一、SPECT的发展简史
1956年Anger在实验中发现，γ射线照射NaI（Tl）晶体时产生光闪烁效应。这是放射性探测的重大发现，为γ照相机的研制奠定了基础。为了纪念Anger 的功绩，至今标准型γ照相机仍称Anger照相机。之后的十几年间又有延迟线矩阵型γ照相机和多晶体γ照相机等相继问世。80年代起随着计算机技术的发展，使得γ照相机的性能不断得到改进，主要表现为大晶体探头、数字化和计算机化，功能上也日益丰富完善。
早在50年代X线学就有一种平面断层技术，它通过连在一根长臂两端的X线球管和片匣的相反移动以及长臂支点的调节来任意选择患者的某一层面。装有聚焦型准直器的扫描机则通过调节焦点的深度亦可获得不同层面的平面断层效果。同样在γ照相机上配置旋转斜孔准直器，亦可得到类似的断层影像。但是，所有的这些断层方式都是纵向断层成像。
1963年Kulh和Edwards在扫描机上加上一个积木式功率驱动器和示波器， 建立了立体扫描机，实现了纵向扫描和横断扫描。1968年他们又成功地运用计算机技术进行数据采集和数据处理，并首先使用卷积积分和傅立叶分析处理反投影数据，通过具有频率特性的空间滤波器消除噪声，准确地进行断层影像的复原。 Mark Ⅲ断层扫描机的原理和脑断层的结果，引起了广泛关注。
1972年Hounsfield发明了X线计算机辅助断层（computed tomography， CT），这是X线诊断学的一个划时代的里程碑。为此，他获得了1979年的诺贝尔奖。X线CT的出现推动了核医学影像设备的发展。1976年Kulh和Edwards对Mark Ⅲ型扫描机做了大量的改进工作，研制出MarkⅥ型扫描机。在这一期间γ照相机的性能得到完善，于是科学家们根据CT的成像原理，采用旋转γ照相机探头采集数据和计算机影像重建的技术，实现了今天我们常见到的SPECT显像系统。
二、基本原理
CT的成像原理是通过体外放射源——X线球管发射X线穿透机体，根据不同组织对X线的吸收差别，由计算机处理重建出断层影像， 所以影像反映机体的组织结构和形态，称为解剖影像。SPECT 则不同于CT，是通过示踪技术，将具有选择性聚集在特定脏器或病变的放射性核素或其标记化合物引入体内（吸入、静注或口服），根据在体内器官发射到体表的光子（γ射线）密度，由计算机处理重建断层影像（图2-5）。SPECT除可获得断层影像外，还仍保留了γ照相机的所有功用。又因示踪的放射性核素或其标记化合物参与体内的某些代谢过程，所得影像主要反映机体组织、器官的血流灌注、细胞的摄取、分泌代谢、转归、排泄等情况，故称为功能影像。
SPECT的探头围绕体轴旋转可以测得不同角度的一维放射性分布曲线， 若忽略γ光子的体内吸收，这条曲线代表身体某截面的放射性分布浓度，称投影截面（profile）。如果沿体轴的某截面每隔一定角度步进一次，旋转360°或180°时，就可以获得不同角度的投影截面（图2-6）。在采集过程中探头的信号经放大和模数转换后送入计算机，按预定的程序（数学模型）重建影像。由横向断层影像的三维信息再经影像重新组合可以得到矢状、冠状断层和任意斜位方向的断层影像。
三、SPECT的基本结构
SPECT主要由探头、电子学线路、计算机影像处理系统和显示记录装置和四个部分组成（图2-7、8）。
㈠ 探头
nbsp; 探头是由准直器、晶体、光导、光电倍增管、前置放大器和计算电路等组成。准直器是用铅或铅钨合金制成，最常用的准直器是平行多孔型，孔数约为5～15万个。准直器的作用是只允许垂直于准直孔的γ射线射到晶体上，而其他方向的γ射线则因被准直孔的铅壁吸收不能到达晶体而无法探测。SPECT探头最常采用NaI（Tl）晶体，大型NaI（Tl）晶体多采用矩形，其面积为400×510mm。
在晶体的玻璃窗口面装有光电倍增管，圆型探头光电倍增管的排列按正六角形，矩形探头光电倍增管的排列呈矩阵形，数量一般为37～91只。晶体和光电倍增管之间用有机玻璃作光导，晶体、光导和光电倍增管之间涂有硅油作为光耦合剂。每个光电倍增管输出的信号经前置放大器放大后进入到相应位置的定位网络电路。
㈡ 电子学线路
电子学线路包括光电倍增管的高压电源、线性放大器和脉冲高度分析器等，基本原理和通用核仪器相同。
㈢ 计算机影像处理系统
计算机影像处理系统由硬件和软件两个部分组成。硬件是计算机影像处理系统本身的各个部分，软件是各种程序的总称。硬件和软件的组合才构成了完整的计算机影像处理系统。
1．计算机影像处理系统的硬件
计算机影像处理系统的硬件和普通计算机的构成基本相同，主要由中央处理单元、存贮器、键盘和显示器组成，这里不再赘述。此外，还需要模/ 数转换器（ADC）即数据获取电路（I/O接口），概要介绍如下。
模/数（A/D）和数/模（A/D）转换是计算机影像处理系统和探头联系的重要部件。在一个实际系统中，有两个基本的量——模拟量和数字量。探头信号的模拟量输入计算机前，要经过A/D转换后计算机才能接受，然后才能进行运算和处理等。
2．计算机影像处理系统的软件
计算机影像处理系统的软件主要可以分为两大类，即系统软件和应用软件。
⑴ 系统软件
系统软件是指为了方便用户和充分发挥计算机效能，向用户提供的一系列软件，包括监控程序、操作系统、诊断程序和程序库等。
监控程序又称管理程序。它是充分发挥计算机的效能、合理使用资源和方便用户而设计的一套程序。其主要功能有：对主机和外部设备的操作进行合理的安排，按轻重缓急处理各种中断，接受各种命令，实现人机联系，控制程序的编、译、编辑、装配、装入和启动。
操作系统是在管理程序的基础上，进一步扩充许多程序所组成的大型程序系统。其功能主要有：组织整个计算机的工作流程，管理和调度各种软硬件资源，检查程序和机器的故障，实现计算机资源供多个用户共享等。从广义角度来讲，操作系统应包括引导程序、监控程序、输入／输出、驱动程序、连接程序、编辑程序、汇编程序、解释程序和编译程序等。
诊断程序的功能是检查程序的错误和计算机的故障。
程序库，把常用的各种标准子程序，如初等函数、数据转换程序、典型的计算机程序等汇集在一起就构成了程序库，供解题程序等使用。
⑵ 应用软件
应用软件是计算机影像处理系统的核心，它主要由基本应用软件和临床应用软件两大部分组成。
基本应用软件有：① 数据采集软件，高速A/D 转换器将探头的模拟信息以1～2μs的速度变换成数字，送入存贮器中。数据采集方式有校正因子采集、预置时间采集、预置计数采集、门控 R波触发采集和双核素采集等；② 显示软件，适合用高分辨率显示器显示影像，可进行单帧、多帧、电影和影像字符曲线组合显示等，可任意选择影像、字符和曲线的颜色；③ 影像处理软件，对采集到的原始影像进行均匀性校正、勾边处理和影像放大。用平滑和滤波函数等方法可以除掉数据采集时的噪声，增加影像的清晰度和反差。还可对影像进行迭加、组合和定量分析等；④ 动态影像分析软件，在采集到的系列动态影像上勾画感性趣区（regional of interesting, ROI），产生时间- 放射性曲线，并可对曲线进行平滑、微分和定量分析等；⑤ 磁盘控制和影像转存贮功能等。
临床应用软件是根据临床需要而编制的程序，内容非常丰富，仅介绍几个典型的软件。① 病患登记软件（数据库管理），通过人机对话方式建立检查档案。登记的项目有姓名、年龄、性别、时间、脏器名称、放射性药物、剂量、采集方式和操作者等；② 室壁运动和心动电影软件，用动态显示的方法把 R波触发采集到的16～32帧的心动周期影像组成心脏运动电影，观察室壁活动情况，通过傅立叶变换相位分析，做出有无室壁瘤等诊断。也可通过勾画心腔舒张末期和收缩末期的轮廓，计算射血分数等；③ 肾小球滤过率（GFR）测定软件， 在连续动态双肾系列影像上勾画ROI，计算GFR，产生肾图和进行定量分析；④ 局部脑血流的定量测定软件，在脑动态系列影像上勾画ROI，生成时间-放射性曲线，然后计算全脑血流量和局部脑血流量。
㈣ 显示记录装置
SPECT的显示记录装置种类很多，常用的方法有3种：① 用Polaroid 照相机直接拍摄示波器荧光屏上的影像，不需冲洗胶片，10～15s 即可获得影像的正片；② 用多幅照相机记录影像，这种照相机使用单面CT胶片，影像大而清晰，是目前使用较多的显示记录方法；③ 激光打印或热升华打印记录。
四、影像重建的数学方法和原理
㈠ 投影和反向投影
SPECT的影像重建是以投影数据为基础的。影像重建的方法大致有两种类型，即滤波反向投影法和迭代法。各法虽然和CT影像重建的原理相同，但SPECT含有一些特有的问题。
在被测物体的截面上（X0，Y0）有一浓度为A0的点源，在旋转角θ的位置测到的投影为Pθ（γ），如图2-9 所示，当射线在所经过的空间几乎不被吸收时，则任何角度测得的投影数据都相等。若这些投影数据通过反向还原过程记录在截面上的各像素单单元内，就可重新获得某截面上的点源像，这一过程称反向投影处理。
对所有角度的投影数据若只做简单的反向投影处理，得到的点源影像（X0, Y0）的密度就是原来点源浓度A0的各角度投影数据的乘积。浓度A0被还原时其周边形成星状条纹，从而使越近于点源（X0, Y0）处的反向投影影像重叠越多，密度越高。反之，距离点源越远处密度越低，造成点源影像在还原时其周边形成星状条纹，影像模糊不清。由此可见，对投影数据只做简单的反向投影，除了点源影像外，反向投影的轨迹上也产生了密度分布，不能重建出真实的影像。因此，需要进行特殊处理。
㈡ 滤波反向投影法
滤波反向投影技术（filtered back projection）主要有卷积积分法（convolution）和傅立叶变换法两种。 前者是一种只进行空间滤波的滤波反向投影法，后者是把投影数据做一维傅立叶变换后，再在傅立叶空间上进行滤波的滤波反向投影法。Shepp-Logen是最常用的卷积积分滤波函数。当被测物体的介质对射线无吸收时，一个充满放射源的圆片源可以得到规则的投影数据，Shepp-Logen函数滤波就是以此投影数据重建影像的，处理步骤如图2-9所示。a为投影数据；b为将投影数据用Shepp-Logen函数滤波卷积积分后的结果；c为通过重建影像中心的截面曲线。
傅立叶变换法是指对投影数据进行一维傅立叶变换后，在傅立叶空间上制作二维影像。当被测物体介质对射线无吸收时，这种二维影像和二维傅立叶变换截面像相等。所以，通过二维反向傅立叶变换处理傅立叶空间上的二维影像就可以重建出原来物体的影像。由于投影数据以角度和切线方向的坐标（γ,θ）赋给，所以，二维傅立叶反变换制成（X, Y）空间影像时，需要数据内插，故对影像的质量有一定影响。
㈢ 迭代法
这种方法是把各方向探测的数据反方向投影到矩阵上，再通过迭加等处理获得重建影像。现以3×3的影像矩阵为例（图2-10），
9个像素中有9个不同的数值，水平投影3个数值的和为6、15和9，均分3个量得到2、5和3；垂直投影3个数值的和为7、15和8，均分3个量得2.33、5和2.67；45°投影数值的和为10.5、10.625和8.875，采用逼近内插法得3.5、3.53和2.95。将3个方向9个像素内的数值分别相加得7.87、9.95、7.62、10.83、13.54、10.67、8.83、11.5和9.21。 但这比实际数值大，要进行适当的校正，每个像素减去一个常数。常数（C ）用下式求得：
多次迭代运算后，可得到逼近实际的数值。
五、衰减校正
SPECT 系统所获得的投影数据取决于放射性分布和被测物体介质的吸收量，目前用于SPECT显像所用的放射性核素的γ光子能量低，范围约为80-140keV ，体内衰减约50-80%，对影像质量影像相当大， 所以要得到正确的投影数据需要准确地进行衰减校正。衰减校正有均匀衰减校正和非均匀衰减校正两类，因均匀衰减校正运算容易实现，是目前最常用的方法。
㈠ 均匀衰减校正
所谓均匀衰减校正是假定被测物体的介质吸收γ光子均一而建立的方法。根据衰减校正方法在影像重建前后使用顺序分为：① 前校正法，即在重建影像前先对投影数据进行校正；② 后校正法，先不考虑γ光子的衰减，重建影像之后用一定的系数乘以像素数，来校正被测物体对γ光子的吸收；③ 标准化校正，先把投影数据进行标准化处理后，再进行衰减校正处理。
1．前校正法
前校正法（precorrection）又称Sorenson法， 其最大的优点是所需的处理时间短，因而在临床上应用得最多。基本原理是加权平均定向投影数据之后，乘以被测物体厚度的吸收系数，再进行滤波反向投影重建影像。用此法进行衰减校正处理时需要给出被测物体截面的长度和衰减校正系数。Sorenson法最大的缺点是越近于中心灵敏度就越差。
2．后校正法
最有代表性的后校正法（posTcmorrection）是Chang法，其基本原理是先不考虑有衰减，重建影像后算出各像素单元内的平均衰减量，再乘以预先编制的校正矩阵进行衰减校正。Chang法的特点是校正矩阵的中心部较强，能够保证中心区域的校正量。但是，若被测物体介质直经越大，则校正后中央区域的浓度越高而失真。
3．标准化校正法
Tretiak等提出一种把投影数据移向被测物体的中心， 用标准化后的投影数据重建影像的衰减校正方法。基本原理是以被测物体距离探头越近贡献计数越大为基点，在反向投影重建时做权重处理。但这种方法的不足是，对衰减较多和统计噪声较高的数据做指数函数权重处理时，会使噪声更高。
㈡ 非均匀衰减校正
对γ光子吸收差异最大的部位是含有肺和骨骼的胸部，尤其是201Tl 心肌影像，因γ光子能量低吸收差异相当大。为了准确地校正被测物体对γ光子的吸收，采用一个外部放射源，根据类似CT成像的方法，求得被测物体不同介质吸收γ光子的分布。采用迭代法作为衰减校正的运算基础，计算方法有最小二乘法和卷积积分法两种。
六、SPECT的临床价值
SPECT是现代大型影像设备之一，它是医学研究和临床诊断的重要方法， 在许多方面具有独特的价值。例如，脑灌注显像反映脑血流灌注和脑神经细胞功能，对早期诊断 TIA、脑梗塞、痴呆、定位癫痫灶以及评价脑部疾病治疗前后血流灌注与功能恢复情况皆有价值。心肌显像可鉴别心绞痛和心肌梗塞，对早期诊断冠心病有很高的价值。全身骨显像以反映骨盐代谢为特点，对骨骼疾病诊断的灵敏度大大高于CT和MRI，适于恶性肿瘤骨转移、股骨头无菌性坏死、以及许多骨关节疾病的诊断和鉴别诊断。此外，它在内分泌系统、消化系统、泌尿生殖系统、呼吸系统、造血系统等的疾病诊断与功能评价上以及肿瘤定位显像等方面均具有较高的临床应用价值。这些内容将在第五章后分别进行较详细的论述。
