PET的基本原理
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22
CANCER HOSPITAL CAMS
PET的电子Байду номын сангаас直
Q
湮灭γ光子对只有在两个互成180º的探测器的FOV立体角内才能 被探测。 利用湮灭辐射的特点和两个相对探测器的符合来确定闪烁事件位 置和时间的方法称电子准直。
23
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET电子准直的特点
Q
电子准直是PET的一大特点，它省去了沉重的铅制准直 器，改进了点响应函数的灵敏度和均匀性。 不再因准直器的使用损失了很大部分探测效率。 避免了准直器对分辨率和均匀性不利的影响。 利用了一部分被准直器挡住的γ光子，极大地提高了探 测灵敏度。就2D采集模式而言，PET的灵敏度比SPECT 高10倍以上。 使用铅准直器的SPECT系统分辨率为8－16mm，而电 子准直的PET系统分辨率为3－8mm.
24
Q
Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET的探测环
Q
PET的探头是由若干探测器环排列组成，探测 器环的多少决定了PET轴向视野的大小和断层 面的多少。 轴向断层数＝（环数＊2）－1 PET的轴向视野是指，与探测器环平面垂直的 PET长轴范围内可探测真符合事件的最大长度。 探测器环越多的探头的轴向视野越大，一次扫 描可获得的断层面也越多。 探测器由晶体、光电倍增管和相关电子线路组 成，许多探测器紧密排列在探测器环周上。
15
Q
Q
Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET影像分辨率的极限
点源
正电子湮灭行程( ~1-3mm)的影响： • 正电子能量的影响湮灭行程的距离 • 影像 (Emax=0.6MeV)与 15O (Emax=2.1MeV)影像相比，分辨率较高
18F
相反运动γ光子非直线的影响： • 探测环直径影响非180º夹角每 50cm 探测环直径使分辨率 (FWHM)变坏~1mm
3
CANCER HOSPITAL CAMS
PET的演变
2001年 GE DISCOVERY－LS 1964年环状头部PET
CANCER HOSPITAL CAMS 4
功能影像与解剖影像
Q
功能影像 – 反映患者体内的功能代谢 – 与CT、MRI相比分辨率较差(~4-5mm 或更坏) – 核医学领域: NM/SPECT, PET – 其他领域：(MRS, fMRI), MEG (MSI), ...
常用正电子放射性核素的物理特性
放射性核素
11C 13N 15O 18F 68Ga 82Rb
半衰期 （min）
最大正电子能量 （MeV）
最大射程 （mm）
平均射程 （mm）
20.3 10.0 2.0 109.8 67.8 1.3
0.96 1.19 1.70 0.64 1.89 3.35
5.0 5.4 8.2 2.4 9.1 15.6
0.28 0.60 1.10 0.22 1.35 2.60
CANCER HOSPITAL CAMS
13
符合探测原理
探测器1
脉冲处理器 脉冲处理器
探测器2
符合 符合探测技术能在符合电路的时间分辨范围内，检测同时发生的放 射性事件。 利用符合探测技术可以进行正电子放射性核素示踪成像。 使用符合探测技术，起到电子准直作用，大大减少随机符合事件和 本底的同时提高了探测灵敏度。
功能影像与解剖影像
患者A 脑部PET：？？？
CANCER HOSPITAL CAMS 8
PET影像的设备
正电子核素制备 正电子示踪剂制备 PET影像获取 回旋加速器 放化标记设备 PET影像系统
CANCER HOSPITAL CAMS
9
正电子药物
正电子核素 半衰期
Carbon-11 Nitrogen-13 Oxygen-15 Fluorine-18 Gallium-68 20.5 min 10.0 min 2.1 min 110 min 68 min
Positron Emission Tomography
吴文凯 教授
CANCER HOSPITAL CAMS
2002. 8. 16
PET的基本原理
z 概况 z 正电子成像的物理基础 z PET的结构 z PET的组态 z 2D和3D采集模式 z PET影像的重建 z PET的校正 z 几个重要的性能参数
Q
解剖影像 – 反映患者解剖结构 – 通常可获得高分辨率影响 (1mm 或更高） – X线/CT, MRI, 超声
CANCER HOSPITAL CAMS
5
功能影像与解剖影像
患者A 脑部CT：报告正常
CANCER HOSPITAL CAMS 6
功能影像与解剖影像
患者A 脑部MR：报告正常
CANCER HOSPITAL CAMS 7
CANCER HOSPITAL CAMS 2
PET的历史
Q Q
Q
Q Q
Q
Q
上世纪20年代物理学家就从理论上推断有带正电荷的正电子存在 20世纪30年代开始对放射性核素的物理、化学性能进行了深入研究， 发现了它们在生物学和医学领域的应用价值 1953年Dr. Brownell和Dr. Sweet就已研制了用于脑正电子显像的 PET显像仪 60年代末出现了第一代商品化PET扫描仪，可进行断层面显像 1976年由Dr. Phelps和Dr. Hoffman设计，由ORTEC公司组装生产了 第一台用于临床的商品化的PET 20世纪80年代更多公司投入了PET研制，岛津（Shimadzu,1980）、 CTI公司（1983）、西门子公司（Siemens，1986）通用电气公司 （GE，1989）、日立公司（Hitachi，1989）和ADAC公司（1989） POSITRON PET系统已日趋成熟，许多新技术用于PET产品，如：采用了BGO和 LSO晶体的探测器、引用了数字化正电子符合技术、切割晶体的探 测器模块等，使PET系统的分辨率小于4mm。90年代中期，在发达国 家PET已成为重要的影像学诊断工具
正电子成像的物理基础
Q
正电子放射性核素通常为富质子的核素，它们 衰变时会发射正电子。原子核中的质子释放正 电子和中微子并衰变为中子： P → n + β＋ + ν 其中P为质子，n为中子，β＋为正电子，ν为中 微子。 正电子的质量与电子相等，电量与电子的电量 相同，只是符号相反。通常正电子（β＋）衰变 都发生于人工放射性核素。
14
Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET影像分辨率的极限
Q
正电子穿过人体组织时主要是通过与电子产生的库仑作 用损耗其动能。 正电子的静止质量与电子相同，每次库仑作用后正电子 都可能产生一个较大的方向变化，因此会在人体组织内 沿着曲折的路径损耗其动能。 湮灭作用过程中粒子的动量的变化会导致511 keV光子 在探测野中产生约4‰弧度的不确定性偏离。 对探测环横断面视野直径为70cm的PET，会导致2－ 3mm的位置不确定性。 这一微小偏差，以及正电子发射位置与湮灭辐射的发生 点之间存在微小间距，使PET的分辨率有一极限值制约。 对大视野（FOV）PET而言，最高分辨率约为3－4mm。
Q
Q
Q
随机符合和散射符合计数都和噪声一样，会降低图像分辨率和对 比度，影响图像质量。 符合计数率增加到一定程度时，随机符合和散射符合计数率以平 方级数增加。 PET药物活性度增高到一定程度时，图像质量反而严重下降。
19
CANCER HOSPITAL CAMS
真符合、随机符合和散射符合
有效计数率(NECR)： Signal2 NECR ＝ ＝ 2 σ T2 (KCPS) T+S+kR
7.13 1.12 0.92 480 300 15 2.15
4.51 1.86 0.60 580 1000 45 1.80
17
Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
真符合、随机符合和散射符合
5a 5b 4 1 2 3
1. 2. 3. 4. 5a,b.
CANCER HOSPITAL CAMS
真符合时间 因灵敏度或死时间丢失的真符合事件 因光子衰减丢失的真符合事件 散射符合事件 随机符合事件
18
真符合、随机符合和散射符合
Nr = 2TR1R2
Nr：随机符合计数；R1和R2：单探测器的计数率；T：符合分辨时间。 符合分辨时间越短，随机符合计数就越少。有利于减少噪声，提高 图像质量，并提高图像定量分析精度。
CANCER HOSPITAL CAMS
27
探测器
探测器应有高空间分辨率。探测器空间分辨率主要 取决晶体材料及尺寸大小，光电倍增管的多少。晶 体尺寸越小、光电倍增管数越多，探测器的空间分 辨率越高。但是符合探测的物理特性决定了它的空 间分辨率存在极限。 探测器应有高可靠性和稳定性。探测器的可靠性和 稳定性好坏是评定PET系统性能的基本依据，其重 要性在所有性能指标之上。光电倍增管的性能会直 接影响探测器的可靠性和稳定性，闪烁晶体是探测 器质量的关键。
CANCER HOSPITAL CAMS 28
PET选用的晶体
性能指标
物理密度 (g/cm3) NaI(Tl) CeF1 BaF2 BGO CsI(Tl) LSO YAP GSO
3.67 2.59 0.34 410 230 100 1.85
6.16 1.70 0.64 310 2 3 1.62
4.89 2.10 0.47 220 1 4 1.49
符合处理器
✲
数据重组
光电倍增管
电路处理
图像重建
图像
CANCER HOSPITAL CAMS
21
PET的数据采集
Q
Q
Q
Q
正电子湮灭作用产生的湮灭γ光子同时击中探 测器环上对称位置上的两个探测器。 每个探测器接收到γ光子后产生一个定时脉冲， 这些定时脉冲分别输入符合线路进行符合甄别， 挑选真符合事件。 符合线路设置了一个时间常数很小的时间窗 （通常≤15ns），同时落入时间窗的定时脉冲 被认为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光 子对，从而被符合电路记录。 时间窗排除了很多散射光子的进入。
T：真符合计数率；S：散射计数率；R：随机计数率 K为修正系数，对应不同随机符合校正方法： K=1： K=1＋δ： K=2： z 单探测器校正法 延迟减除校正法 延迟正弦图校正法
噪声计数率越高，有效计数率越小
20
CANCER HOSPITAL CAMS
PET的结构
探测器环
光电倍增管
处理电路
符合处理
产
物
14N(p,α)11C 16O(p,α)13N 14N(d,n)15O 18O(p,n)18F
(F-) (F2)
20Ne(d,α)18F
Ge-68 的子体(271天) Sr-82 的子体(25天)
Rubidium-82 1.27 min
• C, N, O, F 等成分直接参与人体生化代谢
CANCER HOSPITAL CAMS 10
11
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
正电子湮灭
ν
511KeV ~1-3mm β+
• 正电子湮灭前在人体组织内行进 1－3mm。 • 湮灭作用产生: - 能量（光子是511 KeV)。 - 动量
β− 511KeV
• 同时产生互成180度的511 keV的伽玛光子。
CANCER HOSPITAL CAMS 12
25
Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET的探头和探测环
Q Q
X-Y平面为PET的横断面，与探测环平面平行。 Z轴是PET的长轴，与探测环平面垂直。
26
CANCER HOSPITAL CAMS
探测器
Q
探测器必须满足以下几点要求：
探测器必须有高探测效率。符合计数时一对探测器的总探测效率是 单边探测效率的平方。若一个探测器的探测效率为0.8，则符合探 测效率仅为0.64。 探测器必须有短符合分辨时间。PET影像的质量因为噪声计数的增 加而变坏。随机符合就是噪声源之一。随机噪声计数与符合分辨时 间成正比，它们有以下关系：
PET（人体）影像分辨率的极限约为： ~2mm
CANCER HOSPITAL CAMS 16
真符合、随机符合和散射符合
Q
符合线路是探测同时发生的闪烁事件。 两个探测器的触发总有一定时间差异，这时间差异称为 符合线路的分辨时间。 在分辨时间内进入两个探测器的不同位置的γ光子也会 被记录下来。这种不是由湮灭作用产生的符合称为随机 符合。 γ光子在飞行过程中还会产生康普顿散射，γ光子与吸 收物质的一个电子作用，改变了电子动能的同时使γ光 子改变飞行方向，这样就有可能与其它飞行的γ光子同 时进入两个相对的探测器，并发生符合探测。这种符合 称为散射符合
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PET的电子Байду номын сангаас直
Q
湮灭γ光子对只有在两个互成180º的探测器的FOV立体角内才能 被探测。 利用湮灭辐射的特点和两个相对探测器的符合来确定闪烁事件位 置和时间的方法称电子准直。
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Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET电子准直的特点
Q
电子准直是PET的一大特点，它省去了沉重的铅制准直 器，改进了点响应函数的灵敏度和均匀性。 不再因准直器的使用损失了很大部分探测效率。 避免了准直器对分辨率和均匀性不利的影响。 利用了一部分被准直器挡住的γ光子，极大地提高了探 测灵敏度。就2D采集模式而言，PET的灵敏度比SPECT 高10倍以上。 使用铅准直器的SPECT系统分辨率为8－16mm，而电 子准直的PET系统分辨率为3－8mm.
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Q
Q
Q
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PET的探测环
Q
PET的探头是由若干探测器环排列组成，探测 器环的多少决定了PET轴向视野的大小和断层 面的多少。 轴向断层数＝（环数＊2）－1 PET的轴向视野是指，与探测器环平面垂直的 PET长轴范围内可探测真符合事件的最大长度。 探测器环越多的探头的轴向视野越大，一次扫 描可获得的断层面也越多。 探测器由晶体、光电倍增管和相关电子线路组 成，许多探测器紧密排列在探测器环周上。
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Q
Q
Q
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PET影像分辨率的极限
点源
正电子湮灭行程( ~1-3mm)的影响： • 正电子能量的影响湮灭行程的距离 • 影像 (Emax=0.6MeV)与 15O (Emax=2.1MeV)影像相比，分辨率较高
18F
相反运动γ光子非直线的影响： • 探测环直径影响非180º夹角每 50cm 探测环直径使分辨率 (FWHM)变坏~1mm
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PET的演变
2001年 GE DISCOVERY－LS 1964年环状头部PET
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功能影像与解剖影像
Q
功能影像 – 反映患者体内的功能代谢 – 与CT、MRI相比分辨率较差(~4-5mm 或更坏) – 核医学领域: NM/SPECT, PET – 其他领域：(MRS, fMRI), MEG (MSI), ...
常用正电子放射性核素的物理特性
放射性核素
11C 13N 15O 18F 68Ga 82Rb
半衰期 （min）
最大正电子能量 （MeV）
最大射程 （mm）
平均射程 （mm）
20.3 10.0 2.0 109.8 67.8 1.3
0.96 1.19 1.70 0.64 1.89 3.35
5.0 5.4 8.2 2.4 9.1 15.6
0.28 0.60 1.10 0.22 1.35 2.60
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符合探测原理
探测器1
脉冲处理器 脉冲处理器
探测器2
符合 符合探测技术能在符合电路的时间分辨范围内，检测同时发生的放 射性事件。 利用符合探测技术可以进行正电子放射性核素示踪成像。 使用符合探测技术，起到电子准直作用，大大减少随机符合事件和 本底的同时提高了探测灵敏度。
功能影像与解剖影像
患者A 脑部PET：？？？
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PET影像的设备
正电子核素制备 正电子示踪剂制备 PET影像获取 回旋加速器 放化标记设备 PET影像系统
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正电子药物
正电子核素 半衰期
Carbon-11 Nitrogen-13 Oxygen-15 Fluorine-18 Gallium-68 20.5 min 10.0 min 2.1 min 110 min 68 min
Positron Emission Tomography
吴文凯 教授
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2002. 8. 16
PET的基本原理
z 概况 z 正电子成像的物理基础 z PET的结构 z PET的组态 z 2D和3D采集模式 z PET影像的重建 z PET的校正 z 几个重要的性能参数
Q
解剖影像 – 反映患者解剖结构 – 通常可获得高分辨率影响 (1mm 或更高） – X线/CT, MRI, 超声
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功能影像与解剖影像
患者A 脑部CT：报告正常
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功能影像与解剖影像
患者A 脑部MR：报告正常
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CANCER HOSPITAL CAMS 2
PET的历史
Q Q
Q
Q Q
Q
Q
上世纪20年代物理学家就从理论上推断有带正电荷的正电子存在 20世纪30年代开始对放射性核素的物理、化学性能进行了深入研究， 发现了它们在生物学和医学领域的应用价值 1953年Dr. Brownell和Dr. Sweet就已研制了用于脑正电子显像的 PET显像仪 60年代末出现了第一代商品化PET扫描仪，可进行断层面显像 1976年由Dr. Phelps和Dr. Hoffman设计，由ORTEC公司组装生产了 第一台用于临床的商品化的PET 20世纪80年代更多公司投入了PET研制，岛津（Shimadzu,1980）、 CTI公司（1983）、西门子公司（Siemens，1986）通用电气公司 （GE，1989）、日立公司（Hitachi，1989）和ADAC公司（1989） POSITRON PET系统已日趋成熟，许多新技术用于PET产品，如：采用了BGO和 LSO晶体的探测器、引用了数字化正电子符合技术、切割晶体的探 测器模块等，使PET系统的分辨率小于4mm。90年代中期，在发达国 家PET已成为重要的影像学诊断工具
正电子成像的物理基础
Q
正电子放射性核素通常为富质子的核素，它们 衰变时会发射正电子。原子核中的质子释放正 电子和中微子并衰变为中子： P → n + β＋ + ν 其中P为质子，n为中子，β＋为正电子，ν为中 微子。 正电子的质量与电子相等，电量与电子的电量 相同，只是符号相反。通常正电子（β＋）衰变 都发生于人工放射性核素。
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Q
Q
Q
CANCER HOSPITAL CAMS
PET影像分辨率的极限
Q
正电子穿过人体组织时主要是通过与电子产生的库仑作 用损耗其动能。 正电子的静止质量与电子相同，每次库仑作用后正电子 都可能产生一个较大的方向变化，因此会在人体组织内 沿着曲折的路径损耗其动能。 湮灭作用过程中粒子的动量的变化会导致511 keV光子 在探测野中产生约4‰弧度的不确定性偏离。 对探测环横断面视野直径为70cm的PET，会导致2－ 3mm的位置不确定性。 这一微小偏差，以及正电子发射位置与湮灭辐射的发生 点之间存在微小间距，使PET的分辨率有一极限值制约。 对大视野（FOV）PET而言，最高分辨率约为3－4mm。
Q
Q
Q
随机符合和散射符合计数都和噪声一样，会降低图像分辨率和对 比度，影响图像质量。 符合计数率增加到一定程度时，随机符合和散射符合计数率以平 方级数增加。 PET药物活性度增高到一定程度时，图像质量反而严重下降。
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真符合、随机符合和散射符合
有效计数率(NECR)： Signal2 NECR ＝ ＝ 2 σ T2 (KCPS) T+S+kR
7.13 1.12 0.92 480 300 15 2.15
4.51 1.86 0.60 580 1000 45 1.80
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Q
Q
Q
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真符合、随机符合和散射符合
5a 5b 4 1 2 3
1. 2. 3. 4. 5a,b.
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真符合时间 因灵敏度或死时间丢失的真符合事件 因光子衰减丢失的真符合事件 散射符合事件 随机符合事件
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真符合、随机符合和散射符合
Nr = 2TR1R2
Nr：随机符合计数；R1和R2：单探测器的计数率；T：符合分辨时间。 符合分辨时间越短，随机符合计数就越少。有利于减少噪声，提高 图像质量，并提高图像定量分析精度。
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探测器
探测器应有高空间分辨率。探测器空间分辨率主要 取决晶体材料及尺寸大小，光电倍增管的多少。晶 体尺寸越小、光电倍增管数越多，探测器的空间分 辨率越高。但是符合探测的物理特性决定了它的空 间分辨率存在极限。 探测器应有高可靠性和稳定性。探测器的可靠性和 稳定性好坏是评定PET系统性能的基本依据，其重 要性在所有性能指标之上。光电倍增管的性能会直 接影响探测器的可靠性和稳定性，闪烁晶体是探测 器质量的关键。
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PET选用的晶体
性能指标
物理密度 (g/cm3) NaI(Tl) CeF1 BaF2 BGO CsI(Tl) LSO YAP GSO
3.67 2.59 0.34 410 230 100 1.85
6.16 1.70 0.64 310 2 3 1.62
4.89 2.10 0.47 220 1 4 1.49
符合处理器
✲
数据重组
光电倍增管
电路处理
图像重建
图像
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PET的数据采集
Q
Q
Q
Q
正电子湮灭作用产生的湮灭γ光子同时击中探 测器环上对称位置上的两个探测器。 每个探测器接收到γ光子后产生一个定时脉冲， 这些定时脉冲分别输入符合线路进行符合甄别， 挑选真符合事件。 符合线路设置了一个时间常数很小的时间窗 （通常≤15ns），同时落入时间窗的定时脉冲 被认为是同一个正电子湮灭事件中产生的γ光 子对，从而被符合电路记录。 时间窗排除了很多散射光子的进入。
T：真符合计数率；S：散射计数率；R：随机计数率 K为修正系数，对应不同随机符合校正方法： K=1： K=1＋δ： K=2： z 单探测器校正法 延迟减除校正法 延迟正弦图校正法
噪声计数率越高，有效计数率越小
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PET的结构
探测器环
光电倍增管
处理电路
符合处理
产
物
14N(p,α)11C 16O(p,α)13N 14N(d,n)15O 18O(p,n)18F
(F-) (F2)
20Ne(d,α)18F
Ge-68 的子体(271天) Sr-82 的子体(25天)
Rubidium-82 1.27 min
• C, N, O, F 等成分直接参与人体生化代谢
CANCER HOSPITAL CAMS 10
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Q
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正电子湮灭
ν
511KeV ~1-3mm β+
• 正电子湮灭前在人体组织内行进 1－3mm。 • 湮灭作用产生: - 能量（光子是511 KeV)。 - 动量
β− 511KeV
• 同时产生互成180度的511 keV的伽玛光子。
CANCER HOSPITAL CAMS 12
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Q
Q
Q
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PET的探头和探测环
Q Q
X-Y平面为PET的横断面，与探测环平面平行。 Z轴是PET的长轴，与探测环平面垂直。
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探测器
Q
探测器必须满足以下几点要求：
探测器必须有高探测效率。符合计数时一对探测器的总探测效率是 单边探测效率的平方。若一个探测器的探测效率为0.8，则符合探 测效率仅为0.64。 探测器必须有短符合分辨时间。PET影像的质量因为噪声计数的增 加而变坏。随机符合就是噪声源之一。随机噪声计数与符合分辨时 间成正比，它们有以下关系：
PET（人体）影像分辨率的极限约为： ~2mm
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真符合、随机符合和散射符合
Q
符合线路是探测同时发生的闪烁事件。 两个探测器的触发总有一定时间差异，这时间差异称为 符合线路的分辨时间。 在分辨时间内进入两个探测器的不同位置的γ光子也会 被记录下来。这种不是由湮灭作用产生的符合称为随机 符合。 γ光子在飞行过程中还会产生康普顿散射，γ光子与吸 收物质的一个电子作用，改变了电子动能的同时使γ光 子改变飞行方向，这样就有可能与其它飞行的γ光子同 时进入两个相对的探测器，并发生符合探测。这种符合 称为散射符合