一种信号探测电路及探测器的制作方法

本发明实施例涉及医学成像技术领域，尤其涉及一种信号探测电路及探测器。

背景技术：

在实际应用中，正电子发射断层成像(Positron Emission Tomography，PET)设备如图1所示，PET设备包括PET扫描环101，其中PET扫描环101通常由多个探测器(以正对的探测器A、探测器B做示意)围绕人体排列成环形构成，以捕获人体102内正电子湮没点103湮没后，产生的两个511keV、飞行方向相反的γ光子。

探测器中的时间数字转换电路会对上述两γ光子进行飞行时间测量，根据测量结果进行符合判断，然后根据满足符合关系的两γ光子，确定人体内正电子湮没点的位置。

发明人在实现本发明的过程中，发现现有技术存在如下缺陷：

现有的时间数字转换电路主要基于专用集成电路技术，如德国ACAM公司生产的TDC-GPX系列产品，该公司生产的最高端ASIC TDC产品具备I-Mode、G-Mode、R-Mode、M-Mode和General5种工作模式，最高支持8个通道81ps的时间分辨率，该产品使用配置复杂、价格昂贵、温度电压敏感。而实际医疗场所的环境温度多变，从而导致时间数字转换电路测量准确率低的问题。

此外，传统PET测量光子到达时间使用光电倍增管(photomultiplier tube，PMT)进行光电转换，PMT采用多级倍增，但其量子效率低，仅在25％左右，且无法在磁场环境工作，体积庞大，制作工艺较为复杂。

技术实现要素：

本发明实施例提供一种信号探测电路和探测器，以实现具备同时处理上百个γ光子到达时间的计算能力，此外降低了光电转换芯片体积，提高抗磁场干扰能力，进而解决上述问题。

第一方面，本发明实施例提供了一种信号探测电路，该电路包括：

晶体阵列模块，设置于靠近待检测端，用于将接收的γ光子转换为可见光；

硅光电倍增管，与所述晶体阵列模块连接，用于将所述可见光转换为时间脉冲信号；

TDC模块，由FPGA芯片搭建，与所述硅光电倍增管连接，用于根据所述时间脉冲信号，确定接收所述γ光子的时间位置信息。

进一步的，所述信号探测电路包括：

电压比较器，与所述硅光电倍增管连接，用于将所述时间脉冲信号转换为时间矩形脉冲信号，以作为触发信号发送给所述TDC模块。

进一步的，所述信号探测电路，还包括：

前置放大器，所述电压比较器通过所述前置放大器与所述硅光电倍增管连接，用于放大所述时间脉冲信号，以提升信号检出率。

进一步的，所述电压比较器为阈值可调电压比较器，以提升电压比较器的灵活性。

进一步的，所述TDC单元包括：

双链TDC电路，由两条相同的单链TDC电路构成，时钟脉冲信号和所述触发信号经过所述两条单链TDC电路，输出第一TDC值和第二TDC值；

译码器，与所述双链TDC电路连接，用于根据所述第一TDC值和第二TDC值确定第三TDC值，以消除建立/保持时间对所述单链TDC电路中寄存器阵列的输出结果的影响。

进一步的，所述单链TDC电路由至少一个延时子电路串联而成，

所述延迟子单元由一延时器和一寄存器构成，

所述触发信号经过所述延时器的设定时间的延时后，输出给所述寄存器，

所述寄存器结合所述时钟脉冲信号进行输出，并作为所述延时子电路的输出，

其中，将所述至少一个延时子电路的输出作为所述第一TDC值或第二TDC值。

进一步的，所述单链TDC电路还包括：

与门，将未经延时的所述触发信号，以及所述单链TDC电路中第一个所述延迟子单元的输出信号作为其输入，将经过与门后输出的信号作为至少一个所述延时子电路的使能信号。

进一步的，所述的信号探测电路，还包括：

符合判断模块，与所述TDC模块连接，用于根据所述时间位置信息，判断所述γ光子是否满足设定符合关系。

进一步的，所述晶体阵列模块包括：LYSO阵列。

第二方面，本发明实施例还提供了一种探测器，该探测器包括说明书任一实施例中所述的信号探测电路。

本发明实施例通过硅光电倍增管的应用，减小了信号探测电路的体积，降低了信号探测电路制作工艺的复杂度，提高了信号探测电路抗磁场干扰的性能。此外，通过基于FPGA(Field-Programmable Gate Array，现场可编程门阵列)芯片搭建的TDC(Time-to-Digital Converter，时间数字转换器)模块，因为FPGA芯片中的多个逻辑模块可以同时对多个时间脉冲信号的并行处理，从而提高信号探测电路对大量γ光子到达时间的处理能力；同时，FPGA芯片相对专用集成电路价格便宜、温度电压不敏感，从而使得信号探测电路更实用于实际环境温度多变的医疗场所。

附图说明

图1为现有技术中PET扫描环结构示意图；

图2为本发明实施例一提供的一种信号探测电路的结构示意图；

图3为本发明实施例二提供的一种信号探测电路的结构示意图；

图4是本发明实施例二提供的双链TDC电路的部分结构示意图；

图5是本发明实施例二提供的单链TDC电路的部分结构示意图；

图6是本发明实施例二提供的另一单链TDC电路的部分结构示意图；

图7是本发明实施例二提供的另一种信号探测电路的结构示意图；

图8是本发明实施例三提供的一种探测器的结构示意图。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作进一步的详细说明。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部结构。

实施例一

图2为本发明实施例一提供的一种信号探测电路的结构示意图。本实施例可适用于确定接收的γ光子的时间位置信息的情况。参见图2，本实施例提供的信号探测电路包括：晶体阵列模块10、硅光电倍增管20和TDC模块30。

其中，晶体阵列模块10，设置于靠近待检测端，用于将接收的γ光子转换为可见光；

硅光电倍增管20，与所述晶体阵列模块10连接，用于将所述可见光转换为时间脉冲信号；

TDC模块30，由FPGA芯片搭建，与所述硅光电倍增管20连接，用于根据所述时间脉冲信号，确定接收所述γ光子的时间位置信息。

具体的，待检测端表示信号探测电路中靠近待检查体的一端，该待检查体可以是人体，也可以是其他介质。TDC模块30可以由FPGA芯片内部资源搭建，可以理解的是，FPGA芯片中有多个可配置逻辑模块，可以依据时间数字转换器电路逻辑，利用上述可配置逻辑模块完成TDC模块30的搭建。其中，间数字转换器电路逻辑可以实现根据所述时间脉冲信号，确定接收所述γ光子的时间位置信息。

可选的，上述晶体阵列模块10可以由现有技术中可将γ光子转换为可见光的任意的晶体构成。典型的，所述晶体阵列模块可以包括：LYSO阵列。因为该晶体阵列具有以其高光输出、快发光衰减、有效原子序数多、密度大，并且物化性质稳定、不潮解、对γ射线探测效率高等特性，从而提高将接收的γ光子转换为可见光的效率，进而提高信号探测电路对所述γ光子的时间位置信息的计算效率。

进一步的，所述的信号探测电路，还可以包括：符合判断模块。

其中，符合判断模块，与所述TDC模块连接，用于根据所述时间位置信息，判断所述γ光子是否满足设定符合关系。

本发明实施例的技术方案，通过硅光电倍增管的应用，减小了信号探测电路的体积，降低了信号探测电路制作工艺的复杂度，提高了信号探测电路抗磁场干扰的性能。此外，通过基于FPGA芯片搭建的TDC模块，因为FPGA芯片中的多个逻辑模块可以同时对多个时间脉冲信号的并行处理，从而提高信号探测电路对大量γ光子到达时间的处理能力；同时，FPGA芯片相对专用集成电路价格便宜、温度电压不敏感，从而使得信号探测电路更实用于实际环境温度多变的医疗场所。

实施例二

图3为本发明实施例二提供的一种信号探测电路的结构示意图。本实施例在上述实施例的基础上提出了一种可选方案。参见图3，本实施例提供的信号探测电路包括：晶体阵列模块10、硅光电倍增管20、TDC模块30和电压比较器40。

其中，电压比较器40，与所述硅光电倍增管20连接，用于将所述时间脉冲信号转换为时间矩形脉冲信号，以作为触发信号发送给所述TDC模块30。

本发明实施例的技术方案，通过电压比较器将所述时间脉冲信号转换为时间矩形脉冲信号，以作为触发信号。从而触发FPGA芯片对所述γ光子的时间位置信息进行计算。

进一步的，所述的信号探测电路还可以包括：前置放大器。

其中，前置放大器，所述电压比较器40通过所述前置放大器与所述硅光电倍增管20连接，用于放大所述时间脉冲信号，以提升信号检出率。

典型的，所述电压比较器40为阈值可调电压比较器，通过对阈值的调节可以提升电压比较器的灵活性。

优选的，所述TDC单元可以包括：双链TDC电路和译码器。

其中，参见图4，双链TDC电路，由两条相同的单链TDC电路构成，时钟脉冲信号和所述触发信号经过所述两条单链TDC电路，输出第一TDC值和第二TDC值；

译码器，与所述双链TDC电路连接，用于根据所述第一TDC值和第二TDC值确定第三TDC值。

典型的，用于将所述第一TDC值和第二TDC值的均值作为第三TDC值。

例如，在时钟信号的上升沿对输入的时间矩形脉冲信号进行采样，若在时钟信号的上升沿时刻，时间脉冲信号处于0和1突变的状态。此时，单链TDC电路输出的TDC值中对应位的可能是0，也可能是1。理论上，如果时间脉冲信号处于0至1突变的状态，则TDC值中对应位的应该是1，此时如果是0的话将会造成1个周期的误差。

为减少该误差，将所述第一TDC值和第二TDC值的均值作为第三TDC值，也即最终输出的TDC值。继续以上述采样时刻为时间脉冲信号处于至1突变的状态时刻为例，第一TDC值在该时刻的对应位为1，第二TDC值在该时刻的对应位为0，在译码时将该时刻的对应位取1和0的均值，即译码为0.5个周期。这样可以将原来的1个周期的误差，降为了半个周期，从而可以达到消除建立/保持时间对所述单链TDC电路中寄存器阵列的输出结果的影响的效果。

进一步的，参见图5，所述单链TDC电路由至少一个延时子电路串联而成，

所述延迟子单元由一延时器和一寄存器构成，

所述触发信号经过所述延时器的设定时间的延时后，输出给所述寄存器，

所述寄存器结合所述时钟脉冲信号进行输出，并作为所述延时子电路的输出，

其中，将所述至少一个延时子电路的输出作为所述第一TDC值或第二TDC值。

进一步的，参见图6，所述单链TDC电路还包括：与门330。

其中，与门330，将未经延时的所述触发信号，以及所述单链TDC电路中第一个所述延迟子单元的输出信号作为其输入，将经过与门330后输出的信号作为至少一个所述延时子电路的使能信号。

具体的，所述与门330的数量为1个。该与门330的设置可以达到这样一种效果：当第一所述延迟子单元的输出信号为高电平时，将所述单链TDC电路的使能，保持当前时钟下的寄存器输出，从而提高芯片资源的利用率。

进一步的，所述的信号探测电路还可以包括：符合判断模块。

其中，符合判断模块，与所述TDC模块30连接，用于根据两所述γ光子的所述第三TDC值，判断所述γ光子是否满足设定符合关系的。

在实际应用中，参见图7，LYSO晶体阵列将接收的γ光子转换为可见光；硅光电倍增管，与所述LYSO晶体阵列连接，用于将所述可见光转换为时间脉冲信号；前置放大器，与所述硅光电倍增管连接，用于放大所述时间脉冲信号，以提升信号检出率；电压比较器，与所述前置放大器连接，用于将所述时间脉冲信号转换为时间矩形脉冲信号，以作为触发信号；双链TDC电路，与所述电压比较器连接，时钟脉冲信号和所述触发信号经过所述两条单链TDC电路，输出第一TDC值和第二TDC值，其中每个单链TDC电路均包括一上述与门；译码器，与所述双链TDC电路连接，用于将所述第一TDC值和第二TDC值的均值作为第三TDC值；符合判断模块，与所述译码器连接，用于根据两所述γ光子的所述第三TDC值，判断所述γ光子是否满足设定符合关系。

实施例三

图8是本发明实施例三提供的一种探测器的结构示意图。参见图8，本实施例提供的探测器1包括：信号探测电路100，该信号探测电路100可以为上述实施例中任一所述的信号探测电路。

上述探测器1可以用于PET医学成像系统中，该过程可以描述为：在把正电子核素示踪剂注射到观测体内后，这些示踪剂通过血液的流动被运载到器官或病变区域参与人体的胜利或代谢过程。到器官或病变区域参与人体的生理或代谢过程。例如人体注入正电子的放射性核素F18后，注入人体的放射性核素发生衰变产生正电子，正电子在体内移动大约(1～3)毫米后与组织中的负电子结合发生湮灭辐射，产生两个具有产生的两个511keV、飞行方向相反的γ光子。利用由上述探测器1构成的PET扫描环，可以确定γ光子的时间位置信息。根据γ光子的时间位置信息，确定存在符合关系的γ光子对；根据该γ光子对的时间位置信息，确定人体内正电子湮没点的位置；根据湮没点的位置，对观测体的器官进行图像重建，以供医生分析。

本发明实施例的技术方案，通过应用上述实施例中任一所述的信号探测电路于探测器，使得该探测器的成本降低，温度电压敏感度降低，具有抗磁场的干扰，从而更适用于实际环境温度多变的医疗场所。

注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。