正电子发射型断层仪（Positron Emission Tomography, PET）是对正电子示踪剂的探测设备，具有极高灵敏度和精准的定量功能。而PET/CT是将PET与CT有机结合起来的融合设备，已经成为肿瘤、神经和心血管系统疾病诊断，临床分期和疗效评估的最佳影像技术。

PET探测器(Detector)是PET、PET/CT等分子成像设备的重要组成部分。PET探测器的材料组合、结构设计和性能直接影响PET、PET/CT等分子成像设备在临床和科研中应用，探测器的优劣直接决定着PET系统的好坏。那么PET/CT探测器都发生了怎样的变化呢？常听说的PMT、SiPM与DPC到底各有何种不同？本文主要介绍PET探测器在技术方面的发展状况。

PET探测器的结构

PET探测器由晶体（Crystal）、光电转化器(Photomultipliers)和后续电子线路组成。

（1）晶体：从理论上讲，表1所列几种晶体均可以用于PET探测器，但是从临床经验来看，目前用于PET探测器的晶体主要有BGO、LYSO、LSO和LBS等四种。其中LYSO、LSO以及LBS这类晶体由于含有金属镥（Lutetium），因此余辉时间明显减少。一般认为晶体余辉时间小于80ns（纳秒）就可以实现飞行时间（Time of Flight, TOF）技术。而BGO等晶体余辉时间太长，不能实现TOF技术，即将淘汰(1,2)。当然，含镥晶体（LSO、LYSO）也有其不足，就是含有自身本底放射性，有效原子序数偏小，会导致射线探测效率降低。所以，一般讲LYSO、LSO和LBS这类晶体在PET探测器中其最佳长度为20mm左右（3）。所以，如果选择LYSO、LSO或LBS这一类晶体，那么就必须具有TOF技术来弥补或克服其探测效率低的固有缺陷。

表一

（2）光电转化器：伽玛射线与晶体作用产生的荧光需要采用光电转化器才能转变为电信号。目前常见的光电转换器有PMT、SiPM和DPC(Digital Photon Counting)三类。

A、传统的PET探测器采用把单个闪烁晶体耦合在光电倍增管（PMT）上的办法，它是在1951年由Wrenn和Sweet首先提出的。也在PET探测器的历史长河中扮演着极其重要的作用。但是由于它体积大，易干扰，需高压；会产生温度升高，导致放大增益有很大偏差，温度升高1°，增益偏差3%(4)。因此科学家又推出了半数字化固相阵列式光电转化器(Silicon Photomultiplier, SiPM），不但明显提高PET探测器空间分辨率，而且能够提高PET的TOF技术，最重要的是其对于磁场的不敏感，使得一体化的PET/MR成为了可能。

B、半数字化固相阵列式光电转化器（Silicon photomultiplier, SiPM）,亦称为硅光电倍增管。

从其名字就可以看出，其功能和原理依然没有脱离传统光电倍增管的范畴，最多只能算半数字化探测器。其最早用于倒车雷达、质谱仪等信号采集原件，在PET/CT的应用最早在2004年左右（5,6）。

SiPM较传统的PMT而言，采用了半导体集成电路芯片技术。这种半数字化芯片产品，体积明显减小，可以做到高度的集成化，同时可以实现PET中关键的TOF技术。但是，模拟信号到数字信号的A/D转换依然需要后续ASIC电路来解决，SiPM只是和原来的PMT一样，单纯的进行信号的接受放大，其采集到的电信号通过后续的电路去估算大致的光子计数，并转化成数字信号，一个输出=所有脉冲的叠加，处理过程依然受到模拟电路的影响(3,7)。

同时，由于属于硅光原件，即使在外部没有任何输入的情况下，其依然会产生暗电流噪声（7）。对于温度的敏感性，虽然略低于PMT，但是受到其模拟元件的本质限制，无法摆脱温度漂移的影像，温度每上升1摄氏度，其增益偏差大约还是在3%左右。在采集过程中，随着计数率（输入）的增多，SiPM也经常收到模数转换、带宽限制、噪声干扰等因素的影响，出现响应不及时的情况，也就是我们通常所说的不应期，或者用PET/CT的专用术语——死时间问题（3,8,9）。

此外，目前的SiPM生产商其主要供货对象并不是PET/CT，主要是受采购数量的制约。导致至今依然没有一台采用SiPM探测器的PET/CT能够实现SiPM探测器和晶体尺寸一致。这也是PET/CT进入全数字时代的另一大障碍，众多此类产品，不得不继续沿用为PMT设计的Block结构，探测器尺寸的大大缩小，却仍然无法实现与晶体一一对应，以及晶体的完全覆盖，直接带来的后果就是丢数据。大量真实的符合事件因为SiPM响应不及时而没被系统有效记录。为了解决这个困惑，需要将所有的计数均收集起来，然后进行后续的多次重建来解决。显然软件算法的弥补，并不能解决根本问题，硬件设计或材质的改变才是必然的道路。因此，研究人员将寄希望于实现进一步的数字化，来破解所有模拟元件带来的困扰(3,8)。

C、数字光子计数DPC（Digital photon counting）。鉴于上述SiPM的一些缺点，DPC应运而生。

相较于SiPM单纯放大信号以及包含的所有噪声，并在后续ASIC电路中进行模数转换。DPC芯片，通过为每个ADP单元（微米级）设计一套完整的CMOS电路，使其在放大之前即可完成可见光信号能量判断，并转换为数字信号。0101的数字信号可以直接通过光纤传递给后端采集和处理工作站，不再需要ASIC电路和任何模拟电路，实现了零模拟噪声，也不会对噪声进行放大(10,11)。

由于DPC芯片是第一款专门针对PET/CT设计的探测器芯片，所以，每个独立探测器的尺寸就是根据目前最广泛使用的晶体切割尺寸设计，因此实现了和晶体单元的一一对应，而且可以100%探测器覆盖晶体。这种一一对应结构为PET/CT带来的好处是显而易见的，PET光子闪烁定位，第一次实现了直接定位，不再依赖于 Block 结构的估算方式，极大提高了PET的定位精度和处理速度(11，12)。由于采集有效计数的提高，使得系统的有效灵敏度也得到极大提高，前端硬件设计上的噪声去除，避免了长期以来后续软件多次迭代算法的去噪处理，极大的节省重建的时间。同时，一一对应结构带来的另一个好处是，第一次能够通过每个探测器校正，消除晶体差异带来的固有均匀性问题，每个探测单元实现归一化的采集放大效果。正是由于良好的均匀性才能保证后续定量的准确性（12）。

此外，由于在最前端实现数字化和信号噪声识别，SNR会有很大提高，其采集通道与现在采用SiPM探测器的PET/CT的通道数量多了N个数量级。探测器几乎拥有了无限的带宽，如果说原来是只有十车道的高速路，现在探测单元多了N个数量级，升级成了1000车道，输入信号和输出始终保持很好的线性关系，实现1倍以上的最大计数率（13）。因此数字化的优势就显现出来了：

1、一一对应---超高采集效率：100%完全覆盖、无需模拟定位、高密集探测器阵列；

2、一步到位---无需多余迭代：几乎是0仿真噪声、0传输衰减、无限带宽；

3、PET的关键参数，TOF的时间分辨率目前就可以降到只有310ps。

综上所述，PET探测器经过近70年的发展，其整体性能有了长足的进步，良好的设计和完善PET探测器技术对于促进形成正电子成像的新应用和新产业具有重要的意义。

DPC技术，源头数字化，一一对应的采集模式，100%探测器覆盖率，使得模拟PET被终结，使得PET进入了全数字的时代。

无论如何，DPC技术终于来了，全数字化终于名副其实了。

参考文献：

(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) Joëlle 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 Ø 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