一种PET检测器及其制作方法与流程

本申请涉及医疗设备技术，特别涉及一种PET检测器及其制作方法。

背景技术：

PET(Positron Emission Tomograph，正电子发射计算机断层扫描)检测器是用于采集正电子湮灭事件的事件信息的装置，例如，可以采集获取事件信息中的γ光子被闪烁晶体接收的位置、时间以及所触发的能量。PET检测器可以包括：闪烁晶体阵列、探测单元和信号处理电路；其中，闪烁晶体阵列用于接收γ光子并产生对应的光信号，与闪烁晶体阵列连接的探测单元例如可以是SiPM或者APD等，用于将所述γ光子对应的光信号转换为电信号，与探测单元连接的信号处理电路，用于根据探测单元产生的电信号识别得到事件信息。

探测单元是一个由很多探测像素组成的阵列结构，每个探测像素与闪烁晶体阵列中的一个闪烁晶体单元一一对应相连，闪烁晶体单元产生的光信号可以输入到探测像素中。但是，相邻的探测像素之间存在缝隙，现有技术中，会有很大一部分光信号出射到该缝隙处，造成光信号输出的损失，而光信号损失将降低检测器的检测效率；即使相关技术中可以设置反光面，用以将缝隙处的出光反射到探测像素中，而多次反射后的光信号能量大幅降低，仍然无法有效提高检测器的检测效率。

技术实现要素：

有鉴于此，本申请提供一种PET检测器及其制作方法，以提高PET检测器的检测效率。

具体地，本申请是通过如下技术方案实现的：

第一方面，提供一种PET检测器，所述PET检测器包括：依次连接的闪烁晶体阵列、探测单元和信号处理电路；

所述闪烁晶体阵列包括多个闪烁晶体单元，所述闪烁晶体单元包括：用于接收γ光子的入光面、用于输出γ光子触发产生的光信号的出光面、以及用于连接入光面和出光面的晶体侧面；所述探测单元包括以阵列式组成的多个探测像素；每一个探测像素与一个闪烁晶体单元对应连接，用于将所述闪烁晶体单元输出的光信号转换为电信号；与所述探测单元连接的信号处理电路，用于根据所述电信号识别得到γ光子对应的事件信息；

所述闪烁晶体单元的晶体侧面具有倾斜角度，且所述晶体侧面具有用于反射所述闪烁晶体单元产生的光信号的反射层；

所述闪烁晶体单元的出光面，与所述探测像素中用于接收光信号的入光面尺寸相同且对准耦合。

第二方面，提供一种PET检测器的制作方法，所述方法包括：

制作闪烁晶体单元，所述闪烁晶体单元包括：用于接收γ光子的入光面、用于输出γ光子触发产生的光信号的出光面、以及用于连接入光面和出光面的晶体侧面；所述晶体侧面具有倾斜角度，且设置闪烁晶体单元的出光面与探测像素的入光面尺寸相同；

在制作得到的闪烁晶体单元的所述晶体侧面，粘贴用于反射所述闪烁晶体单元产生的光信号的反射层；

将多个闪烁晶体单元组成闪烁晶体阵列；

填充探测单元中的各个相邻的探测像素之间的缝隙；

将所述闪烁晶体单元的出光面，与探测像素中用于接收光信号的入光面对准耦合；

将信号处理电路连接在所述探测单元上。

本申请提供的PET检测器及其制作方法，通过将闪烁晶体单元的出光面设置为与探测像素的入光面之间的尺寸相同，使得晶体单元输出的光信号基本上都可以进入到探测像素，不会再出射到探测像素之间的缝隙处；并且，通过将闪烁晶体单元的晶体侧面设置为倾斜的侧面，并且在该侧面贴设反射层，能够有效的快速反射光信号，使得光信号沿晶体轴线方向在晶体内部快速的向下传导，直至进入到探测像素；因此，本申请的PET检测器可以使得闪烁晶体单元产生的光信号，绝大部分都可以进入到探测像素，进而使得探测像素输出的脉冲能量较大，提高检测效率。

附图说明

图1是本申请一示例性实施例示出的一种PET检测器的组成结构；

图2是本申请一示例性实施例示出的一种探测单元的结构示意图；

图3是本申请一示例性实施例示出的一种闪烁晶体阵列与探测单元之间的连接结构；

图4是本申请一示例性实施例示出的一种光信号的反射路线图；

图5是本申请一示例性实施例示出的一种晶体侧面的倾斜角度确定原理图；

图6是本申请一示例性实施例示出的一种阻挡部件设置示意图；

图7是本申请一示例性实施例示出的另一种阻挡部件设置示意图；

图8是本申请一示例性实施例示出的一种PET检测器的制作流程；

图9是按照图8的流程形成的PET检测器的结构示意图；

图10是PET检测器的工作原理示意图。

具体实施方式

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申请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、本申请的一些方面相一致的装置和方法的例子。

图1示出了PET检测器所包括的三个组成部分：闪烁晶体阵列11、探测单元12和信号处理电路13。

其中，闪烁晶体阵列11包括以阵列形式排列的多个闪烁晶体单元，每一个闪烁晶体单元用于接收正电子湮灭事件产生的γ光子，并在该γ光子的触发下发生电离，激发出光信号。而与闪烁晶体阵列11连接的探测单元，用于收集该光信号，并转换为相应的电信号即脉冲；对于闪烁晶体单元输出的光信号，并不一定能够全部被探测单元接收，部分光信号可能丢失，而探测单元产生的电信号的能量大小与其接收到的光信号的多少有关，接收的光信号越多，产生的电信号能量越大。与探测单元连接的信号处理电路，可以通过识别所述电信号的能量，来确定该电信号的产生是否表明已经接收到正电子湮灭事件产生的γ光子。

简单举例来说，假设一个γ光子撞击到闪烁晶体单元后，该晶体单元产生出3000个可见光光子，并且如果这些可见光光子全部被探测单元接收后，探测单元根据可见光光子转换成的电脉冲的能量足够高，信号处理电路通过识别该能量的大小即可确定接收到了γ光子；而如果损失了很大一部分可见光光子，只有1000个可见光光子被探测单元接收，那探测单元产生的电脉冲的能量较低，信号处理电路识别到该电脉冲的能量小而判定为未接收到γ光子。可见，闪烁晶体阵列与探测单元之间的光信号的可靠传输非常重要，直接影响到是否能够快速准确的检测到正电子湮灭事件的发生，如果能够保证足够多的光信号传输至探测单元，则可以有助于PET检测器快速准确的检测到γ光子，即提高检测效率。

本申请中的探测单元12的结构可以参见图2所示，该探测单元12可以包括以阵列式组成的多个探测像素，例如，图2中的探测像素121、探测像素122等。每一个探测像素包括一个有效受光面123，闪烁晶体单元输出的光信号可以由该有效受光面123进入到探测像素中，用于转换为电信号。相邻的探测像素的有效受光面之间，可以称为探测像素间的缝隙124，该缝隙124不能接收光信号，可以使用具有一定粘接性和流动性的胶填充到该缝隙处。

示例性的，本申请的探测单元可以为：由多个SiPM像素组成的SiPM阵列。

图3示例了闪烁晶体阵列与探测单元之间的连接结构，如图3所示，闪烁晶体阵列的闪烁晶体单元、与探测单元的探测像素之间，采用一一对应连接的结构。例如，闪烁晶体单元31与探测像素32之间对应连接，闪烁晶体单元33与探测像素34之间对应连接。

每一个闪烁晶体单元可以包括：入光面35、出光面36和用于连接入光面和出光面的晶体侧面37，其中，入光面35用于接收γ光子，出光面36用于输出γ光子触发产生的光信号，本例子中，晶体侧面37具有倾斜角度，例如图3示例的，晶体侧面与闪烁晶体单元的入光面35的夹角成锐角，与闪烁晶体单元的出光面36的夹角成钝角。并且，晶体侧面37可以贴设有反射层38，该反射层38可以用于反射闪烁晶体单元产生的光信号。

此外，由图3还可以看到，闪烁晶体单元的出光面输出的光信号，由探测像素的入光面进入像素，该探测像素的入光面与闪烁晶体单元的出光面的尺寸相同且对准耦合。例如，图3示例的闪烁晶体单元33的出光面39，与探测像素34的入光面40之间的尺寸相同且对准。

利用上述图3所示的结构，当闪烁晶体单元接收到γ光子时，对于晶体单元激发出的光信号，可以有效的传导至对应连接的探测像素。例如，以图4中的闪烁晶体单元33与探测像素34为例，利用闪烁晶体单元33的晶体侧面贴附的反射层38，可以快速的将晶体单元激发的光信号反射到出光面处，并由探测像素的入光面输入到像素中。

本例子的PET检测器结构，一方面，由于闪烁晶体单元33的出光面与探测像素34的入光面之间的尺寸相同，所以晶体单元输出的光信号基本上都可以进入到探测像素，不会再出射到探测像素之间的缝隙处；另一方面，通过将闪烁晶体单元的晶体侧面设置为倾斜的侧面，并且在该侧面贴设反射层，能够有效的快速反射光信号，使得光信号沿晶体轴线方向在晶体内部快速的向下传导，直至进入到探测像素。上述两点，相对于现有结构，可以使得闪烁晶体单元产生的光信号，绝大部分都可以进入到探测像素，进而使得探测像素输出的脉冲能量较大，提高检测效率。

为了减少光信号由闪烁晶体单元的晶体侧面透射所造成的损失，可以将晶体侧面设置的反射层的反射系数大于98％，这样可以有效保证绝大部分的光信号都在闪烁晶体单元内被反射，直至由晶体单元的出光面出射，减少透射。

此外，闪烁晶体单元的晶体侧面的倾斜角度，本实施例不做限制，比如，两个晶体侧面的倾斜角度可以相同，或者也可以不同。以晶体侧面与闪烁晶体单元的入光面成锐角，与闪烁晶体单元的出光面成钝角为例，结合图5来说明晶体侧面的倾角设计：假设闪烁晶体单元的入光面尺寸是4.13mm，出光面尺寸是3mm，与探测像素的入光面(即有效受光面)尺寸相同，均是3mm，闪烁晶体单元的高度是20mm。还设置闪烁晶体单元的两个晶体侧面的倾斜角度一致，比如图5的示例，闪烁晶体单元的入光面与两个晶体侧面之间的夹角都是a。根据上述的尺寸，可以计算晶体侧面的倾角：tan a＝20mm/[(4.13-3)mm/2]，据此得到a的数值，而闪烁晶体单元的出光面与两个晶体侧面之间的夹角b＝90-a+90。例如，经过上述计算可以确定，角度a为86.8度，角度b为93.2度。

在另一个例子中，当发生正电子湮灭事件时，如果事件产生的γ光子斜着射入闪烁晶体单元，可能在闪烁晶体单元之间发生串扰，如图6所示，本来γ光子实际上是由闪烁晶体单元31接收，可是该γ光子穿越到相邻的闪烁晶体单元33，激发闪烁晶体单元33产生对应的光信号，这样在后续信号处理电路识别时，就可能识别为闪烁晶体单元33接收到γ光子。为了尽量避免上述的晶体间串扰现象，本例子在PET检测器中，于闪烁晶体阵列的相邻闪烁晶体单元之间，还设置了用于防止γ光子在晶体间串扰的阻挡部件，该阻挡部件具有较高的对于γ光子的吸收能力，当γ光子要穿越到邻近的晶体单元时，就会被设置在晶体间的该阻挡部件所吸收，从而有效防止晶体串扰。

请继续参见图6，阻挡部件可以是一个薄层挡片61，该薄层挡片61例如可以是钨挡片、或者铅挡片等材料，并且该薄层挡片61的高度可以与闪烁晶体单元的高度一致。或者，阻挡部件还可以设置成图7示例的三棱柱62，三棱柱62的形状以相邻的闪烁晶体单元的晶体侧面之间的缝隙为准。三棱柱62的材料可以与薄层挡片61的材料相同。

此外，即使会有一小部分γ光子仍然会穿过阻挡部件进入到另一个闪烁晶体单元，由于阻挡部件的阻碍作用，使得进入到另一晶体单元的γ光子的能量快速降低，从而被该另一晶体单元对应的信号处理电路通过能量识别而丢弃，也可以避免对于γ光子接收位置的判断误差。

本例子的PET检测器，通过在闪烁晶体单元之间设置了阻挡部件，可以有效阻碍γ光子穿越到邻近的晶体单元，从而能够提高系统的空间分辨率，即可以准确的识别到γ光子的接收位置。另外，由于PET检测器的检测效率和空间分辨率都得到提高，使得能够在更短的时间内获取更高质量的重建图像，减少了患者的扫描时间，提高了患者的流通量。

图8示例了本申请的PET检测器的制作流程，以制作SiPM检测器为例，即本例子中的所述探测单元，包括：由多个SiPM像素组成的SiPM阵列。

在步骤801中，制作闪烁晶体单元，所述闪烁晶体单元包括：用于接收γ光子的入光面、用于输出γ光子触发产生的光信号的出光面、以及用于连接入光面和出光面的晶体侧面；所述晶体侧面具有倾斜角度，且设置闪烁晶体单元的出光面与探测像素的入光面尺寸相同。

本步骤中，在制作闪烁晶体单元时，使用的闪烁晶体材料可以为：BGO、LSO、LYSO中的一种或几种。可以将晶体侧面设置成具有倾斜角度的侧面，例如，可以将晶体侧面与闪烁晶体单元的入光面设置成锐角，与闪烁晶体单元的出光面设置成钝角。并且，将闪烁晶体单元的出光面的尺寸，设置成与探测像素的入光面尺寸相同，例如，均是3*3的面积。此外，该闪烁晶体单元还包括用于接收γ光子的入光面。

在步骤802中，在制作得到的闪烁晶体单元的晶体侧面，粘贴用于反射所述闪烁晶体单元产生的光信号的反射层。

例如，本步骤所使用的反射层材料，可以包括：BaSo4、或者3M反射膜，并且，可以使用反射系数较高的材料。

在步骤803中，将多个闪烁晶体单元组成闪烁晶体阵列。

本步骤将多个闪烁晶体单元构成闪烁晶体阵列。

在另一个例子中，为了提高空间分辨率，防止γ光子的晶体间串扰，本步骤中还可以在相邻的闪烁晶体单元之间，设置用于防止γ光子在晶体间串扰的阻挡部件，本例子以薄层挡片为例，在每两个闪烁晶体单元之间都设置一薄层挡片，并且用光学胶对闪烁晶体单元和薄层挡片做粘接。

在步骤804中，填充探测单元中的各个相邻的探测像素之间的缝隙。

本步骤进行探测单元的制作，由多个探测像素以阵列形式构成；对于相邻的探测像素之间的缝隙，可以用具有一定粘接性和流动性的胶填充到SiPM的缝隙中，并将SiPM阵列置于平面处，保证胶层的平整度。

在步骤805中，将填充探测像素之间缝隙后的探测单元，进行缝隙处的排泡处理。

例如，可以将填充胶后的SiPM阵列置于排泡装置中，完成对SiPM阵列缝隙处的排泡，保证胶层中无气泡，防止因有气泡而导致可见光的散射损失。

在步骤806中，将闪烁晶体单元的出光面，与探测像素中用于接收光信号的入光面对准耦合。

本步骤可以将闪烁晶体阵列的表面涂抹光学耦合剂，并与SiPM的入光面耦合，耦合过程中需要借助工装对准相对基准位置。

本例子中，相对接的闪烁晶体阵列可以是N*M阵列，SiPM阵列可以是m*n阵列，其中的N、M、m、n可以是任意大于1的整数，且N*M与m*n可以不一致，只要保证探测像素与闪烁晶体单元一一对应连接即可。

在步骤807中，将PET检测器静置，以待胶层固化。

例如，可以将耦合后的PET检测器置于带有温度和湿度控制的静置箱中静置一段时间，待胶层固化。

在步骤808中，将信号处理电路连接在所述探测单元上。

例如，本步骤可以将信号处理电路板焊接在SiPM阵列上，完成PET检测器的电路焊接。

经过图8所示的流程后，形成的PET检测器的结构，可以如图9所示。

上述制作形成的PET检测器，其工作原理如图10的示意，与SiPM阵列连接的信号处理电路，可以包括：能量信息读出电路、时间信息读出电路以及能量的阈值判定电路；其中，能量信息读出电路可以通过对SiPM所输出的电信号进行能量的采集，阈值判定电路可以通过阈值对能量进行识别，如果能量达到阈值，则表明这是有效事件的数据，否则，如果电信号的能量较低，则认为是无效事件的数据。对于有效事件的数据，再结合时间信息读出电路标定的事件时间，得到基于TOF的时间信息的事件发生位置信息。可见，通过与探测单元连接的信号处理电路，可以根据电信号识别得到γ光子对应的事件信息，包括能量、时间、位置等信息。

通过本申请提供的PET检测器制作方法，可以得到具有较高的检测效率的PET检测器，并且还可以提升系统的空间分辨率，应用该PET检测器时，可以更快的获取更高质量的重建图像。

以上所述仅为本申请的较佳实施例而已，并不用以限制本申请，凡在本申请的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本申请保护的范围之内。