本讲座撰写人金永杰先生，清华大学教授，中国电子学会核医学电子学专业委员会副主任委员。
一 探针系统和准直器
利用放射性药物作示踪剂(Tracer)，进行脏器功能的动态检查是核医学普遍开展的诊断项目之一，它属于体内(In Vivo)核医学范畴。其原理是让标记了放射性核素的药物参加被测脏器的代谢，在体外探测该脏器中放射性药物辐射的g射线，从而对示踪药物的运行过程进行监测，获得反映脏器功能的信息，通过分析和计算得到功能曲线和功能参数。因为仅探测某脏器或人体的某部位，所以脏器功能仪属于探针系统(Probe System)。
与影像核医学不同，功能仪不研究放射性药物的空间分布，只关心特定脏器中药物的浓度随时间变化的情况，所以它用加准直器的闪烁探测器为探头，以连续测量计数率为设计目标。测量甲状腺吸碘率的甲状腺功能仪、测量心输出曲线和放射性心动图的“核听诊器”是使用一个探头的单探针系统，作双肾功能测量的肾图仪和作两肺清除检查的肺功能仪为双探针系统，同时测量大脑各部位洗出曲线的脑功能仪则为多探针系统。
功能检查采用的放射性药物，一般辐射能量为50~500keV的γ射线，NaI(T1)闪烁探测器对它们有很好的探测效率和优越的性能/价格比，典型的探针系统使用厚5cm、直径5cm的圆柱形NaI(T1)晶体。为了限制探测范围，排除邻近组织的放射性干扰，除了对晶体进行屏蔽以外，它的前面要套装准直器。准直器(Collimator)是用对γ射线有很强阻止能力的铅或钨合金做成的，有圆柱形和圆锥形两种，如图1。如果把一个点状放射源置于准直器前不同位置上，在某一区域内，点源发出的射线能够直接入射整个晶体，探测器对它有最高的探测效率，此区称作全灵敏区; 在另一些区域内，点源发出的射线只能够入射部分晶体，这个区域称作半影区; 点源的射线完全不能进入晶体的区域称作荫蔽区。如果我们让点源沿横向慢慢移过探头，画出探头测得的单位时间内的脉冲个数(称作计数率)随位置变化的曲线(称作点源响应曲线)，见图1下方，可以发现，在全灵敏区计数率不变，探头的响应均匀; 在半影区响应曲线随点源偏离探头轴线而逐渐下降。全灵敏区和半影区构成了探头的视野，它应该覆盖整个被测脏器。对比圆柱形准直器a和圆锥形准直器b的响应曲线，可以看到，后者的视野更宽，半影区相对更小，曲线平坦部分更大，所以常被用来探测直径在10cm以上的脏器。
随着被探测平面到准直器口的距离增加，探头的视野变大，但是探测效率下降，因为放射源辐射的γ射线中能够进入探头的比例将减少。脏器功能仪在设计和使用的时候总是使探头尽量贴近人体，以取得最好的探测灵敏度。
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二 探针系统的基本电路
闪烁探测器输出的信号是随机发生的电荷脉冲或电流脉冲，每个脉冲对应一个被探测到的γ事件，其输出总电量Ｑ与γ光子的能量成正比，计数率与被探测区域的放射性强度成正比，反映了放射性药物的总量。功能仪大多工作在计数方式下，仪器中有复杂的电子电路，对探测器输出的信号进行放大、处理、分析，变成可被医生理解的数据和曲线。图2是典型的探针系统的结构框图，下面简单介绍它的各个组成部分。
1. 前置放大器
核医学常用的NaI(T1)闪烁探测器输出脉冲宽度约为0.25µs，幅度0.5~ 2V。前置放大器的作用是:
(1) 把探测器输出的电荷或电流转换成电压脉冲，并将信号放大。
(2) 将信号脉冲成形，以优化后继电路对信号的处理。
(3) 使探测器的输出阻抗与后继电路的输入阻抗匹配。
图3为前置放大器的原理图。电容C和电阻R使脉冲成形，持续时间很短的电流脉冲将电荷Q存贮在电容C上，在其两端形成幅度为V0=Q/C的跳变电压，加在脉冲放大器A的输入端上。闪烁探测器输出的电荷Q与γ光子的能量成正比，所以V0也正比于能量。电容C上存贮的电荷要经过电阻R逐渐放掉，V0随后按指数规律V=V0e-t/τ下降，其中τ=R·C称为脉冲成形电路的时间常数。闪烁探测器输出信号的幅度较大，放大器的增益一般在1~20之间。此外，它应该工作在线性方式下，即输出信号幅度与探测器送来的电荷Q成正比，保证后面的电路能够对输出信号进行能量分析。探测器通常与其他的信号处理部件距离较远，为了获得尽可能好的信号/噪声比，前置放大器应该靠近探测器，并保证有足够的驱动能力，使得在经过容易招致噪声和造成畸变的长传输电缆之前，信号有足够的幅度。
2. 脉冲成形和主放大器
该单元的主要作用有两个:
(1) 将前置放大器送来的相对较小的信号放大到足够幅度，以驱动后面的部件。
(2) 将前置放大器输出的、缓慢下降的信号变成窄脉冲，以防止高计数率下脉冲堆积并提高信号/噪声比。
前置放大器的输出信号以τ=R·C为时间常数按指数规律缓慢下降，大约10τ以后才降到基线水平。如果在此期间发生下一个脉冲，它将骑在前一个脉冲的尾巴上而被抬高，它的幅度就不反映被测粒子的能量了，如图4a中带*号的脉冲。由于核事件是随机发生的，在计数率高于每秒几百个的情况下就可能发生信号重叠，导致幅度畸变。
脉冲成形是主放大器的基本功能，它使脉冲变窄，把前置放大器输出的互相重叠的脉冲分离开，但是又保持各自正确的幅度(即事件的能量)信息和时间(即事件发生时刻)信息，如图4b。脉冲成形的另一功能是消除交流电源、电话等外来干扰。常用的脉冲成形方法有阻—容法、高斯法和延迟线法。成形脉冲的形状和宽度应该根据测量目的确定，对于功能仪、γ照相机、正电子发射CT、这样一些要求有高计数率能力和精确定时能力的仪器，可采用窄的、双极性成形脉冲。
3. 单道脉冲幅度分析器
NaI(T1)闪烁探测器输出的信号经前置放大器和主放大器后变成电压脉冲，其幅度反映了γ光子沉积在探测器中的能量。测量输出电压脉冲的幅度，就可以确定它的能量; 选择幅度在某一范围的脉冲，也就筛选出了能量在相应范围内的γ光子。
自然环境中存在着各种放射性辐射，它们的能谱很宽，也会被仪器探测到，构成测量数据中的“环境本底”，这是我们不希望的。核医学仪器中一般都有脉冲幅度分析器，它把幅度落在光电峰内的脉冲筛选出来，禁止其他能量的事件通过，这样就降低了环境本底的影响。来自靶器官以外的γ光子也可能经过散射，改变方向后进入探测器，这类γ事件所构成的散射本底也会干扰测量结果。因为γ光子运动方向的改变必然伴随着能量损失，所以用脉冲幅度分析器进行能量筛选，也可以排除来自靶器官以外的康普顿散射事件造成的干扰。
我们把用来筛选脉冲那段电压区间、或能量区间称作“道”或“窗口”，区间的宽度称作“道宽”或“窗宽”，此区间的下边界，即允许通过的脉冲的最低幅度，称作“下阈”，区间的上边界称作“上阈”。一次只筛选一道的电子部件称作“单道脉冲幅度分析器”，可同时作连续多道筛选的部件则称作“多道脉冲幅度分析器”，它当然比单道脉冲幅度分析器复杂得多。用多道脉冲幅度分析器可以对大量的核衰变事件按能量进行统计分类，上一讲图5b所示的NaI(T1)晶体的光脉冲幅度的统计分布图，就是用多道脉冲幅度分析器得到的。如果把产生不同能量γ光子的几种放射性药物同时注入人体，使用数个独立的单道脉冲幅度分析器，就能够根据γ光子能量的差异，同时对不同药物进行测量，这就是“多核素测量技术”。
单道脉冲幅度分析器由两个比较器和一个反符合电路组成。下阈比较器将输入脉冲与下阈电压比较，当输入脉冲幅度高于下阈电压时有脉冲输出。上阈比较器也是如此，当输入脉冲幅度高于上阈电压时有脉冲输出。反符合电路则保证在两个比较器中有一个、并且只有一个有输出时才有信号输出，也就是说，只有当主放大器的输出脉冲幅度在上、下阈之间时，单道脉冲幅度分析器才有信号输出。由于能量信息已经提取出来了，单道脉冲幅度分析器的输出信号通常为固定高度的矩形脉冲，表示探测到一个能量符合要求的γ事件，矩形脉冲一般为1μs宽、TTL电平(5V)。
除了直接用上、下阈表示窗口位置之外，还常用窗口中心电压(或能量)的百分数表示。例如中心在140keV、宽20%(或±10%)的能量窗，其上阈为140×110%=154keV、下阈为140×90%=126keV。一些仪器中的脉冲幅度分析器只设下阈不设上阈，它们称作“甄别器”，作用是除掉低电平的噪声，幅度超过下阈的脉冲都可以通过，进行“积分测量”，而单道脉冲幅度分析器则是作“微分测量”的。
4. 计数率表和计数器
单道脉冲幅度分析器的输出信号被送入计数组件，测量单位时间内的脉冲计数，即计数率。计数组件有模拟的和数字的两类。
模拟的计数率表可以连续地输出与平均计数率成正比的模拟电压，此输出电压可以驱动按CPS(计数/秒)或CPM(计数/分)刻度的电压表或者描迹仪。计数率表入口处有一个整形电路，把输入脉冲变成固定宽度和幅度的计数脉冲，以保证每个脉冲带有相同的电量Q。然后计数脉冲被送到电阻R和电容C并联电路上，每个计数脉冲都把电量Q存贮在电容C里，又通过电阻R逐渐放掉，放电速度取决于率表时间常数τ=R·C。可以证明，R、C上的平均电压正比于输入脉冲的平均计数率。时间常数τ对于输出电压的统计涨落、以及率表对计数率突变的响应速度有很大影响，它们对τ要求是互相矛盾的，应该根据仪器应用的实际情况折衷选择。
数字计数器由“定时器”和计算脉冲数目的“定标器”组成，定时器通过“门电路”控制定标器清零、启动、停止。被记录到的γ光子数、以及记录的持续时间，可以用数码显示器显示，也可以打印出来。在智能化功能仪中，计算机先给定时器设定每次测量的持续时间，然后把每次测到的计数值读入计算机，画出计数率随时间变化的曲线（即放射性—时间曲线）。上述测量方式称作“预定时间模式”，此外还有“预定计数模式”，就是预先设定计数值，把达到此计数值的时间记录下来，然后算出计数率。当要求一系列的测量数据有相同的统计误差时，可采用预定计数模式。
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三 脏器功能仪
根据靶器官个体的数量配置上述探针系统，就构成了功能仪。核听诊器是内嵌计算机的、功能比较复杂的单探针系统，它代表了脏器功能仪的最高水平，下面以它为例介绍功能仪的原理和工作方式。
核听诊器又称“伽玛心脏功能仪”，主要用来获取心输出曲线和放射性心动图，测量心输出比、射血分数等几十个重要的心功能参数。核听诊器采用带圆锥形准直器的单个NaI(T1)闪烁探头和典型的探针系统电路，其数字计数器部件中的定时器和定标器通过接口与计算机相联，计算机给定时器设定采样间隔时间，读出定标器每次测到的计数值。
1. 连续计数的数据采集方式
把探头中心对准主动脉和肺动脉出口的交叉处，其视野覆盖整个心区。向病人静脉“弹丸式”注射99mTc标记的示踪剂，立即以100ms为间隔连续测量计数率，共采集250个数据(25s)，把心区的放射性—时间曲线画在CRT屏幕上，如图5。这条曲线表现了示踪剂团随血液从上腔静脉进入心脏后，经右心房→右心室→肺→左心房→左心室→主动脉→全身的过程，称作“首次通过”曲线或“心输出曲线”。曲线的第一个峰(R)是放射性弹丸进入右心时产生的，称作右心峰; 然后血液被泵入肺，放射性弹丸离开心脏，曲线出现T谷; 经肺循环，示踪剂随血液返回左心，曲线进入第二个峰(L)，即左心峰; 然后血液从主动脉流向全身，曲线再次下降。不难理解，右心峰至左心峰的时间差就是平均肺循环时间。此外，根据动力学分析还能求得心输出比(Cardiac Output Rate，RCO)等参数，对先天性心脏病患者还可以计算出左心→右心分流比。
2. 心电门控数据采集方式
核听诊器在“心室功能”工作模式下能获得左心室的容积变化曲线，即放射性心动图(Active Cardiogram)。注射3min后，放射性示踪剂已经均匀地分布在全身血液中，在探头视野内的血液越多，则示踪剂的含量越多，探头测得的计数率越高，计数率与血容量成正比。心脏是容积泵，将探头对准左心室，就能测得左心室的容积—时间曲线，如图6。在曲线上找到舒张末期点ED(最大容积点)、收缩末期点ES(最小容积点)、充盈率达峰点(曲线最大斜率点)等，就能计算出射血分数(EF)、射血率(ER)、每搏量(SV)、峰值充盈率(PFR)、收缩/舒张时间比(Ration)等一系列重要的心功能指标。
为细致地描绘出左心室的容积曲线，数据采样间隔定为10ms。由于注射剂量的限制，在这样短的时间内只能测到几十个γ光子，计数的统计误差超过10%。为提高曲线的精度，核听诊器采用心电门控采集(ECG Gated Acquisition)获取放射性心动图。这是心脏核医学特有的数据采集方式，它基于心脏运动的周期性，利用心电图中的R波作门控信号，把上百个心动周期的对应数据点叠加起来，达到增加计数，减少统计误差的目的，见图7。叠加过程是实时的: 只要a中R波出现，此刻获取的计数b就加到c的第一个数据点上，然后顺次将每隔10ms采集的计数值加到第二个、第三个、……数据点上。心电门控法采集的曲线c反映多个心周期的平均运动情况，称作“综合心动图”，它有很好的时间分辨率和精度，可以得到高置信度的心功能指标。
3. 缓存数据的门控采集方式
在数据采集过程中，计算机可以对每两个R波之间的间隔时间进行统计分类，这就是“R-R统计”。从心周期统计直方图可以知道病人的平均心率，观察心率的分布情况。如果心律整齐，说明综合心动图质量良好; 如果心律很不平稳或有大量的早搏和停跳，虽然各心动周期的前段仍能同步，但是综合心动图的舒张段会发生畸变，见图8，求出的心脏充盈参数的可信度下降。然而，病人的心率很少能保持稳定不变，实时门控采集却以心脏严格遵循周期运动为前提，其结果经常不令人满意。
一种改进的办法是在计算机内存中开辟缓存区，将每个心动周期中的数据先保存起来，在后一个R波到来、该心周期结束的时候检查它的长度，如果与平均心周期相差不多，将缓存的数据叠加到综合心动图中去，如果与平均心率相差太大，就丢掉这组数据，这就是“缓存数据的门控采集方式”。这种采集方式可以剔除异常心动周期，克服心律不齐的影响。除了从前向后依次进行数据叠加以外，缓存数据的门控采集方式还可以实现从最后的数据点向前依次叠加，使综合心动图的舒张段有最好的同步质量。
4. 造成测量误差的因素
放射性药物引入人体后总会有一部分存留在血液中，探头的视野里不可避免有血液，血液中的放射性药物所造成的计数称作“血本底”。人体血液分布比较均匀，把探头移到靶器官旁边，测量出的计数率大致代表了血本底水平，核医学常作的“扣本底”就是将靶器官的总计数减去血本底计数。有时与靶器官紧邻的非靶器官，如肝脏，也富集着放射性药物，避免这类干扰的办法是寻找一个最佳的探头倾角，尽量使非靶器官完全处于探头准直器的荫蔽区。
用探针系统进行体内测量时应该注意，测得的计数率是经过人体的衰减和散射的结果。对于核医学常用的放射性药物所辐射的γ射线，软组织的线衰减常数在0.1~0.2cm-1范围，源的深度相差1~2cm可以导致10~40%的计数率差别。而放射性药物在人体中的深度分
布是未知的，探针系统无法对人体衰减造成的计数损失进行估计和校正。
康普顿散射可能增加计数、也可能减少计数，取决于散射是使更多的g光子进入探头，还是离开探头。例如，人体内浅层脏器的计数会比它处在空气中来得更大，因为下方组织反散射(180º散射)引起的计数增加，比上方组织散射和吸收引起的计数减少更显著; 而深层脏器的情况可能正好相反。此外，分布在准直器视野之外的放射性药物发出的γ光子，经周围组织的散射可能进入探头，散射对测量到的计数率有多大贡献也是未知数。为减少散射影响，一般把单道脉冲幅度分析器的能窗设置在光电峰上。由于能窗总有一定的宽度，单道脉冲幅度分析器不能完全排除散射影响，尤其在探测低能γ的时候。
因为衰减和散射的影响是不可知的，所以功能仪不能作绝对测量，它给不出靶器官中放射性药物的绝对含量，功能仪算出的全是××比、××率之类的相对参数。
