2.射线和人体作用后会产生以下几种情况(图1)：

• g 射线从体内发射后由探测器接收。
• g 射线在体内发生方向改变后由探测器接收。
• g 射线从体内发射后未被探测器接收。
• g 射线从体内发生方向改变后未被探测器接收。

图1. 射线和人体相互作用关系图

对两者比较我们发现假设和实际情况有很大的差距。为提高影像质量必须校正放射性核素在体内衰减。从人体和射线两方面考虑，g 射线在体内衰减受以下因素影响(图2)：

1. 人体组织的密度。由于各组织的密度不同，使得各组织对射线的衰减系数不同，因此不同射线路径造成不同程度的衰减。
2. 人体组织对射线的散射也会形成射线的衰减。至今散射校正仍是棘手的问题。
3. 不同能量的射线被同一组织衰减的程度不同。

下图是不同能量射线和体内不同组织相互作用关系图。

图2. 不同能量射线和体内不同组织相互作用关系图

射线在体内衰减和 g 射线能量有关，而 g 射线的能量取决于显像所用的放射性核素。临床常用的放射性核素有Tc-99m,I-131,Tl-201,Ga-67。随着符合电路成像及PET技术在核医学影像的应用F－18的应用逐渐增多。随着低、中、高放射性核素在核医学显像的全面应用，相应的衰减校正技术也在迅速发展。目前较多采用Gd-153作透射源对低能（140keV左右）放射性核素的衰减进行校正；用Cs－137校正超高能放射性核素。为了用低能透射源校正高能端核素、用中能源校正低能和高能端、用高能源校正低能端，各公司采用数字模拟技术来完善各自衰减校正的方案。这些模拟技术较之早期Chang氏均匀模拟衰减校正有了很大进步，但其临床效果还须进一步验证。它们主要不足之处在于透射源的剂量有限，获得的透射衰减图不够理想，影响了校正的准确性。为此，1999年GE公司推出了全能量衰减校正技术。它用CT球管代替了透射源，这样虽然增加了成本，却大大提高了透射射线剂量，从而获得理想的衰减图；增宽了能量覆盖范围(低能直到超高能);同时获得了准确解剖定位的CT图，实现了CT-PET（或ECT）同机融合，取得了较高的性价比。

3.射线衰减校正原理：

假设g 射线能量单一的情况下，体内g 射线的能量为A₀，由于g 射线在人体内经过的路径不同，g 射线穿透人体后的能量为A₁，那么：
A₁＝A₀e^_m
假如穿透人体后的g 射线能量低于采集探头能够接受的能量时，此g 射线就将对计数无贡献。如果N₀（比如10000）g 射线自体内发出，g 射线通过人体后，组织的衰减系数为m ，探测到的射线数为N₁：
则： N₁＝N_O e^_m
要校正衰减掉的（N_O－N₁）g 射线，最重要的问题是如何获得人体组织对g 射线的衰减系数m 值。不同组织的衰减系数不同，所以对g 射线衰减校正必须知道射线经过组织对射线的衰减系数。假如射线经过10种不同组织，每种组织的衰减系数分别是：m ₀，m ₁，m ₂，m ₃，m ₄，m ₅，m ₆，m ₇，m ₈，m ₉。那么：
N₁＝N_Oe^(m ₀^+m ₁^+m ₂^+m ₃^+m ₄^+m ₅^+m ₆^+m ₇^+m ₈^+m ₉⁾

获得这些射线对应这些组织的衰减系数是进行衰减校正的首要任务。
我们能够采用外照射源射线穿透人体计算组织的衰减系数。如果所用透射扫描源发射的射线数是N_O，穿透人体经过衰减以后射线数是N₁；那么：射线穿透人体后组织衰减系数m 值是：
m ＝Ln(N₁/N_O)
Ln为自然对数。

4．穿透源的要求
我们可以采用固定的透射源，让射线穿透人体后被探测器接收，推算出组织衰减系数（见图3）。
放射源 探测器

图3. 衰减校正示意图

采用图3方法我们仅仅能够获得射线通过人体时，途径组织的累积衰减系数。当我们让透射源和探测器绕人体旋转进行扫描采集，这时就可获得类似CT图像的衰减系数分布图（见图4）。

图4. 旋转放射源和探测器获得人体内衰减系数

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