到磁场外的 PMT和电子学元件，以减少磁场 的影响。弊端是较长的光纤致使

50% ~ 75%的光子丢掉，降低了 PET的性能。二

是采纳分裂磁体（ split-magnet

）低场强的 MR制造 PET/MR，将 PET探测器置于

场强几乎为 0 的磁体空隙内。弊端是低场强的降低了 MR的性能。三是采纳对磁

场不敏感的雪崩光电二极管（ avalanche photodiode ， APD）取代 PMT。经检测

在 9.4T 场强下，还可以保持 APD的性能。 APD探头为 PET/MR一体机的研制供给了可能。

当前， PET/MR设计中的技术问题已基本获取解决。 PET/MR一体机是在 MR

大孔径磁体和紧凑型 PET探测器的基础上， PET与 MR的同机和同中心复合设计。采纳 APD取代受磁场扰乱的 PMT，节俭了空间，也解决了强磁场对 PET探测器的扰乱。将 APD探测器植入 MR磁体内，采纳有效的障蔽系统除去磁场对 PET数据

办理链的扰乱，使 PET与 MR融于一体（图 2-21 ）。PET是由内置于磁体腔内的

PET 探测器环系统和设置在磁体外面安全地区的电子学系统及连结二者的电缆

构成。所以 MR磁体腔的直径越大，其所能容纳的内置 PET探测器系统的有效内径也就越大。此外，一体化 PET/MR要实现宽泛的临床应用，一定打破传统 MR 线圈的限制。惯例 MR扫描会遇到线圈及其扫描范围的限制，一次只好扫描一个部位，假如扫描多个部位， 需要改换线圈和从头摆位； 而惯例 PET显像多为浑身

扫描，二者难以互相般配。 MR的全景成像矩阵（ Total Imaging Matrix

， TIM）

技术，实现了浑身 PET/MR的图像采集。 TIM 技术的特色是矩战线圈观点，它允 许在 32 个射频信道中最多组合 102 个线圈元件，经过加长的并行接收链来达成浑身成像矩阵、 自动病床挪动、 自动线圈开关控制以及在线技术， 无需改换线圈及从头摆位，数据采集一次达成。 TIM 技术解决了 PET/MR的浑身扫描问题。

图 机

2-21

PET/MR一体

PET/MR尚处于起步阶段，不免会存在一些问题没有完全的解决，如

PET与

MR探测器的互相影响，一方面 PET探测器会影响 MR磁场的梯度和平均性，另一方面 MR的磁场也会影响 PET探测器的稳固； MR图像不是组织脏器的密度图像，采纳 MR对 PET图像进行衰减校订的正确性还需要进一步在实践中考证。

第五节 功能测定仪器

脏器功能测定仪是采纳 γ 闪耀探测器连结计数率仪或记录器构成，依据临床需要设计有一个或多个探头， 一般均配有计算机办理系统。 功能测定仪器的工作原理是利用探头从体表测定脏器中的放射性跟着时间变化而发生的动向变化，获取脏器以时间为横坐标、放射性为纵坐标的时间 - 放射性曲线。经过剖析脏器的时间 - 放射性曲线判断脏器的功能。 脏器功能测定仪主要有甲状腺功能测定仪、

肾脏功能测定仪及多功能仪等。跟着前哨淋奉承探测研究的进展，使得

γ 探针

在外科手术中探测淋奉承转移灶获取应用。

一、甲状腺功能测定仪

甲状腺功能测定仪简称为甲功仪， 只有一个探头，主要由准直器、闪耀晶体、光电倍增管、 前置放大器及定标器构成， 多配有电子计算机。 甲功仪的准直器为张口型，以限制探头视线障蔽周边组织的放射性扰乱， 并配有甲状腺探测的专用标尺（图 2-22）。主要用于测定甲状腺吸碘率，评论甲状腺吸碘功能。

图

2-22 甲状腺

功

能测定仪

二、肾功能测定仪

肾功能测定仪也称肾图仪，一般有两个探头，分别固定在能够多个方向挪动

的支架上，设有双路丈量系统。肾图仪的探头由配有铅障蔽壳和准直器的 γ 闪耀探测器连结计数率仪或记录器及电子计算机构成（图 2-23 ）。肾图仪的准直器有圆型，也有长方张口改良型，特色是内侧壁和下壁增厚，其视线可包含肾脏，还可以障蔽对侧肾脏及膀胱放射性的扰乱。

工作时肾图仪的两个探头分别瞄准左右肾脏， 静脉注射经过肾脏快速排泄的

放射性药物，两个探头分别探测并描记左右肾脏放射性随时间变化的时间 - 放射性曲线，即为肾图，剖析肾图曲线能够分别获取双肾血流灌输、 分泌及排泄状况，对肾脏功能及上尿路的畅达状况进行评论。此外，也有肾图仪配有第三个探头，

在测定肾脏功能时用于瞄准膀胱， 可描记膀胱内放射性随时间的变化， 能够评论双侧肾脏的尿液生成及排泄状况。为临床供给更多的诊疗信息。

图

2-23 肾功能

测

定仪

三、多功能仪

多功能仪的构造与肾图仪近似， 可配有 4～6 个探头，设有 4～6 路丈量系统（图 2-24 ）。多功能仪的探测器采纳 γ 闪耀探头，晶体前分别装有张角型、聚焦型的准直器， 张角型准直器配有甲状腺探测的专用标尺。 整套系统可进行肾脏功能、甲状腺功能、膀胱节余尿量、心脏及脑功能等多项测定，一机多用。

图 2-24 多功能

仪

四、 探针

γ探针是一个小型γ探测器， 能够采纳适合的方法对γ探针或其外衣进行消毒，并能够带下手术室，在手术中使用。 探针是跟着前哨淋奉承研究的进展而发展起来的一种小型便携式 探测器（图 2-25 ）。往常是将淋奉承显像剂注入肿瘤内或肿瘤旁组织空隙，先采纳动向显像显示前哨淋奉承的地点、大小及散布。手术中采纳手持式γ射线探测器探测前哨淋奉承，外科手术医师可有的放矢的打扫前哨淋奉承。

图

2-25

探针

第

六节 体外

样本丈量仪器

体外样本丈量仪器是对样品或环境中的放射性进行相对或绝对定量的仪器，主要用于体外放射剖析及示踪实验研究等方面。 常用的体外样本丈量仪器主要包含 γ 计数器、液体闪耀计数器及活度计等。

一、γ 计数器

γ 计数器是由 γ 射线探测器和后续电子学线路构成， 探测器由闪耀晶体、

光导及光电倍增管构成。往常探测器的闪耀晶体设计为井型，也称为 γ 井型计数器，主要用于丈量样品的 γ 计数率或计数。丈量时将含有放射性样品的试管

置入闪耀晶体的“井中” ，待测样品被闪耀晶体包围，探测的几何条件凑近 4π，探测效率高，并且易于障蔽，本底计数低。后续电子学线路包含放大器、单道或

多道脉冲高度剖析器、准时记录器和显示打印等装置。常用的有

γ 免疫计数器

（图 2-26 ）及 γ 闪耀计数器等。 γ 免疫计数器多配有自动换样装置及电子计算机进行数据采集和办理， 能够对许多的体外放射剖析样本进行自动丈量及数据处

理。

图

2-26

γ 免

疫

计数器

二、液体闪耀计数器

液体闪耀计数器（ liquid scintillation counter

）采纳的闪耀体是液态，

也就是将闪耀体溶解在适合的溶液中， 配制成为闪耀液， 将放射性样品置于闪耀

液中进行丈量。 液体闪耀丈量基本可达到

4π 立体角的几何丈量条件， 主要用于

α 射线、低能 β 射线的丈量（如

能量低，射程短，易被空气和其余物质汲取的

3

H、 14C 等）。

液体闪耀计数探测的原理是放射性核素发射的射线能量，

第一被溶剂分子吸

收，使溶剂分子激发。溶剂将激发能量传达给闪耀体，使闪耀体分子激发，激发

态的闪耀体分子答复到基态时发射出荧光光子， 光子透过闪耀液及闪耀瓶壁， 输

入光电倍增管达成能量变换。 经事后续电子学线路放大、 剖析后，加以记录和显

示。配有电子计算机的液体闪耀计数器能够自动进行样品丈量及数据记录办理

（图 2-27 ）。

闪耀液是有机溶剂和闪耀体构成，闪耀体是闪耀液的溶质，也称为荧光体。

依据闪耀体的荧光特征及作用可分为两类： 第一闪耀体和第二闪耀体。 闪耀液中除了溶剂、闪耀体以外，有时还增添一些可增添闪耀液对含水样品溶解能力的助溶剂和改良计数效率的抗淬灭剂等。

液体闪耀丈量的效率与放射性能量在丈量瓶内的传达和变换过程有关， 任何影响能量传达， 使放射能减少， 甚至能量传达的中止， 致使丈量效率降落的现象称为淬灭。惹起淬灭的因素好多，主要有化学淬灭、颜色淬灭、光子淬灭（又称局部淬灭）等三大类。淬灭可致使丈量效率降落，工作中应该尽量防止。

图

2-27 液体闪

烁

计数器

三、活度计

活度计（ radioactivity

calibrator

）是用于丈量放射性药物或试剂所含放

射性活度的一种专用放射性计量仪器（图

2-28 ）。它主要由探测器、微电流前置

放大器、放大办理电路、 控制系统及软件平台等部分构成， 其探头为关闭式井型

电离室，采纳弱电流丈量系统构成的丈量装置， 用来丈量放射源发出的射线所产

生的电离电流。

图

2-28 活度计

第

七节 辐射

防备仪器

一、场所辐射剂量监测仪

场所辐射剂量监测仪是特意用于放射性工作场所的剂量监测装置， 拥有剂量率和累计剂量丈量、 超剂量声光报警、 阈值记忆和多点扫描数据管理等功能。 探测器安装在盘旋加快器室或其余辐射剂量较高场所，经过电子计算机系统控制，

可连结多路剂量监测， 进行多点辐射剂量监控。 盘旋加快器室内的辐射剂量监测仪与门锁连动，当室内辐射剂量超标时，门锁不可以翻开，防备人员进入。

二、表面污染检测仪

表面污染检测仪是用于检测放射性工作场所的作台面、地板、墙壁、手、衣

服、鞋等表面的放射性污染的仪器（图

2-29 ）。能够分别丈量 α、β、γ 放射

性污染状况，多为便携式，也有固定式。丈量结果以剂量率（ mR/h、 mGy/h）或每秒计数表示。

图

2-29 表面污

染

检测仪

三、个人剂量监测仪

（一）便携式剂量仪

便携式剂量仪（pocket dosimeter ）由从事放射性操作的工作人员随身携带，用于监测个人遇到的辐射剂量。便携式剂量仪（图 2-30 ）采纳电离室探测技术，使用时充以电荷， 当电离室遇到射线照耀时， 惹起空气电离， 使电离室内电荷减少。电离室内电荷减少的量与射线的照耀量成正比。 一般可探测到 100～200mR/h

（ 0.1 ～0.2cGy），探测能量范围 50keV~2MeV。

图

2-30 便携式

剂

量仪

（二）热释光剂量仪

热释光剂量仪是利用热致发光的拥有晶体构造的固体资料丈量核辐射的装

置。拥有晶体构造的某些固体， 常含有多种晶格缺点， 如一些原子或离子缺位或加入某些杂质等，它们能吸引异性电荷形成“圈套” 。放射线照耀这些固体资料后形成的电子（负电荷）和空穴（正电荷） ，被圈套能级俘获而处于亚稳态。检测时加热固体， 电子或空穴可获取足够能量从圈套能级中逸出， 与固体其余部分的异性电荷复合返回基态能级。在复合过程中的能量差即以光子形式开释出来。

开释出的光子量或发光强度在必定范围内与放射线照耀的剂量成正比。 开释出的

光子使光电倍增管产生光电流，经放大器放大，经过记录器记录。

热释光剂量仪主要用于个人积累剂量的监测方法。拥有体积小，重量轻，灵

敏度高，量程范围宽，丈量精度高，能量响应好，可测β、γ、

X、n 等多种射

线，受环境的影响小， 并可多次重复使用等长处。 往常制成盒式、 笔式、卡片式、

徽章式等（图 2-31 ），以方便从事放射性工作人员佩带。

图

2-31 热释光

剂

量仪

小结

核医学仪器主要由射线探测器和电子学线路构成。 射线探测器是能量变换装置，将射线能变换为能够记录的电脉冲信号； 电子学线路是记录和剖析这些电脉冲信号的电子学仪器。 放射性探测仪器主要有闪耀探测器、 电离型探测器、 半导体探测器及感光资料探测器四类， 此中闪耀型探测器由闪耀体、 光导、光电倍增管构成。电子学线路主要由放大器、脉冲高度剖析器、计数定量、记录、显示及供电线路等构成。

γ 照相机主要由准直器、闪耀晶体、光电倍增管、预放大器、放大器、

X-Y

地点电路、总和电路、脉冲高度剖析器及显示或记录器件等构成， 可进行平面显像。 SPECT是在 γ 照相机基础上，应用电子计算机技术增添了断层显像功能，

由探测器（探头）、机架、检查床和图像采集办理工作站四部分构成。 探头是 SPECT 的核心零件， 依据需要设计为单探头、 双探头及三探头。 拥有切合线路的双探头SPECT可达成部分高能正电子显像。 PET由机架、扫描床、电子柜、操作工作站、剖析工作站及打印设施等构成， 采纳一系列成对的互成 180 度摆列并与切合线路相连的探测器来探测正电子核素发生湮没辐射时发射出的方向相反、能量相等

（ 511keV）的两个 γ 光子而成像。 PET/CT及 SPECT/CT实现了功能代谢影像与

CT 解剖形态学影像的同机交融，互相印证，优势互补。跟着 CZT 半导体探测器的发展，心脏专用 SPECT及 SPECT/CT已经用于临床，乳腺专用 显像仪显示优秀的应用远景。

脏器功能测定仪主要有甲状腺功能测定仪、 肾脏功能测定仪、 多功能仪，γ

探针主要用于外科手术中探测前哨淋奉承转移灶。体外样本丈量仪器主要包含

γ 计数器、液体闪耀计数器及活度计。辐射防备仪器有场所辐射剂量监测仪、

表面污染检测仪、个人剂量监测仪等。

（王全师）

主要参照文件

1. Dominique Delbeke, R. Edward Coleman, Miltton J. et al: Procedure guideline for tumor imaging with 18F-FDG PET/CT 1.0﹡ .J Nucl

2.Boellaard R, O'Doherty MJ, Weber WA, et al: FDG PET and PET/CT: EANM

procedure guidelines for tumor PET imaging: version 1.0. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2010, 37(1):181-200.

3.David W. Townsend. Dual-Modality Imaging: Combining Anatomy

and Function. J Nucl Med 2008; 49:938 – 955.

4. Kipper MS and Tartar M. Clinical Atlas of PET. 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. 潘中允 . 适用核医学 . 北京：人民卫生第一版社， 2014 年.