技术领域
[0001] 本
发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种
正电子发射断层成像射线探测器。
背景技术
[0002] 目前，在医疗器械应用中，正电子发射断层成像(PET)系统通过探测标定有正电子
放射性同位素
生物分子的分布来进行生物功能性成像，常用于癌症的早期诊断以及依据癌变组织的生物学形态来制定
治疗方案，还用于心脏
疾病及脑疾病的诊断及治疗。PET系统受到其成像实现过程中的物理因素影响，包括正电子
平均自由程、湮灭
光子的非直线性等，它的空间分辨能
力有一定的极限；而
磁共振成像(MRI)具有很好的空间分辨能力，可以实现对器官或组织精确的三维结构成像。
[0003] 将正电子发射断层成像PET和磁共振成像MRI相结合，就能够实现结构成像和功能性成像的融合，是诊断许多疾病的有效方法，但是将PET技术和MRI技术进行融合存在着很多难点。PET系统需放置在MRI系统内，而MRI系统空间有限，为使得组合系统能够更紧凑、探测
视野更大，需要解决如何将PET系统放置在MRI有限的空间内这一问题。更重要的，由于MRI成像的实现需要很强的
磁场，强磁场将影响PET系统中的部件的功能，反过来PET系统也会由电磁相互作用而影响MRI成像的
质量，如何解决这一难题也是实现组合式系统的关键。
[0004]
现有技术方案中，PET系统的探测器环置于MRI磁场的中心区域，而射频线圈置于PET探测器环内的区域，PET的闪烁光
信号通过短光纤引出到对磁场不敏感的
雪崩光电
二极管(APD)上，该雪崩
光电二极管及其放大
电路位于MRI磁场里面的非中心区域，此方案用APD来探测闪烁
光信号，利用了APD对磁场不敏感的特性，并使用短光纤将中心区域的闪烁光引出，从而减少了PET和MRI的相互干扰。但该技术方案中APD的放大电路依然置于MRI磁场里面，虽然处于非中心区域，但仍然不能完全排除与磁场的相互干扰；而且该APD对信号的放大倍数小，且性能随环境
温度等外部条件的变化很大。
发明内容
[0005] 本发明的目的是提供一种正电子发射断层成像射线探测器，能够简洁有效的实现PET与MRI的结合，并有效排除PET与MRI之间的
电磁干扰，在整体机械结构上也留有更大的余地。
[0006] 本发明的目的是通过以下技术方案实现的：
[0007] 一种正电子发射断层成像射线探测器，所述射线探测器包括
闪烁体阵列、光纤或光纤束和
光电倍增管，其中：
[0008] 所述闪烁体阵列由多个独立的闪烁体单元组成，工作于磁共振成像MRI的磁场里，用于接收放射性射线并发出闪烁光；
[0009] 所述光纤或光纤束的一端连接至所述闪烁体阵列，接收并传输从该闪烁体阵列发出的闪烁光；
[0010] 所述光纤或光纤束的另一端连接所述光电倍增管，且该光纤或光纤束的长度使所述光电倍增管位于所述MRI的磁场区域以外，远离所述MRI磁场。
[0011] 所述光纤或光纤束为柔性光纤，其路径可随安装条件改变方向及
位置。
[0012] 所述光纤或光纤束的一端连接至所述闪烁体阵列具体包括：
[0013] 所述光纤或光纤束在与所述闪烁体阵列连接的端面以一定的距离排列，组成光纤阵列或光纤束阵列；且所述光纤或光纤束组成的阵列的单元与所述闪烁体阵列的闪烁体单元一一对应。
[0014] 所述光纤或光纤束的纤芯材质为聚甲基
丙烯酸甲酯PMMA，或光学玻璃，或
石英玻璃，且所述光纤或组成所述光纤束的独立光纤至少具有一个包层。
[0015] 所述光纤或光纤束为对蓝光衰减较小的端发光光纤或光纤束。
[0016] 所述光纤或光纤束在与所述光电倍增管连接的端面以一定的距离排列，使其端面所占的总面积与所述光电倍增管的有效面积或最佳探测面积相对应。
[0017] 所述光电倍增管为位置灵敏光电倍增管，或为由多支单阳
极光电倍增管组合而成的光电倍增管阵列，位于远离磁场的地方。
[0018] 由上述本发明提供的技术方案可以看出，所述射线探测器包括闪烁体阵列、光纤或光纤束和光电倍增管，其中所述闪烁体阵列由多个独立的闪烁体单元组成，工作于磁共振成像MRI的磁场里，用于接收放射性射线并发出闪烁光；所述光纤或光纤束的一端连接至所述闪烁体阵列，接收并传输从该闪烁体阵列发出的闪烁光；所述光纤或光纤束的另一端连接所述光电倍增管，且该光纤或光纤束的长度使所述光电倍增管位于所述MRI的磁场区域以外，远离所述MRI磁场。上述结构能够简洁有效的实现PET与MRI的结合，并有效排除PET与MRI之间的电磁干扰，在整体机械结构上也留有更大的余地。
附图说明
[0019] 为了更清楚地说明本发明
实施例的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他附图。
[0020] 图1为本发明实施例提供的正电子发射断层成像射线探测器的结构示意图；
[0021] 图2为本发明实施例提供的光纤或光纤束接闪烁体阵列一端的端面示意图；
[0022] 图3为本发明实施例提供的光纤或光纤束接光电倍增管一端的端面示意图。
具体实施方式
[0023] 下面结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明的保护范围。
[0024] 下面将结合附图对本发明实施例作进一步地详细描述，如图1所示为本发明实施例提供的正电子发射断层成像射线探测器的结构示意图，图1中包括MRI的主磁体1、闪烁体阵列2、光纤或光纤束3和光电倍增管4，其中：
[0025] 所述闪烁体阵列2由多个独立的闪烁体单元组成，工作于磁共振成像MRI的磁场里，用于接收放射性射线并发出闪烁光；
[0026] 所述光纤或光纤束3的一端连接至所述闪烁体阵列2，接收并传输从该闪烁体阵列2发出的闪烁光；
[0027] 所述光纤或光纤束3的另一端连接所述光电倍增管4，且该光纤或光纤束3的长度使所述光电倍增管4位于所述MRI的磁场区域以外，远离所述MRI磁场。在具体实现过程中，光纤或光纤束3的长度可以这样来设定：首先通过磁场检测装置来检测MRI磁场对光电倍增管4是否有影响，若检测到没有影响，则可以按此时光纤或光纤束的长度来设定该光纤或光纤束3的长度，具体操作时还可以增加一定的余量，方便进行机械布置。
[0028] 通过上述的结构，就仅仅需要闪烁体阵列以及光纤或光纤束部分的材料做到无磁，而MRI不需要额外增加屏蔽层，PET
电信号处理部分使用普通的材料即可，材料来源更广，成本更低，从而有效排除PET与MRI之间的电磁干扰，简洁有效的实现PET与MRI的结合，并在整体机械结构上留有更大的余地。
[0029] 在具体实现过程中，所述光纤或光纤束的一端以一定的间隔排列，与所述闪烁体阵列紧密相接；所述光纤或光纤束的另一端以一定的间隔排列，与所述光电倍增管耦合。且上述光纤或光纤束为柔性光纤，其路径可随安装条件改变方向及位置。
[0030] 如图2所示为光纤或光纤束接闪烁体阵列一端的端面示意图，如图3所示为光纤或光纤束接光电倍增管一端的端面示意图，图中的圆代表光纤或光纤束的端面：
[0031] 具体实现过程中，所述光纤或光纤束在与所述闪烁体阵列连接的端面以一定的距离排列，组成光纤阵列或光纤束阵列，且所述光纤或光纤束组成的阵列的单元与所述闪烁体阵列的闪烁体单元一一对应。当采用光纤束组成的阵列的单元与所述闪烁体阵列的闪烁体单元相对应时，由于光纤束是由更加柔软的细光纤组成，在空间安排上就可以具有更大的余地，有利于整体机械结构的安排。
[0032] 另外，光纤或光纤束在与所述光电倍增管连接的端面以一定的距离排列，使其端面所占的总面积与所述光电倍增管的有效面积或最佳探测面积相对应。
[0033] 几个闪烁体阵列可以共用一个光电倍增管，或较小的光电倍增管可以对应较大的闪烁体阵列，这样只需要较少的光电倍增管就能得到整个环的晶体位置信息。
[0034] 在具体实现过程中，所述光纤或光纤束的纤芯材质为聚甲基丙烯酸甲酯PMMA，且所述光纤或组成所述光纤束的独立光纤至少具有一个包层。纤芯材质可以采用其它塑料材料，或光学玻璃，或石英玻璃。且所述光纤或光纤束可以为对蓝光衰减较小的端发光光纤或光纤束，这样光纤材料对闪烁光的损耗低，更加有利于闪烁光的长距离传输。
[0035] 所述光电倍增管可以为位置灵敏光电倍增管，或为由多支单
阳极光电倍增管组合而成的光电倍增管阵列，位于远离磁场的地方。该光电倍增管相对于传统的
雪崩光电二极管APD，具有更高的增益，更好的
信噪比，有望得到更好的位置分辨。
[0036] 通过上述技术方案的实施，就能够简洁有效的实现PET与MRI的结合，并有效排除PET与MRI之间的电磁干扰，在整体机械结构上也留有更大的余地。
[0037] 以上所述，仅为本发明较佳的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉
本技术领域的技术人员在本发明披露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应该以
权利要求书的保护范围为准。
