北京熟妇搡BBBB搡BBBB,JUX-403被义子中出的人妻,无码又爽又刺激A片涩涩A站网址,7777人妻精品无码视频,中文字幕在线免费看线人

正電子發(fā)射型斷層儀（Positron Emission Tomography, PET）是對正電子示蹤劑的探測設備，具有極高靈敏度和精準的定量功能。而PET/CT是將PET與CT有機結合起來的融合設備，已經成為腫瘤、神經和心血管系統(tǒng)疾病診斷，臨床分期和療效評估的最佳影像技術。

PET探測器(Detector)是PET、PET/CT等分子成像設備的重要組成部分。PET探測器的材料組合、結構設計和性能直接影響PET、PET/CT等分子成像設備在臨床和科研中應用，探測器的優(yōu)劣直接決定著PET系統(tǒng)的好壞。那么PET/CT探測器都發(fā)生了怎樣的變化呢？常聽說的PMT、SiPM與DPC到底各有何種不同？本文主要介紹PET探測器在技術方面的發(fā)展狀況。

PET探測器的結構

PET探測器由晶體（Crystal）、光電轉化器(Photomultipliers)和后續(xù)電子線路組成。

（1）晶體：從理論上講，表1所列幾種晶體均可以用于PET探測器，但是從臨床經驗來看，目前用于PET探測器的晶體主要有BGO、LYSO、LSO和LBS等四種。其中LYSO、LSO以及LBS這類晶體由于含有金屬镥（Lutetium），因此余輝時間明顯減少。一般認為晶體余輝時間小于80ns（納秒）就可以實現飛行時間（Time of Flight, TOF）技術。而BGO等晶體余輝時間太長，不能實現TOF技術，即將淘汰(1,2)。當然，含镥晶體（LSO、LYSO）也有其不足，就是含有自身本底放射性，有效原子序數偏小，會導致射線探測效率降低。所以，一般講LYSO、LSO和LBS這類晶體在PET探測器中其最佳長度為20mm左右（3）。所以，如果選擇LYSO、LSO或LBS這一類晶體，那么就必須具有TOF技術來彌補或克服其探測效率低的固有缺陷。

表一

（2）光電轉化器：伽瑪射線與晶體作用產生的熒光需要采用光電轉化器才能轉變?yōu)殡娦盘枴?/span>目前常見的光電轉換器有PMT、SiPM和DPC(Digital Photon Counting)三類。

A、傳統(tǒng)的PET探測器采用把單個閃爍晶體耦合在光電倍增管（PMT）上的辦法，它是在1951年由Wrenn和Sweet首先提出的。也在PET探測器的歷史長河中扮演著極其重要的作用。但是由于它體積大，易干擾，需高壓；會產生溫度升高，導致放大增益有很大偏差，溫度升高1°，增益偏差3%(4)。因此科學家又推出了半數字化固相陣列式光電轉化器(Silicon Photomultiplier, SiPM），不但明顯提高PET探測器空間分辨率，而且能夠提高PET的TOF技術，最重要的是其對于磁場的不敏感，使得一體化的PET/MR成為了可能。

B、半數字化固相陣列式光電轉化器（Silicon photomultiplier, SiPM）,亦稱為硅光電倍增管。

從其名字就可以看出，其功能和原理依然沒有脫離傳統(tǒng)光電倍增管的范疇，最多只能算半數字化探測器。其最早用于倒車雷達、質譜儀等信號采集原件，在PET/CT的應用最早在2004年左右（5,6）。

SiPM較傳統(tǒng)的PMT而言，采用了半導體集成電路芯片技術。這種半數字化芯片產品，體積明顯減小，可以做到高度的集成化，同時可以實現PET中關鍵的TOF技術。但是，模擬信號到數字信號的A/D轉換依然需要后續(xù)ASIC電路來解決，SiPM只是和原來的PMT一樣，單純的進行信號的接受放大，其采集到的電信號通過后續(xù)的電路去估算大致的光子計數，并轉化成數字信號，一個輸出=所有脈沖的疊加，處理過程依然受到模擬電路的影響(3,7)。

同時，由于屬于硅光原件，即使在外部沒有任何輸入的情況下，其依然會產生暗電流噪聲（7）。對于溫度的敏感性，雖然略低于PMT，但是受到其模擬元件的本質限制，無法擺脫溫度漂移的影像，溫度每上升1攝氏度，其增益偏差大約還是在3%左右。在采集過程中，隨著計數率（輸入）的增多，SiPM也經常收到模數轉換、帶寬限制、噪聲干擾等因素的影響，出現響應不及時的情況，也就是我們通常所說的不應期，或者用PET/CT的專用術語——死時間問題（3,8,9）。

此外，目前的SiPM生產商其主要供貨對象并不是PET/CT，主要是受采購數量的制約。導致至今依然沒有一臺采用SiPM探測器的PET/CT能夠實現SiPM探測器和晶體尺寸一致。這也是PET/CT進入全數字時代的另一大障礙，眾多此類產品，不得不繼續(xù)沿用為PMT設計的Block結構，探測器尺寸的大大縮小，卻仍然無法實現與晶體一一對應，以及晶體的完全覆蓋，直接帶來的后果就是丟數據。大量真實的符合事件因為SiPM響應不及時而沒被系統(tǒng)有效記錄。為了解決這個困惑，需要將所有的計數均收集起來，然后進行后續(xù)的多次重建來解決。顯然軟件算法的彌補，并不能解決根本問題，硬件設計或材質的改變才是必然的道路。因此，研究人員將寄希望于實現進一步的數字化，來破解所有模擬元件帶來的困擾(3,8)。

C、數字光子計數DPC（Digital photon counting）。鑒于上述SiPM的一些缺點，DPC應運而生。

相較于SiPM單純放大信號以及包含的所有噪聲，并在后續(xù)ASIC電路中進行模數轉換。DPC芯片，通過為每個ADP單元（微米級）設計一套完整的CMOS電路，使其在放大之前即可完成可見光信號能量判斷，并轉換為數字信號。0101的數字信號可以直接通過光纖傳遞給后端采集和處理工作站，不再需要ASIC電路和任何模擬電路，實現了零模擬噪聲，也不會對噪聲進行放大(10,11)。

由于DPC芯片是第一款專門針對PET/CT設計的探測器芯片，所以，每個獨立探測器的尺寸就是根據目前最廣泛使用的晶體切割尺寸設計，因此實現了和晶體單元的一一對應，而且可以100%探測器覆蓋晶體。這種一一對應結構為PET/CT帶來的好處是顯而易見的，PET光子閃爍定位，第一次實現了直接定位，不再依賴于 Block 結構的估算方式，極大提高了PET的定位精度和處理速度(11，12)。由于采集有效計數的提高，使得系統(tǒng)的有效靈敏度也得到極大提高，前端硬件設計上的噪聲去除，避免了長期以來后續(xù)軟件多次迭代算法的去噪處理，極大的節(jié)省重建的時間。同時，一一對應結構帶來的另一個好處是，第一次能夠通過每個探測器校正，消除晶體差異帶來的固有均勻性問題，每個探測單元實現歸一化的采集放大效果。正是由于良好的均勻性才能保證后續(xù)定量的準確性（12）。

此外，由于在最前端實現數字化和信號噪聲識別，SNR會有很大提高，其采集通道與現在采用SiPM探測器的PET/CT的通道數量多了N個數量級。探測器幾乎擁有了無限的帶寬，如果說原來是只有十車道的高速路，現在探測單元多了N個數量級，升級成了1000車道，輸入信號和輸出始終保持很好的線性關系，實現1倍以上的最大計數率（13）。因此數字化的優(yōu)勢就顯現出來了：

1、一一對應---超高采集效率：100%完全覆蓋、無需模擬定位、高密集探測器陣列；

2、一步到位---無需多余迭代：幾乎是0仿真噪聲、0傳輸衰減、無限帶寬；

3、PET的關鍵參數，TOF的時間分辨率目前就可以降到只有310ps。

綜上所述，PET探測器經過近70年的發(fā)展，其整體性能有了長足的進步，良好的設計和完善PET探測器技術對于促進形成正電子成像的新應用和新產業(yè)具有重要的意義。

DPC技術，源頭數字化，一一對應的采集模式，100%探測器覆蓋率，使得模擬PET被終結，使得PET進入了全數字的時代。

無論如何，DPC技術終于來了，全數字化終于名副其實了。

參考文獻：

(1) Spurrier, M.; Szupryczynski, P.; Rothfuss, H.;Yang, K.; Carey A.A.; Melcher, C.L. The effect of co-doping in the growth stability and scintillation properties of lutetium oxyorthosilicate. J. Cryst. Growth 2008, 310

(2) Liu Jun-Hui; Wei Long，Investigation of the Time Performance of a LYSO Array for TOF-PET， Chinese Physics C, 2015

(3) Virginia Ch.; Spanoudaki; Craig S. Levin. Photo-Detectors for Time of Flight Positron Emission Tomography (ToF-PET), Sensors 2010, 10

(4) Szczesniak, T.; Moszynski, M.; Swiderski, L.; Nassalski, A.; Lavoute, P.; Kapusta M. Fast

Photomultipliers for TOF PET. IEEE Trans. Nucl. Sci. 2009, 56

(5) Jo?lle Barral，Study of Silicon Photomultipliers，Ecole Polytechnique , France, 2004

(6) N. D’Ascenzo, V. Saveliev, Study of silicon photomultipliers for the medical imaging systems, Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A, 2011

(7) Petasecca, M.; Alpat, B.; Ambrossi, G.; Azzarello, P.; Battiston, R.; Ionica, M.; Papi, A.; Pignatel, G.U.; Haino, S.; Thermal and Electrical Characterization of Silicon Photomultiplier. IEEE Trans. Nucl. Sci. 2008, 55

(8) Francesco Corsi, Maurizio Foresta, Cristoforo Marzocca, Gianvito Matarrese, Alberto Del Guerra, ASIC development for SiPM readout, SISSA 2009

(9) Spanoudaki, V.; Mann, A.; Otte, A.; Konorov, I.; Torres-Espallardo, I.; McElroy, D.P.; Ziegler, S.I. Use of single photon counting detector arrays in combined PET/MR: Characterization of LYSO-SiPM detector modules and comparison with a LSO-APD detector. J. Instrum. 2007

(10) Degenhardt, C.; Prescher, G.; Frach, T.; Thon, A.; de Gruyter, R.; Schmitz, A.; Ballizany, R., The Digital Silicon Photomultiplier–A Novel sensor for the Detection of Scintillation Light. In Proceedings of Nuclear Science Symposium Conference Record (NSS/MIC), 2009

(11) Frach, T.; Prescher, G.; Degenhardt, C.; de Gruyter, R.; Schmitz, A.; Ballizany, R. The Digital Silicon Photomultiplier–Principle of Operation and Intrinsic Detector Performance. In Proceedings of Nuclear Science Symposium Conference Record

2009

(12) B. Dolgoshein, P. Buzhan, A. Ilyin, S. Klemin, R. Mirzoyan, E. Popova, and

M. Teshima, “The cross-talk problem and the SiPMs for the 17 m ? MAGIC Telescope

Project,” in New Developments in Photodetection, France 2008.

(13) Z. Liu,a;1 M. Pizzichemi,a E. Auffray,b P. Lecoqb and M. Paganonia Performance study of Philips digital silicon photomultiplier coupled to scintillating crystals, JINST, 2016