γ相机也称γ照相机，是一种较简单的影像设备。SPECT是核医学临床中使用最多、最普及的设备。目前临床使用的SPECT均是以γ相机为基础的旋转型设备，其核心部件为γ相机，可用于获得人体内放射性核素的三维立体分布图像。SPECT由γ相机旋转构成，具有γ相机的所有功能，其性能高于普通γ相机。

SPECT与γ相机系统均由硬件系统及软件系统组成。硬件系统由探头、电子线路部分、机架、扫描床及计算机组成；软件系统由采集软件、校正软件、图像处理软件及显示软件等组成。

SPECT探头与γ相机的探头的结构组成及原理基本相同。不同之处是γ相机的探头尺寸通常较小，多为圆形（直径30cm左右）；而SPECT探头尺寸通常较大，多为方形（边长40cm左右）。探头是SPECT和γ相机的核心部分，其功能为探测从人体发出的γ射线。探头性能决定了SPECT和γ相机设备的性能及图像质量。探头由准直器、晶体、光电倍增管（PMT）组成。临床使用的γ相机通常只有一个探头，而SPECT通常配有两个探头或三个探头。

准直器置于探测晶体前面。从体内发射的γ射线首先通过准直器再进入探测晶体。准直器的功能是限制进入晶体的γ射线的范围和方向，只允许一定入射方向及范围内的γ射线通过，阻挡其他入射方向和允许范围以外的γ射线，从而使人体内放射性核素按分布定位投影到探测晶体上。准直器阻挡了来自患者体内不在定位上的大多数γ光子，只允许在定位上的一小部分γ光子通过，这是造成γ相机及SPECT灵敏度低的主要原因。

准直器由单孔或多孔的高原子序数的重金属合金制成，根据需要准直器被设计成不同的形状结构。不同种类的准直器对γ光子的限制程度不同，从而影响γ相机及SPECT探头的系统灵敏度及系统分辨率等性能程度的不同。准直器可按需要从探头上卸下更换。

准直器的几何参数有孔数、孔径、孔长及孔间壁厚度，它们决定了准直器的空间分辨率、灵敏度和适用能量范围等性能参数。在同样能量下，准直器的空间分辨率与灵敏度不能同时提高，空间分辨率的提高导致灵敏度的降低，灵敏度的提高导致空间分辨率的降低。

空间分辨率描述区别两个邻近点源的能力，通常以点源或线源扩展函数的半高宽（full width at half maximum，FWHM）表示准直器的空间分辨率，半高宽度越小，表示空间分辨率越好。准直孔越小，准直器越厚，准直器的分辨率越高。

准直器的灵敏度反映能通过准直器的γ光子占入射到准直器的γ光子的比率。准直孔越大，准直器越薄，灵敏度越高；孔间壁越厚，灵敏度越低。

准直器的适用能量范围由孔长和孔间壁厚度决定。高能准直器孔更长，孔间壁也更厚。

平行孔准直器是临床中应用最广泛的准直器，准直器的孔互相平行，并与探测晶体表面垂直，孔均为柱形。不同的孔径大小、孔间距及孔长度，有不同的灵敏度及空间分辨率，适用于不同能量的γ射线，因此平行孔准直器又可分为低能通用准直器、低能高分辨准直器、中能通用准直器、高能通用准直器、超高能准直器等，如表2-1所示。平行孔准直器越厚、孔径越小，分辨率越好，而灵敏度越差。

显像脏器通过平行孔准直器投影在晶体上的分布及大小与脏器本身相同，准直器与显像脏器之间的距离对空间分辨率、视野和影像大小影响不大，但随着距离的增加，灵敏度下降。

平行孔准直器是临床中应用最广泛的准直器，适用于各种脏器显像。不同结构的平行孔准直器适合于不同能量的γ射线，用于不同核素显像，如表2-1所示。

针孔型准直器的孔只有一个，为圆锥筒形。

针孔成像的图像倒置、灵敏度低。图像大小与源到准直器的距离有关，距离小于准直器长度时，图像放大，视野缩小；反之则图像缩小，视野放大。通常使用时，尽量使探测器表面与人体表面接近，由此得到放大图像。源的立体分布导致不同深度的源有不同的放大或缩小，迭加在一起，产生不同深度图像的分布失谐。

针孔型准直器只适合于小器官显像，例如，甲状腺显像。

晶体是探头的核心部件，其功能为能量转换，把高能的γ光子转换成光电倍增管能接收的低能可见光，通常称之为闪烁晶体，产生的低能可见光称为闪烁光或荧光。目前临床γ相机和SPECT用晶体均为NaI（Tl）晶体。

优点：①密度大（p = 3.67g/cm ³），对射线的阻止本领高，即吸收率高；②荧光转换效率高；③荧光衰减时间短（0.25μs），得到高的时间分辨率，约为10 ^-6s；④制备较为方便，大小和形状可满足临床要求；⑤价格低廉。

缺点：易于潮解，使其透明度降低，性能变坏；大面积薄晶体制造困难；易潮、易碎，难以经受剧烈温度变化，使用时应特别小心，设备不用时一定要加准直器保护。

晶体的厚度影响着探头的性能。增加晶体厚度可增加γ射线被吸收的概率，提高探测灵敏度；但同时也增加了散射的概率，降低了空间分辨率。用于γ相机和SPECT探头的晶体一般在6.4（1/4英寸）～25.4mm（1英寸）。对低能γ射线，薄晶体可提高相机的固有分辨率。理想的情况是射线进入晶体后经过一次相互作用就以闪烁光形式发射出来，这样产生的闪烁点定位准确、分辨率好。但实际情况是射线进入晶体后有可能经多次相互作用才被光电倍增管探测，导致定位不准确，空间分辨率降低。对 ^99m Tc（140keV γ射线）等低能射线，大部分相互作用发生在晶体前端2～5mm内，对此能量范围的射线，应该使用薄晶体。使用厚晶体对灵敏度没有明显改善，而使空间分辨率明显降低。如果将晶体从12.5mm降到6.5mm，空间分辨率可提高70%，而相应的灵敏度仅损失15%。SPECT探头通常使用9.525mm（3/8英寸）。对符合探测的多功能SPECT（SPECT/PET），为了兼顾高能射线（511keVγ射线）的探测，通常使用15.875（5/8英寸）～25.4mm（1英寸）的厚晶体。

晶体发射的荧光进入光电倍增管，为避免荧光从与光电倍增管接触的晶体表面反射回晶体，在晶体与光电倍增管之间加光导和光偶合剂。

光电倍增管的作用是把晶体产生的微弱荧光信号转换成电信号并将之放大，放大倍数高达10 ⁶～10 ⁹。光电倍增管主要由光阴极、电子聚焦系统、多级倍增极和阳极组成。光阴极上喷涂有光敏材料，将入射的光子转换成光电子。光电子经电子聚焦系统聚焦和加速后，打到倍增极上二次发射，产生更多的电子。有多个倍增极，各个倍增极上加了依次递增的电压。从阴极发射的电子逐级倍增，达到足够数量后，飞向阳极收集形成脉冲电流输出。此信号再由后续电子线路处理。

SPECT与γ相机探头中光电倍增管的数量，依据探头尺寸大小数量不等，从十几个到几十个甚至上百个。

光电倍增管的输出分为两路，分别输入位置电路和能量电路进行定位，能量归一和能量甄别。

SPECT与γ相机的电子线路部分主要由放大电路、位置电路、能量电路、线性校正、能量校正及均匀性校正电路等组成。其中核心电路为位置电路和能量电路，其功能为确定探测到的γ光子的位置、确保不同能量的核素对相同脏器成像的尺度一致、甄别γ光子的能量，使之形成图像。

一个γ光子在晶体中产生多个闪烁光子，被多个光电倍增管接收，各个光电倍增管接收的闪烁光子数目随其离闪烁中心（γ光子处）的距离增加而减少。由位置电路和能量电路根据不同位置的光电倍增管接收到的闪烁光的强度来确定γ光子的位置。首先，位置电路按照每个光电倍增管的位置为其信号分配不同的权重，X和Y方向的权重分别为空间坐标值X _i和Y _i；然后，根据各个光电倍增管探测到闪烁光的强度I _i，位置电路将它们加权求和，输出幅度分别为 和 的脉冲信号；而能量电路将各个光电倍增管探测到闪烁光的强度直接求和，输出幅度为 的脉冲信号，将其进一步处理后形成能谱，由脉冲幅度分析器（PHA）分析，使满足设定能窗的γ光子被记录，剔除低能γ光子（例如，散射光子）及高能γ光子。对 ^99mTc发出的140keV，能窗为±10%，只记录能量为126～154 keV的光子。

位置电路的输出除以能量电路输出，得到闪烁光在X方向和Y方向的位置坐标。即

经过计算机处理，最终形成放射性核素的分布图像。将不同计数的分布转变为不同亮度或颜色的分布显示在计算机屏幕上，形成可视图像，即γ相机图像或SPECT平面图像。

SPECT机架与γ相机的机架不同。γ相机的机架的功能仅为固定支撑探头，并使之能在一定范围内移动及旋转。SPECT机架除了上述功能外还提供使探头绕扫描床旋转的功能。

具有全身扫描功能的γ相机必须配备专用的扫描床。SPECT通常配有专用的扫描床，该扫描床为断层扫描和全身扫描兼用。

计算机为SPECT或γ相机的工作站，其功能为控制SPECT或γ相机的采集、处理、存储及显示图像。SPECT的断层图像信息量比γ相机大很多，图像处理软件也丰富得多，需要更大存储空间和更高的运算速度，因此要求更高配置的计算机。

将特定放射性药物注入患者体内，一定的时间后放射性药物在体内达到显像的要求，开始进行γ相机或SPECT成像。从人体中发射出的γ光子首先到达准直器，准直器限制入射γ光子的方向，只允许与准直器孔方向相同的γ光子穿过，以保证γ光子发射点与入射点一一对应。到达晶体的γ光子与晶体相互作用，被晶体吸收并产生多个闪烁光子。闪烁光经过光导被各个光电倍增管接收。光电倍增管将闪烁光转变成电脉冲信号。该电脉冲信号经过特殊位置电路定位、能量电路甄别，成为一个计数脉冲。成像装置记录探测器视野内各个位置的脉冲计数，经过处理、校正，形成一幅人体放射性药物浓度分布图像，即为一幅γ相机图像或SPECT平面图像。

在SPECT断层成像采集时，探头围绕患者旋转。在旋转的过程中，探头表面总是与旋转轴平行，旋转轴与患者检查床平行。根据需要在预定时间内采集360度或180度范围内不同角度处的平面图像，任一角度处的平面图像称为投影图像（projection image）。利用在不同角度处获得的多幅投影图像，通过数据处理、校正、图像重建获得三维断层图像，即SPECT断层图像。

由投影图像的数据经过计算、处理得到断层图像，该过程称为断层图像重建。重建图像有多种方法，SPECT常用的有两种：滤波反投影法（filtered back projection，FBP）和迭代法（iterative reconstruction，IR）。

滤波反投影法是核医学中普遍使用的图像重建方法，优点为计算过程简单、重建速度快，缺点为放大统计噪声、产生星状伪影及图像上产生负计数。

滤波反投影法的理论依据是傅里叶切片定理。二维傅里叶切片定理：任意函数f（x，y）沿任意方向平行投影，得到与该方向垂直的一维投影函数。此投影函数的傅里叶变换，就等于f（x，y）的二维傅里叶空间平面上过原点的一条线，并且这条线与一维投影函数同方向。

在SPECT重建时，f（x，y）就是某一横断面上示踪剂密度分布函数，即需要重建的图像。SPECT采集的数据实质是f（x，y）沿各个方向的一维投影函数，对各方向的投影函数进行傅里叶变换，得到傅里叶平面上的一条条线。根据上述定理，将这些线，通过原点并沿各自的方向组合起来，就得到了f（x，y）的二维傅里叶变换函数F（u，v）。对F（u，v）实施傅里叶逆变换，即得到重建图像f（x，y）。

迭代重建的图像没有FBP重建图像上的星状伪影及负计数，并且具有高分辨、低噪声的优点，目前为核医学图像重建的首选方法。

在迭代法中，最普遍使用的是有序子集最大期望值法（ordered subsets expectation maximization，OSEM）。它的有序子集思想（OS，即将全部投影数据分成多个组-子集）与代数重建技术（algebraic reconstruction technique，ART）的思路是很相似的；而它在迭代过程中的数据更新算法则是基于极大似然期望法（maximum likelihood expectation maximization，MLEM）。

γ光子在人体内的衰减造成SPECT重建断层图像 “中空”或称“热边”现象，使人体深部计数减低并图像失真。为了提高图像质量及定量分析，衰减校正是必不可少的。SPECT的衰减校正方法总体有两类：软件校正及投射扫描校正。

软件校正：用某种算法，在图像重建前或后或重建中，对衰减进行校正。在图像重建前进行校正称为预校正法；在图像重建后进行校正称为后校正法；在图像重建中进行校正称为本征法。这类方法有一共同的弊端是假设成像的组织器官是均匀的，即衰减系数假设为常数。这种假设显然不符合临床实际情况，因此对非均匀衰减的校正效果不理想。早期的SPECT均采用这类方法。

透射扫描校正法：用放射源或CT投射扫描获得成像组织衰减的分布，即衰减图。利用衰减图在图像重建过程中进行衰减校正。这种校正是针对具体的衰减分布进行的，所以对于非均匀衰减的情况能校正出较为理想的重建图像。

对用X-CT获取透射投影，由于X线和γ光子的能谱不同，人体组织对它们的衰减系数是不一样的，所以用X-CT测量出的衰减系数μ值，需要修正后才能用来校正。

获得了衰减系数的三维分布，还必须建立校正算法。目前有多种算法：①重建前校正：先校正投影数据，再重建断层图像；②重建中校正：在重建图像的过程中进行校正；③重建后校正：先不考虑衰减，重建断层图像，再根据衰减图对重建图像进行校正。

γ射线在患者体内及晶体内行进的过程中，部分γ光子会与体内组织及晶体相互作用发生康普顿散射。散射使光子能量损失，且运动方向发生偏移，使位置信息产生偏差。核医学的成像设备（γ相机、S PECT、PET）均采用在全能峰处设置能窗进行能量甄别筛选，去掉低能的散射光子。减小能窗可以限制散射光子，但也会降低灵敏度，并且能窗宽度受闪烁探测器的能量分辨率的限制。由于探测器的能量分辨率有限，那些经过小角度散射，能量损失不大的γ光子仍能通过能量甄别器，被记录下来，造成混淆和假计数，使图像变模糊，分辨率下降。散射还会使本底计数提高，造成不均匀的本底噪声，降低了图像的对比度，可使小病灶淹没在本底中。

散射校正有多种方法，基本原理为：首先估计散射光子对成像的贡献，然后将其从投影数据或重建图像中减掉散射成分。对SPECT，准直器限制了视野外部的散射及部分视野内的散射。

SPECT是由γ相机探头旋转来工作的，因此SPECT系统的性能，包含了γ相机的性能、断层的性能及全身扫描性能。

γ相机性能分固有（intrinsic）性能和系统（system）性能。固有性能为卸下准直器时γ相机探头的性能；系统性能为安装准直器后γ相机探头的性能，系统性能与准直器性能有关。同一性能指标又分有效视野（useful field of view，UFOV）和中心视野（central field of view，CFOV）之分。UFOV由厂家设定，通常为探头尺寸的95%；CFOV为UFOV的75%。γ相机性能反映平面图像的质量。

空间分辨率（spatial resolution）是影响图像质量的一项重要指标，反映能分辨两点间最小距离，通常用线源扩展函数（line spread function，LSP）半高宽（full width at half maximum，FWHM）及十分之一高宽（full width at tenth maximum，FWTM）来表示。FWHM及FWTM越小，分辨率越高。

固有空间分辨率与晶体、光电倍增管的性能及能窗等采集条件有关，通常固有FWHM在5mm左右；而系统空间分辨率由固有分辨率及准直器的分辨率决定，分有散射和无散射两种情况。

固有空间线性（spatial linearity）描述图像的位置畸变程度，空间线性分绝对线性（absolute linearity）和微分线性（differential linearity）。

绝对线性由X及Y方向的线扩展函数峰值偏离距离表示。

微分线性由X及Y方向的线扩展函数峰值偏离距离的标准差表示。

绝对线性和微分线性值越小，其线性越好。

固有能量分辨率（intrinsic energy resolution）描述探头对γ射线能量的辨别能力。用光电峰的半高宽与峰值处能量的百分比表示。通常固有能量分辨率在10%左右。

固有泛源均匀性描述γ相机探头对一均匀泛源（flood source）的响应。均匀性分积分均匀性（integral uniformity，Ui）和微分均匀性（differential uniformity，Ud）。

积分均匀性（Ui）由均匀入射的γ射线在探头视野（UFOV或CFOV）中产生的最大像素计数（Max）与最小像素计数（Min）按下列公式确定。

微分均匀性（Ud）描述由视野（UFOV或CFOV）中X方向及Y方向每相邻5个像素为一组，计算每组中任意两像素的计数差值，以视野（UFOV或CFOV）内最大差值（Dmax）和最小差值（Dmin）按下列公式确定。

多窗空间配准度（multiple window spatial registration）描述不同能窗成像时，γ相机对不同能量光子的定位能力。对一带准直孔的多能峰点源，用于各能峰对应的能窗在视野内不同位置采集图像，计算同一位置的不同能量的点源图像在X及Y方向上的位移，比较所有测试点的位移值，多窗空间配准度以其中最大位移值（mm）表示。

当视野中的活度较低时，γ相机计数率随活度的增加而增加；当活度增加到一定值时，计数率开始随活度的增加而减少。计数率特征（count rate performance）为描述计数率随活度的变化特征。由最大观察计数率、20%丢失时观察计数率及观察计数率随活度的变化曲线表示。计数率特征分固有（无准直器，源在空气中）计数率特征和有散射系统（有准直器，源在水中）计数率特征两种情况。

灵敏度（sensitivity）描述探头对源的响应能力。系统平面灵敏度指某一探头对平行于该探头放置的特定平面源的灵敏度，用单位活度在单位时间内的计数表示。系统平面灵敏度与准直器的类型、窗宽、源的种类及形状有关。

探头屏蔽性能（shield ability）描述探头对视野之外的放射源的屏蔽能力。在临床应用中，患者本身FOV之外的放射线（例如，探测心脏时，膀胱的放射线）及可能存在于探头周围的其他放射线（例如，候诊患者）会对探测造成影响。探头屏蔽性能反映这两类放射源对该探头的影响程度。

用点源（点源与探头平面的垂直距离为20cm）在距探头FOV边缘前后10cm、20cm、30cm的最大探测计数率（最大屏蔽计数率）与在FOV中心处计数率的百分比表示。

将点源置于距地面1m，距探头两侧及前后2m处。用探头分别朝上、下、左、右时的计数率与FOV中心处计数率的百分比表示对周围环境放射性的屏蔽性能。

断层均匀性是指对均匀体源所形成的断层图像中放射性分布的均匀性。断层图像的均匀性比γ相机平面图像的均匀性差，因为探头旋转可造成均匀性降低，另外，重建过程对非均匀性有放大作用。保证断层图像均匀性首先要使γ相机的均匀性处于最佳状态。断层均匀性实际上是SPECT对核素在体内三维分布能否真实再现的指标。断层均匀性与重建算法及总计数有关，可用肉眼评估重建均匀性，也可用断层图像上的像素计数值的相对误差来表示。

断层空间分辨率是指SPECT断层成像的分辨率。将点源分别置于Z轴中心横断面的中心、X方向距中心10cm和Y方向距中心10cm处，分别计算这三个点源位置断层图像上点源的径向和切向分辨率。中心点的径向与切向分辨率大致相同，10cm处的径向分辨率优于切向分辨率（以FWHM表示）。断层空间分辨率分有散射和无散射两种情况。

断层厚度也是SPECT的一个性能指标，其实质上为断层轴向分辨率。

SPECT分辨率在8～15mm范围内。SPECT的分辨率与多种因素有关，准直器的类型、衰减校正、散射、晶体厚度、重建算法等都会影响空间分辨率。

SPECT的旋转中心（center of rotation，COR）是个虚设的机械点，它位于旋转轴上，它是机械坐标系统、探头电子坐标和计算机图像重建坐标共同的重合点。任何不重合都表现为旋转轴倾斜和旋转中心漂移（center of rotation offset）。旋转轴倾斜及旋转中心漂移会在SPECT图像上产生伪影（artifact）。

系统对准包括旋转中心漂移及轴向对准。旋转中心漂移是SPECT的重要指标，反映SPECT系统的机械转动中心与计算机图像电子矩阵中心的重合程度。对多探头成像系统，各探头图像的轴向对准也是非常重要的。

系统容积灵敏度反映SPECT断层成像的计数效率。对一均匀体源成像，系统容积灵敏度为总体积内单位放射性浓度在单位时间内所测得所有断层的计数之和。

SPECT的灵敏度与多种因素有关，源模型的大小、形状、衰减、散射、晶体厚度、核素能量、准直器的类型等都会影响灵敏度。

全身扫描空间分辨率：通过探头或检查床移动进行全身扫描，获得全身扫描图像。全身扫描空间分辨描述全身扫描图像的分辨率，分平行于运动方向及垂直于运动方向的分辨率，分别用垂直于及平行于探头或检查床运动方向的线源扩展函数的半高宽（FWHM）及十分之一高宽（FWTM）表示。

全身扫描空间分辨率不仅与γ相机探头性能有关，而且与系统的机械性能、精度及扫描速度等因素有关。