射线成像系列实验教材

1、射线成像系列实验教材射线成像原理和实践 中国科技大学近代物理系射线成像实验室编19995 前言 七十年代初, 由于图像重建理论和现代化计算机技术及信息处理技术的发展, 第一台电子计算机断层扫描装置问世, 并成功地应用于脑疾患诊断。二十多年来, 成像技术发展异常迅速, 设备不断更新。 以医学像成像为例, 已实现了三大飞跃, 即脏器清晰图像的获得, 把生化病理研究推向分子结构的水平和直接提供有关成像组织的化学成分的信息, 步入了断层显像的新时代.。计算机断层扫描和图像重建技术，是在不破坏物体情况下, 将物体每一个断层面上的结构和组份的分布情况显示出来的一种实验方法。 它们都是利用计算机图像重建的方

2、法来得到物体内部情况的。 本教材是和射线成像系列实验配套的实验讲义。系列实验的目的是把物理基础和实验技术作为切入点，培养学生的创新意识和实验动手能力。知识的深度和广度的结合及多学科的交叉和渗透，强调基础知识的应用和技术的多方位综合训练，是该实验课程的特点。开设本系列实验的目的是希望通过实验，使学生掌握粒子与物质相互作用的过程的原理和规律，了解计算机Monte-Carlo模拟以及射线成像数据获取和信号处理的原理和方法，计算机断层扫描图像的获取过程，图像重建技术等基础知识。通过该系列实验，使学生的知识视野和专业方向得到进一步的拓宽，知识结构更为合理，进一步培养和提高学生的综合实验技巧和分析问题的能

3、力, 培养和训练学生的创新素质, 以适应社会对具有应用开发能力的优秀复合性人材的需要。 本课程分为以下几部分：射线物理基础；射线成像概况；射线成像系列实验（包括相机成像实验和TCT成像实验）及应用软件的介绍。本讲义可作为近代物理系核和粒子物理专业， 核电子学专业的本科生射线成像实验教材，也可作为高年级双学位课程和硕士研究生的选修课教材。该系列实验并可面向全校开放。本教材仅是初稿，书中缺点和错误在所难免，敬请读者指正。 目 录 第一章 射线物理基础 1.1 放射性核素 1.2 射线与物质的相互作用光电效应 康普顿散射 电子对效应射线通过物质时的吸收 1.3 g射线的探测第二章 射线成像简介 2.

4、1 X光机成像 2.2 X-CT 2.3 E-CT g照相机 SPECT PET第三章 相机成像实验（系列实验1） 3.1 引言 3.1.1 被拍照的物体 准直器系统 成像记录系统 在线数据获取和图象实时处理 g射线成象实验的主要内容和要求 3.2 影响相机性能的主要因素的模拟研究 PAWNT简介 模拟原理 实验步骤： 3.3 射线成象数据获取和实时处理 实验描述 实验目的实验内容 实验步骤 3.4 图象处理和分析 3.5 相机的软件系统软件开发平台简介软件的实现 3.6 实验内容系统主软件CAMARA.exe.能谱测量示波 DSO（数字存储示波器）功能 制校正表 静态采集 医学图象处理软件O

5、SIRIS的使用第四章 CT-计算机断层扫描成像实验（系列实验2） 4.1 前言 4.2 CT成像原理 4.3 CT成像的蒙特卡罗模拟 模拟软件包GEANT简介 模拟程序的构成 运行结果示例 4.4 CT图象的重建获取富立叶（Fourier）变换的重建方法卷积方法扇形投影的重建 4.5 实验中的数据获取方法和数据处理投影方式计算机在线处理系统 4.6 实验仪器及步骤 第一章 射线物理基础1.1 放射性核素 核素是由一定数量的质子和中子构成的束缚态体系，它对应与一定的原子核能态。目前已知的天然或人工生成的核素有2000多种，同一种元素的原子不一定是相同的核素。核素可分为两类：一类是稳定的核素，有

6、300多种，它们不会自发地发生变化。另一类是不稳定的核素，它们会自发地发射射线或粒子而转化为另一种核素，它们通称为放射性核素，这种现象叫做核辐射或核衰变。衰变方式有：a衰变（放出a射线，即氦原子核），b衰变（放出正电子或正电子）和g衰变（放出g射线，即一种波长很短的电磁波）等。放射性现象是由原子核内部的变化引起的，与核外电子的状态无关，因此对放射性核素加温，加压或加磁场都不能抑制或明显改变射线的发射。 放射性核素的衰变服从指数衰减规律，即N=N0exp(-lt)，N0是t =0 时放射性原子核的数目，N为t 时刻放射性原子核的数目，l为衰减常数，它表示单位时间内每个原子核发生衰减的概率。放射性

7、核素的衰变率 -dN / N 可用放射性活度A来表示。在实际应用中，也常用半衰期T1/2或平均寿命t来描述，半衰期T1/2是放射性原子核数减小到原来数目的一半所要的时间（T1/2=ln 2 /l）。平均寿命t是指放射性原子核平均生存的时间（t=1/l）。1.2 射线和物质的相互作用射线通过和物质时，和物质发生的相互作用主要有三种形式，即光电效应, 康普顿散射和电子对产生。光电效应射线与物质原子中的束缚电子发生作用时, 把全部能量交给某个束缚电子, 使其脱离原子发射出去而光子本身则消失, 这种作用过程叫做光电效应。光电效应中发射出来的光电子称为光电子。因此，光电子的能量等于入射光子能量和该束缚电

8、子所处的电子壳层的结合能之差，虽然入射光子的部分能量反冲原子核吸收，但这一部分能量和光电子能量相比很小，可忽略不计。由此可见，发生光电效应的条件是入射光子能量应大于电子的结合能，但自由电子不可能吸收入射光子的能量成为光电子，这是由于在光电效应过程中，除了入射光子和光电子外，还必须有第三者原子核的参加，否则不可能满足能动量守恒。因此电子在原子中束缚的愈紧，就愈容易使原子核参与上述过程，产生光电效应的几率就愈大。所以在K壳层发射光电子的几率最大，L层次之，M，N更次之。如果入射光子能量超过K层电子结合能，那么约有80%的光电吸收发生在K层点子上。发生光电效应后，发射光电子的壳层就留下一个空位，原子

9、处于激发状态，该状态是不稳定的，在退激发过程中有两种可能：1.外层电子向内层跃迁，填补空位，同时放出x射线。2. 原子把激发能交给外层电子，使其从原子中发射出来，这样的电子称为俄歇电子。由上述讨论可知，光电子的能量Ee =h- Bi， 这里Bi为第i层电子结合能，h为入射光子能量。电子的结合能Bi不仅和原子序数Z有关，还和壳层的层次有关。一般光子的能量h比Bi大得多，例如常用的碘化钠(NaI)晶体, Bk=33kev, 它比一般放射性同位素放出的射线能量要小得多。通常光电子的能量和x射线或俄歇电子的能量都可沉积在介质中，所以原初光子的能量全部被介质所吸收。我们可以用光电过程的作用截面ph来描述

10、发生此过程的几率大小, 它的定义是: (1.1)式中的I是发生光电效应的光子数(1/s.cm2)，I是入射光子数(1/s.cm2), Nt是靶物质的原子数(1/cm2)。(1.1)式表示强度为I的光子穿过单位体积内靶原子数为N靶厚为t的物质时, 有I个光子发生光电效应, 即原来入射束的强度因光电效应减弱了I个。ph表示一个入射光子与单位面积上一个靶原子发生光电效应的几率，它具有面积的量纲，故叫做截面。一般用10财富10 -24 cm2作为截面的单位(b)，即1b=10 -24 cm2。要注意, 截面仅是反映射线与物质发生作用几率大小的物理量，它并不代表原子或原子核的真实几何截面。ph与Z5成正

11、比, 这是由于Z越大, 电子在原子中束缚会越紧, 愈易使原子核参与光电过程来满足能动量守恒, 所以光电效应的几率就越大。因此往往用高原子序数的材料来探测以获得高的探测效率。ph与h成正比, 这是由于射线能量低时, 相对而言, 电子的束缚愈紧, 而射线能量高时, 电子束缚能相对而言可忽略不计(“自由电子”)。当入射光子能量与K,L,M层电子结合能相等时，ph显示出锯齿状结构, 这种尖锐的突变称为吸收限。当光子能量逐渐增加到等于某一层电子结合能时, 这一壳层的电子对光电作用有贡献, 因而ph就阶跃的上升到某一较高数值, 然后又随能量增加而逐渐下降。在入射光子能量很低时, 光电子主要在垂直与入射束方

12、向上发射, 当光子的能量增加时, 逐渐朝向前方出射。康普顿散射入射光子与原子核外电子发生非弹性碰撞，光子的一部分能量转移给电子，使其反冲出来，而散射光子的能量和运动方向发生了改变。这种作用过程叫做康普顿散射。和光电效应不一样，康普顿散射总是发生在束缚最松的外层电子上。这是由于外层电子结合能较小，一般为ev量级，和入射光子能量相比可忽略不计，因此可把外层电子看成 ”自由电子”，康普顿散射就是光子和处在静止状态的电子的弹性碰撞，散射光子Er和反冲电子的能量Ee分别为： （1.2） （1.3）其中Eg是入射光子的能量，q为散射光子相对于入射光子方向的夹角。由此可知：当 00时，E= E, Ee=0；

13、当=1800时（反散射）散射光子能量最小，反冲电子的能量最大。由于康普顿散射过程中，散射光子可向各方向散射，所以反冲电子的能量是随散射角连续变化的，但反冲电子总是朝前运动的。当光子能量很低时（hnmc2），c与光子能量成反比，与Z近似成正比。1.2.3 电子对产生光子在靶物质原子的原子核库仑场作用下，光子转化为一对正负电子。 这种作用过程叫做电子对产生。显然只有在hn2mc2 (1.02Mev) 时才可发生电子对效应，即 (1.4) Ee+,Ee-为正负电子的动能。和光电效应相类似，该过程也需要第三者原子核的参与以满足能动量守恒。由（1.4）式可知，对于一定能量的入射光子（Ee+ Ee-）为一

14、常数，但就电子或正电子而言，其动能从零到h-2mc2都是可能的，它们的能量分配是任意的, 由于动量守恒关系, 电子和正电子几乎都是沿着入射光子方向朝前角度发射的, 入射光子的能量越大, 正负电子的发射方向越朝前。 正电子在物质中通过电离和辐射损失能量逐渐慢化, 一个正电子和吸收体中一个电子相互作用可能转化为两个光子, 这种现象称为电子湮灭, 湮灭时放出的光子称为湮灭辐射, 两个湮灭光子的总能量即为正负电子静止质量之和, 它们的总动量为零。所以正负电子湮灭过程中，两个湮灭光子的飞行方向相反能量相同, 即均为mc2。因此，正负电子湮灭过程可看成射线产生电子对的逆过程。正负电子对效应的截面sp与Z2

15、成正比, 且随Eg的增加而增加。通过物质时的吸收由以上讨论可知：射线通过物质时可与物质原子发生光电效应，康普顿散射和电子对产生三种过程。通过这三种过程，射线损失能量，每发生一次相互作用，原来能量为h的光子消失, 或散射后能量和方向的发生改变, 发生相互作用的光子就从原来束中移去。带电粒子穿过物质时因使原子激发或电离产生能量损失，这是一个能量逐渐损失的过程, 因此带电粒子有确定的射程；而射线通过物质时, 是强度逐渐减弱的过程，而能量保持不变，故射线无射程可言。以上三种效应中，对于低能射线和Z高的吸收物质, 光电效应占优势；对于中能射线和Z低的吸收物质, 康普顿散射占优势；对于高能射线和Z高的吸收

16、物质, 光电效应占优势。下面讨论射线通过物质时的吸收情况。设有一准直单能射线束, 沿水平方向垂直通过吸收物质, 吸收物质单位体积中的原子数为N, 密度为r 。在t=0处，射线强度为Io， 射线通过吸收物质时可发生上述三种效应，使射线强度减弱。若在物质中t处射线的强度为I, 通过dt薄层后,其强度变化为dI, 按截面的定义,我们有： - dI =sINdt (1.5)式中负号表示射线强度是沿t方向减小的, -dI就是受到原子作用后而离开原来入射束的光子数. s为上面三种效应截面之和： s =s ph +sc+sp (1.6)由(1.5)可得 - dI / I = sNdt (1.7)利用初始条件

17、：t=0时 I=Io, 则有： (1.8)所以准直射线束通过物质后, 其强度遵循指数衰减规律。设m=sN (m为线性吸收系数, 单位为1/cm)，(1.8)式可改写为(1.9)： (1.9)m表示单位射程上射线与物质发生相互作用的几率： m=mph +mc+mp (1.10) 因为N=r/ANA ，A为原子质量数，NA为阿佛加德罗常数，因此m=r/ANAs ，即m与物质密度r有关。在许多情况下, 用质量吸收系数更方便。令mm= m/r 则(1.10)可改写为： (1.11) 式中tm 为质量厚度(g/cm2), mm的单位为cm2/g。由于三种过程的截面与h和物质有关, 所以吸收系数mm也和h

18、及Z有关。下图为NaI（Tl）晶体对g射线的吸收特性。图1.1 NaI（Tl）晶体对g射线的吸收特性1.3 g射线的探测 探测g射线的常用的方法之一是采用闪烁探测器。它利用某些物质在粒子的激发下会发光的特性来探测粒子的，这些物质通称为荧光物或闪烁体。典型的闪烁探测器主要由闪烁晶体和光电倍增管组成。入射的g光子在闪烁晶体中发生光电效应、康普顿散射或电子对效应，把能量传给电子，这些电子最终通过电离或激发作用将能量沉积在晶格中，然后晶体发生退激，释放出被沉积的能量，其中一部分以可见光的形式释放出来。晶体产生的闪烁光非常微弱，为了避免光逃逸，除了与光电倍增管光阴极窗接触的表面外，一般晶体四周填入白色的

19、MgO或反光粉。目前闪烁体的种类很多，从化学成分上看可分为无机和有机两大类，核医学中常用的是无机闪烁体，它密度大，含有高原子序数的元素，对g射线有较高的探测效率；发光效率高、能量正比关系也好。常用的晶体有NaI（Tl）、CsI（Tl）、BGO等。 NaI（Tl）晶体密度大（），含有高原子序数的碘（Z=53），是g射线的良好吸收体。它的光产额高，每keV能量平均产生40个可见光光子，输出的闪烁的信号强，能量分辨率是所有实用的闪烁体中最好的一种。NaI（Tl）的发光衰减时间室温下是，光谱主峰位为左右，半高宽约为，它的吸收谱峰值在和， 因此对所发射的光是透明的。NaI（Tl）晶体最大缺点是容易潮解，

20、吸收空气中的水分发黄变质而不能使用。因此必须包装在密封的盒子内。CsI（Tl）晶体发光效率比NaI（Tl）低，每keV能量平均产生16个可见光光子，它的光谱分布很广，从蓝光到红光都有，主峰位在。它的密度（）和平均原子序数都比NaI（Tl）大，对g射线吸收系数更大，探测效率更高。CsI（Tl）仅稍微有点潮解，不一定要封装，可以在室内环境中使用。BGO相比之下发光效率较低，每keV能量平均产生6个可见光光子，光谱主峰位。但它的密度（）和平均原子序数高于NaI（Tl）和CsI（Tl），对g射线的探测效率高，且不易潮解，机械性能好，不需要封装。光电倍增管的作用是将闪烁体发出的微弱光转变成电子，然后经过

21、多次倍增变成一个可记录的电脉冲信号。光电转通过来光阴极实现的，当闪烁光子作用在光阴极上时由于光电效应可产生出电子；电子倍增是通过一系列倍增极所构成的倍增系统来完成的。倍增极由一种电子脱出功较小的材料构成，光电倍增管工作时从光阴极到各个倍增极和阳极加上依次递增的电压，闪烁光子打在光阴极上所产生的光电子经电子光学系统加速和聚焦后打到第一个倍增极D1上，倍增极受到电子轰击后发射出更多的电子，电子增加的倍数称为二次倍增系数，这些二次电子又被电场加速和聚焦后，打到第二个倍增极D2上，再次得到倍增。这样不断地倍增下去（通常有813个倍增极），最后二次电子流被阳极收集形成电流脉冲。从阳极上得到的电子流与入射

22、到光电倍增管光阴极上的闪烁光强度成正比，因而也与入射到闪烁体的g光子的能量成正比。外界磁场能影响在倍增极间飞行的二次电子的运动轨迹，从而使倍增系数发生变化。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。 第二章 射线成像简介射线成像是射线探测技术，计算机技术和计算物理相结合的一门高新技术。它的基本原理是：将一射线束通过一被测对象(例如不同形状的工件，人体的脏器等)，投影在探测器的阵列上，再用电子学读出和计算机数据采集系统，将被探测对象的内部结构图像重现在计算机屏幕上。目前，该成像技术已广泛应用于医学，工业和交通等部门。2.1 x光机成像 人们对射线成像的最

23、早认识是从x光机开始的。医用x光机成像技术的发展和应用已有近百年的历史，它是利用x射线的物理性能和生物效应，来对人体器官组织进行检查的。x射线的波长为0.0031nm。当x射线穿透人体后，因强度的衰减与人体的各器官组织及骨骼的组成和密度相关，从而在显像屏上或照相底板上呈现不同对比度的影像，它反映了人体的内部构造。通过对影像的分析可达到诊断的目的。近年来随着科技的发展，特别是影像增强器的发展和应用，产生了x射线电视透视和数字x射线技术，医用x光机的性能有了极大的提高。目前x光机仍是最常用的医疗设备之一。2.2 X-CT 由于普通x光只能把人体内部形态投影在二维平面上，因此会引起成像器官（例如骨骼

24、等）的前后重叠，造成影像模糊。为了克服这一缺点，有人把计算机技术应用进来，建立了x射线计算机断层图像重建技术（X Computal Tomography ，简称X-CT）。英国ENI公司的工程师豪恩斯菲尔德运用了美国物理学家科马克(Cormack)于1963年发表的图像重建数学模型，推出了第一台X-CT装置，并与1977年月在英国Ackinson Morleg医院投入运行。1979年该技术的发明者Hounsfield和Cormack因此获得了诺贝尔医学奖。X-CT的出现是X射线成像技术的一个重大突破。目前经过多代的发展，X-CT已获得广泛的应用。在医学上，目前已可用来诊断脊柱和头部损伤，颅内肿

25、病，脑中血凝块，及肌体软组织损伤，胃肠疾病，腰部和骨盆恶性病变等等 X-CT的出现使医学成像形成了全新的概念。X-CT是利用围绕人体的脏器扫描时得到的大量X射线吸收数据来重建人体的脏器的断层图像的。当一束细（扇型）X射线通过人体的脏器的一个断层时，沿X射线路径的总的衰减系数为体素衰减系数的线积分，它可用一探测器进行测量。探测器将射线强度转换成电信号，这些信号经过数字化后由计算机处理。通过围绕人体的脏器在不同角度上进行多次测量，计算出与人体某一层面上每个体素相关的吸收系数，并将该层面的二维吸收系数矩阵存储到计算机中，用不同灰度在图像显示器上表示矩阵的信息，所显示的图像上每个象素的灰度即为层面上相

26、应体素的吸收系数的量度，从而得到断层面上衰减系数的分布的信息。由于X-CT技术得到的是人体的脏器一个断层面的图像，因此称为断层照相。 由于X-CT的图像是通过以矩阵表示的象素来重建的，而每个象素与人体成像断层面中组织的体素相对应，因此体素的大小对图像的质量有明显影响，它与矩阵的大小视野及层面的厚度有关。视野等于体素的面积乘以矩阵的大小，例如，一个视野为25.425.4cm2，256256个单元组成的矩阵所对应的体素线度为1mm。 XCT的扫描方式可分为以下几种：(a) 源（S）和探测器（D）组成单束扫描。每组投影数据是在S和D对所排列的层面作同步直线平移扫描运动中依次取得的。获得一组投影数据后

27、，整个系统旋转一个小角度，再作第二次直线平移扫描，这种扫描费时，人体不能移动。(b) 增加D的数目，使S宽角扇束内X投影同时检测，扫描过程同单束扫描，即平移与旋转相结合，加快了扫描时间。(c) S是广角扇型束，D的数目很多，使被检查层完全包含在广角扇型束内，并被D探测到。由于系统不要做平移，只做旋转扫描。因此在很大程度上消除了体动造成图像质量差，能在很短时间内获得全部投影数据。(d) D分布在360度的全环装置，只要S在圈内绕人体旋转扫描即可得到断层图像。X-CT的探测器D可以是闪烁晶体和光电倍增管或光电二极管的组合，也可以是气体探测器等。 图像重建的数学方法可分为直接法和间接法两种，直接法是

28、对包含衰减系数线性方程直接求解，间接法是对衰减系数积分方程进行富里叶变换后再求衰减系数。 目前X-CT除广泛应用于临床诊断外，在工业和交通等方面也有重要的应用，例如，在线实时无损检测工业CT，它可用于工业生产过程的质量监控和工业设备的安全检查等领域，根据对成像数据的分析，可得到工件内部缺陷大小和的密度分布的信息，从而显示了用常规手段无法替代的优良功能。在这种应用中，射线源可以是X射线或g射线。如采用g射线，则多为寿命较长能量较高的60Co放射源（常为十至数十居里的点源）。为了减小体积和加强屏蔽效果，采用了贫化铀作放射源容器。样品台可以三维运动并具有360度旋转功能。近几年来，海关集装箱检测CT

29、的发展也非常快，它利用电子加速器产生的高能X射线通过狭缝准直器形成扇型束，透过集装箱的一个断层面，当集装箱通过射线束时，射线束依次扫描集装箱的一系列的断层面，图像显示器依次呈现每个断层面的投影图像，最后形成集装箱内部物体的透视图像，这样就不用开箱便能核查箱中的货物。在这种应用中，要求X射线有高的对比灵敏度，即透过一定厚度（例如，30cm）的铁板后仍能发现薄到一定程度的铁片，为此取X射线能量为39MeV是合适的。目前在这类应用中，采用的探测器主要是闪烁计数器和气体电离室。2.3 E-CT除X-CT外，还有一种称为E-CT的发射型计算机断层成像方法，在医学上有广泛的应用。它与X-CT的不同之处是X

30、-CT的射线源在成像体的外部，而E-CT的射线源在成像体的内部。E-CT成像是先让人体接受某种放射性药物，这些药物聚集在人体某个脏器中或参与体内某种代谢过程，再对脏器组织中的放射性核素的浓度分布和代谢进行成像。因此，利用E-CT不仅可得人体脏器的解剖图像，还可得到生理，生化，病理过程及功能图像。目前的E-CT包括以下三种成像装置：照相机，SPECT，和PET。SPECT和PET的基本原理与X-CT的横断层重建方法相类似，是用探测器绕人体从多个角度做扫描，探测器将扫描时每一条线上体内放射性核素发出的射线记录下来，得到一组直线投影的数据，这些投影数据的集合就构成一个投影断层面，探测器旋转一定角度，

31、再重复以上程序，直到绕完人体一周。探测器探测到的信号经放大和模数变换后送入计算机，利用数学算法在计算机内重建放射性密度的分布。2.3.1 g照相机相机的临床应用始于五、六十年代，由于其功能显像的独特性，得到了比较广泛的应用。 随着电子学技术和计算机技术的发展应用，相机已由纯模拟电路实现发展由数字电路和计算机成像处理来实现，而且数字化程度愈来愈高。数字技术的应用，特别是计算机技术以及数字信号处理技术（DSP）的应用， 不仅大大简化了相机的结构从而降低系统成本，更重要的是提高了相机的整体性能。照相机是一次成像的医疗设备，它主要由探测器（包括准直器，闪烁晶体，光电倍增管等），电子学读出系统和图像显示

32、纪录装置等几部分组成 (如图2.1所示)。图2.1 相机的外观照相机多数采用一块大直径的NaI(Tl)晶体和数十只按一定形状（例如，正六角形）排列分布的光电倍增管相耦合的方法。人体接受某种放射性药物后，脏器中的放射性核素发出的射线通过准直孔射入晶体产生闪烁荧光，光电倍增管输出电脉冲的幅度与接受到的闪烁光大强度成正比。对应与每个入射的光子，光电倍增管分别输出两种信号，即位置信号和能量信号。每个管子的位置信号经过矩阵电阻链分别输入到四个放大器，其输出给出晶体中荧光产生点的重心位置，它即为入射的光子击中晶体的位置；同时，所有光电倍增管的能量信号通过加和电路，其输出作为总的能量信号，它的大小与荧光光量

33、成正比，从而在图像显示上呈现内脏器管投影面的图像。采用位置灵敏的光电倍增管(如本系列实验一)和晶体相耦合，可进一步提高照相机位置分辨。图2.2是相机探测器的剖面图。图2.2 相机探测器的剖面图2.3.2 SPECTSPECT (Single Photon Emission Computerized Ttomography) 是单光子发射计算机断层照相的简称，它以发射体为成像对象，其探测光子的原理和照相机相同。它是在照相机的基础上发展起来的。目前大多采用横向断层扫描，即断层面与人体轴垂直，将一个或两个照相机探头绕人体轴连续或分度旋转一周，将探头从多角度上得到的连续的二维投影数据重建后即可得到横断

34、面的图像，也可得到矢状面及冠状面的图像。投影束的几何形状由准直器定，常用的有投影线平行的平行束，层与层间相平行而每层的投影线交于一点的扇形束。目前，新一代的SPECT采用了全数子化的环形探头和旋转扫描准直器，从而进一步提高了灵敏度和位置分辨率。SPECT因其结构简单，价格便宜，是目前使用较广的一种成像装置。图2.3是SPECT的原理图。图2.3 SPECT的原理图 目前的SPECT重建理论是把采集的投影数据近似为人体内放射性药物发出的g射线投影线的积分，由于对核医学成像采用的能量为50500KeV的g射线来说，在人体组织中的衰减对投影数据有很大影响，例如，心脏中的201Tlg射线仅有25%到达

35、前胸壁，因此可引起图像畸变和伪像，所以必须对衰减进行修正。应用于SPECT的主要核素是：123I，201Tl，67Ga，127Xe，81Kr，和99mTc等。 正电子发射计算机断层扫描(Positron Emission Computerized Tomography, 简称PECT或PET)是目前最先进的医疗诊断设备。当人体内含有发射正电子的核素时，正电子在人体中很短的路程内（小于几mm）即可和周围的负电子发生湮灭而产生一对光子，这两个光子的运动方向相反，能量均为0.511Mev，因此，用两个位置相对的探测器分别探测这两个光子，并进行符合测量即可对人体的脏器成像。正电子成像技术最早可追述到五

36、十年代，当时美国麻省总医院的布朗耐尔医生(Brownell)使用具有b+衰变的As(半衰期为17.2天)制剂置入人体内来探测脑病。十年后Anger等人首次研究出了正电子相机。经过四十年的发展，正电子成像技术已从简单的一对NaI(Tl)晶体和光电倍增管（PMT）组合的探测器得到的二维断面图像，发展成为今天的BGO晶体环状多探头成像。BGO晶体的优点是对0.511Mev光子探测效率高，与NaI(Tl)晶体相比，BGO不易潮解。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。环状排列又分为单环，双环和多环。每环探头数目也不尽相同，多为48, 64, 96, 128,

37、 280等。探头与探头之间用Pb屏蔽。图2.4、2.5分别是PET装置的原理图和剖面图。图2.4 PET装置的原理图 图2.5 PET装置的剖面图目前的PET技术发展很快，近年来又采用了多环模块结构技术，所谓模块结构是在一块大BGO晶体上刻许多深浅不同的槽，由这些槽把晶体分成多个（48或88）小晶体条阵列，后面接4个PMT，由PMT的输出信号幅度来确定光子击中晶体条的位置。这种结构节省了PMT的数目，提高了光收集率，改善了灵敏度和位置分辨率。多环模块结构PET的位置分辨率可达46mm。 由于PET不需要铅准直器，灵敏度高于SPECT。这种“电子准直”视野均匀，分辨不受深度影响，而且探测效率高，

38、大大缩短了每个断层的成像时间(1-2秒，或几十秒)。 PET常用的发射正电子核素有11C（半衰期20min）, 13N（半衰期10min）, 15O（半衰期2min）, 18F（半衰期110min）和67Ga(半衰期68min)等, 其中C，N，O是人体组织的基本元素，F的化学性质与氢有相似之处且是许多化学药物的组成元素，它们易于标记各种生命所需的化合物及其代谢产物，而不改变其生物活性。这些核素的标记物可以参加人体生理，生化的代谢过程，因此PET所提供的影像不仅反映人体器官的解剖图像，也反映了人体生化,生理，病理及功能的图像，可研究人体各器官的组成及各种药物在体内的分布代谢过程。例如，用18F

39、或11C标记的脱氧葡萄糖可以研究脑对葡萄糖的消耗，通过测定其代谢速度可以了解脑活动情况如痛觉，听觉，视觉和嗅觉等。PET为心脑血管系统和肿瘤的成因和诊治研究提供了重要的手段。 由于发射正电子核素的半衰期大多太短（几分到几十分），又都只能由加速器生产，因此使用PET的单位必须有小型医用回旋加速器来生产这些缺中子核素，还要有快速制备这些核素的标记药物设备，投资昂贵，推广有一定限制，这是PET的一个主要缺点。 目前对PET技术的研究主要有以下几个方面：研制新的晶体，以提高光输出，减小光衰期时间；采用新型光电转换器件，例如，位置灵敏的光电倍增管，PIN光电二极管，雪崩二极管等等，以提高量子效率，减小尺

40、寸；进一步改进电子学读出系统和数据采集及图像处理系统，以提高灵敏度和计数率，缩短成像时间。一些新的探测器技术也在研究中。 第三章 相机成像实验（系列实验1）3.1 引言 g照相机是记录和显示被拍照的物体中g射线活度分布的一个照像系统，它包括：（1） 被拍照的物体,在该物体中含有某种特定的示踪的g放射性核素。（2） 准直器系统。它类似于普通相机的透镜系统。它的功能是：把被拍物体中某一空间小区域内沿某一特定方向发射的g射线投影到成像平面的一个相应的面积元上，而把其它方向的g射线都吸收掉。（3） 成像记录系统。类同于普通照相机的感光胶片。g射线是波长极短的电磁波，普通的感光胶片对它不灵敏。人们用薄层

41、的闪烁晶体（5mm-10mm）与光电倍增管阵列（PMTS）或单个位置灵敏光电倍增管(PSPMT)耦合，构成图像记录系统。 核医学的发展是与g成像的应用和发展是分不开的。为了诊断人体脏器的病变，人们用某种标记g放射性的药物注入人体，通过g照相机来观察和记录某脏器对药物的代谢以及 它们在脏器中的分布。它所提供的信息不仅在医学诊断方面有重大意义，同时在教学研究方面有重要价值。3.1.1 被拍照的物体 被拍照的物体它们可以是下列三种情况之一种： (1) 吸收了一定的放射性核素标记药物的活体中的脏器。 (2) 具有特殊g放射性活度分布的模拟脏器模型。 (3) 泛面放射源或点源。准直器系统 准直器系统由对

42、g有强吸收的材料（例如铅，钨等）做成，按设计的几何可分为： 1 平行孔，平行准直器。图3.1给出了准直器的示意图. 图3.1 平行孔，平行准直器当“物”平面落在焦平面上时，“物”的每一个面元（OCi）都和像平面（晶体表面）的面（ICi）一一对应由几何关系可以得到： (3.1) d孔的直径，t为孔距，a为准直器厚度。 对一理想的无限薄的“物”（具有一定放射性活度分布的面源），如图3.1所示，当物平面与焦平面重合时（Of平面），物平面(OCi面源)上的信息（g活度）将投射到ICi像源上。像对物面的分辨率的极限是物元OCi的面积，其线度分辨为： (3.2) 提高孔的密集程度（减小t）可以提高分辨率，

43、t的大小与入射g的能量选取有关。当物平面落在焦平面以近（Of-），所形成的像只对物平面信息进行间断取样，部分区间的信息丢失。当物平面落在焦平面以远(Of+)时物面上的一个区间（例如OC0）上的信息，除主要投射到IC0上之外，其边界区的信息同时也投射在IC1和IC2区间，出现所谓信息重叠现象。当物是一有限厚度的块状时，像元IC0中出现物元的所有信息的重叠，这也是它对物的体分辨的极限。 2平行孔，发散型准直器。平行孔，平行准直器的焦长受到限制，因而其视野也受到限制为了扩大视野，平行孔，发散准直器也常选用，其结构如图3.2所示。 h a t d s 图3.2 平行孔发散型准直器的结构示意图准直孔是平

44、行孔，而孔的轴线具有发散式的，即相对于中间孔的轴线，相邻孔的轴线有一发散角qs，图4.2是此类准直器的一维图，其焦平面与准直器前端的距离（焦距）为： (3.3) 焦距与发散角有关，当qs=tan-1(qs)时，h(qs)- 准直器决定了g相机的主要性能，它们是： 1).空间分辨率： (3.4) 2).灵敏度： (3.5) 3).孔壁穿透效应 : (3.6)是准直器材料的吸收系数，w射线穿透孔壁的最小厚度。成像记录系统 经过准直孔的g射线投射到成像记录系统相应的区间（ICi）,g射线被在该区间内的闪烁晶体吸收，并转换成与能量沉积成比例的荧光光子数，光子在闪烁体上传播，最后投射到光电倍增管阵列上或

45、者在位置灵敏光电倍增管上。 将光电倍增管读出的信号通过在线数据获取系统，计算出该g事件在闪烁晶体内的作用位置（x,y坐标），然后将该相点的坐标再通过准直器还原到物面上的g射线发射点所在的区间的坐标，因此成像记录系统呈现的正是物体的g射线发射区间的分布。 1闪烁晶体的选择： 闪烁晶体将入射的g射线转换成次级电子，次级电子在晶体中产生荧光光子，荧光光子在晶体中的发射是各向同性的，因此它在晶体中的输运将引起荧光光子在光电转换平面（光阴极面）上的分散，导致了像平面记录的坐标与g射线在晶体中被吸收的坐标的偏离。图3.3描述了包括从g射线吸收到荧光光子从晶体出射面的输出的过程。越靠近晶体边缘，g射线被吸收

46、的像点与物点偏离的越大。实验一将对上述过程进行计算机模拟，研究这种偏离与晶体封装条件，晶体尺寸大小和形状，以及晶体界面的光学处理等因素之间的关系。 图3.3 从射线吸收到闪烁荧光光子的传播的过程 2光电转换器件的选择： 现在医学用的g相机大多采用多个光电倍增管与一个平面薄闪 烁体耦合。由各个光电倍增管记录的电荷信号，重现出g射线在晶体中的作用空间坐标。由于光电倍增管的有限尺寸和形状的限制，光电倍增管阵列在晶体上会形成死区，导致图像的不均匀性。目前发展起来的位置灵敏光电倍增管（PSPMT）可以构成一个“连续灵敏的小型g 相机，本实验采用位置灵敏光电倍增管替代通常的光电倍增管阵列。图3.4是栅网型

47、位置灵敏光电倍增管倍增极的电极构造及电子轨迹图。和通常的光电倍增管不同的是电子倍增器用栅网状倍增极做成，且有二次电子发射的微细结构，各极间二次电子的飞行空间很小。由光阴极发射的光电子在倍增极间倍增（整体增益在以上），再由末极倍增极（反射型）反射出来的二次电子用两层交叉的丝型阳极（十字丝网型阳极）读取。另外，为使光阴极和第一倍增极间光电子扩展减小，做成近贴型构造。R2486-05型光电倍增管的倍增极有12级，在工作电压1250V时，电流增益可达以上图3.4 栅网型倍增极的电极构造及电子轨迹图图3.5是R2486-05型的阳极及电荷分配型读出系统，阳极丝数为。从末极倍增极发射的电子群打到、两个方向

48、的丝状阳极上，沿、方向分流。阳极用电阻回路连接起来，以电子到达十字型丝状阳极相应位置分流。再通过加、减和除运算电路，经模/数（A/D）变换后，得到相应的、信号和能量信号： ； ； 。 图3.5 十字型丝状阳极及电荷分配法读出线路和前置放大器在线数据获取和图象实时处理 物平面上的一个放射性核素发生衰变产生的g射线，以一定的概率通过准直器的某一个准直孔，投射在成像记录系统的晶体上，并转换为荧光光子（光子总数正比于该射线沉积的能量），经传输后落在PSPMT（R2486-05）的光阴极上，通过光阴极转换的光电子经PSPMT倍增被其X，Y正交的多阳极丝收集。X，Y阳极丝按倍增的电子云分布的重心将总电荷分

49、别分流到X+ , X，Y+ , Y的负载上。 并经过各自的电荷灵敏放大器放大后输出（可以在示波上分别看各自的波形）。 在线数据获取系统是基于PC平台的高性能的数据获取系统。回路的模拟信号经放大（或衰减），及模拟信号处理后，给出该事件的X，Y坐标及总能量信息，再用采集板将上述的信息数字化，并将上述的数字信息送到数字信号处理（DSP）板，将该事件的数字信息进行实时的处理，再构成图象。g射线成象实验的主要内容和要求。 1 本系列实验包括如下三个部分： 第一部分 影响相机性能的主要因素的模拟研究 （4学时） 第二部分 射线成象数据获取和实时处理 （4学时） 第三部分 图象处理和分析 （4学时） 2 要求：(1) 掌握射线与物质相互作用的基本理论。学会利用本实验提供的计算机软件系统, 对射线经过准直器以及射线在晶体中的相互作用过程和荧光传输过程进行跟踪模拟。(2) 通过模拟，进一步理解影响g相机性能的主要因素。(3) 学会在g相机实验台