第四章　γ照相机与SPECT系统

第一节　γ照相机系统

一、基本构成与工作原理

（一）基本构成

γ照相机系统由四大部分组成。准直器：其功能是界定响应线（LORs）；探测器：其功能是测量入射的γ光子，包括闪烁晶体、光导、光电倍增管阵列和前端电子学部分；计算机系统：其作用是处理数据并组成图像；支架系统：其作用是支撑γ照相机探头和患者，并使其按程序移动。准直器和探测器等构成可单独运动的部分，称为探头。

（二）工作原理

来自患者体内的γ光子通过准直器入射到探测器的闪烁晶体，γ光子在晶体中产生闪烁光，经过光导后被各个光电倍增管接收。对每一次闪烁，各个光电倍增管接收的闪烁光子的数目随其离闪烁中心的距离增加而减少，其输出的电脉冲幅度也因此而不同。位置电路根据各个光电倍增管的输出脉冲幅度定出闪烁中心的位置，能量电路累加各个光电倍增管的脉冲，作为能量信号由脉冲幅度分析器处理，以选择显像γ光子的能量。如果γ光子的能量落在能量窗内，则脉冲幅度分析器输出一个脉冲。计算机作为γ照相机的图像处理和显示系统，对一个能量在预定范围内的γ光子，计算机以位置信号的数值为索引找到图像矩阵中对应的像素，将其中的计数增加1。记录足够多的γ光子，图像矩阵中的计数分布就能代表受检者体内的放射性核素分布。通过色表，将计数分布变为亮度或颜色的分布显示在计算机屏幕上，形成图像。

二、准 直 器

（一）准直器的构成与功能

准直器是用高原子序数的材料组成，例如铅或铅钨合金等，其间有一组细孔，允许γ光子通过。准直器安装在探测晶体前面，其作用是对闪烁事件初步定位。准直器是以光子运行的方向来甄别射线，平行于准直器孔或角度偏差在许可范围之内的射线被探测器接收，而其他方向的射线被屏蔽。准直器每个孔对射线的探测响应呈锥形，锥形的直径与探测距离成正比。

准直器的制作方法分为浇铸型和叶片型。浇铸型准直器的制作过程是用铅溶液灌注模具，适用于中、高能准直器。叶片型准直器的制作过程是将冲压好的铅片组合在一起，适用于低能准直器。了解准直器的结构有助于判断相关的伪影。

（二）准直器类型

根据能量将准直器分为高能准直器、中能准直器和低能准直器。160keV以下属于低能，160～250keV属于中能，250keV以上属于高能。高、中、低能准直器构造的区别取决于使用材料、孔间隔的厚度和准直孔的纵横比。各个能量级的准直孔间隔应该能阻止相应能量射线的穿透。

根据几何形状可将准直器分为平行孔准直器、聚焦孔准直器、扩散孔准直器和针孔型准直器（图4-1）。平行孔是最常用的准直器，它的孔是平行的，因此图像的大小与物体是一一对等的。聚焦孔准直器的焦点在准直器的前面，因而它的图像是放大的。平行孔与聚焦孔准直器检查小脏器的效果非常好，比如心脏、头颅等。用于大视野γ相机时，它们的分辨率与噪声的兼顾性非常好。扩散孔的聚焦点位于准直器后面，因而它的图像是缩小的，扩散孔适合于使用小视野γ相机检查较大脏器时，它的分辨率与噪声兼顾性较差，临床使用率较低。针孔准直器用一个很小的孔眼来限定γ射线的入射方向，它类似于锥形准直器，不同点是焦点平面位于成像平面与成像物体之间，是典型的倒置成像。如果成像平面到焦点的距离大于针眼到物体的距离，则图像是被缩小的，反之是放大的。当物体靠近针眼时，它的分辨率与噪声的兼顾性非常好，因而检查小脏器如甲状腺或小动物的效果非常好。针孔准直器的另一个优点是它的单一针孔，针孔能够决定射线的穿透率和散射量，如果用高密度、高原子序数的材料制作针孔，如钨、金或贫鈾，就可以降低穿透与散射，这也非常适合于高能射线如131 I。另外，针孔的孔径是可选的，这也为实际工作中强调分辨率抑或强调灵敏度带来方便。针孔准直器的缺点是降低了探测效率，多针孔准直器可以部分弥补这种不足。

（三）准直器性能参数

FWHM（响应曲线高度一半处的宽度）和FWTM（响应曲线高度十分之一处的宽度）用来表征准直器分辨率。FWHM值与探测距离成正比，并与不同的探测距离呈线性关系（图4-2）。FWTM更有利于评估间隔穿透和散射的量。FWHM与FWTM的关系是：FWTM/FWHM大约等于1.86。

准直器灵敏度用每单位时间通过的γ光子的计数表示，比如每MBq每秒的计数值。一般情况下能够通过准直器的光子约占射线总量的10-4～10-3。平行孔准直器的灵敏度受两个因素的影响，即孔的立体角和孔口面积与孔间隔的比例。平行孔准直器平衡了灵敏度在近距离下降（可用孔少）与在远距离上升（可用孔多）两者之间的关系，因而不受探测距离的影响。

频率响应是理解准直器的一个重要参数，用准直器的调制转换函数来描述。不同准直器有不一样的频率响应，高频信号衰减过多会导致图像细节（分辨率）的丢失。

准直器孔的形状是另一个重要参数，圆形孔的优点是在各个方向的分辨率都一致，其不足是由于有限的曝光空间和相对较大的间隔厚度致使灵敏度下降。六角形孔的优点除了在各个方位的分辨率一致以外，其灵敏度也优于圆孔准直器，所以六角形孔准直器应用最广泛。方形孔准直器适合于切割成方块的晶体，其灵敏度较好，但分辨率在各个方向不一致。

（四）准直器的合理应用

目前临床应用最多的是平行孔准直器，而针孔准直器的独特功能也使其处于不可或缺的地位。平行孔准直器的最佳分辨率在准直器表面，临床应用时务必使探测距离越小越好，探头尽可能贴近患者。针孔准直器的图像大小随探测距离而变化，或放大或缩小，临床应用时要对成像器官设置参考探测距离。

三、闪烁晶体

闪烁晶体的作用是将入射到晶体的γ射线转换成光电倍增管可以探测的低能可见光子。γ光子入射到闪烁晶体后，以光电效应和康普顿散射效应的方式将能量转移给晶体内的某个电子，使此电子从轨道逸出。逸出电子沿途激发其他原子（图4-3），被激发的原子退激时以两种方式释放多余能量：或转交给其他电子，或释放可见光。以NaI（TI）晶体为例，纯净的NaI晶体在室温下第一种方式多于第二种方式，如果晶体内加入少量的铊（TI），铊原子就会有效地吸收释放出的能量，使多余的能量以3eV的闪烁光子形式释放。评价晶体的主要指标包括物质密度、有效原子序数、光输出、闪烁光子衰减时间、可见光的波长等。其他的考虑因素是原材料的成本、制作成大晶体的难易程度以及对环境要求情况。综合以上所有因素，γ照相机的最佳晶体是碘化钠[NaI（TI）]。

入射射线在晶体内作用位置的判断主要取决于可见光的横向分布位置。因此晶体的制作工艺非常重要，其结构缺陷处会吸收闪烁光子，从而影响射线能量与位置确定的精确度。现代γ相机NaI（TI）晶体的尺寸可以做到60cm×40cm，由于NaI（TI）晶体易潮解，需要用保护外壳密封。晶体后端的保护壳材料是光化玻璃，以保证晶体中产生的闪烁光能顺利传播到后面的光导或PMT，我们称其为出射窗。为了减少光子折射，出射窗的折射系数要尽可能与晶体和光导或PMT入射窗的折射系数（1.5）相匹配。保护壳的其他几面必须完全避光，一般选用薄铝片制成，其内层涂有反光材料，可以帮助收集更多的闪烁光子，有利于提高能量分辨率。

晶体的厚度主要影响γ相机的固有分辨率与灵敏度，选用晶体时要兼顾这两个因素。增加晶体的厚度可以增加探测到入射γ光子的概率，提高探测灵敏度。但是，增加晶体的厚度会降低γ相机的固有分辨率，因为光子分布位置随着它在晶体的作用深度不同而变化，作用深度在厚晶体时变化范围增大，从而导致光子分布位置差异加大，同时也使光子横向分布位置的不确定性增加。晶体厚度与固有分辨率之间的变化关系是复杂的，其影响因素还包括晶体表面的处理、PMT阵列以及计算方法。对γ照相机实际测量相关研究资料显示：在晶体厚度分别为0.953cm（3/8英寸），1.587cm（5/8英寸）和2.54cm（1英寸）时，对于能量为140keV的射线，其FWHM分别为3.5cm，3.9cm和5.2cm。主要用于探测99m Tc（射线能量为140keV）的γ照相机的晶体厚度是3/8英寸；而兼顾511keV符合探测的SPECT的晶体厚度是1英寸，后者属于过渡产品，目前已基本淘汰。

晶体的光子输出是一个非常重要的参数，它属于闪烁材料的特性，即入射射线在晶体内每单位能量产生的可见光子数量。总的光子数是与作用于晶体的射线能量成正比的，因此可以用它来计算射线的能量。闪烁光子数量越大，光子平均量的变异系数就越小，计算的射线能量就越准，所以晶体的光输出越高，其能量分辨率就越好。闪烁光子在PMT阵列的分布情况用于计算射线在晶体作用的位置，阵列中每一点收集的光子数与光输出成正比，因此光输出越大，光子位置的计算就越精确，固有分辨率就越好。NaI（TI）晶体的光输出非常高，这也是其被广泛用于γ相机的重要原因之一。NaI（TI）晶体的主要不足是其密度和有效原子序数较低，目前它主要用于中、低能γ射线的探测，对于需要探测511keV的γ射线的PET来讲，NaI（TI）不是一种理想的晶体，现在已经不再用于PET探测器。

四、PM T阵列

PMT是一个没有灯丝的真空管，其作用是将闪烁光子转换成电脉冲，具有价格适中，增益大等优点。PMT由光阴极、打拿极和阳极三部分组成，其中打拿极通常有9～13个。晶体产生的闪烁光子打到光阴极上，光阴极涂有光敏感的光电转换材料，光阴极打出的电子经打拿极逐级放大，最终在阳极输出毫伏级的电脉冲。

倍增系数是PMT的主要参数，通常为310～312。另一个参数是暗电流或噪声脉冲，即没有光子输入时，加高压后也会有脉冲输出。暗电流属于噪声，越小越好。

PMT阵列用于计算γ射线在晶体的作用位置。PMT阵列是以30～90个PMT六边相接的形式排列而成（图4-4）。由于入射射线的能量和作用位置是从一组PMT阵列脉冲信号计算而来，因此一定要保证每个PMT的光子密度与输出电脉冲的比例具有一致性。PMT增益对磁场非常敏感，一定要采用高导磁合金做严格的磁场屏蔽。与半导体探测器相比，PMT的成本与定位复杂性都大幅度降低。信号定位过程如图4-5所示，每个PMT收集到的光子数量与它的立体角成正比，朝向PMT1的立体角小于PMT2的立体角，所以PMT1的信号小于PMT2。根据两个PMT接受的光子量与侧向作用位置的关系就能算出光子在晶体生成的位置。PMT阵列接受的总光子数量与γ射线在晶体内损失交换的能量成正比，所以电脉冲信号总量能够计算射线的能量。

五、脉冲放大与整形

PMT输出的电脉冲非常弱，信号的噪声较大，必须将脉冲整形并放大后，才能使接下来的分析处理得以顺利进行，我们称这一过程为前置放大和整形放大。

前置放大器将PMT的输出脉冲整合成一个电压脉冲，其高度与输入脉冲成正比。前置放大器安装在探测器内，直接接收PMT输出脉冲，这就可以减小线路干扰噪声所带来的损失。

理想的输出脉冲应该是又窄又平，既方便数字化又能满足高速率。实际的情况是前置放大器输出的脉冲衰减时间较长，并不适宜脉冲数字化与快速处理，因此需要进一步整形放大。整形放大器将脉冲的整体情况与个体差异结合起来，最终形成近似高斯（Gaussian）分布的脉冲。

六、闪烁光子位置与射线能量计算

射线探测器最终要得到入射到晶体的γ射线的作用位置以及它的能量。PMT阵列和前置放大器的输出是每个γ光子的一组电压信号，电压值的总和与γ光子的能量成正比，光子的作用位置是这组电压值的函数。位置与能量计算线路最终通过这组电压信号计算出γ光子的能量以及其在探头的作用位置。

常用的计算方法是使用电阻矩阵将PMT信号分成X+、X-、Y+和Y-四种信号。每个PMT施加上一个电阻值，周边电阻值与阵列中心的电阻值按比例施加，比如水平中心X+和X-的电阻值是一样的，同样垂直中心的电阻值也是一样的。γ光子的能量E是全部四个信号之和，用下述公式就可以求出：E=X++X-+Y++Y-。对于γ光子的位置，我们知道PMT接收的光子数量与其到γ光子的距离是成正比的，其x和y表示的光子作用点可以由下式获得：

上述的计算方法适用于早期的模拟线路的γ照相机。

使用电阻加权和上面的简单计算方法存在一些不足：首先，这个计算方法的不足之处是收集到的光子总量随着位置会呈现差异，例如射线的作用位置正好在PMT下面，接收到的光子总数就多；另一个射线的作用位置位于两个PMT之间，接收到的光子总量就少，因此这种能量计算的结果存在空间差异，将会影响γ照相机的均匀性，必须要依据射线作用的位置作相应的能量值校正。其次，PMT收集到的光子数量与其到作用点的距离不是线性关系，作用点位于两个PMT之间的γ光子的分布变化远快于作用点位于PMT正下方的γ光子，这就会导致图像呈现非线性。最后，位于视野边缘的γ光子，其计算的位置误差更大，因为几乎所用的光子都被近处的PMT接受，作用点的变化对收集到的光子数量的变化影响不大。鉴于以上的情况，现代γ照相机应用更精确的校正与位置计算方法。首先将所有PMT的输出信号数字化，然后再行位置计算，数字处理器能够进行更复杂的算法，比如最大似然法等。

对入射射线的作用位置（x，y）和能量E的计算结果的准确性直接影响探头的能量分辨率和空间分辨率。从上面的公式可以看出，它们均由四个输入变量X+、X-、Y+和Y-决定，而这四个输入变量与PMT输出的电脉冲紧密相关。PMT的输出与光阴极收集到的光子数量、一个光子所生成的光电子数量以及PMT每个打拿极的量子效率与外加电压等有关。这些过程是一系列的随机过程。因此，最终得到的结果是射线作用位置及能量的统计值，它不是一个精确值，这也是固有能量分辨率和空间分辨率较差的原因。

为了使结果更精确，可以用Gaussion函数来表征能量分辨率和空间分辨率。能量分辨率是从到达第一打拿极的光电子总数的变量值中获得的，其近似服从Poisson分布，因此γ相机的能量分辨率可以用下列方法估算。NaI（TI）晶体生成的光子总数是38/keV，量子系数是12%，射线能量140keV时所收集到的光电子数是140×38×0.12≈638。FWNM大约等于2.35乘以标准差，它的最小能量分辨率是固有分辨率的推算要比能量分辨率难得多，仅计算公式就非常复杂。一般情况下固有分辨率在3～5mm的范围内，PMT的数量和计算方法对结果都会有影响。

七、相关校正

不精确的能量和位置计算方法会导致能量与位置的误差，这些误差又会导致γ相机灵敏度的不均匀，因此，必须对能量、空间分辨率和均匀性校正之后，才能获得高质量的图像。γ相机去掉准直器采集的均匀性图像叫做固有泛源图像，从图4-6中可以看到视野边缘堆积和PMT形状的伪影。

能量的计算依赖于闪烁光子的分布位置，由于能量值正比于所收集的光子数，光子数量的差异将使计算的能量分辨率出现相应的差异。收集到的光子数量低于或高于正常值将会导致能谱漂移，从而导致灵敏度差异。

空间分辨率校正通常是在轴向（y）和横向（x）分别进行，其具体做法是利用泛源采集小孔格栅或线条格栅模型图像，图像中的点和线对应于模型中的点和线，使用多项函数，将模型中的真实点作为测量点的函数，这个函数值就可用于对测量点的校正。

均匀性校正包括固有均匀性校正和系统均匀性校正，固有均匀性校正只校正探测器的非均匀性，不考虑准直器引起的非均匀性，而系统均匀性校正则对包括探测器和准直器在内的整个探头进行校正。这两种校正都比较简单，其核心思想就是一个均匀的泛源所成的图像应该是均匀的。具体方法是先采集一个高计数的均匀泛源图像，然后用泛源图像热区的平均计数乘以每个像素值，再除以每个相应像素的计数。如果把这种校正方法乘除运算交换一下顺序就更容易理解了，就是每个像素的值除以它自己，这就把泛源图像变成了一个每个像素值都是1的均匀图像。这个图像虽然均匀了，但是它的像素值不能反映放射源的活度。我们假设探头的固有或系统不均匀性不影响系统的灵敏度，只影响图像的不均匀性，将前面计算出的像素值为1的图像再乘以泛源图像热区部分的平均值，这样既保证了图像的均匀性，也保证了图像强度真实反映源的活度。把泛源图像校正均匀不是目的，其真正目的是通过这个校正过程得到了探头的均匀性校正因子（其实是一个图像），即泛源热区的平均值除以每个像素的值，这个校正因子用来在每次成像时做均匀性校正。

图像的总计数对均匀性非常重要，尤其是断层采集时。图像的总计数必须满足每个像素值的标准差要小于预估的均匀性。假设预估的均匀性小于1%，那么每个像素的平均计数必须大于1/0.012，即每个像素计数值是10k。通常情况下非均匀性主要是由低频信号造成的，重建时酌情选用滤波器就可以部分的解决这些问题。

八、图像的多帧采集与重组

γ相机成像其实就是将放射源的位置和其他信息映射到2D图像中，在很多情况下，单一的一个图像不能满足临床需求，例如：一个大视野的图像可以很好的确定病灶的位置及其与其他组织器官之间的相互位置关系，但是对病灶内部的信息则反映不足。Zoom功能可以使图像放大，由于像素与实际位置是呈线性关系的，图像放大后的像素大小依放大倍数的比值而缩小，即图像的分辨率按放大倍数提高。需要注意的是，如果原始图像的像素尺寸已经等于或小于仪器的固有分辨率，则放大后图像的分辨率不会有实质性的改善，只是在表面上像素的大小变小了。比如原来图像的像素是3.2mm，仪器的固有分辨率是4mm，图像放大2倍后的像素尺寸变成1.6mm，这时的固有分辨率依然是4mm。因此，图像像素的大小不一定等价于分辨率。

除Zoom成像外，γ相机成像还可以依据时间顺序采集多帧图像，例如一组动态图像的每帧采集时间是10秒，即第一个10秒采集第一幅图像，第二个10秒采集第二幅图像，以此类推直至完成所有图像。动态采集用于监测肾功能、胃肠道排空等检查项目，每帧的采集时间有时会不一样，比如脏器的早期吸收较快，每帧的采集时间必须短；后期的清除阶段较慢，因此采集时间可以延长。

门控也是一种动态采集，它的特殊之处是使用生理信号的信息作为划分采集时段的依据。例如心脏检查时使用心电图的R波作为触发信号，依据两个R波之间的亚时间间隔，将γ光子信息记录在一组图像里。例如将一个心动周期分成四个亚间隔，各个亚间隔内采集的信息组成相应的图像。第一个1/4心动周期的γ光子信息组成第一帧图像，第二个1/4心动周期组成第二幅图像，以此类推直至完成所有图像。门控采集对观察室壁运动和室壁厚度非常有效。由于生物触发信号频率不一定完全一致，会造成门控图像的模糊效应，采集时剔除掉不规则心跳即可解决上述问题。

除了上述多帧采集模式以外，γ照相机能够同步采集多个能窗的图像，这种模式在多能峰核素成像时或多种核素同时成像时非常实用。例如：有的核素在衰变时会发射几种不同能量的γ射线，可以将不同能窗的信息分成多幅同步图像，或者将来自不同能窗的光子合成一幅图像，不同图像可以给出不同的信息。又比如：同时在人体中注射几种不同核素标记的显像剂，每种显像剂可以示踪不同的生理过程，利用分能窗成像可以区分出不同显像剂的同步图像，这对研究不同生理过程之间的关系非常有用。

list-mode是一种特殊的采集模式，其将γ光子的能量、位置、时间，以及其他信息诸如生理触发信号、机架移动、采集开始与停止时间、给药时间等，以列表流程的形式记录下来，按顺序存放在一个文件里。采集结束后，可以根据不同的要求再重建出不同的图像。list-mode模式的优点是灵活性非常强，其局限性是文件太大，无法常规使用，但对科研非常有用。

九、探头外壳

探头外壳保护探测器系统，其上配有准直器底座。外壳由铅质材料构成，并辅以高导磁合金，既能屏蔽射线，又能屏蔽磁场，周围磁场会影响γ照相机的灵敏度和均匀性。PMT及探测线路对温度变化比较敏感，而且自身也产热，通常探头系统的温控装置也置于外壳内。

平行孔、针孔准直器的重量大都超过100公斤，因此底座要特别结实。底座的设计要方便准直器更换，并配有位置锁定开关。现代准直器表面都配有压力感受器，以防止患者被压伤，并保护探头不碰撞扫描床或其他物体。此外，底座线路可以识别准直器类型。