CN110376633A - 医疗探测器及医疗成像设备 - Google Patents

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李新颖
赵健
徐保伟
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Abstract

本发明提供一种医疗探测器及医疗成像设备。医疗探测器包括：光电转换器件；第一晶体阵列层，设置于光电转换器件上，包括阵列排布的多个第一闪烁晶体，相邻两个第一闪烁晶体之间填充设置有第一耦合介质；第二晶体阵列层，设置于第一晶体阵列层上，包括阵列排布的多个第二闪烁晶体，相邻两个第二闪烁晶体之间填充设置有第二耦合介质，第二耦合介质的透光率与第一耦合介质的透光率不同。通过不同透光率的耦合材料，获取探测器的深度信息。

Description

医疗探测器及医疗成像设备
技术领域
本发明涉及医疗设备技术领域，尤其涉及医疗探测器及医疗成像设备。
背景技术
PET(Positron Emission Tomography，正电子发射计算机断层成像)是目前最先进的医疗诊断设备之一，其原理是把具有正电子发射的同位素标记药物(显像剂)注人人体内，如碳、氟、氧和氮的同位素1种或2种，这些药物在参与人体的生理代谢过程中发生湮灭效应，生成基本上在180°方向上发射的2个能量为511keV的彼此运动相反的γ粒子。
根据人体不同部位吸收标记化合物能力的不同，同位素在人体内各部位的浓聚程度不同，湮灭反应产生光子的强度也不同。用环绕人体的γ粒子检测器，可以检测到γ粒子能量转换释放出光子的时间、位置、数量和方向，通过光电转换器件将光信号转变为电流或电压脉冲信号，经过电子采集***及计算机***对上述信息进行采集、数/模转换、存储、运算和影像重建等，从而获得人体脏器的横断面、冠状断面和矢状断面图像。凡代谢率高的组织或病变，在PET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上呈现出低代谢暗信号。
PET成像的关键在于γ信号的采集，如何精确地获取捕获γ粒子的位置信息，是决定PET成像质量好坏的关键因素之一。在PET数据采集过程中，将一个时间窗内捕获到的两个能量为511keV的γ信号认定为同一次同位素湮灭事件产生的两个γ粒子，并将捕获这两个γ粒子位置的连线定义为一条响应线(Line of response,LOR)，认为该次同位素湮灭事件发生这条响应线上。
由于γ粒子能量较高，具有较强的穿透能力，PET设备为了提高探测效率，需要使用一定厚度的闪烁晶体，通常使用闪烁晶体的厚度为15mm-30mm。闪烁晶体厚度就会带来一个“视觉误差”(parallax error)问题，即在视野边缘区域，响应线和γ粒子飞线轨迹之间存误差，这就造成PET图像的分辨率在图像边缘区域显著下降。
在捕获γ粒子的过程中，同时获得γ粒子在闪烁晶体中转换能量时的深度信息(Depth of interaction，DOI)，就能有效的降低视觉误差，提高PET图像边缘区域的分辨率，进而提高图像质量。但是目前的PET对于获得的γ粒子的深度信息(Depth ofinteraction，DOI)的准确性难以保证。
发明内容
本发明提供一种医疗探测器及医疗成像设备，能够保证γ粒子在晶体中能量转换时的深度信息的准确性。
根据本发明实施例的第一方面，提供一种医疗探测器，包括：
光电转换器件和晶体阵列，所述晶体阵列包括第一晶体阵列层和第二晶体阵列层，其中：
所述第一晶体阵列层，设置于所述光电转换器件上，所述第一晶体阵列层包括阵列排布的多个第一闪烁晶体，相邻两个所述第一闪烁晶体之间填充设置有第一耦合介质；
所述第二晶体阵列层，设置于所述第一晶体阵列层上，所述第二晶体阵列层包括阵列排布的多个第二闪烁晶体，相邻两个所述第二闪烁晶体之间填充设置有第二耦合介质，所述第二耦合介质的透光率与所述第一耦合介质的透光率不同。
进一步地，所述第一耦合介质的透光率大于所述第二耦合介质的透光率。
进一步地，所述第一耦合介质的透光率小于所述第二耦合介质的透光率。
进一步地，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较小的一者的透光率不大于10％。
进一步地，所述第一闪烁晶体和所述第二闪烁晶体采用相同的晶体材料。
进一步地，所述第一闪烁晶体和所述第二闪烁晶体采用不同的晶体材料。
进一步地，所述第一晶体阵列层的所述多个第一闪烁晶体与所述第二闪烁晶体的所述多个第二晶体之间通过粘接材料相互粘接。
进一步地，所述第一晶体阵列层的所述多个第一闪烁晶体与所述光电转换器件之间通过粘接材料相互粘接。
进一步地，还包括光导部件，粘接设置所述第一晶体阵列层与所述光电转换器件之间。
进一步地，所述第一晶体阵列层的下表面与所述光电转换器件相连，所述第一晶体阵列层的上表面与所述第二晶体阵列层的下表面相连；
所述第一晶体阵列层的侧面、所述第二晶体阵列层的侧面、以及所述第二晶体阵列层的上表面均包覆设置有反射层。
进一步地，所述反射层的透光率不大于10％。
进一步地，述第一晶体包括硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体，所述第二晶体包括硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体。
进一步地，所述第二晶体阵列层的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层的阵列排布规格相同，相邻两个所述第二闪烁晶体的中心距与相邻两个所述第一闪烁晶体的中心距相同。
根据本发明实施例的第二方面，提供一种医疗成像设备，包括如上任一实施例所述的医疗探测器。
根据本发明实施例的第三方面，提供一种医疗探测器，包括：
光电转换器件；
晶体阵列，设置于所述光电转换器件上，所述晶体阵列包括阵列排布的多个闪烁晶体，所述晶体阵列沿所述闪烁晶体的长度方向划分为第一晶体区域和第二晶体区域；相邻两个所述闪烁晶***于所述第一晶体区域内的部分相互之间填充设置有第一耦合介质，相邻两个所述闪烁晶***于所述第二晶体区域内的部分相互之间填充设置有第二耦合介质，所述第二耦合介质的透光率与所述第一耦合介质的透光率不同。
进一步地，所述第一耦合介质的透光率大于所述第二耦合介质的透光率。
进一步地，所述第一耦合介质的透光率小于所述第二耦合介质的透光率。
进一步地，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较小的一者的透光率不大于10％。
进一步地，所述晶体阵列的下表面与所述光电转换器件相连，所述晶体阵列的侧面以及所述晶体阵列的上表面均包覆设置有反射层。
进一步地，所述晶体阵列的所述多个闪烁晶体与所述光电转换器件之间通过粘接材料相互粘接。
进一步地，还包括光导部件，粘接设置于所述晶体阵列与所述光电转换器件之间。
进一步地，所述闪烁晶体包括硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体。
根据本发明实施例的第四方面，提供一种医疗成像设备，包括如上任一实施例所述的医疗探测器。
由以上技术方案可见，本发明的医疗探测器，通过在两层晶体阵列层第一晶体阵列层和第二晶体阵列层的闪烁晶体之间采用不同透光率的耦合材料，使γ粒子在第一闪烁晶体和第二闪烁晶体中发光的扩散程度不同，因此γ粒子在第一晶体阵列层的第一闪烁晶体和第二晶体阵列层的第二闪烁晶体中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性。
附图说明
图1是本发明实施例示出的一种医疗探测器的结构示意图。
图2是本发明实施例示出的一种医疗探测器的位置谱示意图。
图3是本发明实施例示出的另一种医疗探测器的位置谱示意图。
图4是本发明实施例示出的另一种医疗探测器的结构示意图。
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。
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”是指并包含一个或若干相关联的列出项目的任何或所有可能组合。
应当理解，尽管在本发明可能采用术语第一、第二、第三等来描述各种信息，但这些信息不应限于这些术语。这些术语仅用来将同一类型的信息彼此区分开。例如，在不脱离本发明范围的情况下，第一信息也可以被称为第二信息，类似地，第二信息也可以被称为第一信息。取决于语境，如在此所使用的词语“如果”可以被解释成为“在……时”或“当……时”或“响应于确定”。
本发明提供一种医疗探测器及医疗成像设备，能够保证γ粒子在晶体中能量转换时的深度信息的准确性，从而保证成像质量。下面结合附图，对本发明的医疗探测器及医疗成像设备进行详细介绍。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。
参见图1所示，本发明实施例提供一种医疗探测器100，可以作为DOI探测器，应用在PET设备中。医疗探测器100可以包括：光电转换器件10、第一晶体阵列层20以及第二晶体阵列层30。
其中，第一晶体阵列层20设置于所述光电转换器件10上，所述第一晶体阵列层20包括阵列排布的多个第一闪烁晶体210，相邻两个所述第一闪烁晶体210之间填充设置有第一耦合介质220。
第二晶体阵列层30设置于所述第一晶体阵列层20上，所述第二晶体阵列层30包括阵列排布的多个第二闪烁晶体310，相邻两个所述第二闪烁晶体310之间填充设置有第二耦合介质320，所述第二耦合介质320的透光率与所述第一耦合介质220的透光率不同。
需要说明的是，所述第一闪烁晶体210和所述第二闪烁晶体310可以采用相同的晶体材料，也可以采用不同的晶体材料。光电转换器件10、第一晶体阵列层20以及第二晶体阵列层30之间均可通过粘接材料粘接设置，容下详述。
通过在两层晶体阵列层第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30的闪烁晶体之间采用不同透光率的耦合材料，使γ粒子在第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310中发光的扩散程度不同，因此γ粒子在第一晶体阵列层20的第一闪烁晶体210和第二晶体阵列层30的第二闪烁晶体310中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件10上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息(即DOI信息)的准确性，从而保证成像质量。
在一可选的实施方式中，光电转换器件10可以采用SiPM器件(SiliconPhotomultipliers，硅光电倍增管探测器)，其紧凑的结构及较高的信噪比，大大提高了PET设备的空间分辨率，其快速的时间响应特性能够满足TOF-PET(time of flight-TOF，时间飞行)的技术要求，能够提高探测器的探测效率。光电转换器件10可以采用K×L的阵列排布规格，K和L均为大于1的正整数。光电转换器件10的信号既可以由电阻/电容网络电路(Discretized Positioning Circuit，DPC)转换成四个“重心信号”读出，也可以1:1单独读出。
相应地，第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310可以采用LSO晶体(硅酸镥晶体)、LYSO晶体(硅酸钇镥晶体)、LFS晶体(镥精细硅酸盐晶体)，LaBr3晶体(溴化镧晶体)，GSO晶体(硅酸钆晶体)、GAGG晶体(钆铝镓石榴石晶体)或Ce:YAP晶体(掺铈铝酸钇晶体)等晶体材料，此类晶体材料均为能够满足TOF技术要求所常用的快速晶体。
第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310均采用快速晶体时，例如第一闪烁晶体210采用LSO晶体，其衰减时间常数为40ns(典型值)，第二闪烁晶体310采用LYSO晶体，其衰减时间常数为42ns(典型值)。γ粒子在不同的闪烁晶体中能量转换产生的光信号具有不同的特征，例如光信号衰减时间不同。通过判断光信号的对应特征获得γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息。
相关技术中，第一耦合介质220和第二耦合介质320采用同样透光率的耦合材料，由于第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310两者之间的衰减时间的差值过于小，它们的光输出在波形特征上都非常相似，难以准确区分，因此γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性难以保证。
要保证γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，目前通常采用的方式是，将第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310中的一种替换为另一种特征有明显差异的晶体，例如BGO(锗酸铋晶体)，其衰减时间常数是300ns，与LSO晶体或LYSO晶体两者之间的光输出波形能够有明显差别。但是，当探测器中有1/2的晶体采用慢速晶体时，会严重恶化***时间***，难以实现TOF功能。
本发明的医疗探测器100，由于第一耦合介质220和第二耦合介质320采用不同透光率的耦合材料，γ粒子在第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310中发光的扩散程度不同，即γ粒子在第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件10上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，从而保证成像质量。因此，在保证能够实现TOF功能的前提下，本发明的第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310可以采用不同的晶体材料，例如采用LSO晶体和LYSO晶体两种快速晶体，也不会影响γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性。再有，本发明的第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310也可以采用相同的晶体材料，同样不会影响γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，还便于同批次生产、采购以及组装。
在一可选的实施方式中，所述第一耦合介质220的透光率可以大于所述第二耦合介质320的透光率。在另一实施方式中，所述第一耦合介质220的透光率可以小于所述第二耦合介质320的透光率。所述第一耦合介质220和所述第二耦合介质320中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质220和所述第二耦合介质320中透光率较小的一者的透光率不大于10％。两种设置方式对于γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性可以起到相同的效果。可选地，透光率较大的耦合材料可以包括空气、光学胶水、OCA(Optically Clear Adhesive)胶等。透光率较小的耦合材料可以包括BaSO4、ESR膜、TiO2等。
在一可选的实施方式中，所述第二晶体阵列层30的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层20的阵列排布规格相同，相邻两个所述第二闪烁晶体310的中心距(可以理解为是相邻两个晶体中心点之间的距离)与相邻两个所述第一闪烁晶体210的中心距相同，以保证多个第二闪烁晶体310与多个第一闪烁晶体210的位置一一对应。特别地，当耦合介质采用例如BaSO4或者ESR膜时，由于BaSO4或者ESR膜自身是有厚度的，所以采用BaSO4或者ESR膜耦合的晶体层的晶体尺寸可以比采用空气耦合的晶体层的晶体尺寸略微小一点，以预留相应空间设置BaSO4或者ESR膜。
在一可选的实施方式中，所述第一晶体阵列层20与所述第二晶体阵列层30可以均为矩阵阵列。所述第二晶体阵列层30的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层20的阵列排布规格相同可以理解为是第一晶体阵列层20的陈列排布规格是N×M阵列，第二晶体阵列层30的阵列排布规格也是N×M阵列，并且N列和M列的排布方向相一致，N和M均为大于1的正整数。多个第二闪烁晶体310的晶体规格可以采用相同规格，多个所述第一闪烁晶体210的晶体规格也可以采用相同规格，可以通过同一规格批次生产，便于生产加工，也更便于组装，工程上易于实现。如此，可以更好地保证第二晶体阵列层30的多个第二闪烁晶体310与第一晶体阵列层20的多个第一闪烁晶体210的位置一一对应，保证探测器外形上的平整美观。
相关技术中，PET探测器同样由两层晶体阵列构成，但通常两层晶体阵列使用同一种晶体材料的闪烁晶体。上下两层晶体阵列规格不同，通常下层晶体阵列为N×M排列，上层为(N-1)×(M-1)排列，两层晶体阵列在粘接时，上下两侧晶体阵列的闪烁晶体之间相互错开半格设置。这样上下层晶体阵列会在探测器的位置谱上形成不同的位置点，***根据查询位置谱的情况来判断γ粒子是上层晶体阵列的闪烁晶体捕获还是被下层晶体阵列的闪烁晶体捕获。但是，由于外形上的不规则，会在PET探测器拼接成PET探测环时，在环向和轴向都不可避免的产生较大的缝隙，这些缝隙会较为明显的降低PET***的探测器效率，降低***灵敏度。
本发明的医疗探测器100，所述第二晶体阵列层30的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层20的阵列排布规格相同，相邻两个所述第二闪烁晶体310的中心距与相邻两个所述第一闪烁晶体210的中心距相同，以使得所述多个第二闪烁晶体310与所述多个第一闪烁晶体210的位置一一对应，保证探测器外形上的平整美观，探测器拼接成探测环时，在环向和轴向都不存在缝隙，进而提高探测器的探测效率及***灵敏度。
在一可选的实施方式中，所述第一晶体阵列层20的下表面与所述光电转换器件10相连，所述第一晶体阵列层20的上表面与所述第二晶体阵列层30的下表面相连。所述第一晶体阵列层20的侧面、所述第二晶体阵列层30的侧面、以及所述第二晶体阵列层30的上表面均包覆设置有反射层40。反射层40可以将第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30完全包覆起来，有效避免外界光线射入探测器内部而影响γ粒子在晶体中的发光效果，并且增加探测器发光的收集效率，保证探测器的准确性。在本实施例中，反射层可以采用透光性较低的反射材料，例如硫酸钡(BaSO4)、ESR膜(3MTMEnhanced Specular Reflector)、二氧化钛(TiO2)、特氟龙(Teflon)等材料，透光率一般不大于10％，可以达到类似于不透光的效果。
需要说明的是，第一晶体阵列层20的下表面可以理解为是全部第一闪烁晶体210的下表面共同形成的。第一晶体阵列层20的上表面可以理解为是全部第一闪烁晶体210的上表面共同形成的。第一晶体阵列层20的侧面可以理解为是位于第一晶体阵列层20最外侧的第一闪烁晶体210的外侧面共同形成的。第二晶体阵列层30的下表面可以理解为是全部第二闪烁晶体310的下表面共同形成的，第二晶体阵列层30的上表面可以理解为是全部第二闪烁晶体310的上表面共同形成的，第二晶体阵列层30的侧面可以理解为是位于第二晶体阵列层30最外侧的第二闪烁晶体310的外侧面共同形成的。
以第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30均为立方体的阵列排布为例，所述第一晶体阵列层20的四个外侧面、所述第二晶体阵列层30的四个外侧面、以及所述第二晶体阵列层30的上表面均包覆设置有反射层40。其中，所述第一晶体阵列层20的四个外侧面和所述第二晶体阵列层30的四个外侧面的反射层40可以是一体成型设置，便于操作。
在一可选的实施方式中，所述第一晶体阵列层20的所述多个第一闪烁晶体210与所述第二闪烁晶体310的所述多个第二晶体之间可以通过粘接材料相互粘接，即第一闪烁晶体210与所述第二闪烁晶体310之间可以形成粘接层50。可选地，粘接材料可以采用低折射率(例如≤1.8)、高透光率(例如≥70％)的粘接材料，例如胶水或者胶膜，或者空气。γ粒子在第二闪烁晶体310中转换能量时的深度信息通过粘接层50可以进一步产生折射，进而能与在第一闪烁晶体210中转换能量时的深度信息更好的区分开。
再有，所述第一晶体阵列层20的所述多个第一闪烁晶体210与所述光电转换器件10之间也可以通过粘接材料相互粘接。可选地，粘接材料可以采用低折射率(例如≤1.8)、高透光率(例如≥70％)的粘接材料，例如胶水或者胶膜。不会影响γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息在光电转换器件10上形成的投影形状。
在一可选的实施方式中，本发明的医疗探测器还可以包括光导部件，光导部件可以采用上述的粘接材料粘接设置在所述第一晶体阵列层20与所述光电转换器件10之间，即所述第一晶体阵列层20的所述多个第一闪烁晶体210与所述光电转换器件10均可以沟通过粘接材料与光导部件相互粘接。光导部件可以提高晶体发光的均匀性。可选地，光导部件可以采用玻璃材质，厚度可以根据实际需要设定。
参见图2所示，图2中的左侧图是第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30均以5×5的阵列排布规格，第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310的尺寸均为3.2mm×3.2mm×9mm，第一晶体阵列层20的第一闪烁晶体210之间填充设置低透光率的耦合材料(例如BaSO4)，第二晶体阵列层30的第二闪烁晶体310之间填充设置高透光率的耦合材料(例如空气)，光电转换器件10采用4×4SiPM阵列为例，对应的探测器的位置谱示意图。
图2中的右侧图是第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30均以5×5的阵列排布规格，第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310的尺寸均为3.2mm×3.2mm×9mm，均采用LYSO晶体，第一晶体阵列层20的第一闪烁晶体210之间填充设置高透光率的耦合材料(例如空气)，第二晶体阵列层30的第二闪烁晶体310之间填充设置低透光率的耦合材料(例如BaSO4)，光电转换器件10采用4×4SiPM阵列为例为例，对应的探测器的位置谱示意图。
从图中可以看出，这两种设置方式下，晶体阵列采用5×5阵列规格，一共有50个位置点，在位置谱示意图中均能清晰的区分出49个位置点。由于光电转换器件10采用4×4SiPM阵列，因此中心的晶体是处于中心对称状态，所以第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30的晶***于中心的位置点在位置谱上的点是重合状态。
不论是所述第一耦合介质220的透光率大于所述第二耦合介质320的透光率，还是所述第一耦合介质220的透光率小于所述第二耦合介质320的透光率。即第一晶体阵列层20的第一闪烁晶体210之间填充的耦合材料和第二晶体阵列层30的第二闪烁晶体310之间填充的耦合材料的透光率哪一者更高，γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息在光电转换器件上的投影的位置普均可以形成一个较大的5×5矩阵和一个较小的5×5矩阵，能够很好的区分γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息，确保准确性。
参见图3所示，是第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30均以4×5的阵列排布规格，第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310的尺寸均为4mm×3.2mm×9mm，均采用LYSO晶体，第一晶体阵列层20的第一闪烁晶体210之间填充设置低透光率的耦合材料(例如BaSO4)，第二晶体阵列层30的第二闪烁晶体310之间填充设置高透光率的耦合材料(例如空气)为例，对应的探测器的位置谱示意图。
从图中可以看出，晶体阵列采用4×5阵列规格，γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息在光电转换器件上的投影的位置普同样可以形成一个较大的4×5矩阵和一个较小的4×5矩阵，一共有40个位置点，能够很好的区分γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息，确保准确性。
本发明的医疗探测器100，通过在两层晶体阵列层第一晶体阵列层20和第二晶体阵列层30的闪烁晶体之间采用不同透光率的耦合材料，第一闪烁晶体210和第二闪烁晶体310可以采用同一种类型的闪烁晶体即可实现γ粒子的DOI信息获取，并且同时保持TOF功能。所述第二晶体阵列层30的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层20的阵列排布规格相同，相邻两个所述第二闪烁晶体310的中心距与相邻两个所述第一闪烁晶体210的中心距相同，以使所述多个第二闪烁晶体310与所述多个第一闪烁晶体210的位置一一对应，因此在组成PET***的探测环时，不会产生间隙，不会造成探测效率的下降。对光电转换器件、后端处理电路、计算处理能量以及电子学的需求不需额外扩展或开发，对成本和工程开发几乎没有影响。
本发明实施例还提供一种医疗成像设备，包括由多个医疗探测器拼接而成的探测环。需要说明的是，上述实施方式和实施例中关于医疗探测器100的描述，同样适用于本发明的医疗成像设备。
通过在医疗探测器的两层晶体阵列层第一晶体阵列层和第二晶体阵列层的闪烁晶体之间采用不同透光率的耦合材料，γ粒子在第一晶体阵列层的第一闪烁晶体和第二晶体阵列层的第二闪烁晶体中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，从而保证成像质量，保证医疗成像设备的探测效率和精准性。
参见图4所示，本发明实施例还提供一种医疗探测器200，可以作为DOI探测器，应用在PET设备中。医疗探测器200可以包括：光电转换器件10和晶体阵列60。
其中，晶体阵列60设置于所述光电转换器件10上，所述晶体阵列60包括阵列排布的多个闪烁晶体70，所述晶体阵列60沿所述闪烁晶体70的长度方向划分为第一晶体区域61和第二晶体区域62。相邻两个所述闪烁晶体70位于所述第一晶体区域61内的部分相互之间填充设置有第一耦合介质220，相邻两个所述闪烁晶体70位于所述第二晶体区域62内的部分相互之间填充设置有第二耦合介质320，所述第二耦合介质320的透光率与所述第一耦合介质220的透光率不同。需要说明的是，光电转换器件10与晶体阵列60之间可通过粘接材料粘接设置，容下详述。在本实施例中，第一晶体区域61靠近光电转换器件10设置。
通过在晶体阵列60的第一晶体区域61和第二晶体区域62内的闪烁晶体70之间采用不同透光率的耦合材料，γ粒子在第一晶体区域61和第二晶体区域62内的闪烁晶体70中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件10上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，从而保证成像质量。
在一可选的实施方式中，光电转换器件10可以采用SiPM器件(SiliconPhotomultipliers，硅光电倍增管探测器)，其紧凑的结构及较高的信噪比，大大提高了PET设备的空间分辨率，其快速的时间响应特性能够满足TOF-PET(time of flight-TOF，时间飞行)的技术要求，能够提高探测器的探测效率。光电转换器件10可以采用K×L的阵列排布规格，K和L均为大于1的正整数。光电转换器件10的信号既可以由电阻/电容网络电路(Discretized Positioning Circuit，DPC)转换成四个“重心信号”读出，例如SiPM信号通过一个DPC网络转换成四个重心信号”后读出，通过重心法计算位置，也可以1:1单独读出。
相应地，闪烁晶体70可以采用LSO晶体(硅酸镥晶体)、LYSO晶体(硅酸钇镥晶体)、LFS晶体(镥精细硅酸盐晶体)，LaBr3晶体(溴化镧晶体)，GSO晶体(硅酸钆晶体)、GAGG晶体(钆铝镓石榴石晶体)或Ce:YAP晶体(掺铈铝酸钇晶体)等晶体材料，此类晶体材料均为能够满足TOF技术要求所常用的快速晶体。
在一可选的实施方式中，所述晶体阵列60可以为矩阵阵列，例如是N×M阵列，N和M均为大于1的正整数，保证探测器外形上的平整美观，探测器拼接成探测环时，在环向和轴向都不存在缝隙，进而提高探测器的探测效率及***灵敏度。
在一可选的实施方式中，晶体阵列60的下表面与所述光电转换器件10相连，晶体阵列60的侧面及上表面均包覆设置有反射层40。反射层40可以将晶体阵列60完全包覆起来，有效避免外界光线射入探测器内部而影响γ粒子在晶体中的发光效果，保证探测器的准确性。在本实施例中，反射层可以采用透光性较低的反射材料，例如硫酸钡(BaSO4)、ESR膜(3MTMEnhanced Specular Reflector)、二氧化钛(TiO2)、特氟龙(Teflon)等材料，透光率一般不大于10％，可以达到类似于不透光的效果。
需要说明的是，晶体阵列60的下表面可以理解为是全部闪烁晶体70的下表面共同形成的。晶体阵列60的上表面可以理解为是全部闪烁晶体70的上表面共同形成的。晶体阵列60的侧面可以理解为是位于晶体阵列60最外侧的闪烁晶体70的外侧面共同形成的。以晶体阵列60为立方体的阵列排布为例，晶体阵列60的四个外侧面及上表面均可以包覆设置有反射层40。
在一可选的实施方式中，晶体阵列60的所述多个闪烁晶体70与所述光电转换器件10之间可以通过粘接材料相互粘接。可选地，粘接材料可以采用低折射率(例如≤1.6)、高透光率(例如≥80％)的粘接材料，例如胶水或者胶膜。不会影响γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息在光电转换器件10上形成的投影形状。
在一可选的实施方式中，本发明的医疗探测器还可以包括光导部件，光导部件可以采用上述的粘接材料粘接设置在所述晶体阵列60与所述光电转换器件10之间，即所述晶体阵列60的所述多个闪烁晶体70与所述光电转换器件10均可以沟通过粘接材料与光导部件相互粘接。光导部件可以提高晶体发光的均匀性。可选地，光导部件可以采用玻璃材质，厚度可以根据实际需要设定。
在一可选的实施方式中，所述第一耦合介质220的透光率可以大于所述第二耦合介质320的透光率。在另一实施方式中，所述第一耦合介质220的透光率可以小于所述第二耦合介质320的透光率。所述第一耦合介质220和所述第二耦合介质320中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质220和所述第二耦合介质320中透光率较小的一者的透光率不大于10％。两种设置方式对于γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性可以起到相同的效果。可选地，透光率较大的耦合材料可以包括空气、光学胶水、OCA(Optically Clear Adhesive)胶等。透光率较小的耦合材料可以包括BaSO4、ESR膜、TiO2等。
本发明的医疗探测器200，闪烁晶体70采用快速晶体，可以保持TOF功能。通过在晶体阵列60的第一晶体区域61和第二晶体区域62内的闪烁晶体70之间采用不同透光率的耦合材料，γ粒子在第一晶体区域61和第二晶体区域62内的闪烁晶体70中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件10上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，从而保证成像质量。在组成PET***的探测环时，不会产生间隙，不会造成探测效率的下降。对光电转换器件、后端处理电路、计算处理能量以及电子学的需求不需额外扩展或开发，对成本和工程开发几乎没有影响。
本发明实施例还提供一种医疗成像设备，包括由多个医疗探测器拼接而成的探测环。需要说明的是，上述实施方式和实施例中关于医疗探测器200的描述，同样适用于本发明的医疗成像设备。
通过在晶体阵列的第一晶体区域和第二晶体区域内的闪烁晶体之间采用不同透光率的耦合材料，γ粒子在第一晶体区域和第二晶体区域内的闪烁晶体中能量转换产生的光信号的信号波形，在光电转换器件上能够显示不同的波形特征，进而能够准确地判断出γ粒子是探测器的哪层晶体层的晶体获取的，保证了γ粒子在晶体中转换能量时的深度信息的准确性，从而保证成像质量，保证医疗成像设备的探测效率和精准性。
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。

Claims (23)

1.一种医疗探测器，其特征在于，包括：
光电转换器件和晶体阵列，所述晶体阵列包括第一晶体阵列层和第二晶体阵列层，其中：
所述第一晶体阵列层，设置于所述光电转换器件上，所述第一晶体阵列层包括阵列排布的多个第一闪烁晶体，相邻两个所述第一闪烁晶体之间填充设置有第一耦合介质；
所述第二晶体阵列层，设置于所述第一晶体阵列层上，所述第二晶体阵列层包括阵列排布的多个第二闪烁晶体，相邻两个所述第二闪烁晶体之间填充设置有第二耦合介质，所述第二耦合介质的透光率与所述第一耦合介质的透光率不同。
2.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质的透光率大于所述第二耦合介质的透光率。
3.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质的透光率小于所述第二耦合介质的透光率。
4.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较小的一者的透光率不大于10％。
5.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一闪烁晶体和所述第二闪烁晶体采用相同的晶体材料。
6.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一闪烁晶体和所述第二闪烁晶体采用不同的晶体材料。
7.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一晶体阵列层的所述多个第一闪烁晶体与所述第二闪烁晶体的所述多个第二晶体之间通过粘接材料相互粘接。
8.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一晶体阵列层的所述多个第一闪烁晶体与所述光电转换器件之间通过粘接材料相互粘接。
9.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，还包括光导部件，粘接设置所述第一晶体阵列层与所述光电转换器件之间。
10.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一晶体阵列层的下表面与所述光电转换器件相连，所述第一晶体阵列层的上表面与所述第二晶体阵列层的下表面相连；
所述第一晶体阵列层的侧面、所述第二晶体阵列层的侧面、以及所述第二晶体阵列层的上表面均包覆设置有反射层。
11.根据权利要求10所述的医疗探测器，其特征在于，所述反射层的透光率不大于10％。
12.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一闪烁晶体包括：硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体，所述第二闪烁晶体包括：硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体。
13.根据权利要求1所述的医疗探测器，其特征在于，所述第二晶体阵列层的阵列排布规格与所述第一晶体阵列层的阵列排布规格相同，相邻两个所述第二闪烁晶体的中心距与相邻两个所述第一闪烁晶体的中心距相同。
14.一种医疗成像设备，其特征在于，包括如权利要求1至13中任一项所述的医疗探测器。
15.一种医疗探测器，其特征在于，包括：
光电转换器件；
晶体阵列，设置于所述光电转换器件上，所述晶体阵列包括阵列排布的多个闪烁晶体，所述晶体阵列沿所述闪烁晶体的长度方向划分为第一晶体区域和第二晶体区域；相邻两个所述闪烁晶***于所述第一晶体区域内的部分相互之间填充设置有第一耦合介质，相邻两个所述闪烁晶***于所述第二晶体区域内的部分相互之间填充设置有第二耦合介质，所述第二耦合介质的透光率与所述第一耦合介质的透光率不同。
16.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质的透光率大于所述第二耦合介质的透光率。
17.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质的透光率小于所述第二耦合介质的透光率。
18.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较大的一者的透光率不小于70％，所述第一耦合介质和所述第二耦合介质中透光率较小的一者的透光率不大于10％。
19.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述晶体阵列的所述多个闪烁晶体与所述光电转换器件之间通过粘接材料相互粘接。
20.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，还包括光导部件，粘接设置于所述晶体阵列与所述光电转换器件之间。
21.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述晶体阵列的下表面与所述光电转换器件相连，所述晶体阵列的侧面以及所述晶体阵列的上表面均包覆设置有反射层。
22.根据权利要求15所述的医疗探测器，其特征在于，所述闪烁晶体包括硅酸镥晶体、硅酸钇镥晶体、镥精细硅酸盐晶体、硅酸钆晶体、溴化镧晶体、钆铝镓石榴石晶体或掺铈铝酸钇晶体。
23.一种医疗成像设备，其特征在于，包括如权利要求15至22中任一项所述的医疗探测器。
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