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PET是目前最先进的核医学成像设备，常用的放射性核素有 11 C、 13 N、 15 O、 18 F等。这些核素的标记物可以参与人体的生理、生化代谢过程，准确地反映机体的代谢情况。加以这些核素的半衰期都比较短，检查时可给予较大的剂量，从而提高图像的对比度和空间分辨率。由于发射正电子核素的半衰期基本不超过2小时，又都只能由加速器生产，因此使用PET的机构必须自身拥有小型医用回旋加速器或是易于获得药物，还要有快速制备这些核素的标记药物设备，这是PET的主要缺点。
PET与SPECT的基本结构相同，主要由探测器、机架、控制台、计算机及外围等设备组成。被成像患者被置于环的中心，γ探测器被置于这个探测器环上，以环的几何中心为轴在360°空间处于几何对称的位置上。
PET探头的排列方式有平行块型，六角形阵列和环形排列三种，其中以环形排列最为常见。环状排列分为单环，双环和多环。每环有48、64、96、128、280个探头。环与环之间用铅制成的隔片屏蔽，处于环平面内的γ光子向任何方向飞行，都能被探测器截获。
正电子被电子俘获并发生湮灭而产生运动方向相反的一对γ光子，能量均为511keV。若有两个位置相对的γ闪烁探头，当上述γ光子对进入探头的时间差为8～12ns，可以判断两个脉冲来自同一次湮灭事件，湮灭点在发生闪光的两个闪烁晶体小块之间的连线上，该连线被称为响应线（LOR）。实现这一功能的电路被称为符合电路，符合电路是PET探头的重要组成部件。这种依靠两个光子的特殊方向和符合电路来实现的准直装置被称为电子准直。环形探测器上的每一块晶体与对面的一组晶体都有符合关系，形成一组扇形束的响应线，扇形束的宽度决定了PET的FOV，一般在环中心40%～50%的范围内。湮没辐射发生的位置限于这两个探头的有效视野内，故探头视野越小，信号的定位范围就越窄，空间分辨率就越高。PET对湮灭事件的能量选择通过设定测量系统的能量窗实现，根据511keV射线响应的幅度和脉冲形状，保证511keV事件进入，减少进入测量系统的偶然符合事件的计数。
符合电路能够排除探头视野之外的湮灭事件，但PET的各探测器环之间仍有隔片用以阻挡来自探测器环之外的γ光子。隔片可以将散射符合率从25%～40%减少到15%～25%。多环PET的隔片，既要不影响相邻环之间的交叉符合，又要尽量限制轴向的探测范围，减少假的符合计数。
PET探测器采用了模块技术。晶体在纵横两个方向进行切割，得到许多背后互相连接的小晶体块，也称之为探测器阵列。探测器阵列背面耦合有光电倍增管阵列，一个阵列常与4～6个光电倍增管组成一个模块，这种模块插入探测器环，构成PET系统的基本单元。每个单元都有独立的定位和读出电路，进行符合事件的定位和读出。PET或PET/CT产品中常见晶体材料主要有：NaI、BGO（锗酸铋）、LSO（硅酸镥）和GSO（硅酸钆）。NaI（Tl）晶体因为对511keV的γ光子探测效率较低，而且易于潮解，在PET中较少使用。BGO晶体、LSO晶体和GSO晶体各有优缺点：LSO晶体性能较好，其能量分辨率稍差，有自放射性；GSO较为均衡，抑制噪声能力强；BGO使用历史长，光输出率较低。
计算机统一控制和管理PET的工作参数、所有数据，还负责采集数据的修正、图像重建和结果显示的控制，提供PACS系统的相关接口。PET所使用应用软件包括：数据采集软件，实现校正因子采集、预置时间采集、预置计数采集、门控R波触发采集和双核素采集等；图像处理软件，进行均匀性校正、勾边处理和影像放大；用平滑和滤波函数等方法除掉数据采集时的噪声，增加影像的清晰度和反差；对影像进行叠加、组合和定量分析等；动态影像分析软件，例如局部脑血流的定量测定软件，在采集到的脑动态系列影像上勾画感兴趣区，产生时间-放射性曲线。
首先将正电子示踪剂，如氟18脱氧葡萄糖（ 18 F -FDG）注入被检查者体内。正电子示踪剂在体内发生衰变不断释放出正电子，正电子发射的时候能量很高，需要通过与人体组织中的核外电子互相碰撞，减少动能之后才能被电子俘获并发生湮灭反应。正电子动能慢化时离开发射体的平均距离，称为平均射程。随着正电子的能量增加，平均射程也会增加， 18 F正电子平均射程为0.7mm，一般核素的平均射程为2mm左右。
PET探测器捕获到体内的光子后，在晶体内部产生光输出，该输出被光电倍增管接收、放大、数字化处理，记录下符合事件的能量与空间位置信息。处理符合事件时，探测系统将不能收集新的γ光子计数，即会造成数据的丢失，这一过程所需时间称为死时间。PET在高速计数时，计数率丢失主要由系统死时间引起。解决死时间引起的计数率丢失有两个方法：采用更短闪烁时间的晶体、更快的处理电路；使用小型高效的光电倍增管，减少响应符合事件的光电倍增管的数目，通过减小独立探测单元的体积，减少符合事件遇上无效探测单元的概率。由于PET是左右对称的环形结构，并且用电子符合的方法得到湮没的光子对，可以不考虑散射等干扰，因此PET设备的图像分辨率高于SPECT设备。
扫描的方式分为2D与3D模式。2D采集是指探测环之间用铅挡块隔开，符合事件仅生在相同探测器环的内部，相应的3D模式进行采集时，探测器环与环之间没有阻挡。由于挡铅的存在，2D采集模式会丢失部分符合事件，造成符合事件率低于3D模式，灵敏度较低。3D模式灵敏度高，但存在有偶然符合事件，会使图像产生畸变，图像质量有所下降。研究表明，3D模式的灵敏度要比2D模式高5倍左右，同时偶然符合事件由2D模式的15%～20%增加到3D模式的30%～40%。为此需要采用高质量的晶体，缩短符合探测时间，以尽可能地排除偶然符合事件。
数据处理是根据采集到的信号，重建出示踪剂在体内分布的过程。扫描得到的数据是按层保存的，数据中包含了特定角度的信息，特定角度的采样值是这个角度上所有响应线值的线性积分。对于每一层投影数据来说，数据存储于X线摄影矩阵中，矩阵的行与列分别代表角度值与放射性采样。
二维重建算法与CT重建算法类似，主要有滤波反投影重建法和迭代算法。投影数据噪声较小的时候，滤波反投影法可以准确地重现示踪剂在体内的分布。其基本原理是：首先对角度数据进行傅里叶变换，然后在频域内采用ramp滤波器进行滤波处理，最后反变换为空间域图像，该方法重建速度较快。但是由于ramp滤波器去除图像星状伪影（高频噪声），增加图像空间分辨率时会放大噪声，特别是低计数数据采集时，该缺点较为明显。通常使用低通平滑滤波器加以补偿，通过设置其截止频率来消除数据的高频部分，但也会导致图像模糊，降低了空间分辨率。该算法经常用于噪声较小时的图像重建，例如头部图像。
迭代算法根据先验信息建立物理模型和目标函数，如噪声成分、衰减、不同探测器的特性等，通过反复迭代得到精确的重建图像。迭代算法有很多种，有的方法基于线性代数，有的基于统计学方法。使用统计学方法前，先需要建立用于描述放射性核素分布的统计概率模型：一个概率模型描述了从放射性核素浓度通过断层成像时的坐标变换和其他物理过程得到光子计数的分布，称为光子计数模型。另一个概率模型描述了放射性在空间的概率分布，称为放射性核素浓度先验模型，建立先验模型时应该适当考虑医师对于放射性核素浓度在脏器重分布的知识，以及脏器的尺寸和形状。但是这种基于医学的知识很难解析地表达，研究人员只考虑局部属性（相邻像素），从而得到简化的模型。建立了以上两个模型后，就可以使用最大似然估计（ML）、期望值最大算法进行图像重建，大致步骤如下：先假定一个初始图像 f （0）；计算该图像的投影 d ′；同测量的投影值 d 相比；计算纠正系数并更新 f 值；满足停止规则时，迭代中止；如果不满足，则由新的 f 作为 f （0）从2重新开始。上面的步骤仅仅是一般的过程，不同算法所对比的方法不同，纠正的系数也不同，但总的来说都是将估计值与实测值相比较，从而纠正估计值。迭代算法的最大优点是不影响空间分辨率的情况下，噪声的干扰较小，而且因为初始条件为非负值，故重建数据都将是正值。缺点是收敛到理想优化值的迭代次数较多，重建速度较慢，影响了临床的应用。
OSEM算法改进了MLEM算法，其目标函数是似然函数的数学期望，但将投影集分成若干个有序的子集，然后按照一定的顺序对各个子集单独迭代。所有子集迭代完一次就完成了一次整体的迭代，从而减少了计算量，加快了图像重建速度，在PET图像重建中被广泛地应用。
三维重建方法是对三维扫描模式下得到的数据直接进行图像重建的方法。响应线数据中的轴向角与扫描机架几何形状有关，例如，一个具有N个探测环的探测器，3D扫描得到N个与轴向相垂直的sinogram矩阵，N×N个倾斜sinogram矩阵，而2D扫描模式仅有2N - 1个sinogram矩阵数据。因此，三维扫描的数据量远大于二维扫描获取的数据量。为了提高运算速度，减少运算量，通常先将三维数据重组成二维数据，再用二维重建方法得到各断层图像。
单层重组算法忽略了响应线与断层平面间的夹角，将其等同于位于两个探测器环中间平面上的响应线，如果将所有的响应线都作此处理，就将三维数据重组为二维数据。其优点是速度很快，而且可实现在线重组。其缺点是偏离视野中心区域的空间分辨率有所降低。这是因为对于每一条响应线而言，源在该线的何处是未知的，如果硬性假定它位于中间平面上势必引起误差，经过同一个点源的两条响应线可能会被重组到两个不同的平面，所以单层重组后的数据是不一致的。一般而言，单层重组算法要进行轴向滤波来去除这种因数据不一致而引起的图像畸变。该方法对于头部扫描这种放射源离扫描中心轴较近的情况效果比较好，而对于其他情况尤其是放射源离轴较远且解剖结构复杂的扫描，成像质量不是很理想。
傅里叶重组算法是在频域内，利用sinogram矩阵频率与距离的关系进行计算，该重组算法对放射源的轴向定位的估计更加准确，可以很大程度上减少因离轴而造成的图像变形。
将PET和CT两种检查设备整合到一起，即形成PET/CT技术，提高病灶定位的准确性和对病灶的定性诊断能力，同时缩短检查时间。
精确的病灶定位可以减少PET检查的假阳性和假阴性，提高肿瘤诊断、分期和治疗评估的准确性，并拟定更为有效的治疗计划。PET/CT的优势还体现在指导放疗计划的制订。目前，适形调强放疗多使用CT模拟机进行放疗计划，但CT图像难以区分肿瘤组织与炎症、坏死和瘢痕组织，PET则很容易区分不同性质的病变，从而确定更精确的放射治疗靶区和放射治疗剂量。对于心脏检查，高速多排CT可以显示血管的狭窄和钙化情况，而PET可以显示心肌的血流灌注和代谢情况，将不同信息相互融合和比较，有利于更全面地了解心脏的情况，从而选择更有效的治疗方案。
PET与CT的结合还可以大大缩短PET的检查时间。一般专用PET检查需要约1小时，其中约1/ 3的时间用于采集衰减校正图像。例如，使用68锗棒源进行衰减校正，每个床位需要增加3～4分钟，完成躯干检查（5～6个床位）需约20分钟。CT图像用于衰减校正，同样的检查范围仅需约1分钟，从而缩短检查时间。保证灵敏度和分辨率不变的情况下，采集时间的缩短可以带来一系列的好处：首先，同样的时间可以检查更多的患者，提高仪器的使用效率；其次，常用正电子药物 18 F半衰期仅为110分钟、生产成本高，缩短时间使同样的药物量可用于更多的患者，从而降低成本，也使得用 11 C等更短半衰期（20分钟）PET药物进行全身显像成为可能。此外，缩短检查时间也降低了患者检查时发生移位的可能，减少CT和PET图像的伪影，减少图像融合时的误差。
PET/MRI技术整合了PET和MRI二种成像技术的优势，可同时提供MRI的解剖信息（特别是对软组织的显像非常清晰）和PET的功能代谢信息。
PET与MRI的组合方式可按采集系统的相对位置分为位置独立型、检查床连接型和同机融合型。
位置独立型是指二个图像采集系统完全分离，机架分别位于二个检查室或在同一检查室用活动门隔开，患者完成一次显像后穿过活动门或进入第二个检查室进行第二次显像。系统的安装位置和二次检查的时间间隔较为灵活，但总的检查时间较长。同时，对图像融合软件的要求高，容易受空间分辨率、旋转角度、位移距离、失真程度、部分容积效应、非刚性器官的形变等影响。
检查床连接型指用可快速移动检查床连接PET和MRI的探头，先后在PET和MRI进行图像采集，检查时间稍长。由于PET和MRI采集系统距离不超过2.5米，容易按照其相对空间位置完成对图像数据的位置校正，但患者的自主或非自主移动仍会造成图像失真。
同机融合型是指PET和MRI的采集探头合二为一，将光电倍增管替换为不受磁场影响的雪崩光电二极管，由雪崩光电二极管、硅酸镥晶体和相关电子元件组成PET探头。雪崩光电二极管提供的最佳图像质量稍逊色于光电倍增管，在非恒温工作环境会出现信号漂移，造成伪影和探头敏感性下降。与此同时，MRI射频线圈也需要专门设计，由MRI线圈的电子元件造成的正电子衰减，通过将各个线圈的MRI扫描数据带入重建算法来解决。同机融合型的PET/MRI设备，可以实现PET和MRI同时采集，提供较其他影像学方法更为丰富的信息。
模拟正电子衰减情况的空间分布，是重建放射性示踪剂在组织中的真实分布，进行PET图像重建的先决条件。不同于CT可以提供组织衰减密度信息，MRI提供的信息为质子密度和弛豫时间，与组织对正电子的衰减能力无直接关联。例如骨骼和空气分别有着最高和最低的正电子衰减系数，在MRI上却同为低信号。PET数据的衰减校正是PET/MRI设备的弱点。基于MRI数据进行PET衰减校正的方案，是根据MRI信号强度及其空间位置，与数据库图像进行匹配，根据组织器官的衰减密度先验信息，生成“伪CT”图像数据，最终实现衰减校正。
（张剑戈 朱黎明）