PET的全称为正电子发射断层成像仪（positron emission tomography），通常简称为PET，是一种对正电子湮灭产生的双光子成像的设备。PET与SPECT根本的不同有两点：一是采用正电子核素标记的放射性药物，使用的正电子核素［例如， ¹⁸F（代替H，性质相似）、 ¹⁵O、 ¹³N、 ¹¹C］本身为人体组成的基本元素，可标记参与活体代谢的生物活性分子，可提供分子水平上反映体内代谢的影像；二是不使用准直器，而采用符合探测，可以使分辨率及灵敏度同时得到大幅度提高。

PET于20世纪70年代问世。20世纪90年代前，PET主要用于科研，安装在研究机构。20世纪90年代后，正电子类示踪剂的独特生物学优势逐渐显露，PET开始进入临床。PET的性能不断提高，装机量也逐年上升，到20世纪90年代末，美国及欧洲一些国家政府和保险公司已将多种PET检查列入医疗保险范围，我国从20世纪90年代中期开始引入PET。

由正电子核素发射出的正电子在周围介质（如人体组织）中被散射而减慢速度，一旦静止下来就会俘获一个自由电子而形成正负电子对，并在毫微秒内发生质能转换，正、负电子的质量转变为两个能量相等（511keV）、方向相反的光子。这一过程称为电子湮灭（也称电子对湮灭）。PET所探测的就是这两个方向相反的光子。

PET常用的正电子核素及其物理性质如表1-6-2所示。

PET的工作目的是成像，即显示正电子核素标记的示踪剂在体内的分布。但是，发射出的正电子无法直接探测，只能通过探测由电子对湮灭所产生的γ光子对来反映正电子湮灭时的位置。接收到这两个光子的两个探测器之间的连线称为符合线（line of response，coincidence line，简称LOR），代表反方向飞行的光子对所在的直线，湮灭事件的位置必定在这条直线上。用两个探测器间的连线来确定湮灭地点方位的方法（不需要准直器）称为电子准直（electronic collimation）。这种探测方式则称为符合探测（coincidence detection）。

符合探测技术利用了湮灭光子对的两个特性：一是这两个光子沿着直线反方向飞行；二是它们都以光速向前传播，几乎同时到达在这条直线上的两个探测器。此时，PET系统就记录一个符合事件（coincidence event），即一个计数。事实上，由于光子从发射到被转换为最后的脉冲信号经历了多种不确定的延迟，致使符合事件的两个光子被记录的时间间隔展宽了。该时间间隔称之为符合窗（coincidence windows）。通常，符合窗的大小为几纳秒到十几纳秒。只有在符合窗时间内探测到的两个光子，才被认为是来自同一湮灭事件。超过符合窗时间间隔所探测到的两个光子则被认为是来自两个湮灭事件而不予记录。

PET探测器所记录的符合事件中，有三种符合情况无法区分。

第一种是真符合（true coincidence），探测到的两个光子来源于同一湮灭事件，并且在到达探测器前两个光子都没有与介质发生任何相互作用，因此含有精确的定位信息。这是真正需要的原始数据。

第二种是随机符合（random coincidence），探测到的两个光子分别来源于不同的湮灭事件。这种符合含有的定位信息实际是不存在的，成像中要剔除这种符合。

第三种是散射符合（scatter coincidence），探测到的两个光子虽然来源于同一湮灭事件，但在到达探测器前两个光子中至少有一个被散射而偏离了原来的飞行方向。因此这种符合含有的定位信息是错位的，应该剔除。

PET设备由扫描机架、主机柜、操作控制台和检查床等几部分组成。

机架是最大的部件，内部装有激光定位器、探测器环（称之为探头）、探测器电子线路、符合线路、分拣器、移动控制系统等线路组成。它的主要功能是采集数据。

主机柜主要由CPU、输入输出系统、内、外存储系统等构成。主要功能是数据存储、处理和图像重建。

操作控制台主要由一台计算机和软件系统组成。它的主要作用是整个检查过程的指挥控制、图像显示和分析等。操作控制台放置在操作室内。

决定PET性能好坏的最关键部件是探头。

PET探测光子的过程与前述SPECT类似，也由闪烁晶体转换γ光子为荧光，一个γ光子转换为多个荧光光子，再由光电倍增管转换光信号为电信号并放大，再经一系列电子线路系统来完成记录。与SPECT不同的是，闪烁晶体不再是一大块平板晶体，而是由许多小晶块组成的晶体环。不同厂家、不同型号的PET设备所用晶体材料不同，晶体的尺寸、小晶块的数量及排列方式也有差异。目前多数PET设备探头的组成均由晶体组块（crystal block）组成环形晶体环，其后接光电倍增管。每一晶体组块又被分割成多块小晶体（如6×6～13×13），其中每一个小晶体块为一个探测（定位）单元，成像时，接收到的射线均定位在小晶体块的中心。不同型号的PET设备，每个小晶体块的表面积不同，目前多数在2.0mm×2.0mm～6.5mm×6.5mm之间，晶体的厚度多在20～30mm之间。

探测器晶体的性能及尺寸是影响PET系统性能的关键因素之一。晶体的薄厚影响探测效率和能量分辨。晶体加厚使入射光子与晶体的相互作用机会增加，探测效率提高；但晶体所产生的闪烁光在到达光电倍增管之前，被晶体自身吸收或散射的机会也增加，使光电倍增管产生的脉冲能谱展宽，能量分辨下降。晶体块的表面积影响灵敏度和空间分辨率，晶体面积大，接收入射光子的机会增加，灵敏度高；但是，晶体块上任何位置接受的入射光子均被定位到晶体块中心，因此晶体面积大使空间分辨率下降。

闪烁晶体是组成探测器的关键部件之一。它的主要作用是能量转换和光子数放大，将高能γ光子转换为数千个低能的可见光子，以利PMT接收。用于PET的理想的闪烁晶体应具有良好的性能。晶体主要性能为：

闪烁晶体所发射的光子波长的分布曲线。发射光谱愈窄，在光电倍增管中的光电转换愈好。

入射光强度衰减到初始值的1/e时所走的距离。衰减长度短，则阻止本领强，探测效率提高，晶体尺寸小，而且空间分辨高，不同位置的空间分辨也均匀。

晶体激发后，发射光子数的速度下降到初始值的1/e时所需的时间，也称退光常数。衰减时间短，则时间分辨好，可使随机符合事件下降，而且系统死时间缩短。

入射光子在晶体中发生光电效应的概率。发生光电效应时，入射光子的能量全部沉积在晶体的作用点，使闪烁光子位置集中。而康普顿散射光子，使晶体的闪烁光子位置分散，或飞出晶体（尤其小晶体块）致使闪烁光子数量减少。所以光电效应分支比高，则定位精度好，能量分辨率好。

它表征闪烁晶体将入射光子能量转变为闪烁光子的性能。用光产额表示，代表吸收入射光子单位能量所引发的闪烁光子数，光产额高，则能量分辨好。

用于PET的晶体要求光输出高、光产额高、时间分辨好、阻止本领强。目前临床在用的PET中，主要使用锗酸铋（Bi ₄Ge ₃O ₁₂，简称BGO）、掺铈的氧化正硅酸镥（Lu ₂SiO ₅［Ce］，简称LSO）及掺铈的硅酸钇镥（简称LYSO）等晶体。表1-6-3给出了这几种晶体的性能。

光电倍增管（photomultiplier tube，PMT）是组成探测器的另一关键部件。其作用及工作原理与SPECT相同。近来PET探测器采用位置灵敏光电倍增管（position sensitivity photomultiplier tube，PSPMT），这种光电倍增管的定位更准确。PSPMT广泛应用于Micro PET中。

光子入射后，到被转换为脉冲输出，经历了多种统计性过程，致使输出脉冲能量分布展宽。能量响应就是指对入射光子所产生的脉冲能谱分布。能量分辨率定义为脉冲能谱分布的半高宽与入射光子能量之比。该值越小，能量分辨率越高。它表明了PET系统对散射符合计数的鉴别能力。能量分辨率主要取决于晶体性能，且与探测系统的设计有关。

能窗下限可将低能量的散射光子排除掉。散射符合计数随脉冲能窗下限的提高而减少，但能窗下限的提高受到能量分辨率的制约，能窗下限过高将导致真符合计数的大量丢失。

空间分辨率反映PET能分辨空间两点间最近距离。

一个点源经PET系统后所成的像不是一个点，而扩展为一个分布，该分布称为点扩展函数（point spread function，PSF）。

用PSF的半高宽（FWHM）及十分之一高宽（FWTM）描述成像系统的分辨率。FWHM越大，点源的扩展程度越大，分辨率越低。分辨率有径向、切向和轴向，分别由PSF的径向、切向和轴向的FWHM及FWTM来描述。

由于理论及探测技术上的限制，PET所能达到的空间分辨率是有限的。

1）正电子的飞行距离：正电子的飞行距离为在发生湮灭前由自身动能飞行的距离。核素衰变发射出的正电子有一定的能量，要飞行一段距离，当能量减为0时，才能与负电子结合，产生湮灭辐射。探测到的湮灭辐射双光子的位置并非发射正电子的核素的位置。核素发生正电子衰变时，同时发射出一个中微子，衰变能由正电子和中微子随机分配，正电子的能量从零到最大（衰变能）连续分布，因此正电子的飞行距离也是从零到最大射程连续分布的。具有最小能量（0）和最大能量（E _max）的粒子数较少，而大多数正电子的能量位于1/3E _max左右，不同的核素E _max不同。再有，正电子在介质中的轨迹并非直线而是曲折的。由于多次散射，有些正电子最终散射角可能接近180 ^o而折回原处。这样，点源在图像上就形成一个分布，该分布的半高宽FWHM _positron因核素及介质而异，对 ¹⁸F和水，FWHM _positron = 0.22mm，对 ¹¹C和水，FWHM _positron = 0.28mm。

2）两个湮灭光子的不共线：介质中的自由电子有一定的能量。这样，在正负电子湮灭时，正负电子偶的总动量并非为0，根据动量守恒，两个湮灭光子的运动方向不可能成180°角，要偏向电子偶的运动方向。偏转角呈高斯分布，可得出偏转角的半高宽为0.3。由于这种因素造成的点源扩展与符合探测的两个探测器之间的距离有关。

对探测环孔径为80cm的全身PET，中心分辨率的损失为：

上述两方面的因素加起来使PET的最佳空间分辨率的理论极限值为：

对 ¹⁸F，FWHM _theory～2.1mm。

3）探测技术的限制：PET探头是多排环型排列的。每个小晶体块，形成一个信号接收单元，小晶体块上任何位置接收到的入射光子，均被定位到小晶体块中心，使定位不准，点源展宽。对视野中心处的点源，分辨率损失为小晶体块大小的一半，以4mm × 4mm大小的小晶体块为例，分辨率损失为2mm。

同时考虑上述理论与技术的限制，系统的分辨率极限FWHM _total为：

对 ¹⁸F，FWHM _total～2.9mm。

实际系统的分辨率达不到极限值，目前最好的专用型PET的分辨率接近4mm（ ¹⁸F）。

理想的PET系统对视野中任何位置的放射源有相同的探测能力，即对视野中一均匀源成的像应为各点计数相同的均匀图像。但是，由于计数的统计涨落及探头的非均匀响应，在均匀源的图像上会造成计数偏差，该偏差越小，均匀性越好，用视野中最大计数和最小计数与平均计数的相对偏差大小来描述PET均匀性。相对偏差越小，均匀性越好。称该相对偏差为非均匀性（NU）。均匀性分断层均匀性、体积均匀性和系统均匀性。

灵敏度是指PET系统在单位时间内单位活度或放射性浓度条件下所获得的符合计数。灵敏度的决定因素包括：探测器所覆盖的立体角和探测器效率。系统灵敏度取决于扫描仪的设计构造及数据的采集方式。

在一定的统计误差（总计数）条件下，灵敏度制约扫描的时间和所需的示踪剂剂量。示踪剂剂量一定时，灵敏度越高，所需的扫描时间越短。这对动态采集有重要意义，因为示踪剂在刚注入时在体内的分布随时间迅速变化，要求扫描的时间很短。在静态采集时，灵敏度高，可有效地缩短采集时间。当扫描时间一定时，灵敏度越高，所需示踪剂剂量越小，降低患者所接受的辐射剂量，有利于辐射防护。

散射分数是散射符合计数在总符合计数中所占的百分比。描述PET系统对散射计数的敏感程度，散射分数越小，系统剔除散射符合的能力越强。

散射分数有断层散射分数和系统散射分数。某一断层面 i的散射分数 SF _i等于该断层中散射计数与总计数之比。其中，总计数为真符合与散射符合计数之和，不含随机符合计数。

系统的散射分数 SF等于所有断层面的散射分数 SF _i的平均。

在符合探测中，总计数中除真符合外，不可避免地包含着散射符合和随机符合的计数。后两种效应不仅增加噪声，降低信噪比，也降低了图像的对比度，使图像质量变差。因此，在PET图像中，除了与真符合计数相关的统计涨落噪声外，还必须考虑散射和随机符合噪声。为评估PET图像质量，引入了噪声等效计数（noise equivalent counts，NEC），以衡量噪声。噪声等效计数率 R _NEC等于真符合计数率与总计数（ R _total = R _trues + R _randoms + R _scatte）的比值再与真符合计数率之积。

计数率特性反映总符合计数率、真实符合计数率 R _trues、随机符合计数率 R _randoms、散射符合计数率 R _scatter和噪声等效计数率 R _NEC随活度的变化。

描述PET系统对随机符合及由死时间引起的计数丢失的校正精度。用校正后的剩余相对误差∆R表示校正精度。

式中： R _trues为经过计数丢失及随机符合校正的系统得到的真实符合计数率，R _extrap为无随机符合和计数丢失情况下的计数率。

散射校正精度描述PET系统对散射符合事件的剔除能力。

用散射校正后的剩余误差Δ C描述散射校正精度。在热背景中插入冷插件，进行散射校正后，冷插件中的计数与热背景中计数的百分比为剩余误差Δ C

式中， C _cold为图像上冷插件内计数， C _B为图像上插件的热背景中计数的平均值。

描述PET系统对射线在介质中衰减的校正能力。用衰减校正后的剩余误差Δ C及非均匀性来描述衰减校正精度。得到的这两个值越小，衰减校正精度越高。

在模拟临床采集的条件下，用标准的成像方法来比较不同成像系统的图像质量。用不同大小热灶、冷灶的对比度恢复系数及背景的变异系数描述图像质量。

对任一热灶j，对比度恢复系数Q _{H， j}为：

式中， C _{H ， j}为第j个热灶ROI中的平均计数； C _{B ， j}为背景ROI中的平均计数；a _H为热灶球体的放射性浓度；a _B为背景的放射性浓度。

对任一冷灶j，对比度恢复系数Q _{C， j}为：

式中， C _{C ， j}为第j个冷灶ROI中的平均计数； C _{B ， j}为背景ROI中的平均计数。

PET的数据采集有多种方式。可分为静态、动态和门控采集；此外还有全身采集方式等。

在临床检查中，通常使用静态方式采集数据。静态方式一般是在体内的示踪剂分布稳定后才开始采集，采集时间比较长，以达到重建图像所需的足够计数。如果研究示踪剂在体内的动态分布过程，则需要在注射示踪剂的同时开始数据采集，在早期每帧的采集时间很短，随后每帧的采集时间逐渐延长，并且各帧间不间断连续采集，形成图像序列。这种采集方式称为动态采集方式。PET的动态采集结果是一组显示不同时刻示踪剂浓度变化的三维信息，不宜通过视觉直接观察，需要进一步处理（如感兴趣区内示踪剂浓度随时间的变化曲线、由房室模型导出的生理参数等）来分析。

门控采集本质上是一种周期性重复的动态采集。它利用脏器运动的周期性特点，将采集与运动周期同步，是一种为消除器官运动所产生的模糊效应而采用的方式。如检查心脏时，与心动周期各时相对应，将采集分割为几个时间段，形成连续的几帧，构成一个采集周期。在心电图的触发下，采集周期与心动周期同步重复进行，并累加各时间段的重复计数。当每一帧的累加计数都达到所需值时，采集停止。由累加数据重建各帧图像，由此产生一组可分辨心脏运动的图像。此外，进行胸及腹部检查时可使用呼吸门控。

全身采集经常在检查肿瘤转移灶时使用。典型PET的轴向视野是15～25cm，全身采集需要依次进行几个床位相邻的静态采集来完成。PET扫描仪具有进行全身采集的功能，它的数据采集软件能够使各个床位精确定位，并且图像重建软件能够将多个相邻的静态采集数据相互衔接组成一个任意长度的三维数据组，从而重建全身图像。