最新常规系列维修手册.doc

第八篇常规系列 第八篇 常规系列第一章 照像仪器的维修第一节 照像机照像机在临床上已广泛应用于各种脏器的显像、肿瘤的定位、器官功能的检测、体内激素的标识及血液动力学的研究等。它为临床医学、基础医学和科学研究等开辟了新的途径，并在现代三大影像医学仪器中占据重要地位。在我国，核医学仪器是从 50年代后期应用于临床医学的，60年代以后进入了一个高速发展阶段，从早期的甲状腺功能仪、肾图测定仪、扫描仪、放射免疫测定仪，发展到医用直线加速器、照像机、单光子发射计算机断层处理显像和正电子发射计算机断层处理图像等，为现代医学诊断和科学研究的发展起着重要的推动作用。早在丁照像机未诞生之前，扫描机曾是唯一可作核医学脏器显像的仪器，但自 1957年HalAnger制成第一台 照像机以来，照像机或早或迟地取代了扫描机而成为近 30年来最基本和最主要的核医学显像仪器，这主要是因为它采用了大型晶体，取代了扫描机的弓字逐点打印；完成了一次成像。在功能上，它不仅可作静态显像，更重要的是能够进行快速连续的动态显像，为进行脏器功能动态研究提供了必不可少的先进工具。早期（60年代初至 70年代中期） 照像机的成象主要过程是以模拟方式进行的。从70年代末开始逐渐向数字式发展。严格地讲，真正的数字式 照像机应该是从光电倍增管输出信号开始，经过形成位置信号和能量信号，到校正、采集、存贮、处理、显示都是数字式的，皆由计算机来完成。这样不仅可以明显地提高计数效率，使整体性能有很大改善，并且使整机微型化。但至今绝大多数的 照像机并不是真正数字式的，而是混合型的，即在探头内部仍以模拟式为主，从探头输出位置信号开始进入数字式，这是因为对于信号放大和位置信号的形成，模拟式仍是最简单、最便宜和最可靠的方法。本节介绍模拟式 照像机（简称 照像机）的基本结构、工作原理和基本性能，照像机的分类、质量控制及操作注意事项等，重天成医疗网点是探头部分。下面分别加以介绍。一、基本结构和工作原理照像机由探头、后续电路、显示记录装置和显像床四个部分组成（见图 8-1-1）。（一）探头探头是 照像机成象的核心，如同普通照像机的镜头一样。它的作用是把人体内分布的放射核素射出来的 线进行限束、定位和探测。探头产生的位置信号和能量信号可供后面的电子学线路分析、处理和显示。探头由铅屏蔽组装成一整体，它包括准直器、晶体、光导、光电倍增管及定位电路，外加固定支架组成。由晶体、光导、光电倍增管组成一个大型 闪烁探测器，下面分别加以介绍。- 1869 - 最新国内外医疗器械天成医疗网实用维修手册图8-1-1 闪烁照像机的基本组成部分1准直器准直器是用铅合金或铅钨合金铸成的一种机械装置，它安装在探头内、晶体的前方，是一种特制的屏壁，它的作用用来精确确定人体内注入的放射核素所发射 射线的空间位置。它只让通过准直孔的丁射线射到闪烁晶体上，而将其它 射线阻挡，使它射不到闪烁晶体上，起定位采集信息的作用。（1）准直器的主要性能参数：准直器的主要参数有孔数、孔径、孔深及孔间壁的厚度，由它们决定准直器的空间分辨率、灵敏度和适用能量范围等参数。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区别的能力，准直孔径越小，分辨率越好。准直器越厚，分辨率越高。准直器的灵敏度：灵敏度为配置该准直器的探头实测单位活度的计数率。准直孔越大，灵敏度越高，准直器越厚则灵敏度越低，孔间壁越厚，灵敏度越低。以上二点，对给定准直器的空间分辨率与灵敏度实则是一对矛盾，空间分辨率的提高必然伴随灵敏度的降低。操作者必须根据具体情况作正确处理。准直器适应能量的范围：它主要与孔间壁的厚度有关，厚度 0.3mm左右者，适用于低能量 射线的探测（150kev）。厚度在 15mm左右者，适用中能丁射线的探测（150350kev），2mm左右的厚度适用高能 天成医疗网射线的探测（350keV）。（2）准直器的类型按几何形状共分四类（见图 8-1-2）：针孔型：为单孔会聚型准直器，外口径 26mm，外口与晶体间距 1520cm。这类准直器的有效探测立体角很小，故灵敏度很低。所成影像与实体倒向。影像的大小随着准直器的外口与探测物体的间距变化而变化，间距缩短，视野缩小，但影像放大倍数增加，灵敏度也增高。应用要点是根据脏器的大小调整适当的距离，适用于较浅表的小脏器和小病变显像。平行孔型：是最常用的准直器，其孔道与准直器内、外面垂直，内外孔径相等，故孔道平行，它的灵敏度较高。准直器外口与被测物体的间距对灵敏度、视野和影像大小影响不大，但随着间距的增加，空间分辨率将下降。- 1870 - 第八篇 常规系列扩散孔型：这类准直器中部的孔道仍保持平行，周边的孔道逐渐向外扩散，结果是扩大了有效探测视野，其代价是周边部位的灵敏度或分辨率降低。此多与直径不够大的圆型 闪烁计数器配套。用于全身显像，它仅沿 X轴扩展，X轴则保持平行不变。会聚型：它是多孔会聚，其性能与针孔准直器相似，对脏器的放大倍数较小，灵敏度和分辨率较高，一般很少使用。图8-1-2 准直器的类型按适用的 射线能量分三类：低能准直；中能准直；高能准直器。按灵敏度和分辨率共分三类：高灵敏型；高分辨型；通用型，即前面两种兼顾的一类。（3）各种常用准直器的实际性能：（见表 8-1-1）。表8-1-1 准直器参数准直器类别视野（mm）孔形孔径孔数1800032000910059903500178003200孔间壁 准直器厚 灵敏度 cpmFWHM（mm）（mm）（mm）度，（mm）/37kBq335低能通用型（LEGP）400400400400400六角形2.50.30.30.51.41.90.32.64140364255404010.28.1低能高分辨型（LEHR）六角形1.83.43.44.52.54.0195700360250250245低能高灵每型（LEHS）六角形14.112.519.0中能通用型（MEGP）六角形高能通用型（HEGP）六角形低能扩散 520400（LEDP）六角形X 12.211.6Y 10.9中能扩散 520400（MEDP）圆形X 20.018.8Y17.5- 1871 - 最新国内外医疗器械实用维修手册2晶体晶体是探头的重要部件，其前端紧与准直器相接，后端紧与光电倍增管相贴（经光导）。晶体的作用是把高能的 光子转换成低能的可见闪烁荧光。最常用的是 NaI（T1）晶体。晶体有不同规格的尺寸和厚度。圆形晶体的大小用直径表示，它一般 3040cm，由于圆形晶体操作比较方便，一般适用于较小器官的显像，如若用圆形晶体做大器官或全身显像，它必须配用扩散型准直器，且影像还会稍有变形，两侧的分辨率亦较差。方形或矩形晶体，由于它的视野大，一般 40cm52cm，故它被广泛应用在 照像机中作大脏器或全身显像及脏器联合显像。晶体的厚度不仅影响了照像机的灵敏度和空间分辨率，同时也限定了所接受射线的能量范围。照像机常用晶体的厚度为 6.3125mm。一般薄晶体接受射线的能量偏低，而厚晶体接受射线的能量较高。通常在照像机中薄晶体应用比较普遍，一般都采用厚度为 63mm（14in），放射核素为发射低能的射线（如 99mTC）。由于大视野通用型 照像机的用途广泛，有时也需探测核素能量较高的 射线，故一般采用 95mm厚的晶体（38in）。也曾有用多块晶体制成的探测器，已基本不用。3光导光导系晶体与光电倍增管两者之间的光耦合剂（通常用的是硅油）。它的作用是平滑光的空间分布，使其光在传输过程中尽量不受损失地传输到光电倍增管中去进行逐级倍增。4光电倍增管光电倍增管是一个电真空器件，由光阴极、联极（打拿极）和阳极三个部分组成。（图 8-1-3）。图8-1-3 光电倍增管的结构光电倍增管的作用是把晶体接受 射线照射后产生的闪烁荧光按比例地转换并放大，完成这个光电的转换过程。光电管的放大系数可高达 107109左右，灵敏度很高，可用来测量非常微弱的光线。（1）光阴极：光阴极是由锑铯化合物等光敏材料制成，常见的是喷涂在光电倍增管顶部透明玻璃的内壁，当晶体的荧光光子照射到光阴极时就发出光电子，光电子的数量与入射荧光光子的数量成正比。（2）联极（打拿极）：在光电倍增管中，一般具有 814个联极，它们由一个稳定的直流高压电源维持着各联极间和阳极间的电位差。由阴极发射出的光电子在电场的作用下，加速聚焦逐极轰击，进行逐极倍增，由最后一个联极输出射向阳极。（3）阳极：阳极接收由最后一个联极射来的电子，经阻容耦合送至后级。照像机中常用的光电倍增管有圆形和六角形两种规格，圆形光电管的光阴极直径多为- 1872 - 第八篇 常规系列5075mm。在圆形晶体探头中，光电倍增管从内圈到外圈的排列个数依次为 1、6、12、18、24、30，绝大多数都呈六角形排列。因此，在 照像机中光电倍增管的数目有 19、37、55、61、91个等。但在这些数目的圆形光电倍增管排列在一起，会有较大的暗区。为了减少圆形排列的暗区，现多制作成六角形的光电倍增管。在方形和矩形丁照像机探头内，目前以55个光电倍增管排列为多见。5定位电路 射线通过铅准直器孔道投射到晶体上，晶体产生的闪烁荧光可以同时经光导传输到所有的光电倍增管上，最靠近荧光点的光电倍增管接收到的光子数最多，输出的电脉冲幅度最大。离得较远者则因接收到的光子数较少，输出的脉冲幅度较小（图 8-1-4）。因此晶体中发生一个闪烁事件就会使排列有序的光电倍增管阳极输出众多的幅度不等的电脉冲信号，对这些信号经过权重处理，就可以得到这样一个闪烁事件的位置信号 P， Ki SiP =iiSi式中 Si是从第 i号光电倍增管输出的信号，Ki是给定的第 i号光电倍增管的位置权重因子。分母是所有脉冲信号的总和，它与入射 射线的能量成正比，经过它的归一，使位置信号 P不受能量的影响。图8-1-4 闪烁荧光传输到各光电倍增管的示意图P1、P2P19为光电倍增管序号定位电路就是在每个光电倍增管的输出端加一个与位置有关的权重电阻或权重延迟线将每个管输出的信号进行位置权重，再利用加法电路和减法电路将所有经过位置权重的信号总和，利用比分电路得出这一事件将有的位置信号 P。图 8-1-5为由各个光电倍增管的位置权重电阻组成的矩阵示意图。每一个光电倍增管都与 4个电阻相联接，各电阻的阻值根据管的位置不同而异。以下举两个简化了的例子来说明- 1873 - 最新国内外医疗器械实用维修手册闪烁事件的位置信号是如何形成的。一个闪烁事件发生在晶体中心（X、Y坐标原点），对位于第 10号光电倍增管，其输出的信号 S10经过前置放大输入 4个电阻，阻值相同，设为20，由 4个电阻输出的信号分别为 X+、X、Y+、Y，经过加法、减法和比分电路乃得到 3个新的信号；X（X+X）Z，Y（Y+Y）Z，ZX+X+Y+Y，X和Y为该事件的位置信号，在此例中 X值和 Y值皆为零，据此乃可以确认事件发生在 X、Y坐标原点。Z为能量信号，等于 S1080。图8-1-5 位置权重电阻矩阵示意图再假设一个闪烁事件发生在晶体 X轴最左侧，对位于第 8号光电倍增管，其输出的信号 S8输入四个电阻，X轴左方电阻（X）的阻值为 40，右方（X+）为 0，Y和 Y的阻值 皆为 20，则其位置信号和能量信号皆可求出：ZS8（0+40+20+20）S880XS8（040）S880408005YS8（2020）S8800以此类推，可知任何闪烁事件发生在晶体的某个部位，相对应的光电倍增管通过位置权重电阻矩阵就会输出特有的位置信号和能量信号。当然实际情况要复杂得多，即一个闪烁事件可作用于很多个光电倍增管，每一只管都输出经过位置权重的 X+，X，Y+和 Y由加法电路将各管的输出值按 X+，X，Y+和 Y值分别总和起来而给出此事件的 X、Y、Z值，最后需信号。这种位置权重矩阵电路被称作高精度坐标计算装置。6支架沉重的探头必须有牢固可靠的支架支持，但又必须能进行各种方向的灵活移动和转动、支架配有与各种准直器平衡配重装置和有效的制动阀。（二）后续电路后续电路指探头输出的位置信号和能量信号随后进入的各种电子线路，它包括：（1）信号线性放大器。（2）多道脉冲幅度分析器，选择所需要的能量信号。- 1874 - 第八篇 常规系列（3）定标电路：用以预置成像计数量。（4）定时电路：预置一次或连续多帧成像的时间。（5）门电路：即用生理信号触发采集和停止采集。（6）定方位电路：不论病人体位如何，使成像总是保持是正像。（7）电源电路（8）探头运动和制动电路。（三）显示记录装置1余辉显示器和高分辨显示器位置信号 X、Y分别传输给显示器的水平（X）和垂直（Y）偏转板，使同时输入的能量信号定位触发阴极射线管起辉。阴极射线管逐个集累光点达一定量即形成一帧闪烁影像。余辉显示器能够实现观察影像，但较为粗糙，它常安置在探头支架上方用于观察病人的体位和粗略的影像监测。高分辨显示器则用于实时或重放时的精细观察和照像。2硬拷贝为永久保存影像并对影像进行复制，常用的有：多幅照像机；Polarcid照像机；针式打印机；影印机；磁盘；光盘，等等。（四）显像床最理想的是多用显像床，它可通用于平面显像、断层和全身显像。以碳素纤维为原料，其厚度1cm，但对丁射线的吸收小，勿需进行衰减校正。要求负重 150kgm2，有可调头托。由马达控制水平和垂直方向移动，包括在轨道上等速纵向水平移动以进行全身显像（有的仪器是固定床而由探头等速移动）（图 8-1-6）。图8-1-6 显像床二、分类由于临床需要不同，照像机从发展至今设计了不同的类型，包括移动式 照像机、多- 1875 - 最新国内外医疗器械实用维修手册晶体 照像机、模拟和数字式 照像机、全身显像 照像机、断层和正电子 照像机等。（一）移动式 照像机随着核心脏病学的发展，为了适应危重病人的检查和床旁监测的需要，照像机可推至病房床旁、急诊室及冠心病监护病房等部门。移动式丁照像机就是为了上述目的而设计的。它体积小，重量轻、晶体薄，使用低能核素，计算机微型、程序专一，与主机控制台合为一体。此仪器的缺点是对大脏器检查视野偏小，对高能放射核素不适用。（二）多晶体 照像机在 照像机发展的初期阶段，为了解高能放射核素的丁显像，Bender和 Blau两人发明了多晶体 照像机。该机由 294块晶体组成、晶体分成“行，21列排列。每行、每列分别与一个光电倍增管相联、总数 35个光电倍增管。由于它的位置信号一开始就数字化了，因此处理速度加快。它适用于心血管的快速动态检查。其缺点是检查视野小，能量分辨差，故临床应用受限。（三）模拟式和数字式 照像机模拟式 照像机系指位置信号乃至最后的照像信号均为模拟量。国产长城牌 照像机，进口 Omega 500、Sigma 438均属于模拟式丁照像机。现代绝大多数的 像机都是混合型的，位置信号是模拟的，以后在不同的阶段转换成数量。另外，像机的控制台与计算机合为一体，由一系列微机进行数据的采集、处理、显示。数字式 照像机的主要优点是提高了计数效率，适合于快速动态研究。但机器校正比较复杂，计算机一出故障就会影响丁照像机的正常工作。要求高水平的工程人员进行管理，从维修上亦比单纯模拟式 7照像机要复杂。（四）全身显像丁照像机全身显像是利用扫描的方式得到一幅人体全身的放射核素分布图。利用移动探头或床都可达到全身显象的目的。为了节省空间，现代丁照像机做全身显像多采用探头移动的方式。探头移动系统由直流马达和电控线路组成，可根据不同要求调节扫描速度。也有的机器通过计算信息密度自动调节扫描速度，保持成象质量不受注入剂量大小及病人因素的影响。三、性能及质量控制（一） 照像机的均匀性照像机均匀性是描述探头对均匀泛源响应的差异。晶体光转换的不一致、光电倍增管增益不均匀，光导和硅油匹配不佳，耦合不良，高压和单道分析器阈值不稳定均会影响丁照像机的均匀性。现代 照像机都加了均匀性校正线路来克服非均匀性造成的图象变劣。校正由一微处理机来完成。探头视野分割成 6464大小的矩阵，用一均匀泛源照射探头，计算机相应的校正因子并存入存储器中。进行丁照像时，将相同矩阵单元的计数与校正因子进行运算，得出校正结果。能谱漂移或峰位、窗亮变化常影响均匀性的好坏。丁探头得到的能谱是各个光电倍增管- 1876 - 第八篇 常规系列能谱的叠加。晶体的非均匀响应，光电倍增管增益的差异及光耦合不良均会影响局部区域的能谱变化。能谱校正时同样把探头化分成 6464个小单元，将每个矩阵单元的能谱值存入存储器中。实际采集图象时，将能谱的漂移再校正过来。非线性的影响与能谱漂移相似，不过它是通过位置畸变造成均匀性不佳。例如空间某闪烁点的位置坐标为（5，6），畸变后为（7，4），则原始位置（5，6）的计数减少，（7，4）位置的计数反而增加。校正非线性畸变也是通过一 6464矩阵事先存储校正因子，采集图象时按相应的空间位置进行补偿。计数校正是各丁照像机生产厂家都采用的，因为各种非均匀性的响应最终表现为计数率的差异。计数校正有加、减计数法和计数抑制法两种。加减计数法是在探头的灵敏度“冷”区或“热”区增加或减少计数，从而达到探测效率的一致性。计数抑制法是把最大计数向最小计数压缩，如果把探头视野内的所有计数都压到与最小值一致，称 100校正，压缩至最大计数数值的一半，称 50校正。计数校正要影响 照像的计数真实性，在做定量分析和动态研究时要特别小心，甚至有人建议不用均匀性校正。均匀性的定量测定有积分均匀性和微分均匀性两项指标。积分均匀性是测量探头有效视野或中心视野内最大计数率和最小计数率的差异程度。微分均匀性表示这种差异对距离的变化率。常规临床质控可用照像法直接肉眼观察胶片放射性分布的均匀性，但机器验收时则一定要用定量测量。需要强调的是定量指标与选用矩阵大小、平滑点数有关。NEMA标准规定测试均匀性为 6464矩阵，最大值和最小值取周围九点的平均值。（二） 照像机固有空间分辨率和调制传递函数。照像机固有分辨率为探头不带准直器时分辨两个点源或线源最小距离的能力。它与晶体厚薄、光电倍增管大小及数目、能量分辨率都有关系。最简便的方法是用不同大小的铅条铅栅模型测量，确定分辨的最小宽度定为分辨率。测量时应将模型在 X、Y两个方向对换。定量的办法是测量点源或线源的伸展函数，取曲线峰值一半处的全宽度（ TWHM）为探头的分辨率。更精确的测量是调制传递函数（MTF），它反映了空间频率对图象调制（对比度）传递的影响。MTF一般用于系统分辨率的测定，因为它包含了散射线和壁准直器的穿透的影响。M1 ,M = Imax Imin ,M s = SS mmaaxx+ SS minminMTF =M s1Imax + Im in式中，M1、Ms分别为图像和物体的对比调制。Imax，Imin代表图像计数的最大值和最小值。Smax、Stain代表系统的最大值和最小值。（三）死时间和计数率特性死时间和计数率特性是 照像机的又一重要性能指标。照像机能够分开两个闪烁光子的最短时间称为死时间。用 表示。任何计数单元，单道分析器，定标线路，计算机接口和脉冲处理单元都会产生死时间。非麻痹系统只是简单造成计数损失，并不对后面探测产生任何影响，麻痹系统不仅造成计数丢失，还要延长后面探测的死时间，造成脉冲堆积。闪烁探头一般视为麻痹系统，其余部分可视为非麻痹系统。死时间可用双源法测量。死时间受测量- 1877 - 最新国内外医疗器械实用维修手册用放射核素种类、单道分析器的窗宽及窗位、散射媒质、数据处理系统的响应时间等因素影响。死时间造成计数丢失，因而真实计数率与观察计数率在低计数率时为线性关系，在高计数率时呈非线性关系。观察计数率对真实计数率所作的曲线称计数率特性曲线。（四）固有空间线性度照像机的固有空间线性度表明 照像机对 光子位置失真的度量。固有空间线性度可用微分线性度及绝对线性度两个指标来测定。微分线性度定义为有效视野或中心视野内线扩展函数峰值间隔的标准差；绝对线性度则为线扩展函数峰值间隔的最大偏差，均用毫米表示。测量线性度时应用标准线源置于铅槽模型中进行。常规质控中也可用一象限的铅栅模型，铅条长度应大于有效视野直径。根据模型 X光胶片铅条的弯曲情况即可判别线性度的好坏。测量应在 X、Y两个方向进行。（五）测量用放射源丁照像机性能测试除了一套标准模型外，还应有测量用的放射源。测量用放射源包括：点源、面源和线源。点源用丁照像机固有性能的测试。点源活度的确定是以测定的最大计数率不大于 2104计数秒计算的。知道了点源距探头的距离和视野大小，点源的活度即可计算出来。般为 11MBq（300ci）。面源用来测试 照像机带有准直器的性能。它的活度不得小于 185MBq（5mci），均匀性 1。面源也可用来测量 照像机的固有性能，但此时的活度应低于 37MBq（100ci），否则将会严重损坏晶体和光电倍增管。线源用来测量 照像机的空间分辨率和空间线性度。线源长度一般为 3040cm，宽度小于 1mm，活度 37MBq（1mci）。所有测量用放射源都可用 57C0或 99mTC，临床质量控制，多用 99mTC较为方便。四、使用前的检查及注意事项（一）使用前的检查为保障丁照像机的正常工作，凡操作使用前都必须按如下常规进行检查。（1）检查探头支架、探头、准直器、晶体及床等：主要查其牢固性、操作的灵活性，探头升降、旋转的可靠性，制动装置的灵敏有效性。看有否损坏、变形、裂痕，以确保受检查及操作者的安全，防止仪器人为的损坏。（2）检查能谱曲线：常规放置 99mTC放射源不卸准直器，用多道分析器显示能谱曲线，记录能峰位，计算 FWHM，与最近 3个月以来的记录比较（变化不小于10），合格者置20的能窗，微调能窗中心对位于光电峰后可以使用。若不合格，应重复几次，以观察是否电源不稳、温度变化、电子线路等故障引起短期波动。（3）检查均匀性：用面源进行系统均匀性检查。无面源则进行固有均匀性检查，即卸去准直器，放置铅环，用 99mTC点源，放置每次固定几何位置，常规置窗、6464矩阵，采集模拟或数字影像使目测影像与近期或验收影像无明显差别。（4）检查本底计数率：不卸准直器，探头面向下，对位于检查床中心，设置所用常规工作条件，采集 100s计数应与近期值相比较，变化不大于 20。（5）检查显示器：调节显示器的聚焦和散光钮，直至光点小、圆而边缘清晰。- 1878 - 第八篇 常规系列（6）检查影像胶片处理情况：观察胶片的透明度、均匀性、有否不规则本底及其它处理不当或检查暗室的光照、温度、显影、定影药水等等。（二）操作注意事项照像机是一台较为复杂的精密仪器，应注意细心按其操作规程，以维持其稳定的、良好的工作状态。（1）尽量保证光电管的高压不中断，避免重复开关高压对仪器带来伤害。（2）白天、夜间较长时间不用时，应该关闭显示装置，尽量减低显示器的光亮度，以免显示器提前老化。（3）不进行各项检查时，探头应晶体向下，置探头于水平位。（4）保持室温每小时变化3，以防温度突变使晶体碎裂。（5）为防止人为、机械、温度等对晶体的损害，准直器一般不必卸下。（6）防止放射源直接污染探测器。第二节发射型计算机断层（ECT）一、概 述（一）发展简史发射型计算机断层（EmissionComputedTomography，简称 ECT）是医学影像技术的重要组成部分，是计算机辅助断层（CT）技术在核医学中的应用。发射型计算机断层分为单光子发射计算机断层（SPECT）和正电子发射型计算机断层（PET）两类。自 70年代末期SPECT广泛用于临床核医学实践以来，ECT在核素显像，乃至整个医学影像中的地位和作用都得到了无可争辩的承认。这是核医学家们多年的追求、实践与尝试的结果，是核素显象技术继扫描机、丫照像机问世以后的又一进展。与其它医学影象技术相比， ECT发挥了核医学的固有特点，它可以显示脏器功能，研究其代谢情况，提供定性与定量的信息。特别是近些年来，一些新的心脏和脑及其它显像剂的临床应用，使 SPECT的功能大大扩展，过去要用 PET才能实现的检查则可由 SPECT代替。这不仅仅是降低了成本，而且更具有其实际应用价值。与普通丫照像机平面像相比，断层图像可以提供三维信息，直接测量脏器和组织的放射性浓度，为许多定量分析和计算提供了基本的保证。此外，由于断层图像不受深度、脏器大小和厚度的影响，对于一些深层部位的病变也显著提高了探测能力。发射型计算机断层的研制工作早于 X线 CT。1963年 Kuhl和 Edwards等研制了一种称为横向断面的扫描仪，该设备已具备了现代 X线 CT的概念，该装置包括两个带准直器的射线探头和扫描机系统，在扫描物体的表面平行移动，然后再旋转一固定角度重复扫描，这样，实际上可获得不同方位的投影，即放射性分布的活体剖面。Kuhl等人当时所用的图像重建方法是简单的反向投影法，因而其图像模糊，对比差，图像矩阵单元的活性值与实物分布无对应关系。Kuhl等人以后又作了不少改进，并引入了计算机校正，终于在 1979年做出了第一台头部的 SPECT。- 1879 - 最新国内外医疗器械实用维修手册PET的研究工作经历了更长的时间，一些雏型机的设计和制造最初是在大学和医学中心进行，成熟后才转入工厂生产。世界上主要集中在美国、西欧和日本，其中 23以上的 PET中心在美国。比较有名的 PET实验中心有美国波士顿麻省总医院、洛杉矶加州大学，华盛顿大学、约翰霍甫金斯大学、纽约州大学、美国国家卫生院、瑞典斯德哥尔摩大学和英国Hammer-smith医院等。但 PET目前仍未能广泛应用于临床，其主要原因是耗资大，除了 PET外，还要有医院内专设的回旋加速器和一批包括核物理、核化学和核医学的技术队伍。PET的实用价值目前已得到公认，它已被认为是最有发展前途的影象技术之一，誉为“探讨人类大脑奥秘的锐利武器”。ECT在研制过程中遇到了两大障碍：光子通量的限制和衰减校正。这两大障碍目前仍是 ECT发展和改进的主要难关。ECT的光子通量受到注入人体内放射性核素剂量的限制。ECT的图象是由体内发射出的 光子构成，通常情况下只有注入量的万分之几的光子可用来作被检脏器的成象，其它大部分信息浪费掉了。与此相反，X线 CT是由 X线球管产生的 X线穿透人体构成断层图像，成像结束，射线也就终止了，因而可加大成像光子的束流强度。一般而言，一张断层图像的光子通量，X线 CT为 ECT的 103104倍。ECT成像的另一困难是有两个变量，即放射性的浓度和衰减系数。对放射性核素显像，只有放射性浓度有意义，衰减因素必须加以清除或校正。衰减校正涉及组织的成分、成像物体和脏器的大小、形状以及放射性核素的能量。真正完善的衰减校正是极其困难的。目前，商业产品中较多的采用平均衰减校正，实验研究采用模型校正。SPECT的临床价值已经有了肯定的评价。它的发展方向仍然是克服两大基本障碍，进一步改进和提高空间分辨率和灵敏度，减少伪影，朝着多功能、快速动态的方向发展。而PET则要进一步改善设计，降低成本，使它从少数研究中心扩大到广泛的临床应用。另一途径是开发更多的心脏和脑的代谢研究药物，使 PET的工作可用 SPECT替代。但是，PET所使用的正电子发射体放射性核素，如 11C、15O、18F和 13N是与生命现象密切相关的基本元素，它们在研究人体生理、生化代谢功能中的作用是其它放射性核素很难替代的。（二）发射型计算机断层的分类发射型计算机断层根据发射光子的来源分为单光子发射计算机断层（SPECT）和正电子发射计算机断层（PET）。SPECT所使用的放射源为普通丁照像机使用的发射 射线的放射性核素。用普通的单光子探测法或 探测法即可测量。从探测原理上讲，SPECT探头系统只要有一个 探头就可以了，用两个或多个探头只是为了提高探测效率。正电子发射型计算机断层是采用回旋加速器生产的能发射正电子的放射性核素作为放射源。此种类型的放射性核素衰变时由于湮没辐射，发射两个方向相反的 光子，需要用符合探测原理进行探测。PET探头系统要求有两个或多个 探头构成、成相对排列。SPECT还可分成许多类型。根据探头的结构不同分为扫描机型的 SPECT和 照像机型的 SPECT，扫描机型的 SPECT由一个或多个扫描机探头构成 SPECT探头系统。数据采集时，探头做平动和转动两种运动。它的特点是采集速动快，断层灵敏度高，适用于快速动态断层。照像机型的 SPECT，主机为一 照像机，加上探头支架旋转机构及图象重建软件。由于光子的收集率与 光子发射体对探头所张的立体角成正比，所以 SPECT的探头都采用大视野的晶体，以提高体积灵敏度。照像机型的 SPECT在采集数据时所收集到的信息是- 1880 - 第八篇 常规系列以探头直径为长轴的一个圆柱体。这种采集方式，一次旋转 360就可以得到多个断层面，最多可达 128个断面。该类型的 SPECT由于体积灵敏度高，一次数据采集可得到多个断层面，又兼有普通 7照像机的功能，因而得到了广泛的应用。在目前的商业产品中，照像机型的SPECT占了 90以上。一台 照像机型的 SPECT具有四大功能，即静态成像、动态研究、全身扫描及断层摄影。SPECT的另一种分类方法是根据原始层平面的数据采集。如果原始层平面的数据来源于平行人体长轴方向的投射，则称为纵向断层，相反，如果原始断层平面信息来源于垂直人体长轴或垂直于探头表面的断面，则称为横向断层，显然，从原始断层经图象重建可以得到任何方位的断层面。对临床有价值的断面是横断面，冠状面和矢状面断层图。在心脏和脑断层中，斜位断面重建有特殊价值。纵向断层和横向断层的区别有两点：纵向断层是有限角度取样，横向断层是完全角度取样。有限角度取样是通过特殊准直器的准直孔方位或几个固定方位转动的数据采集来重建图像。完全角度取样则可在 0360间取若干投射，由此重建图像。实践证明，完全角度取样的 SPECT图像质量好，伪影少，摆位方便。目前绝大多数临床应用的 SPECT为完全角度取样的横向断层；横向断层应用了 X线 CT的图像重建技术，断层平面内无重叠信息干扰，图像对比度好，可以进行定量分析。纵向断层一般应用体层摄影原理，虽然也有图像重建，但断层平面内仍有周围平面信息的干扰，图像对比差，不适合做完全定量分析。纵向断层也有许多模式，但真正获得临床应用的是七针孔准直器断层和旋转斜孔准直器断层。这两种 SPECT制造简单，只需在丁照像机探头上附加特殊准直器即可。而且应用了计算机进行均匀性校正和衰减补偿，在 80年代初期心脏和小脏器断层上曾有过报道。七针孔准直器断层出现于 1978年。Vogel等人设计了一种特殊的准直器，它有 7个针孔，中间 1个，周围 6个，成六角阵列排列。每个针孑 l的直径为 55mm，孔心距为 635cm。准直器表面与晶体表面距离为 127cm，中间有铅屏蔽，防止投射剖面的相互重叠。图 8-1-7为七孔准直器断层的原理图。七针孔准直器断层利用了针孔的光学原理。针孔上所得的 7个不重叠的图像并不是断层图像，它们是不同角度的原始投影剖面图。经过均匀性及衰减校正后，原始的 7幅图像可用来重建不同深度的纵向断层图像。七针孔断层中很重要的一个步骤是要进行点源采集和校正。点源的七幅投射剖面图在晶体上有固定的中心位置。断层图像的深度由物体形成的 7幅图像与点源图像的相对距离决定，越靠近晶体视野中心，所得到的断层图像愈接近准直器表面；越靠近晶体视野边缘，断层图8-1-7 七针孔准直器剖面图图像愈远离准直器表面。断层面叠加形成一锥体，距准直器表面越近，断层面越小，距准直器表面愈远，断层面越大。旋转斜孔准直器断层与七针孔准直断层有相同的原理。斜孔为平行孔，与晶体表面成一定角度。斜孔准直器可以绕晶体中心轴旋转一定角度，其旋转运动可以是手动，也可以是马达驱动。原美国 Technicare公司的“Tomovision”系统为旋转斜孔断层。平行斜孔与晶体表- 1881 - 最新国内外医疗器械实用维修手册面成 25角，可以转动 6个不同的方位，从而得到 6幅投射剖面图。用迭代技术可以重建不同深度的纵向断层图象。由于它们均属于不完全角度取样，断层面内有周围信息干扰，空间分辨率和均匀性都较差，容易产生伪影，故目前已废弃不用。二、SPECT的工作原理（一）单光子和湮没辐射光子单光子的概念是相对于双光子而言的。光子的两种探测方式是由形成丁衰变的放射性核素的性质决定的。普通 照像机和扫描机使用的放射性核素一般是由反应堆生产的，如99mTC、131I、125I等。这种类型的放射性核素是富中子的，因为在生产过程中，用中子轰击母靶，使它得到过剩的中子而变成不稳定，放射性的原子核在衰变过程中要发生中子与质子的转化，把一个中子转化成质子，同时产生一个 粒子，称 衰变。衰变公式为：nP+B。经过 衰变的原子核还有多余的能量，在回复到基态时释放多余的能量。多余能量以 光子形式释放出来，产生的了光子是单方向的，也是单个的，单光子的名字由此而来。与此相反，从回旋加速器中生产放射性核素是用质子、氘核等轰击母靶，产生的放射性核素是缺中子的。在衰变过程中，这类放射性核素把一个质子转化为中子，同时产生一个 +粒子，称 +衰变。衰变公式为 Pn+。+为正电子，只能在组织中瞬息存在，很快与组织周围的负电子结合形成两个丁光子。正负电子通过质能转换消失，形成两个 Y光子的过程称为湮没辐射。湮没辐射形成的两个丁光子是成对的，发射的方向是相反的，与单光子相比，也可称为双光子放射性核素。需指出的是：在旷衰变中，除了湮没辐射外，也有正常的丁衰变及特征 X线辐射。（二）SPECT与 照像机的异同从概念上讲，SPECT与丁照像机完全不同。照像机得到的是重叠的二维平面像。SPECT得到的是由许多二维断面构成的三维立体象。但从 SPECT分类中可以看出，SPECT与 照像机有着密切的关系，特别是目前应用较广的旋转型丁照像机 SPECTl，实际上就是 照像机的新发展。所以许多厂家把 ECT作为一个选购件。当然，此种类型的丁照像机与普通 照像机已经有许多不同之处。例如，晶体为大视野，探头的各种校正更加严格，应有能使探头旋转的机械装置，计算机容量大，速度快，有图像重建软件等。（三）SPECT与 X线 CT的异同X线 CT问世之前，SPECT的研究工作就已经开始。X线 CT在研究的初期阶段，无论从探测技术上还是射线源方面都借鉴了核医学的技术。X线 CT的发明者，英国 EMI公司的工程师 Ho-unsfield在开始研究 X线 CT时不是用的 X线源，而是用的放射性核素产生的射线源，所采用的探测技术仍为闪烁探测法。由 源的强度不够，数据采集时间长达几十小时。现代的 X线 CT都采用强束流的 X线，它是从旋转阳极的 X线球管中产生的。X线为一连续能谱，在穿透人体时要产生射线硬化效应，影响测量精度。在骨密度的 CT定量测定中，人们还是寻找合适的丁线源替代 X线源。SPECT与 X线 CT是一对孪生物，它们之间的关系如同核医学与 X线诊断学的关系一样。它们本质的联系和区别在于对射线源的利用不一样。SPECT是利用被注入人体内的放- 1882 - 第八篇 常规系列射性核素发射出的 光子为射线源构成断层图像。由于正常组织和病变组织浓聚放射性核素的浓度不一样，从而射出的光子密度不一样，这样构成的图像是反应人体功能的解剖图像。X线 CT是利用外来的 X线作为射线源去穿透人体。由于各种正常及病变组织的物理密度不一样，从而射出的光子密度也不一样，这就构成一幅反映人体密度差异的解剖图像。SPECT在 X线 CT的影响下也有了迅速的发展，借鉴了 X线 CT的图像重建技术。在现有的 SPECT中都采用滤波反投影法。FBP），这也是在 X线 CT中广泛采用的重建技术。SPECT与 X线 CT的主要区别是重建变量和诊断依据不一样，X线 CT以衰减系数作为重建变量，以物理密度有否差异作为诊断的依据。如果一种正常组织和病变组织在物理密度上没有差异，或者其差异在 X线 CT对比分辨能力以外，肿物再大也很难分辨出来。SPECT以放射性浓度为重建变量，以组织吸收功能差异为诊断依据。虽然 SPECT图像空间分辨力差，图像比较粗糙，但在反映正常组织与病变组织的功能差异上是很有帮助的。例如，鉴别诊断肝癌与肝血管瘤，SPECT就大大优于 X线 CT和超声。SPECT在取断层面的厚度上与 X线 CT也不一样，X线 CT是采用几何准直的方法来限制束流的宽度，改变断层厚度需要更换准直器，而且准直器的选择要在数据采集前进行，数据一旦采集好了，断层厚度就固定死了。SPECT选择断层面厚度则是靠丁照像机探头的定位线路，照像机探头平面有两个位置方向，X和 Y方向，从横向断层图像看，探头的 Y方向沿人身体的长轴，断层面为 2、X平面。根据丁照像机定位线路，Y的坐标位置信号贮存在存储器中，计算机只要根据需要选择 Y1及 Y2两个坐标就可把厚度确定下来。Y1、Y2可任意选择，从而断层厚度可以任意选择。SPECT断层厚度的选择可以在数据采集后进行，而且可以任意改变，这对临床应用是很方便的。（四）图像重建技术在 SPECT中的应用CT是一种利用计算机辅助重建图像实现断层的方法。早在 1927年 Radon就提出了图像重建技术，很快在宇宙天文学和其它领域得到了广泛应用。X线 CT出现以后，图像重建技术在医学影像技术中有了广泛的应用，相继出现了磁共振 CT，发射 CT。也有人把图像重建技术用于工业探伤，称工业 CT。什么是图像重建技术?图像重建的简单定义是已知物体在不同方向的投影值，求物体内各点的分布。在 SPECT中，则是已知各方向的投影值（测量值），求断层平面内各点的放射性活度。为了使图像重建技术的概念更为清楚，可以简单的解线性方程组求未知数入手来理解图像重建。在此基础上再引入 ECT中常用的滤波反投影法（FBP）和卷积分法。以下用一个二维四元矩阵代表一断层面，实际的断层面只是矩阵更大一些，最小为 3232、最大为 512512。设四元矩阵中每一矩阵单元的放射性活度值分别为 C1、C2、C3和 C4，由探头在三个方向测得的投影值如图 8-1-8所图8-1-8 图像重建原理- 1883 - 最新国内外医疗器械实用维修手册示。由已知的测量值可以列出三组方程：水平方向：C1+C280C3+C475垂直方向：C1+C385C2+C470对角方向：C1+C460C2+C395解上面三组方程得未知数 C135，C245，C350，C425。将计算的 C1、C2、C3和 C4值代入矩阵中得出计算的射线和。将计算的射线和与测量的射线和相比较，两者完全一致。这里保留了一个问题，解四个未知数为什么要用 6个方程?仔细考查一下可以发现，6个方程中实际只有四个是独立的。如果用另外的方法求解，仅有水平和垂直两个方向的投影也是不够的，这涉及重建图像的取样问题。解线性方程组的方法对大的矩阵就很困难，而且也不精确。在实际应用中，图像重建通常采用的方法是迭代法和滤波反投影法。迭代法曾在 X线 CT的发明中被 Hounsfield首先采用。目前在一些非完全角度的取样中仍被采用。滤波反投影法是商业 SP