, 简称ESR)反射膜等。
[00巧]所述光电探测器位于所述凸透镜焦点处。
[0076] 参见图6所示的阳T检测系统的工作原理示意图。所述光路准直系统的工作原理 为：晶体单元将所接收到的γ光子转换成可见光，并经由晶体单元的出射面端进入与晶体 单元对应的小孔中。小孔由两个凹面透镜（所述凹面透镜是凹透镜的一面）形成，当从晶 体单元出射的可见光射到小孔内的凹面透镜后，经凹面透镜反射后形成的平行光W及直接 入射的可见光进入到凸透镜后，凸透镜对入射的可见光做折射汇聚，从而被位于凸透镜焦 点处的光电探测器所探测到，光电探测器再将光信号转换成电信号。最后，像素识别系统根 据该电信号确定该晶体单元的位置信息，W便根据探测器模块中所有晶体单元的位置信息 确定所述PET检测器的分辨率。
[0077] 基于上述内容可知，本发明实施例提供的PET检测系统包括由至少两个探测器模 块组成的探测器环及像素识别系统，所述探测器模块包括由Μ个晶体单元组成的晶体阵 列、由Ν个光电探测器组成的光电探测阵列、W及位于所述晶体阵列与所述光电探测阵列 之间的与每个晶体单元分别对应的光路准直单元，其中，Μ和Ν为大于1的整数且Μ大于Ν;
[0078] 所述晶体单元，用于将接收到的丫光子转换成可见光，所述丫光子为被标记的正 电子在人体内发生煙灭作用所产生的煙灭光子；所述光路准直单元，用于将接收到的所述 晶体单元出射的可见光进行汇聚；所述光电探测器，用于将接收到的所述光路准直单元汇 聚的可见光转换成电信号；所述像素识别系统，用于根据所述光电探测器输出的电信号确 定接收所述γ光子的晶体单元的位置信息，并根据所述位置信息确定所述PET检测系统的 分辨率。
[0079] 在本发明实施例中，所述光路准直单元包括由两个凹面透镜形成的小孔、W及位 于所述小孔内部的与所述小孔轴线垂直的凸透镜；所述凹面透镜，用于将接收到的所述晶 体单元出射的可见光进行反射，W形成垂直于所述凸透镜的可见光；所述凸透镜，用于将接 收到的经所述凹面透镜折射后的可见光W及直接接收到的可见光进行折射汇聚。
[0080] 综上，本发明实施例PET检测系统由闪烁晶体系统、光路准直系统、光电探测系 统、W及像素识别系统组成，其中，光路准直系统由开有小孔的准直板W及光学透镜所组 成。本发明实施例通过对可见光做光路准直来达到提升PET检测器分辨率的目的，光路准 直主要依赖开孔准直板W及光学透镜实现。当晶体出射面端发射的可见光经由开孔的准直 板后，由于小孔呈凹面透镜，可见光在小孔内发射后会成为平行光进入到光学凸透镜，光学 凸透镜对平行入射的可见光做折射汇聚，从而被位于光学凸透镜焦点处的光电探测系统所 探测。可见，本发明实施例采用光学透镜对光线进行汇聚，提高了探测器模块的位置解码精 度，从而提高了PET检测系统的分辨率，同时，也实现了PET检测器的能量一致性。
[0081] 下面进行举例，分别说明本发明实施例PET检测系统与现有PET检测系统对分辨 率的提升。
[0082] W直径为824mm的探测器环为例，说明本实施例对PET检测系统分辨率的提升。 该探测器环中每个探测器模块中的晶体阵列为10*10晶体阵列，该晶体阵列中的每个晶体 单元的晶体横断面尺寸为4mm。
[0083] 在现有PET检测系统中，将丫射线源置于探测器环中屯、位置（或其它位置）采集 数据，晶体单元将击中的丫光子转换成可见光，可见光进入对应的光电探测器后，光电探 测器将可见光转变成电信号。像素识别系统对所接收到的电信号做位置识别，从而获得丫 光子所击中晶体单元的位置坐标，再对探测器模块内所有晶体单元的位置坐标进行统计， 即可得到图7所示的现有PET探测系统的能谱图。
[0084] 根据图7所示的能谱图，便可得到图8所示的一维位置响应函数曲线示意图。下 面基于图8所示的一维位置响应函数，计算位置解码精度。
[0085] 首先，计算相邻两个晶体单元之间的距离Wi:
[0086] Wi=P1，i=2、3.......N。
[0087] 其中，Pi为第i个晶体单元的一维位置响应函数的峰值点。由于采用的是10*10 晶体阵列，因此N= 10。 阳08引然后，计算所有相邻两个晶体单元之间的距离之和W:
[0089]
[0090] 最后，计算现有PET检测系统的位置解码精度ΔW:
[0091]
[0092] 其中，Wr为相邻两个晶体的晶体中屯、之间的理论距离。
[0093] 由于现有PET检测系统不具备本发明实施例中的光路准直系统，因此，不能对从 晶体单元出射端射出的可见光做约束，因此，会击中光电探测阵列的任意位置，从而造成与 该晶体单元对应的光电探测器内可见光的损失W及统计量的缺失。运也就使得能谱图（图 7)上各点能谱区域发散，同时，反映在一维位置响应函数（图8)上即为，晶体单元出射的可 见光部分进入了与之对应的光电探测器，部分进入了其它相邻光电探测器，如果晶体单元 出射的可见光全部或大部分进入了与之对应的光电探测器，则图8中点A的纵坐标应为0。 由于相邻光电探测器所接收到的可见光有交叉部分，运会直接导致分辨率的下降。
[0094] 根据上述的计算公式，现有阳T检测系统中相邻晶体间位置解码精度ΔW 为： 阳0 巧]Δ(ρ)=1.79
[0096] 因此，现有阳Τ检测器分辨率Rres为：
[0097]
[009引图9为本发明实施例PET检测系统能谱图，根据图9所示的能谱图，得到图10所 示的一维位置响应函数曲线示意图。
[0099] 对于本发明实施例提供的PET检测系统，由于存在光路准直系统，所W对从晶体 单元出射面端射出的可见光有约束，同时，由于光路准直系统中的光学凸透镜，使得光线都 集中在光学凸透镜焦点位置，使得可见光并不会进入相邻光电探测器中而导致晶体单元位 置的错误定位。因此，使得能谱图（图9)中各点能谱区域更为汇聚，各位置点间的识别更 加的清晰，从而使得位置识别精度提高，最终获得更加高的分辨率。
[0100] 根据上述ΔW的计算公式，本发明实施例PET检测系统中位置解码精度ΔW为： 阳W] Δ^=〇. 32 阳10引因此，本发明实施例阳Τ检测器分辨率Rres为： 阳 103]
[0104] 可见，现有PET检测系统得到的分辨率为4. 05，而本发明实施例PET检测系统的分 辨率为3. 4,其分辨率提升了 16%。
[01化]参见图11，为本发明实施例提高PET检测系统分辨率的方法的流程示意图，所述 方法应用于上述PET检测系统，所述PET检测系统包括由至少两个探测器模块组成的探测 器环及像素识别系统，所述探测器模块包括由Μ个晶体单元组成的晶体阵列、由N个光电探 测器组成的光电探测阵列、W及位于所述晶体阵列与所述光电探测阵列之间的与每个晶体 单元分别对应的光路准直单元，其中，Μ和Ν为大于1的整数且Μ大于Ν;所述方法包括： 阳106] 步骤1101 :所述晶体单元将接收到的丫光子转换成可见光，所述丫光子为被标 记的正电子在人体内发生煙灭作用所产生的煙灭光子； 阳107] 步骤1102 :所述光路准直单元将接收到的所述晶体单元出射的可见光进行汇聚；
[0108] 步骤1103 :所述光电探测器将接收到的所述光路准直单元汇聚的可见光转换成 电信号；
[0109] 步骤1104 :所述像素识别系统根据所述光电探测器输出的电信号，确定接收所述 γ光子的晶体单元的位置信息，并根据所述位置信息确定所述PET检测系统的分辨率。
[0110] 在本发明实施例中，所述光路准直单元包括由两个凹面透镜形成的小孔、W及位 于所述小孔内部的与所述小孔轴线垂直的凸透镜；所述光路准直单元将接收到的所述晶体 单元出射的可见光进行汇聚，包括： 阳111] 所述凹面透镜将接收到的所述晶体单元出射的可见光进行反射，W形成垂直于所 述凸透镜的可见光；
[0112] 所述凸透镜将接收到的经所述凹面透镜折射后