数字化探测器在PET设备中应用性能分析

王双庚，聂生东

上海理工大学 医学影像工程研究所，上海 200093

引言

近年来，随着肿瘤相关疾病发病率越来越高，PET/CT检查就变得越来越重要，其在肿瘤诊断、肿瘤分期、肿瘤防治方面，是其它医疗设备无法替代的，但是PET/CT的PET图像，相对于CT解剖图像，明显存在分辨率偏低的短板，而PET成像的基本原理是预先向生物体内注射正电子核素标志的化合物，正电子核素中的正电子与负电子结合后发生湮灭反应，产生两个能量为511 keV从湮灭点向相反方向分离的γ光子，我们通过对γ光子对的探测及相关处理得到正电子核素在生物体内代谢的分布图像[1]，从PET成像原理可以看出决定PET图像分辨率一个重要因素就是用来获取γ光子的探测器，探测器对γ光子探测的效率越高，探测到的符合计数比例越高，PET图像分辨率就越高；因此对PET设备探测器的选用上，根据各自探测器设计和材料性能的区别，将对PET成像分辨率有很重要的影响。目前医疗机构使用的PET/CT设备，大部分PET部分探测器还停留在模拟化采集，光电转换部件基本还在采用光电倍增管（Photomultipliers Tukes，PMT），将光子信号转换成为模拟的电流信号，后续经过数字采样，模数转换，再重建生成数字图像，供医生诊断，从2019年开始，各大厂商（飞利浦医疗、通用医疗和联影医疗）才陆续开始研究数字化探测器在PET设备上面应用，但是数字化探测器中的光电转换部分材料有几种选项，各自有各自的优势和劣势，本文首先介绍并对比目前主要光电转换模块的各自的特点，并根据各自的优势和劣势，最后着重阐述一款优势最大的数字化探测器在PET设备上面的应用，通过对这款探测器结构构成和成像原理来分析其对空间分辨率、时间分辨率和灵敏度的影响，最终基于上述内容总结了数字化探测器的巨大优势，以及大规模推广面临的一些问题。

1 主要光电转换模块

1.1 PMT

目前市场上主流PET/CT设备用来探测γ射线的主要模块是由闪烁晶体将γ射线转换为可见光波段的光子信号，再由PMT将光子信号转换为电流信号，并进行初级放大增益，进而被后续的集成电路板进行模数转换，进而重建运算处理，最终给出可视化灰度图像。

PMT作为光电转换模块来说，是一款成熟的产品，在过去乃至现在，相当长时间被大部分厂家选择用在PET/CT设备上面，它具有很多的优势：如对信号有较高的增益倍数（106～107）、时间响应速度快、市场上已经有很多成熟的厂家在生产，并且可以在不同体积，不同种类之间进行选择等；然而随着时间的发展，PMT[2]的发展遭遇了瓶颈，由于其固有的缺陷（基于真空管技术），导致了体积比较大，耦合在微小的闪烁晶体上面，大大影响到了图像的空间分辨率和采集准确率；并且由于其固有的特性，导致量子转换效率很低（25%左右），加上PMT对于磁场非常敏感，无法很好的应用在最新设备（PET/MR）上面；PMT增益放大需要很高的电压加载（通常1000 V以上）；所以一直以来各大厂家也在积极寻找PMT的合适替代品。

1.2 雪崩二极管

雪崩二极管（Avalanche Photodiode，APD）[3]是一种基于P-N结为基础的一种光电探测器件，它克服了PMT的几种劣势，用于PET设备上的APD反偏电压低于击穿电压，所以APD的输出脉冲跟触发光子的数量存在线性关系，其体积很小，而且APD的量子转换效率可以达到80%左右，远高于PMT，并且APD对磁场并不敏感，可以在高磁场的环境下正常工作，可以集成在PET/MR设备上。不过，APD存在三个比较大的劣势：① APD与PMT一样加载了很高的电压，但是对信号的增益却很低，只有102～103左右； ②APD时间分辨率非常差，存在较长的恢复时间，无法应用TOF相关技术；③ APD对温度和反偏电压调制精度要求很高，随着温度和反偏电压的变化，APD的增益和性能参数会发生很大的变化，并且热量会产生很多的Dark Count Noise。基于上述的缺点，APD虽然经过很长时间的发展，却一直也没有替代掉PMT。

1.3 模拟硅光二极管

直到90年代，得益于硅材料技术的突破[4]，电子器件迅速实现小型化，从而诞生了硅光二极管（SIPM），其主要结构是在一个很薄的金属介质层上面覆盖很多微小G-APDS（工作在Geiger模式下的APD），组成二维阵列，当有晶体产生的光子打到SIPM的时候，每个APD独立工作，产生雪崩效应后，会形成放电—猝灭—充电的过程，所有的APD共用一路输出，形成一个模拟脉冲信号，此脉冲的峰值在一定程度上与打到SIPM表面的光子数量存在正比例关系，这种SIPM输出是模拟的脉冲信号，所以也称为模拟硅光二极管（Analog Silicon Photo Multiplier，A.SIPM）或者MPPC（Multi-Pixel-Photon-Counter）；从它的结构可以看出：它的体积可以做到非常小，因此它的APD的耗尽层很薄（～0.7 µm），所以只需要几十伏特的工作电压就可以， 并且可以产生与PMT相当或者更高的增益倍数；对磁场不敏感，可以融合在PET/MR设备上面；由于APD工作在Geiger模式下，偏置电压大于击穿电压，所以雪崩效应时间响应非常快，并且串联了猝灭电路，发生雪崩后，APD重置到初始状态所需时间也很短暂，因此时间分辨率很高，可以匹配飞行时间（Time of Flight，TOF）[5]技术；目前市场上有不少厂家都发行了相关产品，如：SensL，Zecotek Photonics Inc.，CPTA，STMicroelectronics，Hamamatsu Photonics, Amplification Technologies, Photonique SA，也有部分产品代替PMT，应用到了小动物PET上面用于科研工作，但是它的PDE和增益，与BIAS电压和温度有很大的关联性，需要对于工作温度和BIAS电压做到很精确的调制，才可以使图像空间分辨率和时间分辨率稳定[6-9]；而且MPPC的输出是所有被激发的cells的共同输出，是模拟脉冲输出，由于PET设备上面，闪烁晶体发出的光子强度很大，一次γ射线的所发出的数量约有12500个光子数目，对于MPPC的激发，都是饱和状态下的激发，对于动态状态下，如何做到有效地减小热量导致的dark count噪声和尽可能的屏蔽掉康普顿散射线所形成的无效计数，将会是非常复杂的事情。

2 数字化硅光二极管

前面叙述了主要的光电转换模块各自的特点（图1），可以看出其都或多或少存在一些局限，基于此，本文将在下面介绍一款完全数字化的硅光二极管的设计[10-15]。

图1 主要光电转换模块的特点

2.1 数字化硅光二极管的结构

本文中介绍的数字化硅光二极管（Digital Silicon Photo Multiplier，D.SIPM）（图 2～3），单个 DSIPM尺寸面积为32.6 mm×32.6 mm，下面包括4×4个Sensors（Dies），每个Sensor包括2×2个Pixels，每个Pixel包括3200个Microcells，单个 Microcell的尺寸面积为 59.4 µm×64 µm，每个Pixel的有效感应面积占比74%。单个Microcell里面是一个工作在Geiger模式下的SPAD，当有光子入射时，每个Microcell将会独立触发，每个触发的Microcell将会独立输出独立的数字信号，由计数累加器进行记录，并加载有TDC电路产生的时钟信号，一起输出给主要控制电路。实验所使用的的最佳晶体是LYSO晶体，尺寸为4 mm×4 mm×22 mm，这样晶体的结构就实现了晶体与探测器每个Pixel之间1:1的对应关系，提高了空间分辨率和时间分辨率，并且选择晶体尺寸较长，大幅增加了计数效率。相对于A.SIPM，D.SIPM不需要外接任何外部的逻辑处理电路，减少了模数转换环节，直接输出触发的光子数量和第一个光子触发的时间信息，而这两个参数将直接决定TOF PET设备上面计数是否为有效计数；所以D.SIPM的有效计数比例也大大优于A.SIPM。

图2 Digital SIPM的表面结构

图3 Digital SIPM的结构示意图

2.2 D.SIPM的Dark Count Rates

D.SIPM的光电转换器件，实质上是微小的SPADs，当没有光子触发的时候，其自身由于热量或者外部光子的渗入，会触发SPADs，存在本底噪声，称之为Dark Count Rate[16]。

使用上述2.1所述结构组成的D.SIPM，配合尺寸为4 mm×4 mm×22 mm的LYSO晶体，在无密闭光源的条件下，采集的本底计数数据，即Dark Count Rates（图4）。

图4 D.SIPM采集的本底Dark count的结果

在20℃，3.3 V反偏电压的条件下，每个SPAD的Dark Count Rates平均在550 cps左右。但是，由于D.SIPM中每个SPAD均配置了一个静态内存，每个SPAD都会被标地址标记，Dark Count Rates太高的SPAD会被禁用掉，所以探测器实际工作时，会有90%～95%有效的SPADs工作，Dark Count Rates会成倍的降低（图5）。在临床PET应用时候，将会形成校正表，对图像进行校正。

图5 D.SIPM DCR 与有效SPADS的坐标图

2.3 D.SIPM的Optical Cross Talk

理论情况下，一个光子会在一个SPAD上面触发雪崩效应，从而进行有效计数，每个SPAD之间使用隔离层进行隔离。但是还是存在同一个光子打在SPAD的边缘，导致两个或者多个SPADs触发雪崩效应，从而分别进行累加计数，显然这种情况会降低计数的准确性。

使用2.1所述结构组成的D.SIPM探测器，配合LYSO晶体，使用Na-22辐射源，所测试的探测器Optical Cross Talk数据如图6所示。

图6 D.SIPM Optical Cross Talk数据

从图中可以看出，在20 ℃，3.3 V反偏电压工作状态下，以5×5的Cells的数据来看，Optical Cross Talk大概占比18%，并且Optical Cross Talk的占比与反偏电压的大小基本成正比例关系，同样在临床PET应用时候，需要生成衰减校正表对图像进行校正。

2.4 D.SIPM的光子探测效率

入射光子最终转换成有效计数的比例定义为光子探测效率（Photon Detection Efficiency，PDE），显然PDE越高，代表计数越多，图像也会越清晰。但是由于探测器中每个SPAD之间需要隔离，来减少Optical Cross talk，所以每个入射光子，不一定会转换成有效计数，而且Optical Cross Talk和Dark Count Rates也会影响到PDE参数，按照2.1所述结构组成的D.SIPM探测器，实验数据显示，其最终的PDE曲线如图7所示，在λ=420 nm时候，PDE将近40%；实验用的晶体采用的LYSO晶体，其发射光子的能量峰值字420 nm（图8）。

图7 D.SIPM的光子探测效率与入射光波长坐标图

图8 主要晶体检测入射光波长峰值

2.5 D.SIPM的温度敏感度

由于组成D.SIPM的基本组件SPADs对温度比较敏感[20-21]，所以必须要测试探测器受温度影响的程度，采用2.1所述的结构组成的D.SIPM探测器，以2100 k photons/pulse，24 ps FWHM时间分辨率，不同温度下PDE和 TDC偏离的程度如图9所示。试验结果，两者偏移的程度与温度的大小基本成线性关系，即：PDE 偏移值: 0.33%·K-1。

图9 PDE偏离值与温度的关系图

TDC 偏移值 ： 15.3ps · K-1（图 10），其中 PDE 的偏离可以通过调节反偏电压的数值进行补偿，TDC的偏移则可以通过电子时钟的校正。

图10 TDC偏离值与温度的关系图

2.6 D.SIPM的空间分辨率

2.1章节所叙述的D.SIPM结构，单个Pixel面积为4 mm×4 mm，配对尺寸为4 mm×4 mm×22 mm 的LYSO晶体，实现了晶体与探测器之间1:1匹配，每个pixel含有3200个SPADs，每个SPAD可以单独采集单个光子的入射，详见图11。PMT定位光子位置，是通过相邻几个PMT所采集的不同能量来综合确定光子位置，由于PMT尺寸较大，位置定位信息就远没有D.SIPM精准，并且打到PMT边缘位置的光子，由于反射折射衰减，会形成很多无效计数，而D.SIPM采用与晶体1:1配对，每个SPAD的位置信息已经存储在SRAM中，所以精度会更高。其原理是SPAD接收到入射光子触发，会产生雪崩，然后计数电路累加器加1，TDC电路记录时间信息，然后主动猝灭电路快速消除光子能量，使SPAD快速恢复到未触发状态（图12），同时每个Pixel输出的信息只有数字化的信号，即计数电路的计数，及计数的位置和时间信息，所以并不需要经过模数转换的复杂电路，不存在无效计数，增大了有效计数。

图11 PMT与D.SIPM确定计数位置的方法

图12 D.SIPM计数原理

2.7 D.SIPM的时间分辨率

2.1章节所叙述的D.SIPM结构配合尺寸为4 mm×4 mm×22 mm 的LYSO晶体，在10℃环境下测量的单个Pixel的时间分辨率，可以看到测量的时间分辨率FWHM=286 ps[17]（图13）。其时间分辨率的主要由SPAD的触发时间、SPAD触发后，发生雪崩，到主动猝灭电路消除光子能量，重新将SPAD恢复到待触发状态和TDC时钟电路的时间分辨率；2.1章节所叙述的D.SIPM采用的是20 ps的TDC时钟电路，SPAD触发的平均时间一般在56 ps左右，SPAD从触发状态恢复到待触发状态所需要的时间在110 ps左右，由于试验中光子数量众多，存在PDE和optical cross talk等很多的外部因素，所以实际试验的最佳时间分辨率在250 ps左右，但是根据其硬件的固有时间分辨率来看，后续还有优化的空间，使时间分辨率达到110 ps左右。

图13 10 ℃下测得D.SIPM的时间分辨率

3 讨论

从上面第二部分的分析可以看到：相对于目前主流PET设备上面所采用的光电倍增管（PMT）以及模拟化硅光二极管（A.SIPM），数字化探测器（D.SIPM）有很大的优势[18-19]。

SPAD本身固有的特性,通过校正，获得每个SPAD的击穿电压，形成矩阵表，根据此矩阵表，加载给SPAD相应的反偏电压，使其在有光子射入的时候，可以快速被击穿，并且在每个SPAD后面配置能量淬灭电路，使光子的能量可以快速淬灭，从而使SPAD快速回复到待出发状态，从而减少由于光电转换单元导致的死时间，相对于PMT等模拟光电转换部件，提高了时间分辨率，结合于TOF技术的应用，大大提高了对光子发生湮灭位置的定位精度。

由于SIPM的快速小型化，使之可以在很小的面积组成很多的阵列SPADS，相对于PMT很大的面积来说，SIPM的体积可以做到数量级的减小，并且支持对每个硅光二极管地址编码，从而在后续重建过程中，大大提高光子在探测器触发的位置精度，提高空间分辨率。同时，大大减少用来计算光子在探测器触发位置的数据量（PMT通常使用区域能峰峰值，然后三角定位来定位，点位精度差，计算量大）。

此款探测器采用1:1匹配晶体的特殊结构设计，有效提高了空间分辨率。

此款数字化探测器最大的优势还在于相对于传统模拟光电转换部件，其采用计数直接数字化的处理方式，即每次光子触发探测器之后，探测器不会对能量幅度进行记录，根据ps级别的时钟电路，记录触发时间信号，由这个时间信号和地址编码的pixel对应信息来决定此计数对是否为符合计数，如果是符合计数，在计数累计电路上面累加1，最后将此符合计数的时间信号、地址信息和计数电路累加信息，传输到后续重建计算机加载pixel map，cross talk和均匀性等校正表进行图像重建。相对于PMT等，从采集原理上，减少了图像失真并增加了分辨率（模数转换过程，对模拟信号整型滤波，信号会有失真的部分，根据模拟信号峰值来确定光子触发位置精度同样会有偏差）。

数字化探测器配合TOF技术来确认电子湮灭发生的位置，由于探测器的设计结构结合地址编码电路、偏置电压电路、能量淬灭电路、时钟电路、计数累加电路的配合，使得时间分辨率相对于模拟探测器双倍的增加，从而增加了计数率，并且提高了电子湮灭位置的定位精度。

基于上面的设计和应用，数字化探测器（D.SIPM）大大提高了PET成像的空间分辨率、时间分辨率、计数灵敏度和有效计数的比例。在实验室条件下，利用Jaszczak 模型(图14)和NEMA测试模型测量的结果[21-25]（图15），空间分辨率达到61 mm3；时间分辨率可以达到345 ps[26]（从其原理来看，存在进一步优化的空间）；灵敏度达到 23000 cps∙MBq-1[27]；有效计数 >700 Kcps[28]。

图14 Jaszczak 模型测试结果

图15 应用Digital SIPM的PET设备的性能参数

4 结论

目前为止，数字化探测器的应用还在初步阶段，在选用材料方面基本都选择了以SIPM为基础的材料，但在SIPM阵列、耦合晶体尺寸和后续处理电路方面有着不同的考虑和设计。本文在1章节中叙述了目前可用于光电转换的各种部件材料，也总结了各自材料的优势和劣势；在第2章节着重叙述了一款数字化探测器的设计结构和采集原理，并且讨论了其在各项性能参数方面的表现，以及最终通过NEMA（目前全球比较通用认可的PET/CT设备性能测试）测试结果验证了其优势所在；在第3章节讨论总结了数字化探测器相对于目前主流模拟转换的探测器的明显优势所在，但不可忽略的是数字化探测器的大规模推广使用还存在一些问题，如：研发成本高昂、生产工艺要求精度高、后期生产成本及探测器工作环境要求高等。相信随着数字化探测器的量产数量的增加，成本会逐步被均摊，但是数字化探测器的工作环境尤其是对温度的要求很高（要求探测器工作环境在18 ℃左右），这就需要设备额外增加水冷机和除湿机来确保工作环境，增加了设备成本和机械设计复杂性，在未来需要对这方面进一步进行实验室试验，进一步增加光电转换材料的稳定性。从上述分析来看，相对于传统PMT，数字化探测器，可以大幅度的提升PET图像的分辨率，从而可以帮助患者更早的、更精确的发现病灶[28-29]；可以预想，由于数字化探测器的优越性能，其必然会逐步取代传统模拟PET/CT设备，成为未来PET/CT设备的主流。