第二章 核医学仪器

第二章 核医学仪器

核医学仪器是指在医学中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分布等一大类仪器设备的统称，它是开展核医学工作的必备要素，也是核医学发展的重要标志。根据使用目的不同，核医学常用仪器可分为脏器显像仪器、功能测定仪器、体外样本测量仪器以及辐射防护仪器等，其中以显像仪器最为复杂，发展最为迅速，在临床核医学中应用也最为广泛。

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闪烁测量的碘化钠晶体；1951年美国加州大学Cassen成功研制第一台闪烁扫描机，并获得了第一幅人的甲状腺扫描图，奠定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态显像成为可能，是核医学显像技术的一次飞跃性发展。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由于价格昂贵等原因，直到20世纪90年代才广泛应用于临床。近十几年来，随着PET/CT的逐渐普及，实现了功能影像与解剖影像的同机融合，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本原理

一、核射线探测的基本原理

核射线探测仪器主要由射线探测器和电子学线路组成。射线探测器实质上是一种能量转换装置，可将射线能转换为可以记录的电脉冲信号；电子学线路是记

录和分析这些电脉冲信号的电子学仪器。射线探测的原理是基于射线与物质的相互作用产生的各种效应，主要有以下三种。

1．电离作用 射线能引起物质电离，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一定关系，记录并分析这些电信号即可得知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 带电粒子能使闪烁物质发出荧光。γ光子在闪烁体中通过产生光电子、康普顿电子和电子对激发闪烁物质发出荧光。荧光光子经过光电倍增管转换为电信号并被放大，由后续的电子学单元分析、记录下来。如，闪烁计数器等。

3．感光作用 射线可使感光材料中的卤化银形成潜影，在进行显影处理时，将潜影中的感光银离子还原为黑色的金属银颗粒，感光材料形成黑色颗粒的数量与射线的量成正比。根据感光材料产生黑影的灰度及位置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

核射线探测仪器根据探测原理主要分为闪烁型探测器（scintillation detector）、电离型探测器（ionization detector）、半导体探测器和感光材料探测器。闪烁型探测器主要用于核医学显像仪器、功能测定仪器，体外β、?射线测量仪器等；电离型探测器主要用于测定放射源活度和辐射防护仪器。

（一）闪烁型探测器

闪烁型探测器是利用射线使荧光物质分子激发，激发态（excited state）的荧光物质分子回复到基态（ground state）时发射荧光光子的原理设计的探测器。闪烁型探测器由闪烁体、光导、光电倍增管等组成。是核医学仪器中应用最广泛的探测器。

1．闪烁体（scintillator） 闪烁体吸收射线能量后，闪烁体内的分子或原子被激发，并在回复到基态时发射荧光光子。闪烁体依据形态又分为固体闪烁探测器和液体闪烁探测器，其中晶体闪烁探测器（crystal scintillation detector）是核医学仪器最常用的固体闪烁探测器。液体闪烁探测器主要用于低能β射线、低能?射线及契伦科夫效应等测量，称为液体闪烁测量。晶体闪烁探测器的材料选择，

单光子探测多选用碘化钠晶体（NaI），在碘化钠晶体内按0.1% ~ 0.4%分子比加入铊（Tl）可以增加能量转换效率，提高探测效率。因此，碘化钠晶体通常表示为NaI（Tl）。碘化钠晶体透明度高、对射线吸收性能好、探测效率高，对核医学单光子显像最常用的核素99mTc的?射线的探测效率可达到70% ~ 90%。正电子探测选用锗酸铋（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，填充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，提高荧光光子进入光电倍增管的效率。

3．光电倍增管（photomultiplier tube，PMT） 是一种能量转换装置，可将微弱的光信号转换成电流脉冲（图2-1）。闪烁体发射的荧光光子经光学窗进入光电倍增管，在光阴极上打出光电子，离光阴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速，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速，并在它上面撞出更多二次电子，然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收集起来形成电流脉冲，每个倍增极的倍增因子一般为3 ~ 6，总倍增因子可以达到105 ~ 108。从阳极上得到的电子簇流与进入光电倍增管的闪光强度成正比，因而也与入射闪烁晶体的γ 光子的能量成正比，所以闪烁探测器是一种能量灵敏探测器。外界磁场能影响在倍增极之间飞行的二次电子的运动轨迹从而使倍增因子发生变化，因此在光电倍增管外面通常包裹着高导磁系数材料制造的磁屏蔽层以降低外界磁场的影响。

图2-1 光电倍增管工作原理

随着科学技术的飞速发展，光电倍增管也出现了全新设计，通过将低功耗数字电路集成到硅光电倍增管芯片，这种硅光电倍增管可以将探测到的光子直接转换成可通过芯片计数的超高速数字脉冲。硅光电倍增管可以实现更快、更准确的

光子计数，以及更好的时间分辨率，对于改善核医学影像仪器的性能具有重要意义。

（二）电离型探测器

电离型探测器是利用射线能使气体分子电离的原理设计的探测器，常采用玻璃、塑料或石墨等材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：射线使气体分子电离，在电场作用下，带正电荷的离子向阴极移动，带负电荷的离子向阳极移动，在电路中就可产生一次电压变化，形成一个电脉冲。电脉冲的数量及电信号的强弱与射线的数量及能量呈一定关系。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）等类型。

（三）半导体探测器

半导体探测器是20世纪60年代开始发展起来的探测器，主要采用半导体材料，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量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移动，形成的电脉冲，其强度与入射光子的能量成正比。目前，国外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，与传统的碘化钠闪烁体探测器相比，具有更高的能量分辨率。在常温下，CZT半导体探测器可以直接将γ射线转化成电信号。目前，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）感光材料探测器

利用射线可使感光材料感光的原理探测射线，根据感光材料产生黑影的灰度及位置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必须经过一系列电子学单元线路处理才能被记录和显示。最基本的电子学线路有放大器、脉冲高度分析器、计数定量、记录、显示及供电线路等。

（一）放大器

放大器包括前置放大器（preamplifier）和主放大器（main amplifier）两部分。由探测器输出的电脉冲信号很弱小，而且形状也多不规整，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进行放大、整形、倒相的电子学线路。

（二）脉冲高度分析器

脉冲高度分析器的基本电路是甄别器（discriminator），其作用是将幅度超过一定阈值的输入脉冲转化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，但其高度明显低于射线所产的脉冲信号，因此设置适当的阈值可减少本底对测量的影响。甄别器的测量方式为积分测量。

实践中常将两个或多个甄别器联合使用，其中最简单、最常用的是单道脉冲高度分析器（single channel PHA）（图2-2），它由上、下两路甄别器和一个反符合电路（anti-coincidence circuit）组成。如果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，才能触发反符合线路而输出，不符合这一条件者，就不能触发符合线路而不能输出。这种测量方式称为微分测量。如果将下限阈值V与上限阈值V+?V之间形成的阈值差?V看成一个通道，上下两路甄别阈的差值称为道宽（channel width），也称为能量窗宽。根据待测放射性核素射线的能量调节脉冲高度分析器的高度和“道宽”或“窗宽”，选择性地记录目标脉冲信号，排除本底及其他干扰，可提高探测效率，脉冲高度分析器也可以用于测量射线的能谱。

图2-2 单道脉冲高度分析器工作原理

核射线探测仪器是由上述核射线探测器和电子学线路组成（图2-3）。

图2-3 放射性测量仪器的组成示意图

第二节 γ照相机

γ照相机（γ camera）于1957年由Hal Anger研制成功，因此也称为Anger型γ照相机。γ照相机可以显示放射性药物在机体内的分布及代谢状况，获取放射性药物在特定脏器或组织内的转运和分布信息，以二维图像的方式反映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）、闪烁晶体、光电倍增管（PMT）、前置放大器、放大器、X-Y位置电路、总和电路、脉冲高度分析器（PHA）及显示或记录器件等组成（图2-4）。

图2-4 γ 照相机示意图

一、准直器

准直器位于探头的最前面，介于闪烁晶体与患者之间，主要由铅或钨合金等重金属制成，其中贯穿有为数不等、类型不同的孔。准直器只允许特定方向γ光子和晶体发生作用，屏蔽限制散射光子，以保证γ照相机的分辨率和信号定位的准确性。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括孔数、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、灵敏度和适用能量范围等性能。

1．准直器的空间分辨率 空间分辨率表示对两个邻近点源加以分辨的能力，通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．准直器的灵敏度 灵敏度定义为配置该准直器的γ照相机探头测量单位活度（如1MBq）的放射性核素的计数率（计数／s）。准直孔越大，灵敏度越高；准直器越厚，灵敏度越低；孔间壁越厚，灵敏度越低。

3．适用能量范围 主要与孔间壁厚度有关，厚度0.3mm左右者适用于低能（＜150keV）γ射线探测，1.5mm左右者适用于中能（150 ~ 350keV） γ射线探测，2.0mm左右者适用于高能（＞350keV） γ射线探测。

4．准直器的类型 按几何形状分为针孔型、平行孔型、扩散型和会聚型四类。按适用的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灵敏型、高分辨型和通用型（兼顾灵敏度和分辨率的一类准直器）三类。

二、闪烁晶体

NaI(Tl)晶体是目前应用最为广泛的γ照相机闪烁晶体。选用NaI(Tl)晶体探测γ射线，主要是由于碘具有高密度（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接近100%。但是该晶体吸湿性较强，吸收水后晶体变黄，导致穿透进入PMT的光子减少，因此通常将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的光阴极。NaI(Tl)晶体容易破碎，使用中必须小心。放置NaI(Tl)晶体的房间温度必须恒定（每小时变化在≤3℃），温度的急剧变化会导致晶体碎裂。

晶体厚度对射线的探测效率及图像的分辨率有明显影响。增加晶体厚度可增加射线被完全吸收的概率，可提高探测灵敏度，但是也增加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，在选择闪烁晶体厚度时，要兼顾探测效率与图像分辨率。

三、光电倍增管

光电倍增管的数量与γ照相机探头的大小及形状有关，光电倍增管的形状也不仅是圆形，还有正方形、六角形等，这样可缩小光电倍增管排列间的间隔，减少死角。这些光电倍增管均匀地排列在晶体的后面，紧贴着晶体。当射线进入晶体，与晶体相互作用产生的信号，被该部位一个或多个光电倍增管吸收，转变成电压信号输出。由这些输出信号的综合和加权，最终形成显像图。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。光电倍增管的数量多少与定位的准确性密切相关。数量多则探测效率和定位的准确性就高，图像的空间分辨率和灵敏性也高，图像质量就能得到很大的提高。

四、X-Y位置电路

一个γ光子在晶体中产生多个闪烁光子，可以被多个光电倍增管接收，各个光电倍增管接收的闪烁光子的数目随其离闪烁中心（γ光子处）的距离增加而减少，输出的脉冲幅度也较小。在晶体中发生一个γ闪烁事件，就会使排列有序的

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位置电路，经过权重处理就可以得到这一闪烁事件的位置信号。光电倍增管数目越多，图像上所有脉冲的X-Y位置精度越好，即图像空间分辨率越好。

五、脉冲高度分析器

光电倍增管输出的电压脉冲高度与射线的能量成正比，脉冲高度分析器就是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，因此，采用脉冲高度分析器可以选择待测射线的能量。在临床工作中，可根据所应用的放射性核素发射的射线能量调节脉冲高度分析器，设置窗位和窗宽，选择性地记录特定的脉冲信号，排除本底及其他干扰脉冲信号。在设置能窗时，窗位中心要对准目标射线的能峰，窗宽要基本包括整个光电峰。通常窗宽设置为20％。例如，采用

99m

Tc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-数转换器

模-数转换器（ADC）是将γ照相机输出的模拟信号转化为数字信号的装置，转化后的数字信号才能进行电子计算机处理。常用的 ADC为 8位和 16位，即将一个模拟信号转换为8位或16位2进制数。ADC位数影响图像空间分辨率，一幅相同大小的图像，转换位数越多，图像就越精细。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照相机的探头是采用两个互成180°的平板探测器组成，包括闪烁晶体探测器和近几年发展起来的CZT半导体探测器（图2-5），由于设计和性能的改进，提高了设备的分辨率。采用99mTc-MIBI为显像剂，对乳腺进行显像检查。临床应用结果显示，乳腺专用γ照相机对乳腺癌的检出灵敏度与钼靶X线机相近，可弥补钼靶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结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加了断层显像功能，就如同X线摄片发展到X线CT一样，是核医学显像技术的重大进步。SPECT断层显像克服了γ照相机平面显像对器官、组织重叠造成的小病灶掩盖，提高了对深部病灶的分辨率和定位准确性。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，对解剖结构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有机地融合在一起，实现了功能代谢图像与解剖结构图像的同机融合，一次显像即可获得SPECT功能代谢图像，又能获得CT解剖结构图像及SPECT/CT融合图像，实现了两种影像学技术的同机融合，优势互补，为临床提供更多的诊断信息。同时还可利用X线CT扫描数据对SPECT图像进行衰减校正。

一、SPECT

SPECT由探头（探测器）、机架、检查床和图像采集处理工作站四部分组成，探头是SPECT的核心部件，根据临床需要设计探头数目，通常为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完成。结构简单、价格便宜，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），根据两个探头的相对位置分为固定角和可变角两种。固定角90度是指两个探头相对位置为90度，专门为心脏检

查设计的机型。固定角180度为探测器位于相对180度的位置，主要用于全身扫描，如全身骨扫描及SPECT断层显像等。目前，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，以满足不同脏器的显像检查。另外，还有一种双探头SPECT设计为悬吊式探头，这种悬吊式设计使得探头摆放和成角更加灵活。

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。

图2-8 三探头SPECT

（四）心脏专用SPECT

心脏专用SPECT的探头是采用半环状（180°）排列的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，提高了检查速度，可进行动态断层采集及动态门控断层采集，避免了运动伪影，提高了仪器的性能。

图2-9 心脏专用SPECT

（五）双探头符合线路断层显像仪

双探头符合线路断层显像仪（dual-head tomography with coincidence，DHTC）具有两个探头，配备符合探测电路及X线或γ射线的透射衰减校正装置（图2-10）。双探头符合线路断层显像仪可完成常规单光子核素SPECT显像，也能完成正电子核素显像。对于DHTC探头的NaI(Tl)晶体设计必须兼顾高能和低能两

类核素的有效探测，晶体太薄将明显降低高能正电子核素的探测效率，因此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符合线路显像虽然能够完成部分正电子显像（主要是18F），但是其分辨率低，采集时间长，并且不能绝对定量，因此不能代替PET使用。

图2-10双探头符合线路断层显像仪

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。缺点是超高能准直器极为笨重，探测灵敏度低，图像分辨率低。

二、SPECT/CT

SPECT/CT是SPECT和CT两种成熟技术相结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融合。一次显像检查可分别获得SPECT图像、CT图像及SPECT/CT融合图像，可以采用X线CT图像对SPECT图像进行衰减校正。

SPECT/CT中SPECT与CT的结合有两种设计方式，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是采用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）。提高了仪器的整体性能，可将SPECT心肌血流灌注显像信息与高端螺旋CT解剖形态信息，特别是冠状动脉是否狭窄及

狭窄程度信息相融合，可从冠状动脉和心肌血流灌注两个层面对心脏进行评价，为临床提供更全面的诊断信息。

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的图像采集根据临床需要可进行静态采集和动态采集，平面采集和断层采集，局部采集和全身采集，以及门控采集等。其中断层采集是利用SPECT探头绕患者旋转180° ~ 360°，每隔一定角度（3° ~ 6°）采集1帧图像，获得靶器官各个方向的放射性分布信息，经过电子计算机重建断层图像。根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野分割成若干正方单元，以X和Y方向分割数表示，如64×64，128×128，256×256等。在一定范围内矩阵越大，图像的分辨率越高。分辨率最终受到探头系统分辨率的限制，因此，像素的大小等于1/2 FWHM（半高宽）最为合适。旋转型γ照相机的FWHM多为12 ~ 20mm，因此要求像素为6 ~ 10mm，对大视野探头采用的是64×64矩阵。如果矩阵增到128×128，每一像素的计数将会下降4倍，这会大大降低统计学的可靠性。采集模式包括字节模式(byte mode) 及字模式(word mode)。

四、SPECT的图像重建

由已知不同方向的物体投影值求该物体内各点的分布称为图像重建，也就是利用物体在多个轴向投影图像重建目标图像的过程。计算机从投影重建的断层图像是离散的、数字的，是很多像素组成的矩阵。重建算法可分为滤波反投影法（filtered backprojection，FBP）和迭代法两大类。

五、图像的衰减校正

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，例如，201Tl心肌灌注显像心肌中

201

Tl

发射的γ射线仅有25%能穿过组织器官到达前胸壁。人体躯干外围组织很厚，导致断层图像越靠近中心部位，γ射线衰减越多，计数损失也越多，肥胖病人尤明

显。SPECT断层重建算法忽略了人体组织对γ射线的衰减作用，使图像定量不准，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，衰减校正（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上同时获得透射（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分布图，对发射型断层图像进行衰减校正。SPECT/CT则是利用显像仪器自带的CT获得组织衰减系数分布图。

六、SPECT的质量控制和性能评价

SPECT的性能及工作状态是影响检查结果可靠性的重要因素之一，为了使SPECT的检查结果最大限度地接近真实，尽量消除差错或伪影，为临床提供客观、真实的诊断信息，就必须对仪器进行质量控制（quality control，QC）。SPECT的质量控制包括：均匀性、空间分辨率、平面源灵敏度、空间线性、最大计数率、多窗空间位置重合性、固有能量分辨率、旋转中心等。对于SPECT还应进行断层均匀性、空间分辨率、断层厚度、断层灵敏度和总灵敏度、对比度等质量控制。

为获得与临床实际相近的SPECT整体性能状况，可采用充有放射性核素的体模对仪器进行性能测试，得到图像对比度、显像噪声、视野均匀性、衰减校正的准确性等参数，对显像系统进行综合评价。

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融合，实现了PET和CT图像的同机融合。同时X线CT扫描数据可用于PET图像的衰减校正，提高了PET检查速度。随着科学技术的飞速发展，PET/MR也逐步应用于临床。

一、PET

（一）PET的组成

PET扫描仪是由机架（gantry）、扫描床、电子柜、操作工作站、分析工作站及打印设备等组成（图2-13）。

图2-13 PET扫描仪组成示意图

1．机架 机架是PET扫描仪的最大部件，由探测器环、棒源（pin source）、射线屏蔽装置、事件探测系统（event detection system）、符合线路（coincidence circuitry）及激光定位器等组成（图2-14），主要功能为数据采集。

图2-14 PET扫描仪机架结构示意图

（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探测器采用密度更高的晶体（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组成一个探测器组块（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个微小晶体组成。将多个探测器组块紧密排列组合成环状，若干个探测器环再排列成一个圆筒。探测器环数越多轴向视野越大，一次采集获得的断层面也越多。

（2）棒源：是将

68

锗（68Ge）均匀地封装在中空的小棒内，根据设备不同

可有1~3个活度不同的棒源；也有采用半衰期较长的137Cs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正。

（3）隔板（speta）：隔板包括2部分，一部分是探测器环两边的厚铅板，作用是屏蔽探测器外的射线；另一部分为厚度为1mm的环状钨板，位于探测器环与环之间，将轴向视野分隔成若干环，钨隔板的作用是屏蔽其它环视野入射的光子对，与准直器的作用相似；当进行3D采集时，将钨隔板撤出显像视野，取消这种屏蔽作用。目前，仅有3D采集模式的PET已经无隔板。

（4）其它：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光子事件传给符合线路。符合线路的作用为确定从事件探测系统传来的γ光子哪些是来源于同一湮没事件，并确定其湮没事件的位置。激光定位器用于患者

扫描定位。

2．扫描床 扫描床是承载检查对象，进行PET显像的部件。扫描床可根据检查需要移动，将检查部位送到扫描野。

3．电子柜 电子柜主要由CPU，输入、输出系统及内外存储系统等组成。主要作用是进行图像重建，并对数据进行处理及储存。

4．操作工作站及分析工作站 工作站主要由电子计算机和软件系统组成，它的作用主要是控制扫描仪进行图像采集、重建、图像显示和图像储存等。

5．打印设备 主要由打印机、激光照相机等图像输出系统组成。主要作用为输出图片或文字等资料。

（二）PET显像原理

1．湮没符合探测 采用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，这种正电子在组织中运行很短距离，即与周围物质中的自由电子相互作用，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探测是采用一系列成对的互成180°排列并与符合线路相连的探测器来探测湮没辐射光子，从而获得机体正电子核素的断层分布图（图2-15）。

图2-15 湮没符合探测原理示意图

2．双探头SPECT符合探测 双探头SPECT符合探测系统的组成与双探头SPECT相同，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。所不同的是符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符合光子。双探头SPECT符合探测系统采用电子准直。

图2-16双探头SPECT符合探测原理示意图

（三）PET采集的计数类型

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通过符合线路才能成为符合计数，一般单个计数中只有1%～10%成为符合计数。

2．真符合计数 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周围物质发生作用而改变方向。真符合计数是PET采集的有效计数。

3．随机符合计数 符合线路有一定的分辨时间限制，在限定的时间范围内，两个探测器采集到的任何无关的两个光子也会被记录下来。这种不是由同一个湮没辐射事件产生的两个γ光子出现的符合计数称随机符合计数。随机符合计数增加图像本底，降低信/噪比。

4．散射符合计数 γ光子在飞行过程中还会产生康普顿散射，γ光子与物质的一个电子作用，改变了电子动能的同时也改变了γ光子的运动方向，如果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符合计数。它虽然是一次湮没辐射事件，但反映出的位置不准确。

（四）PET图像采集

PET图像采集包括发射扫描（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、动态采集、门控采集以及局部采集和全身采集等。

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，正电子在组织内运行很短距离动能消失后即与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，确定示踪剂位置及数量的过程，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，隔板将来自其他环的光子屏蔽掉，只能探测到同环之间的光子对信号。3D采集是在撤除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野。3D采集探测到的光子对信号高于2D采集的8～12倍，使系统的灵敏度大大高于2D采集（图2-17）。但3D采集的散射符合及随机符合量也明显增多，信/噪比低，需要进行散射校正。目前PET主要采用3D采集。

图2-17 2D采集与3D采集示意图

（引自Michael N. Maisey主编的《Atlas of Clinical Positron Emission Tomography》）

（2）静态采集和动态采集：静态采集是临床最常用的显像方式。将显像剂引入体内，经过一定时间，当显像剂在体内达到平衡后再进行采集的一种显像方式；动态采集是在注射显像剂的同时进行的一种连续、动态的数据采集方法，获得连续、动态的图像序列，观察显像剂在体内的时间和空间变化，研究显像剂在体内的动态变化过程。

（3）门控采集：包括心脏门控采集和呼吸门控采集。心脏和呼吸运动具有周期性特点，利用门控方法采集心动、呼吸周期同步的同步信息，以消除心脏及呼吸运动的影响。

（4）局部采集和全身采集：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；全身采集主要用于恶性肿瘤的诊断及全身评估。

2．透射扫描 透射扫描是利用棒源围绕身体旋转，采集射线从体外透射人体后所剩余的光子。透射扫描和空白扫描的结果相结合可以计算得到组织的衰减系数。透射扫描的目的是对发射扫描数据进行衰减校正。

3．早期显像和延迟显像

（1）早期显像（early imaging）：显像剂引入机体后在组织脏器摄取的早期进行的图像采集，称为早期显像。不同的显像剂，被不同的组织脏器摄取、代谢的速度不同，早期显像的时间点也不一样；

（2）延迟显像（delayed imaging）：延迟显像是相对于早期显像而言，是指在早期显像后经过一定的时间间隔进行的显像。早期显像与延迟显像相结合，称为双时相显像（dual-time point imaging）。

（五）图像重建

PET图像重建常用滤波反投影法（filtered back-projection）和有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）两种方法。滤波反投影法属于解析变换方法类，其理论基础是基于傅立叶分片定理（Fourier slice theorem）。滤波反投影法的优点是图像重建的速度快，SUV计算准确；缺点是在放射性分布急剧变化的相邻部位出现明显的伪影，身体轮廓欠清晰、边缘有较多

模糊伪影，尤其是脑部外周更明显，图像质量欠佳。OSEM属于代数迭代方法类，是建立在两种迭代重建方法基础上的图像重建方法。优点是具有较高的分辨率和抗噪声能力，重建的图像解剖结构及层次清楚，伪影少，病灶变形少，定位及定量较准确，身体轮廓清楚，图像质量好（图2-18）。OSEM重建方法已基本取代了滤波反投影重建法。

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扫描仪处于最佳工作状态，获得准确的诊断数据及图像，必须对PET进行质量控制。不同制造商生产PET，推荐的质控项目及间隔时间不完全相同，一般包括以下项目：

1.空扫（blank scan） 空扫是每个工作日病人显像前必须进行的质控项目。空扫是在扫描视野内没有其他物品的条件下，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，并与透射扫描一起用于PET图像的衰减校正。

2．符合计时校准（coincidence timing calibration） 符合计时校准是采用低活度棒源，校准各个信道的符合时间差异，一般每周进行1次。

3．光电倍增管增益调节（PMT single update gain adjustment） PMT增益调节包括位置增益和能量增益两部分。位置增益调节是校准晶体的光子信号与光电倍增管之间空间位置；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） 归一化校准是采用棒源进行360°扫描，测量各个晶体的探测灵敏度差异，用以校正发射扫描数据。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）。具体方法是将100MBq的正电子核素（如18F）注入1个柱状中空模型（体积为5640ml），

并用水补充填满模型，计算比活度（Bq/ml），并对模型进行PET显像，获得35帧图像，在35帧图像内画感兴趣区（ROI），即可得到ROI放射性计数值（counts/pixel），据此，可以得到这两个单位之间换算的校准参数。主要用于单位转换，对病变进行定量或半定量分析，如计算标准化摄取值（standardized uptake value，SUV）等。

（七）PET的性能评价

美国电器制造商协会（national electric manufacturers association，NENA）于1994年制定了PET性能评价标准及测试方法NEMA NU 2-1994，2001年对其进行了更新，更新后版本为NEMA NU 2-2001。国际电工委员会（international electronic committee，IEC）于1998年制定了IEC61675-1 PET性能评价标准，此外，日本、澳大利亚、新西兰等国家也制定了相应的标准。2003年，我国颁布了《放射性核素成像设备性能和测试规则》第一部分：正电子发射断层成像装置（GB/T18988.1-2003）。PET的性能评价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，结果也有差异。目前，国际上多采用NEMA标准。PET性能参数测试主要包括空间分辨率、灵敏度、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射线对人体解剖结构的密度差异进行成像的断层显像技术。CT提供的信息可显示机体组织脏器解剖结构的改变，发现病变并可以确定其范围及与周围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断设备。

（一）PET/CT的结构及功能

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、图像采集和图像处理工作站（图2-19）。如果受检者在CT和PET扫描期间体位保持不变，重建的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解剖结构影像的同机融合。一次成像即可获得PET图像、CT图像及PET与CT的融合图像，使PET的功能代谢影像与螺旋CT的精细结构影像两种显像技术取长补短，优势互补，提高了诊断效能，同时采用X线CT采集的数据代替棒源透射扫描对PET图像进行衰减校正，大大缩短PET扫描时间。

（二）PET/CT的图像采集

PET/CT图像采集包括CT扫描和PET扫描，通常先进行CT图像采集，再进行PET图像采集。关于PET图像采集，发射扫描与前面所述的PET图像采集相同，但是采用棒源进行的透射扫描可由X线CT扫描代替，因此，可以不用进行PET透射扫描。在PET/CT检查中，CT扫描可以用于衰减校正、解剖定位或CT诊断。如果CT扫描仅用于衰减校正和解剖定位，可采用低毫安/秒设置，以减少病人的辐射剂量；如果用于CT诊断，建议采用标准毫安/秒设置，以优化CT扫描的空间分辨率。

（三）PET/CT的性能评价

PET/CT包括PET和CT，首先，应分别对PET和CT进行性能评价，再对PET/CT整体进行性能评价。PET性能评价方法及参数如前所述。CT性能测试按我国国家质量技术监督局与国家卫生部于1998年12月7日颁布的《X射线计算机断层摄影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，包括定位光精度、层厚偏差、CT值、噪声、均匀性、高对比分辨率、低对比分辨率、CT剂量指数、诊断床定位精度。

PET/CT整机的性能测试主要是采用PET图像与CT图像进行融合精度评价。目前，尚无权威机构制定的标准测试方法。

三、PET/MR

PET/CT显示了融合图像的强大优势，也预示了医学影像的发展方向。MR比CT具有更好的软组织对比度及空间分辨率，还能提供一些功能信息，如水弥散成像、灌注成像及磁共振波谱成像（magnetic resonance spectroscopy，MRS）等。因此，PET/MR可能为临床提供更丰富的解剖及功能代谢诊断信息。

目前，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，采用一套运送和支持系统将2个房间的设备连接起来以减少患者在两次检查间的体位变化，图像通过软件进行融合。二是将PET和MR以同轴方式分开置于两侧，中间设置一个可以旋转的共用扫描床，分别扫描PET和MR后进行图像融合（图2-20）。以上2种组合模式的问题是PET和MR分步采集，易产生体位变动，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，也是真正意义上的PET/MR。然而，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，还要能承受射频场影响的PET探测模块。PET探测器常规采用的PMT，磁场能使电子偏离运动轨迹，导致PMT不能正常工作。因此，解决PET和MR的相互干扰是关键问题，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材料插入导致的磁场不均匀、位于PET机架和电路板的传导结构内的梯度系统诱导涡电流产生，这些都会降低MR图像质量。另外，PET/MR一体机还要解决PET图像的衰减校正问题。PET/CT的衰减校正数据可通过将CT透射扫描图像转换为511keV的衰减系数图获得，PET/MR则无法提供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，而且一个旋转的含金属的发射源，无论是X线球管、棒状或点状都会与MR磁场产生串扰。同时MR是基于质子密度成像，不同于CT扫描是基于组织密度成像。因此，PET/MR要求采用MR扫描数据进行衰减校正的新方法。

图2-20 同轴分置式PET/MR

为解决PET的探测问题，尝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烁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。缺点是较长的光纤导致50% ~ 75%的光子丢失，降低了PET的性能。二是采用分裂磁体（split-magnet）低场强的MR制造PET/MR，将PET探测器置于场强几乎为0的磁体间隙内。缺点是低场强的降低了MR的性能。三是采用对磁场不敏感的雪崩光电二极管（avalanche photodiode，APD）代替PMT。经检

测在9.4T场强下，仍能保持APD的性能。APD探头为PET/MR一体机的研制提供了可能。

目前，PET/MR设计中的技术问题已基本得到解决。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。采用APD代替受磁场干扰的PMT，节省了空间，也解决了强磁场对PET探测器的干扰。将APD探测器植入MR磁体内，采用有效的屏蔽系统消除磁场对PET数据处理链的干扰，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部安全区域的电子学系统及连接两者的电缆组成。因此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。另外，一体化PET/MR要实现广泛的临床应用，必须突破传统MR线圈的限制。常规MR扫描会受到线圈及其扫描范围的限制，一次只能扫描一个部位，如果扫描多个部位，需要更换线圈和重新摆位；而常规PET显像多为全身扫描，两者难以相互匹配。MR的全景成像矩阵（Total Imaging Matrix，TIM）技术，实现了全身PET/MR的图像采集。TIM技术的特点是矩阵线圈概念，它允许在32个射频信道中最多组合102个线圈元件，通过加长的并行接收链来完成全身成像矩阵、自动病床移动、自动线圈开关控制以及在线技术，无需更换线圈及重新摆位，数据采集一次完成。TIM技术解决了PET/MR的全身扫描问题。

图2-21 PET/MR一体机

PET/MR尚处于起步阶段，难免会存在一些问题没有彻底的解决，如PET与MR探测器的相互影响，一方面PET探测器会影响MR磁场的梯度和均匀性，另一方面MR的磁场也会影响PET探测器的稳定；MR图像不是组织脏器的密度图像，采用MR对PET图像进行衰减校正的准确性还需要进一步在实践中验证。

第五节 功能测定仪器

脏器功能测定仪是采用γ闪烁探测器连接计数率仪或记录器组成，根据临床需要设计有一个或多个探头，一般均配有计算机处理系统。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随着时间变化而发生的动态变化，获得脏器以时间为横坐标、放射性为纵坐标的时间-放射性曲线。通过分析脏器的时间-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。随着前哨淋巴结探测研究的进展，使得γ探针在外科手术中探测淋巴结转移灶得到应用。

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、闪烁晶体、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，以限制探头视野屏蔽邻近组织的放射性干扰，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，评价甲状腺吸碘功能。

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，分别固定在可以多个方向移动的支架上，设有双路测量系统。肾图仪的探头由配有铅屏蔽壳和准直器的γ闪烁探测器连接计数率仪或记录器及电子计算机组成（图2-23）。肾图仪的准直器有圆型，也有长方张口改进型，特点是内侧壁和下壁增厚，其视野可包括肾脏，还能屏蔽对侧肾脏及膀胱放射性的干扰。

工作时肾图仪的两个探头分别对准左右肾脏，静脉注射通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，分析肾图曲线可以分别获得双肾血流灌注、分泌及排泄状况，对肾脏功能及上尿路的通畅情况进行评价。另外，也有肾图仪配有第三个探头，在测定肾脏功能时用于对准膀胱，可描记膀胱内放射性随时间的变化，可以评价双侧肾脏的尿液生成及排泄情况。为临床提供更多的诊断信息。

图2-23肾功能测定仪

三、多功能仪

多功能仪的结构与肾图仪类似，可配有4～6个探头，设有4～6路测量系统（图2-24）。多功能仪的探测器采用γ闪烁探头，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、膀胱残余尿量、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，可以采用合适的方法对γ探针或其外套进行消毒，并可以带入手术室，在手术中使用。?探针是随着前哨淋巴结研究的进展而发展起来的一种小型便携式?探测器（图2-25）。通常是将淋巴结显像剂注入肿瘤内或肿瘤旁组织间隙，先采用动态显像显示前哨淋巴结的位置、大小及分布。手术中采用手持式γ射线探测器探测前哨淋巴结，外科手术医师可有的放矢的清扫前哨淋巴结。

图2-25 ?探针

第六节 体外样本测量仪器

体外样本测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，主要用于体外放射分析及示踪实验研究等方面。常用的体外样本测量仪器主要包括γ计数器、液体闪烁计数器及活度计等。

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组成，探测器由闪烁晶体、光导及光电倍增管组成。通常探测器的闪烁晶体设计为井型，也称为γ井型计数器，主要用于测量样品的γ计数率或计数。测量时将含有放射性样品的试管置入闪烁晶体的“井中”，待测样品被闪烁晶体包围，探测的几何条件接近4π，探测效率高，而且易于屏蔽，本底计数低。后续电子学线路包括放大器、单道或多道脉冲高度分析器、定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闪烁计数器等。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处理，可以对较多的体外放射分析样本进行自动测量及数据处理。

图2-26 γ免疫计数器

二、液体闪烁计数器

液体闪烁计数器（liquid scintillation counter）采用的闪烁体是液态，也就是将闪烁体溶解在适当的溶液中，配制成为闪烁液，将放射性样品置于闪烁液中进行测量。液体闪烁测量基本可达到4π立体角的几何测量条件，主要用于能量低，

14射程短，易被空气和其它物质吸收的α射线、低能β射线的测量（如3H、C等）。

液体闪烁计数探测的原理是放射性核素发射的射线能量，首先被溶剂分子吸收，使溶剂分子激发。溶剂将激发能量传递给闪烁体，使闪烁体分子激发，激发态的闪烁体分子回复到基态时发射出荧光光子，光子透过闪烁液及闪烁瓶壁，输入光电倍增管完成能量转换。经过后续电子学线路放大、分析后，加以记录和显示。配有电子计算机的液体闪烁计数器可以自动进行样品测量及数据记录处理（图2-27）。

闪烁液是有机溶剂和闪烁体构成，闪烁体是闪烁液的溶质，也称为荧光体。根据闪烁体的荧光特性及作用可分为两类：第一闪烁体和第二闪烁体。闪烁液中除了溶剂、闪烁体之外，有时还添加一些可增加闪烁液对含水样品溶解能力的助溶剂和改善计数效率的抗淬灭剂等。

液体闪烁测量的效率与放射性能量在测量瓶内的传递和转换过程有关，任何影响能量传递，使放射能减少，甚至能量传递的中断，导致测量效率下降的现象

称为淬灭。引起淬灭的因素很多，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。淬灭可导致测量效率下降，工作中应当尽量避免。

图2-27液体闪烁计数器

三、活度计

活度计（radioactivity calibrator）是用于测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、放大处理电路、控制系统及软件平台等部分组成，其探头为封闭式井型电离室，采用弱电流测量系统组成的测量装置，用来测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 辐射防护仪器

一、场所辐射剂量监测仪

场所辐射剂量监测仪是专门用于放射性工作场所的剂量监测装置，具有剂量率和累计剂量测量、超剂量声光报警、阈值记忆和多点扫描数据管理等功能。探测器安装在回旋加速器室或其它辐射剂量较高场所，通过电子计算机系统控制，可连接多路剂量监测，进行多点辐射剂量监控。回旋加速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，门锁不能打开，防止人员进入。

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）。可以分别测量α、β、γ放射性污染情况，多为便携式，也有固定式。测量结果以剂量率（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，用于监测个人受到的辐射剂量。便携式剂量仪（图2-30）采用电离室探测技术，使用时充以电荷，当电离室受到射线照射时，引起空气电离，使电离室内电荷减少。电离室内电荷减少的量与射线的照射量成正比。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具有晶体结构的固体材料测量核辐射的装置。具有晶体结构的某些固体，常含有多种晶格缺陷，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“陷阱”。放射线照射这些固体材料后形成的电子（负电荷）和空穴（正电荷），被陷阱能级俘获而处于亚稳态。检测时加热固体，电子或空穴可获得足够能量从陷阱能级中逸出，与固体其他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释放出来。释放出的光子量或发光强度在一定范围内与放射线照射的剂量成正比。释放出的光子使光电倍增管产生光电流，经放大器放大，通过记录器记录。

热释光剂量仪主要用于个人累积剂量的监测方法。具有体积小，重量轻，灵敏度高，量程范围宽，测量精度高，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优点。通常制成盒式、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戴。

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组成。射线探测器是能量转换装置，将射线能转换为可以记录的电脉冲信号；电子学线路是记录和分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烁探测器、电离型探测器、半导体探测器及感光材料探测器四类，其中闪烁型探测器由闪烁体、光导、光电倍增管组成。电子学线路主要由放大器、脉冲高度分析器、计数定量、记录、显示及供电线路等组成。

γ照相机主要由准直器、闪烁晶体、光电倍增管、预放大器、放大器、X-Y位置电路、总和电路、脉冲高度分析器及显示或记录器件等组成，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加了断层显像功能，由探测器（探头）、机架、检查床和图像采集处理工作站四部分组成。探头是SPECT的核心部件，根据需要设计为单探头、双探头及三探头。具有符合线路的双探头SPECT可完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、分析工作站及打印设备等组成，采用一系列成对的互成180度排列并与符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融合，相互印证，优势互补。随着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?显像仪显示良好的应用前景。

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巴结转移灶。体外样本测量仪器主要包括γ计数器、液体闪烁计数器及活度计。辐射防护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）

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本文来源：https://www.bwwdw.com/article/1fb.html