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用于PET探测器的探测单元和PET探测器

阅读：1发布：2020-11-01

专利汇可以提供用于PET探测器的探测单元和PET探测器专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明公开了一种用于PET探测器的探测单元和PET探测器，探测单元包括晶体阵列、探测阵列和导光件；晶体阵列包括多个闪烁晶体，闪烁晶体的表面光滑，相邻的闪烁晶体间隔设置，并且相邻的闪烁晶体之间有隔离件；探测阵列包括多个与闪烁晶体对应设置的硅光电倍增器件；导光件设置于晶体阵列和探测阵列之间，其任意位置的透光性相同；PET探测器包括探测环，探测环包括多个探测单元。通过上述设置，晶体阵列和探测阵列可耦合于导光件的两个相对设置的表面，保证探测单元结构稳定性，并且闪烁晶体发出的光可经过导光件进行分散后由探测阵列对光进行捕捉和转换，便于使用更小尺寸的闪烁晶体，从而提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。，下面是用于PET探测器的探测单元和PET探测器专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述探测单元包括：
晶体阵列，包括多个闪烁晶体，所述闪烁晶体的表面光滑，并且相邻的所述闪烁晶体间隔设置，相邻的所述闪烁晶体的间隙中设置有隔离件；
探测阵列，包括多个硅光电倍增器件，所述硅光电倍增器件与所述闪烁晶体对应设置；
导光件，设置于所述晶体阵列和所述探测阵列之间，以使所述晶体阵列和所述探测阵列间隔设置，并且所述导光件任意位置的透光性相同。
2.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述硅光电倍增器件的阳极与所述PET探测器的处理单元连接，并用于输出时间信号、能量信号和位置信号。
3.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述晶体阵列和所述探测阵列沿所述导光件的厚度方向排列，所述导光件的厚度不超过4毫米。
4.如权利要求3所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述导光件的厚度不超过2毫米。
5.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述晶体阵列的外表面包括外露面和朝向所述探测阵列的第一耦合面；
所述外露面覆设有反光层，所述第一耦合面粘接于所述导光件；和/或，所述第一耦合面的个数为一个。
6.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述导光件包括两个相对设置的连接面，两个连接面分别耦合晶体阵列和探测阵列；
所述导光件还包括多个侧立面，所述侧立面邻接于所述连接面，并且，所述侧立面覆设有反光层。
7.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述导光件的材料为高透光材料。
8.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述隔离件抵靠于相邻所述闪烁晶体的相对设置的表面，相邻的两个所述闪烁晶体之间的距离不超过0.3毫米。
9.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述闪烁晶体为沿高度方向延伸的条状结构，所述闪烁晶体沿高度具有相对设置的第一端面和第二端面，所述闪烁晶体还具有多个邻接面，多个所述邻接面均邻接于所述第一端面和所述第二端面，所述隔离件抵靠于所述闪烁晶体的邻接面；
所述邻接面的连接有隔离件的面积和所述邻接面的面积之比小于等于0.5。
10.如权利要求1所述的用于PET探测器的探测单元，其特征在于，所述晶体阵列沿宽度方向和长度方向均设有多个所述闪烁晶体，沿所述晶体阵列的宽度方向设置的所述闪烁晶体的个数为第一数值，沿所述晶体阵列的长度方向设置的所述闪烁晶体的个数为第二数值；
所述探测阵列沿宽度方向和长度方向均设有多个所述硅光电倍增器件，沿所述探测阵列的宽度方向设置的所述硅光电倍增器件的个数为第三数值，沿所述探测阵列的长度方向设置的所述硅光电倍增器件的个数为第四数值；
所述第一数值大于所述第三数值，和/或，所述第二数值大于所述第四数值。
11.一种PET探测器，其特征在于，所述PET探测器包括探测环，所述探测环包括多个如权利要求1-10中任意一项所述的用于PET探测器的探测单元，多个所述探测单元连接形成空心环状结构。

说明书全文

用于PET探测器的探测单元和PET探测器

技术领域

[0001] 本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种用于PET探测器的探测单元和PET探测器。

背景技术

[0002] PET(Positron Emission Tomography，正电子发射断层扫描装置)是一种用于辅助诊断的医疗影像设备，可以观察到患者体内的生理代谢情况。PET成像的原理是：在被检体中注射含有放射性核素的示踪剂，示踪剂衰变产生正电子，正电子与负电子湮灭发出两个方向相反且能量相等的伽马射线对。PET设备的探测器的闪烁晶体可以将伽马射线转换成光子，然后通过光电倍增管(Photomultiplier Tube,PMT)将光子转换成电信号。最后对收集到的电信号进行处理和图像重建，重建出具有临床诊断意义的PET图像。

[0003] 与传统基于PMT的PET探测器相比，新的硅光电倍增器件(Silicon Photomultiplier，SiPM)具有探测效率高、灵敏度高、偏执电压低等特点。在基于SiPM的PET探测器设计中，常见的设计是使用相同尺寸的SiPM和闪烁晶体直接耦合，这种设计中SiPM的尺寸限定了闪烁晶体的尺寸，闪烁晶体的尺寸不能小于硅光电倍增器件的尺寸的一半，否则硅光电倍增器件无法精准分辨出具体发光的闪烁晶体的具体位置发光，从而限制了PET探测器空间分辨率，降低探测装置检测的准确度。

发明内容

[0004] 本发明实施例提供了一种用于PET探测器的探测单元和PET探测器，所述用于PET探测器的探测单元和PET探测器可实现较佳的空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。

[0005] 根据本发明实施例的第一方面，提供一种用于PET探测器的探测单元，所述探测单元包括：

[0006] 晶体阵列，包括多个闪烁晶体，所述闪烁晶体的表面光滑，并且相邻的所述闪烁晶体间隔设置，相邻的所述闪烁晶体的间隙中设置有隔离件；

[0007] 探测阵列，包括多个硅光电倍增器件，所述硅光电倍增器件与所述闪烁晶体对应设置硅光电倍增器件；

[0008] 导光件，设置于所述晶体阵列和所述探测阵列之间，以使所述晶体阵列和所述探测阵列间隔设置，并且所述导光件任意位置的透光性相同。

[0009] 较佳的，所述硅光电倍增器件的阳极与所述PET探测器的处理单元连接，并用于时间信号、输出能量信号和位置信号。

[0010] 较佳的，所述晶体阵列和所述探测阵列沿所述导光件的厚度方向排列，所述导光件的厚度不超过4毫米。

[0011] 较佳的，所述导光件的厚度不超过2毫米。

[0012] 较佳的，所述晶体阵列的外表面包括外露面和朝向所述探测阵列的第一耦合面；

[0013] 所述外露面覆设有反光层，所述第一耦合面粘接于所述导光件；和/或，所述第一耦合面的个数为一个。

[0014] 较佳的，所述导光件包括两个相对设置的连接面，两个连接面分别耦合晶体阵列和探测阵列；

[0015] 所述导光件还包括多个侧立面，所述侧立面邻接于所述连接面，并且，所述侧立面覆设有反光层。

[0016] 较佳的，所述所述隔离件抵靠于相邻所述闪烁晶体的相对设置的表面，相邻的两个所述闪烁晶体之间的距离不超过0.3毫米。

[0017] 较佳的，所述闪烁晶体为沿高度方向延伸的条状结构，所述闪烁晶体沿高度具有相对设置的第一端面和第二端面，所述闪烁晶体还具有多个邻接面，多个所述邻接面均邻接于所述第一端面和所述第二端面，所述隔离件抵靠于所述闪烁晶体的邻接面；

[0018] 所述邻接面的连接有隔离件的面积和所述邻接面的面积之比小于等于0.5。

[0019] 较佳的，所述晶体阵列沿宽度方向和长度方向均设有多个所述闪烁晶体，沿所述晶体阵列的宽度方向设置的所述闪烁晶体的个数为第一数值，沿所述晶体阵列的长度方向设置的所述闪烁晶体的个数为第二数值；

[0020] 所述探测阵列沿宽度方向和长度方向均设有多个所述硅光电倍增器件，沿所述探测阵列的宽度方向设置的所述硅光电倍增器件的个数为第三数值，沿所述探测阵列的长度方向设置的所述硅光电倍增器件的个数为第四数值；

[0021] 所述第一数值大于所述第三数值，和/或，所述第二数值大于所述第四数值。

[0022] 根据本发明实施例的第二方面，提供一种PET探测器，所述PET探测器包括探测环，所述探测环包括多个上述的用于PET探测器的探测单元，多个所述探测单元连接形成空心环状结构。

[0023] 本发明积极进步效果：

[0024] 通过上述设置，在晶体阵列和探测阵列之间设置导光件，使得晶体阵列和探测阵列可耦合于导光件的两个相对设置的表面，从而实现晶体阵列和探测阵列的耦合；闪烁晶体发出的光可经过导光件进行分散后由探测阵列对光进行捕捉和转换，即闪烁晶体尺寸不受SiPM尺寸限制，便于使用更小尺寸的闪烁晶体，从而提高PET探测器的空间分辨性能；同时，由于相邻的闪烁晶体之间即通过隔离件耦合又通过空气耦合，可明显提升探测阵列对光子的收集效率，从而提高PET探测器的时间分辨性能和能量分辨性能。附图说明

[0025] 图1是本公开一实施例的探测环的立体结构示意图。

[0026] 图2是一种现有的探测单元的结构示意图。

[0027] 图3是本公开一实施例的探测单元的结构示意图。

[0028] 图4是本公开一实施例的探测单元的立体结构分解示意图。

[0029] 图5是本公开一实施例的探测阵列的连接关系的示意图。

[0030] 图6是本公开一实施例的处理单元的简易电路关系示意图。

[0031] 图7是本公开另一实施例的硅光电倍增器件的结构示意图。

[0032] 图8是本公开又一实施例的硅光电倍增器件的结构示意图。

[0033] 图9是本公开再一实施例的硅光电倍增器件的结构示意图。

[0034] 图10是本公开再一实施例的硅光电倍增器件的结构示意图。

[0035] 图11是本公开一实施例的晶体阵列的一视角的剖面结构示意图。

[0036] 图12是本公开一实施例的晶体阵列的另一视角的剖面结构示意图。

[0037] 附图标记说明

[0038] 探测环 100

[0039] 探测单元 101

[0040] 探测阵列 200

[0041] 第二耦合面 201

[0042] 硅光电倍增器件 210

[0043] 第二抵靠面 211

[0044] 二极管 212

[0045] 晶体阵列 300

[0046] 第一耦合面 301

[0047] 闪烁晶体 310

[0048] 第一端面 311

[0049] 邻接面 312

[0050] 外露面 313

[0051] 导光件 400

[0052] 连接面 410

[0053] 侧立面 420

[0054] 反光层 500

[0055] 宽度方向 X

[0056] 长度方向 Y

[0057] 高度方向 Z

[0058] 处理单元 600

[0059] 运放器 610

[0060] 读出电路 620

[0061] 隔离件 700

[0062] 光导 800

具体实施方式

[0063] 这里将详细地对示例性实施例进行说明，其示例表示在附图中。下面的描述涉及附图时，除非另有表示，不同附图中的相同数字表示相同或相似的要素。以下示例性实施例中所描述的实施方式并不代表与本发明相一致的所有实施方式。相反，它们仅是与如所附权利要求书中所详述的、本发明的一些方面相一致的装置和方法的例子。

[0064] 在本发明使用的术语是仅仅出于描述特定实施例的目的，而非旨在限制本发明。在本发明和所附权利要求书中所使用的单数形式的“一种”、“所述”和“该”也旨在包括多数形式，除非上下文清楚地表示其他含义。还应当理解，本文中使用的术语“和/或”是指并包含一个或多个相关联的列出项目的任何或所有可能组合。

[0065] 应当理解，本申请说明书以及权利要求书中使用的“第一”“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。同样，“一个”或者“一”等类似词语也不表示数量限制，而是表示存在至少一个。除非另行指出，“前部”、“后部”、“下部”和/或“上部”等类似词语只是为了便于说明，而并非限于一个位置或者一种空间定向。“包括”或者“包含”等类似词语意指出现在“包括”或者“包含”前面的元件或者物件涵盖出现在“包括”或者“包含”后面列举的元件或者物件及其等同，并不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，而且可以包括电性的连接，不管是直接的还是间接的。

[0066] 下面结合附图，对本发明实施例进行详细说明。在不冲突的情况下，下述的实施例及实施方式中的特征可以相互组合。

[0067] 如图1至图12所示，本实施例公开了一种PET(Positron Emission Tomography)探测器。通常应用于大型医疗设备中，例如：设置在正电子发射断层显像-计算机断层成像(Positron Emission Tomography-Computed Tomography，PET-CT)设备或者正电子发射断层显像-磁共振成像(Positron Emission Tomography-Magnetic Resonance Imaging，PET-MRI)设备中，是目前最先进的医疗诊断装置。

[0068] PET探测器的工作原理为，将发射正电子的放射性核素(如碳、氟、氧和氮的同位素：11C、18F、15O、13N)标记到能够参与人体组织血流或者代谢过程的化合物上。具体过程为将带有正电子的放射性核素的标记药物(显像剂)注入生物体内，这些药物在参与生物体的生理代谢过程中发生湮灭效应，即放射核素发出的正电子在体内移动大约1mm后与组织中的负电子结合发生湮灭覆设，产生两个能量相等(511keV)、方向相反(呈180°)的γ光子。根据生物体不同部位吸收标记化合物能力的不同，同位素在生物体内各部位的浓聚程度也不同，湮灭反应产生光子的强度也不同。因此，用环绕人体或者其他生物体的PET探测器，可以检测到生物体释放出光子的时间、位置、数量和方向，再将光信号转变为电信号，经过计算机系统对上述信息进行采集、存储、运算、数/模转换和影像重建，从而获得生物体相应器官的图像。凡代谢率高的组织或病变，例如，人体内的癌细胞需要进行快速增殖，故需要更多的糖分等能量的补给，带有正电子的放射性核素易在癌细胞附近大量聚集，在PET图像上呈现明亮的高代谢亮信号，凡代谢率低的组织或病变在PET图像上呈现出低代谢暗信号。从而便于对人体或者其他生物体的健康状态进行检测。

[0069] 如图1所示，PET探测器包括用于PET探测器的探测环100和主控台(未图示)，探测环100用于环绕于人体或其他生物体，并对位于人体或者其他生物体内部的正电子的放射性核素进行检测。主控台主要实现对探测环100的控制以及对数据的处理，包括数据预处理、图像重建和图像显示。

[0070] 探测环100包括多个探测单元101，多个探测单元101连接形成空心环状结构。每一探测单元101包括探测阵列200、晶体阵列300，探测阵列200用于检测晶体阵列300发出的信息。结合图4所示，晶体阵列300包括多个闪烁晶体310，探测阵列200包括多个硅光电倍增器件210，硅光电倍增器件210与闪烁晶体310对应设置。硅光电倍增器件210可将闪烁晶体310发射出的可见光的光信号转化为电信号，并将电信号传递给PET探测器的处理单元600，处理单元600接收对应的电流脉冲，并根据此判断人体或者其他生命体的体内集中发生湮灭事件发生的位置，即人体或者其他生活体体内高活度的位置，从而确定病变的位置。

[0071] 本实施例所使用的闪烁晶体310的材料包括但不限于：硅酸钇镥晶体(LYSO)，硅酸镥晶体(LSO)，锗酸铋晶体(BGO)，镥精细硅酸盐(LFS)，溴化镧晶体(LaBr3)，硅酸钆晶体(GSO)等。构成晶体阵列300的闪烁晶体310的个数不限，比如，可以是6x6的、可以是8x8的、也可以是16x16的，可以根据对应的探测阵列200的尺寸，每个晶体的尺寸进行调整，本申请对此不作限制。

[0072] 在检测过程中，闪烁晶体310接收带有能量为511keV的γ光子，并将其转化为波长为380nm-480nm的可见光光子。硅光电倍增器件210可将闪烁晶体310发射的可将光光子转化为电信号，并将电信号传输给处理单元600。当两个闪烁晶体310在规定时间内(＜10纳秒)检测到两个互成180°(±0.25°)的能量为511keV的γ光子，则认定在两个闪烁晶体310的连线方向发生一个湮灭事件。多个检测到湮灭事件的闪烁晶体310配合，再通过图像重建等方式，便能确定发生大量、集中湮灭事件的具体位置，即病变位置。探测环100呈空心环状结构，人体或者其他生物体被探测环100环绕，故PET探测器能对人体或者其他生物体体内的各个病变位置进行精准定位。

[0073] 在现有的PET探测器设计中，有使用硅光电倍增器件210来读取对应尺寸的闪烁晶体310发出的光，即硅光电倍增器件210的个数和闪烁晶体310的个数一一对应，每一硅光电倍增器件210用于接收其对应的一个闪烁晶体310发出的可见光光子，并对信号进行转换和传输。在此设计中，硅光电倍增器件210和闪烁晶体310的尺寸需要严格保证一致，且硅光电倍增器件210的数量较多，后端信号处理电路成本较高。

[0074] 另一种常见的设计如图2所示，使用较大尺寸的硅光电倍增器件210来读出更小尺寸的闪烁晶体310，多个硅光电倍增器件210组成硅光电倍增器件210阵列，多个闪烁晶体310组成晶体阵列300。晶体阵列300和探测阵列200之间设置光导800。光导800在特定位置具有特定深度的切槽，切槽通常是不透光的。以使得光导800至少具有部分透光性不同的位置，该结构可以使得晶体阵列300中各个闪烁晶体310发出的光子，在硅光电倍增器件210阵列的接收面产生不同的特征，依据此特征可以分辨出各个闪烁晶体310。光导800中起导光作用的切槽以及切槽的反光材料的位置和深度，直接影响区分闪烁晶体310的能力，进而影响探测器的性能。因此，这种探测器对光导800的设计、加工以及装配都有较高的精度要求。

[0075] 在本实施例中，如图1和图3所示，探测单元101还包括导光件400。导光件400的材料为高透光材料，其对300nm-700nm光子的透光率在90％以上。导光件400设置于晶体阵列300和探测阵列200之间，以使晶体阵列300和探测阵列200间隔设置，并且，导光件400的任意位置的透光性相同，即导光件400中没有设置任何切槽。导光件400可将闪烁晶体310发出的可见光光子有效地传送到硅光电倍增器件210上。并且可使用较大尺寸的硅光电倍增器件210来读出更小尺寸的闪烁晶体310，成本较低，安装简易。同时，导光件400结构简单、制作工艺简单。通过在晶体阵列300和探测阵列200之间设置导光件400，使得晶体阵列300和探测阵列200可耦合于导光件400的两个相对设置的表面，从而实现晶体阵列300和探测阵列200的耦合。晶体阵列300和探测阵列200可通过粘接或者其他连接方式耦合于导光件
400，从而保证探测单元101结构的稳定性。同时，闪烁晶体310发出的光可经过导光件400进行分散，使得一个闪烁晶体310发出的光可被与之对应的硅光电倍增器件210、与该硅光电倍增器件210相邻的硅光电倍增器件210捕捉，在硅光电倍增器件210阵列的接收面产生不同的特征，依据此特征可以分辨出各个闪烁晶体310。探测阵列200跟根据多个硅光电倍增器件210捕捉到的可见光光子，得到发出可见光光子的闪烁晶体310的具体位置，便于探测阵列200对光进行捕捉和转换，从而提高PET探测器空间分辨性能。

[0076] 换言之，如果没有导光件400，当一个硅光电倍增器件210对应多个闪烁晶体310时，则多个闪烁晶体310发出的光子只能被一个硅光电倍增器件210接收到，这样无法分辨出是哪一个闪烁晶体310发出光子。由于设置了导光件400，使得闪烁晶体310和硅光电倍增器件210之间间隔一定距离，该距离也就是导光件400的厚度D1，闪烁晶体310发出的可见光光子会在导光件400中散射。这样，即使当一个硅光电倍增器件210对应多个闪烁晶体310，散射到相邻的两个硅光电倍增器件210上光子数量的比例也是不相同的，由于导光件400的厚度D1在设计PET探测器时已经是确定的，所以能够分辨出发出光子的具体的闪烁晶体310。

[0077] 在上述设置中，晶体阵列和探测阵列之间设置导光件，使得晶体阵列和探测阵列可耦合于导光件的两个相对设置的表面，从而实现晶体阵列和探测阵列的耦合。闪烁晶体发出的光可经过导光件进行分散后由探测阵列对光进行捕捉和转换，即闪烁晶体尺寸不受SiPM尺寸限制，便于使用更小尺寸的闪烁晶体，从而提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。

[0078] 如图3、图4、图11和图12所示，晶体阵列300的外表面包括外露面313和朝向探测阵列200的第一耦合面301，外露面313覆设有反光层500，从而使得每个晶体阵列300中的发出的可见光光子不会与相邻的晶体阵列300发生串扰，以提高探测阵列200的可见光光子收集效率，从而提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。第一耦合面301的个数为一个。探测阵列200包括第二耦合面201，第二耦合面201朝向第一耦合面301，在本实施例中，使用光学黏合材料将探测阵列200的第一耦合面301和探测阵列200第二耦合面201粘接于导光件400的相对设置的两个表面，从而使得晶体阵列300和探测阵列200沿导光件400的厚度方向D排列。

[0079] 每一闪烁晶体310均设有第一端面311，多个闪烁晶体310的第一端面311连接形成晶体阵列300的第一耦合面301；每一硅光电倍增器件210均设有第二抵靠面211，多个硅光电倍增器件210的第二抵靠面211连接形成探测阵列200的第二耦合面201。需要说明的是，上述所指的“硅光电倍增器件210对应多个闪烁晶体310”，指的是一个硅光电倍增器件210的第二抵靠面211的面积大于等于两个闪烁晶体310第一端面311的面积。

[0080] 需要说明的是，反光层500的材料包括但不限于：硫酸钡(BaSO4)、ESR膜(3MTM Enhanced Specular Reflector)，二氧化钛(TiO2)、特氟龙(Teflon)等。光学黏合材料可以是任意折射率在1.4-1.9之间，透光率在90％以上的光学黏合材料，本申请对此不作限定。

[0081] 进一步的，导光件400包括两个相对设置的连接面410，两个连接面410分别耦合晶体阵列300和探测阵列200，即两个连接面410中的一个粘接于第一耦合面301，两个连接面410中的另一个粘接于第二耦合面201。并且，晶体阵列300和探测阵列200之间有且仅设置有一个导光件400，即导光件400的两个连接面410的面别分别大于等于第一耦合面301、第二耦合面201的面积。在现有设计中，光导在特定位置具有特定深度的切槽，可以理解为现有设计中的光槽由多个导光件400组成。而本设计运动一个导光件400便可实现对闪烁晶体
310发出的光进行有效分散，有利于探测阵列200对光进行捕捉和转换，以提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能，工艺简单。

[0082] 通过大量实验表明，当导光件400的厚度D1不超过4毫米时，即探测阵列200的第一耦合面301和探测阵列200第二耦合面201之间的垂直高度不超过4毫米时，闪烁晶体310发出的可将光相对集中，便于被探测阵列200中的硅光电倍增器件210捕捉并进行分析，避免因可见光过于分散，而导致无法得到发出可见光光子的闪烁晶体310的具体位置的情况。

[0083] 进一步的，当导光件400的厚度不超过2毫米时，例如：0.5毫米、1毫米、1.5毫米等等，导光件400既能起到对可见光光子起到较好的进行分散的作用，使得探测阵列200可根据晶体阵列300发出可见光光子分析发光闪烁晶体310的具体位置，同时又使得探测单元101的结构相对紧凑。

[0084] 如图4所示，导光件400还包括多个侧立面420，侧立面420邻接于两个连接面410。并且，所述侧立面420覆设有反光层。在本实施例中，侧立面420的个数为四个，四个侧立面
420均覆设有反光层。通过在侧立面420设置反光层，使得每个晶体阵列300中的发出的、并到达导光件400的可见光光子不会与相邻的探测单元101发成串扰，从而提高每一探测单元
101中探测阵列200对可见光光子收集效率，以提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。

[0085] 另一方面，如图5和图6所示，每个硅光电倍增器件210的输出的电信号连接处理单元600。在本实施例中，处理单元600中设置有运放器610、读出电路620和时间探测电路630，读出电路620可将硅光电倍增器件210器件输出的电信号转换成多个能量信号，再根据能量信号确定发光的闪烁晶体310的具体位置。本实施例中的读出电路620为电阻网络，当然，在其他实施例中，读出电路620也可以为电容网络，本申请对此不作限制。时间探测电路630用于可将硅光电倍增器件210器件输出的电信号转换成时间信号，再根据时间信号确定闪烁晶体310发光的时间。

[0086] 硅光电倍增器件210是基于在普通硅衬底上实现的单光子雪崩二极管212(Single Photon Avalanche Diode，SPAD)的固态单光子敏感器件。一个硅光电倍增器件210里面由大量的SPAD微元组成，每个微元至少包括一个SPAD和一个淬灭电阻。当一个硅光电倍增器件210中的的一个微元接收到一个入射光光子时，就会输出一个幅度一定的电脉冲，即为电信号。当一个硅光电倍增器件210中的多个微元都接收到入射的光子时，那么这些微元都会输出一个电脉冲，这些电脉冲最终会叠加在一起，该叠加的电脉冲即为输出的电信号。上述电信号由硅光电倍增器件210的阳极输出，探测阵列200中每一个硅光电倍增器件210的阳极分别连接至后续的处理单元600。

[0087] 硅光电倍增器件210的阳极与处理单元600连接，并输出时间信号。在上述设置中，时间信号自硅光电倍增器件210的阳极输出，相较于时间信号自硅光电倍增器件210的阴极输出的方式，本设计可优化PET探测器的时间分辨性能，从而提高PET探测器时间分辨性能。

[0088] 在本实施例中，硅光电倍增器件210的阳极还输出能量信号和位置信号。通过上述设置，使得PET探测器内部的电路连接结构简单。

[0089] 下面以一个3x3的探测阵列200为例进行更详细的说明。

[0090] 如图3-图6所示，在本实施例中，探测单元101中的晶体阵列300是由6x6个闪烁晶体310组成的，探测阵列200是由3x3个硅光电倍增器件210组成的。对于一个3x3的探测阵列200，可以将其中每个硅光电倍增器件210进行编号，如A1，A2，A3…C3。对于6x6的晶体阵列
300，也可以将其中每个闪烁晶体310进行编号，如a1，a2…h6。

[0091] 图5和图6为探测器中硅光电倍增器件210的一种连接关系。在电路中，可以将一个硅光电倍增器件210表示为一个二极管212串联一个电阻213的形式，该二极管212具有阴极和阳极，以作为硅光电倍增器件210的阴极和阳极。如图所示，每个硅光电倍增器件210通过电源601和串联的总电阻602施加某一偏置电压Vcc，在本例中硅光电倍增器件210的阴极通过总电阻602接正向偏置电压，阳极通过分电阻603接地。可以使用本领域技术人员熟知的的任意技术确定电源601、总电阻602、多个分电阻603，以及电源滤波电容的连接方式和具体数值设置，本申请对此不作限制。

[0092] 在本实施例中，每个硅光电倍增器件210的阳极分别连接至处理单元600，处理单元600将每个硅光电倍增器件210的阳极连接在一起，输出时间信号，这个电路可以被称为时间探测电路630。该时间信号用于后续确定硅光电倍增器件210探测到发生湮灭事件的具体时间。处理单元600还将每个硅光电倍增器件210的阳极并联、连接于电阻网络的节点上，然后四角输出四个能量信号，从而得到闪烁晶体310的位置信号和能量信号。

[0093] 需要说明的是，硅光电倍增器件210表示为一个二极管212串联一个电阻的形式，当然，在其他实施例中，硅光电倍增器件210可以为如图7至图10所示的形式。

[0094] 再一方面，如图11和图12所示，闪烁晶体310为条状结构，其沿高度方向Z延伸，闪烁晶体沿高度方向Z的长度为高度H。闪烁晶体310沿高度方向Z具有相对设置的第一端面311和第二端面，第一端面311与光电倍增管耦合。所述闪烁晶体还具有多个邻接面312，多个邻接面312均邻接于第一端面311和第二端面。闪烁晶体310的第二端面以及位于晶体阵列300最外侧闪烁晶体310的邻接面312作为晶体阵列300的朝向外侧外露面313。在本实施例中，闪烁晶体310为矩形柱状结构，其具有六个表面，其中，包括一个第一端面311、一个第二端面和四个邻接面312。闪烁晶体310的表面光滑，即，闪烁晶体的第一端面311、第二端面和邻接面312光滑，或者，也可以是闪烁晶体的邻接面312光滑，以使得闪烁晶体310的表面可发生全反射，避免光子的串扰。

[0095] 其中，相邻的闪烁晶体310间隔设置，并且相邻的闪烁晶体310的间隙中设置有隔离件700，隔离件700的体积小于间隙。在上述设置中，相邻的闪烁晶体310之间即通过空气耦合、又通过隔离件700耦合，可明显提升可见光光子的收集效率。隔离件700可避免相邻的闪烁晶体310因相对的表面光滑而贴合，从而使得每一闪烁晶体310能够稳定地同与之相邻闪烁晶体310之间间隔设置。当然，也可以通过将增加闪烁晶体310的表面的粗糙度的方式，例如：对闪烁晶体310的表面进行磨砂处理，防止相邻的闪烁晶体310贴合。但是增加闪烁晶体310的表面的粗糙度的设计会降低晶体表面光学反射现象发生的概率，可见光光子在晶体像素之间串扰比例增大，从而使得晶体阵列300位置区分能力下降。而在本方案中，闪烁晶体310光滑的表面能够保证光学反射现象的概率，同时相邻闪烁晶体310通过隔离件700间隔设置，保证了每一闪烁晶体310位置区分能力。通过上述设置，可增加晶体阵列300的光输出，提高PET探测器空间分辨性能、时间分辨性能和能量分辨性能。同时，仅需在相邻的闪烁晶体310之间设置隔离件700的设计，制造工艺简单。

[0096] 进一步的，隔离件700抵靠于闪烁晶体310的邻接面312，以使得相邻的闪烁晶体310之间设置有至少一个隔离件700。其中，隔离件700抵靠于相邻闪烁晶体310的相对设置的邻接面312，相邻的两个闪烁晶体310之间的距离不超过0.3毫米，即隔离件700的厚度D2不超过0.3毫米。通过大量实验表明，当隔离件700的厚度D2为0.5毫米、0.1毫米、0.15毫米、
0.2毫米、0.25毫米、0.3毫米时，多个闪烁晶体310形成的晶体阵列300的尺寸合适、结构相对稳定、PET探测器的检测效率和检测的精准度较高。当隔离件700的厚度D2超过0.3毫米时，相同尺寸的晶体阵列300内闪烁晶体310的个数偏少、结构不稳定、PET探测器的检测效率较低、精准度较差。

[0097] 多个闪烁晶体310沿其宽度方向X和长度方向Y排列，隔离件700抵靠于闪烁晶体310的邻接面312。在本实施例中，每一邻接面312连接有两个隔离件700。

[0098] 进一步的，两个隔离件400中的一个靠近第一端面311设置，两个隔离件中的另一个靠近第二端面设置。通过上述设置，使得隔离件400位于闪烁晶体310的侧表面的两端，从而使得隔离件400对闪烁晶体310的支撑更为稳固，以保证保证了PET探测器较高的检测精准度。需要说明的是，这里所指的隔离件400靠近第一端面311设置，表示靠近第一端面314的隔离件400到第一端面314的距离与闪烁晶体310的高度H之比小于等于1/3；所指的隔离件400靠近第二端面设置，表示靠近第二端面的隔离件400到第二端面的距离与闪烁晶体310的高度H之比小于等于1/3。在本实施例中，靠近第一端面311的隔离件400与第一端面
311的距离与高度H之比小于1/5，靠近第二端面的隔离件400与第二端面的距离与高度H之比小于1/5。

[0099] 当然，在其他实施例中，相邻的两个闪烁晶体310之间的隔离件400的个数也可以为三个或者三个以上，隔离件400连接于侧表面。三个或者三个以上的隔离件400连接于闪烁晶体310的侧表面。并且，至少三个隔离件400均匀地位于第一端面311和第二端面之间。三个或者三个以上隔离件400同样能对相邻的两个闪烁晶体310起到更稳固地支撑作用，以避免相邻的闪烁晶体310贴合，从而保证了PET探测器较高的检测精准度。

[0100] 又或者，相邻的两个闪烁晶体310之间的隔离件400的个数也可以为1个，隔离件400位于邻接面312的中部，单个隔离件400也能对相邻的两个闪烁晶体310起到隔离的作用。

[0101] 进一步的，邻接面312的连接有隔离件700的面积和邻接面312的面积之比小于等于0.5。通过大量实验表明，当邻接面312的连接有隔离件700的面积和邻接面312的面积之比等于0.1、0.15、0.2、0.25、0.3、0.35、0.4、0.5等时，使得相邻的闪烁晶体310之间即通过隔离件700耦合又通过空气耦合，减小隔离件700对闪烁晶体310发射的光子的吸收，从而提升探测阵列对光子的收集效率。同时，又能保证相邻的闪烁晶体310不会贴合，以保证晶体阵列300较佳的稳定性。在本实施例中，邻接面312的连接有隔离件700的面积和邻接面312的面积之比等于0.1。

[0102] 进一步的，隔离件700的材料为反光材料。通过上述设置，更好地避免相邻的闪烁晶体310之间的光子的串扰。当然，在其他实施例，隔离件700的材料也可以是反射率小于等于1.5的透光材料。

[0103] 需要说明的是，在本实施例中，可以直接通过粘接的方式将隔离件400和闪烁晶体310连接。当然，也可以是先在相邻的两个闪烁晶体310中的一个闪烁晶体的邻接面312上粘接隔离件400，通过向所述相邻的两个闪烁晶体310施加作用力，以使相邻的两个闪烁晶体
310相向运动，直至隔离件400的两端分别抵靠于相邻的两个闪烁晶体310的邻接面312，从而实现组装。或者，晶体阵列300还可以包括连接件，连接件用于连接隔离件400，以使得多个隔离件可连接形成一个整体，并且，多个隔离件形成的整体为网状结构，之后再将闪烁晶体310放置于网状结构的网孔中，以使得闪烁晶体310的邻接面上连接有的隔离件400，从而实现晶体阵列的组装。在该设计中，用户无需对每一闪烁晶体310进行粘接隔离件400，简化了工艺步骤。

[0104] 结合图1、图10和图11所示，在探测环100中，晶体阵列300沿宽度方向X和长度方向Y均设有多个闪烁晶体310。其中，沿晶体阵列300的宽度方向X设置的闪烁晶体310的个数为第一数值a，沿晶体阵列300的长度方向Y设置的闪烁晶体310的个数为第二数值b。探测装置沿宽度方向X和长度方向Y均设有多个光电倍增管，沿探测装置的宽度方向X设置的光电倍增管的个数为第三数值n，沿探测装置的长度方向Y设置的光电倍增管的个数为第四数值m。第一数值a大于第三数值n，第二数值b大于第四数值m。

[0105] 此时，一个光电倍增管对应一个或者多个闪烁晶体310。举例说明，结合图2和图4所示，第一数值a和第二数值b的个数均为6，第三数值n和第四数值m的个数均为3，则该探测单元101中，闪烁晶体310的个数为64个，光电倍增管的个数为9个。每一光电倍增管可接收一个或者多个闪烁晶体310发出的光信号，并且通过结合相邻的光电倍增管接收到的信号判断发出光信号的闪烁晶体310的位置，从而实现对病变位置进行精准定位。

[0106] 以上所述仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明做任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案的范围内，当可利用上述揭示的技术内容做出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例，但凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围内。

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