CN107374661A - 用于组合检测器信号的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种组合检测器信号的系统和方法。在一个示例性实施例中，所述系统包括：所述检测器；多个ASIC，其中每个ASIC可以从所述检测器接收电信号，并基于所接收到的电信号生成位置信号和能量信号；组合器，所述组合器可将来自第一ASIC的位置信号输出与来自第二ASIC的位置信号输出组合以生成组合位置信号，并且将来自第一ASIC的能量信号输出与来自第二ASIC的能量信号输出组合以生成组合能量信号；以及模数转换器，所述模数转换器可接收所述组合位置信号和所述组合能量信号，并基于所述信号生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据。

Description

用于组合检测器信号的系统和方法
技术领域
本说明书中所述的示例性实施例主要涉及检测器，例如可用在诊断和生物医疗成像系统中的检测器，并且更确切地说，涉及用于处理信号的需要较少通道的检测器。
背景技术
诊断医学成像，也称为核医学成像，捕获患者的图像，并使用它们来确定关于患者内部结构。例如器官、肌肉、组织等的功能和完整性的信息。所述图像可用于检测患者体内的肿瘤、转移和其他异常，以及用于临床疾病诊断。诊断成像也是研究大脑和心脏功能以及支持药物开发的重要工具。典型的诊断成像系统基于各种物理原理进行操作，包括来自患者组织的辐射发射和/或透射，允许通过非侵入性过程构建患者的内部区域的图像。另外，可在各种角位移处获得衰减信息，以生成与所述衰减信息一致的深度信息。
诊断医学成像技术的示例包括单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)、正电子发射断层摄影术(PET)等，这些技术可以利用施加给患者并在患者体内分解的放射性药物使得从患者体内的位置发射伽马射线。所述放射性药物经选择，以便其可基于体内的生理或生物化学过程优先和/或差异地分布在身体中。例如，可选择由肿瘤组织优先处理或吸引或以其他方式消耗的放射性药物。在这样的示例中，与患者体内的周围区域相比，放射性药物通常在肿瘤组织周围以较大的浓度出现。
在PET成像中，放射性药物在患者体内分解或衰减，释放正电子，正电子当遇到电子时湮灭，并且由于该过程产生一对沿相反方向移动的伽马射线。在SPECT成像中，放射性药物在患者体内分解或衰减时可产生单个伽马射线。这些伽马射线在相应PET或SPECT扫描仪内与检测机构相互作用，从而允许定位衰减事件，从而提供放射性药物在整个患者中分布的视图。因此，护理人员或医疗专业人员可看到放射性药物不成比例地分布在患者体内的位置，从而识别具有诊断重要性的生理结构和/或生物化学过程所处的位置。
在这些示例性成像技术中，使用检测器将入射辐射转换成可用于产生患者图像的电信号。最新的检测器技术包括硅光电倍增管(SiPM)，其包括在辐射入射在闪烁器上时用于检测闪烁器中产生的光学信号的多个微单元。然而，使用SiPM的检测器花费昂贵。SiPM检测器的费用的较大原因是由设置在系统内位于SiPM位于之后的电路和电子器件引起的。相应地，期望减少系统内电子通道的数量并在不降低性能的情况下降低总成本。
发明内容
本发明提供了一种成像设备，包括：检测器；多个专用集成电路(ASIC)，每个ASIC配置成从所述检测器接收电信号并基于所接收到的电信号生成位置信号和能量信号；组合器，所述组合器将来自第一ASIC的位置信号输出与来自第二ASIC的位置信号输出组合以生成组合位置信号，且将来自所述第一ASIC的能量信号输出与来自所述第二ASIC的能量信号输出组合以生成组合能量信号；以及多个模数转换器(ADC)，所述多个模数转换器包括配置成接收所述组合位置信号的至少一个ADC以及配置成接收所述组合能量信号的第二ADC，并基于所述组合位置信号和组合能量信号生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据。
优选地，所述第一和第二ASIC配置成使所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值不会与所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值重叠。
优选地，所述第一和第二ASIC配置成使所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值始终在第一值范围内，以及使所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值在第二值范围内，并且所述第一值范围不与所述第二值范围重叠。
优选地，每个ASIC配置成生成X轴位置信号和Y轴位置信号，并且所述组合器配置成将来自所述第一ASIC的X轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的X轴位置信号输出组合以生成组合X轴位置信号，并且将来自所述第一ASIC的Y轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的Y轴位置信号输出组合以生成组合Y轴位置信号。
优选地，来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值相对于来自所述第二ASIC的所述X轴位置信号的值相互依存地进行加权，然后由所述组合器进行组合，以使来自所述第一ASIC的所述X轴信号的值不与来自所述第二ASIC的所述X轴信号的值重叠。
优选地，所述多个ADC包括三个ADC，所述三个ADC包括用于接收所述组合X轴位置信号的第一ADC、用于接收所述组合Y轴位置信号的第二ADC以及用于接收所述组合能量信号的第三ADC。
优选地，组合器包括从所述第一和第二ASIC接收输出的求和放大器。
优选地，成像设备进一步包括浮点门阵列(FPGA)，所述浮点门阵列配置成从所述ADC接收所述数字化图像数据并处理所述数字化图像数据。
优选地，成像设备进一步包括时数转换器(TDC)，所述时数转换器配置成生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化定时信息。
优选地，检测器包括硅光电倍增管(SiPM)检测器。
本发明的另一方面还提供了一种成像方法，包括：通过多个专用集成电路(ASIC)从检测器接收电信号，并通过每个ASIC基于所接收到的电信号生成位置信号和能量信号；将来自第一ASIC的位置信号输出与来自第二ASIC的位置信号输出组合以生成组合位置信号；将来自所述第一ASIC的能量信号输出与来自所述第二ASIC的能量信号输出组合以生成组合能量信号；以及接收所述组合位置信号和所述组合能量信号，并基于所述信号生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据。
优选地，成像方法中第一和第二ASIC配置成使所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值不与所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值重叠。
优选地，成像方法中第一和第二ASIC配置成使得所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值始终在第一值范围内，以及使所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值始终在第二值范围内，并且所述第一值范围不与所述第二值范围重叠。
优选地，成像方法中，每个ASIC配置成生成X轴位置信号和Y轴位置信号，并且组合所述位置信号包括将来自所述第一ASIC的X轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的X轴位置信号输出组合以生成组合X轴位置信号，并且将来自所述第一ASIC的Y轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的Y轴位置信号输出组合以生成组合Y轴位置信号。
优选地，成像方法中，来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值相对于来自所述第二ASIC的所述X轴位置信号的值相互依存地进行加权，然后进行所述组合，以使来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值不与来自所述第二ASIC的所述X轴位置信号重叠。
优选地，成像方法中，组合所述位置信号和所述能量信号由求和放大器执行，所述求和放大器从所述第一和第二ASIC接收输出。
本发明的另一方面还提供了一种成像设备，包括：检测器；多个专用集成电路(ASIC)，每个ASIC配置成从所述检测器接收电信号并基于所接收到的电信号生成位置信号和能量信号；组合器，所述组合器配置成组合四个ASIC生成和输出的相应位置信号，以生成一个组合位置信号，并且组合所述四个ASIC生成和输出的相应能量信号，以生成组合能量信号；以及模数转换器(ADC)，所述模数转换器配置成接收所述组合位置信号和所述组合能量信号，并基于所述信号生成用于所述四个ASIC的数字化图像数据。
附图说明
参考以下结合附图描述的具体实施方式可更显而易见地清楚理解示例性实施例的特征和优势以及其实现方式，其中：
图1是示出根据一个示例性实施例的医疗成像设备的图。
图2是示出根据一个示例性实施例的成像设备的专用集成电路(ASIC)输出通道的图。
图3是示出根据另一个示例性实施例的成像设备的ASIC输出通道的图。
图4A和图4B是示出根据示例性实施例的、分别由图2和图3所示ASIC产生的成像设备的检测器位置的图。
图5是示出根据一个示例性实施例的医疗成像方法的图。
图6是示出根据一个示例性实施例的编码ASIC输出信号的示例的图。
在整个附图和具体实施方案中，除特别说明，相同附图参照数字将理解为指代相同元件、特征和结构。这些元件的相对大小和描述可能因清晰、说明和/或方便目的而夸大或调整。
具体实施方式
在以下详细描述中，阐述了具体细节以便提供对多个示例性实施例的透彻理解。应该理解，所属领域的技术人员将能够轻易地清楚了解这些实施例的各种修改，并且本说明书中所定义的一般原理可在不偏离本发明的精神和范围的前提下应用到其他实施例和应用。此外，在以下说明中，将出于说明目的而提供许多细节。然而，所属领域中的一般技术人员应了解，可在不使用这些具体细节的情况下实践实施例。在其他情况下，众所周知的结构和过程不做图示或描述，以免不必要的细节模糊说明。因此，本发明不旨在限于所示的实施例，而是符合与本说明书中公开的原理和特征一致的最宽范围。
本说明书所述的示例性实施例涉及在医疗成像设备中执行的后ASIC多路复用。根据多个实施例，ASIC输出信号在从模拟信号转换成数字信号之前进行组合，因而减少了数字化所需或所用的电子通道的数量。例如，可分别组合来自两个ASIC的ASIC输出信号(X、Y和E)，并且可以组合定时信号(T，timing signal)，以便三个模数转换器和一个时数转换器可处理两个完整ASIC输出集而不是处理单个ASIC输出集。ASIC输出信号可进行组合，并且可减少模数转换器和时数转换器的总数量，因而降低了成像设备的总成本。
使用硅光电倍增管(SiPM)检测器的成像系统的成本在很大程度上是由专用集成电路(ASIC)之后的位置处的系统中的电路所驱动的。所以，需要在不退化系统性能的情况下，减少电子通道的数量。理想的检测器具有每个定时通道的小面积SiPM(良好的定时分辨率)、小SiPM像素尺寸(良好的晶体分离)、小BGO晶体(良好的空间分辨率)、小的麻痹区域(良好的计数率性能)和少量电子通道(低成本)。在最近的PET检测器中使用的SiPM需要专用的电子处理设备来处理。一种该处理方法是PSYCHE ASIC，其可多路复用多达18个SiPM信号，并生产四个信号，包括三个模拟信号(两个位置信号和一个能量信号)和一个定时信号。由于后处理电子设备的成本，每个处理通道的SiPM数量从18∶4减少至24∶4或更高是有利的。然而，由于定时信号中噪音的增加，增加每个ASIC的SiPM数量会产生显著的问题。
如本说明书中所述，在进入数字转换器(digitizer)之前可将两个或更多个ASIC组的输出进行求和，以便增加检测器的麻痹区域(paralyzable area)。例如，可使用求和放大器、多路复用器、简易电路等来组合来自两个ASIC的能量信号以及组合来自两个ASIC的相应位置信号。另外，可使用“或”(OR)门等来组合定时信号。在这些示例中，可求和ASIC输出信号，以便单组的三个模数转换器(ADC)及一个时数转换器(TDC)可处理两个完整的ASIC组而不是一个组。
根据多个方面，可调整每个组中的ASIC权重，以便只使用范围X或Y的一半。在这些示例中，X和Y可表示与检测器对应的任意轴位置，例如X轴和Y轴位置。也就是说，可使用X位置和Y位置来指示检测器上的二维位置，且不意味着限于具体方向或轴。同时，可使用E指示在特定位置处检测到的能量。作为非限制性示例，检测器可包括来自闪烁器的四个晶体，这些晶体使用两个SiPM上的0和10的ASIC权重跨两个SiPM进行编码。作为另一个示例，完整的ASIC权重范围可介于0到15之间。在两个组设定了位置权重(X或Y)0、1、5和15的示例中，晶体分离应该与相关领域中的晶体分离相同，并且输出信号可直接求和。作为另一个示例，如果块之间的重叠足够，那么晶体仍可用值0、8、7和15进行解码，并且分离将是十分充分的。每个ASIC定时通道的SiPM数量可保持相同。
可使用允许快速产品开发的现有检测器设计来实施示例性实施例。此外，与相关领域相比，示例性实施例将数字通道的数量减少一半。示例性实施例可允许直接端口连接检测器块，而不需要重新设计光导或晶体包。麻痹区域的数量可小于改进计数率能力的当前检测器。此外，根据多个示例性实施例的设计还可进行缩放，并且如果使用较大的块，则可适用于较大区域而不降低定时、能量或定位性能。
图1示出根据一个示例性实施例的医疗成像设备100的概念图。参照图1，成像设备100包括闪烁器10、光电检测器20、多路复用网络30、转换电路(ADC和TDC)40、浮点门阵列(FPGA)50和系统重合检测60。还应该理解，成像设备100可包括图1中的示例中所示或所述的其他特征。成像设备100可以是诊断成像设备或核成像设备，并且可基于单光子发射计算机断层扫描(SPECT)、正电子发射断层扫描(PET)等。
闪烁器10可光连接到光电检测器20。此处，闪烁器10可对应于包括多个闪烁器10的闪烁阵列。例如，从患者发出的伽马射线可由闪烁器10检测并分组在一起。作为响应，闪烁器10可将伽马射线转换为可光突发(即光子)，所述光突发可传送到光电检测器20。光电检测器20可将从闪烁器10接收的光子转换成电子或电子信号。另外，光电检测器20可放大从闪烁器10接收的电子信号。还应该理解，光电检测器20可对应于光电检测器20的阵列。此外，作为非限定性示例，光电检测器20可包括一个或多个SiPM、雪崩光电二极管(APD)、光电倍增管(PMT)等。在一个示例中，成像设备100可包括读出大量闪烁器10的若干光电检测器20。此外，每个光电检测器20可具有自己的独立输出。
ASIC可连接或电连接到光电检测器20，以处理由光电检测器20生成的电子信号。例如，ASIC可将来自光电检测器20的电子信号转换成X位置信号、Y位置信号、能量信号和定时信号。因此，ASIC可具有四个输出，包括两个位置输出(X和Y)、一个能量输出和一个定时输出。典型的医疗成像系统具有太多检测器，以可行地单独数字化每个检测器。根据多个示例性实施例，多路复用网络30减少数字化之前的电子通道的数量。多路复用网络30可包括求和电路，例如，一个或多个求和放大器、求和电路、多路复用器等。成像设备100可进一步包括从多路复用网络30接收组合信号的多个数字化仪，例如，模数转换器(ADC)和时数转换器(TDC)40。
相应地，可通过多路复用网络30将来自第一ASIC的位置信号输出与来自第二ASIC的位置信号输出组合，并且表示所述第一和第二ASIC的单个组合位置信号可从复用网络30输出并输入到ADC40。例如，可将来自第一ASIC的X位置信号输出与来自第二ASIC的X位置信号输出组合，并且单个组合X位置信号可通过复用网络30生成并输出为所述第一和第二ASIC的X位置信号。作为另一个示例，可将来自第一ASIC的能量信号输出与来自第二ASIC的能量信号输出组合，并且单个组合能量信号可通过多路复用网络30生成并输出为对应于所述第一和第二ASIC的组合能量信号。在这些示例中，可组合来自两个ASIC的X位置信号，以使ADC可同时接收来自两个ASIC的X位置信号。还可分别组合来自两个ASIC的Y位置信号和能量信号，以使ADC可同时接收来自两个ASIC的Y位置信号并且来自两个ASIC的能量信号是同时接收的。
在本说明书中所述的示例性检测器设备中，可使用相对少量的数字化仪来数字化由较大数量的闪烁器10检测到并且从多路复用网络30接收的信号。ADC/TDC 40可传到FPGA50作进一步处理。FPGA 50可在一组检测器中查找有效事件。系统重合检测60可从FPGA 50接收经处理的信号。例如，如果短时间范围内发生两个不同的FPGA检测事件，那么系统重合检测60可记录该事件对。
图2示出根据一个示例性实施例的成像设备200的专用集成电路(ASIC)的输出通道，并且图3示出根据另一个示例性实施例的成像设备300的ASIC的输出通道。参考图2和图3，提供闪烁器阵列，所述闪烁器阵列包括多个闪烁器102。当受到电离辐射，例如，从患者接收的电离辐射的激发时，每个闪烁器102可呈现闪烁。多个SiPM 104(即光电检测器)连接到包括在所述闪烁器阵列中的闪烁器102。每个SiPM 104可将从闪烁器102接收的光子转换成电子信号。ASIC 106连接到每个相应SiPM 104并且接收由SiPM 104生成的电子信号，并且生成与检测对应的位置信号、能量信号和定时信号。
在图2的示例中，将来自每个ASIC 106的输出(X、Y和E)输入到由块110表示的相应三(3)个ADC的组中，并且定时输出可输入到TDC(未示出)中。在该示例中，X、Y和E输出106中的每个输出输入到其各自的相应ADC 110，用于从模拟信号转换成数字化图像信号。图4A中示出图2中的成像设备200的检测器位置的示例。在图4A的示例中，X和Y进行单独加权，并且每个单位是独立的。
然而，成像系统200可能有太多数量的检测器104以至于不能可行地将来自每个检测器104的电子信号单独数字化，因为这样做可能相当昂贵。相应地，在图3所示的成像设备300中，组合器108将第一ASIC 106A的输出与来自第二ASIC 106B的输出组合。例如，组合器108可包括一个或多个求和放大器、多路复用器、求和电路等。在图3中，将来自ASIC 106A的X位置信号输出以及来自ASIC 106B的X位置信号输出输入到组合器108。此处，组合器108将来自ASIC 106A的X位置信号与来自ASIC 106B的X位置信号组合，以生成组合X位置信号。同样地，将来自ASIC 106A的Y位置信号输出与来自ASIC 106B的Y位置信号输出输入到组合器108，并且组合器108将来自ASIC 106A的Y位置信号与来自ASIC 106B的Y位置信号组合，以生成组合Y位置信号。此外，将来自ASIC 106A的能量信号输出和来自ASIC 106B的能量信号输出输入到组合器108，并且组合器108将来自ASIC 106A的能量信号与来自ASIC 106B的能量信号组合，以生成组合能量信号。所述组合X位置信号可输入到ADC 110中，所述组合Y位置信号可输入到另一个ADC 110中，并且所述组合能量信号也可输入到另一个ADC 110中。图4B中示出图3中的成像设备300的检测器位置的示例。在图4A的示例中，X和Y进行单独加权，然而，每个单位是相互依存的。
在图3的示例中，成像设备300包括多个ASIC 106，每个ASIC配置成从检测器104接收电子信号并且基于所接收的电信号生成至少一个位置信号(例如，用于X和Y中的每一者的两个位置信号)和能量信号。此外，组合器108还配置成将来自第一ASIC 106A的位置信号输出与来自第二ASIC 106B的位置信号输出组合以生成组合位置信号，并且将来自第一ASIC 106A的能量信号输出与来自第二ASIC 106B的能量信号输出组合以生成组合能量信号。成像设备300还包括多个ADC 110，所述多个ADC包括配置成接收所述组合位置信号(例如，X或Y)的至少一个ADC 110以及配置成接收所述组合能量信号的第二ADC 110，并且基于所述组合位置信号和所述组合能量信号生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据并将所述图像数据发送到FPGA112。
在图3的示例中，所述第一ASIC 106A和第二ASIC 106B可以配置成使所述第一ASIC 106A生成和输出的所述位置信号的值不与所述第二ASIC 106B生成和输出的所述位置信号的值重叠。例如，所述第一ASIC 106A和第二ASIC 106B可配置成使所述第一ASIC106A生成和输出的所述位置信号的值始终在第一值范围内，并且所述第二ASIC 106B生成和输出的所述位置信号的值始终在第二值范围内，因而所述第一值范围不与所述第二值范围重叠。例如，来自第一ASIC 106A的X位置信号输出可加权到0到7之间的值，并且来自第二ASIC 106B的X位置信号输出值可以是8到15之间的加权值，但示例性实施例并不限于这些值。
根据多个示例性实施例，每个ASIC 106A和106B可配置成生成X轴位置信号、Y轴位置信号、能量信号和定时信号。组合器108可将来自第一ASIC 106A的X轴位置信号输出与来自第二ASIC 106B的X轴位置信号输出组合以生成组合X轴位置信号，并且将来自第一ASIC106A的Y轴位置信号输出与来自第二ASIC 106B的Y轴位置信号输出组合以生成组合Y轴位置信号。在这些示例中，来自所述第一ASIC 106A的所述X轴位置信号的值可相对于来自第二ASIC 106B的所述X轴位置信号的值进行相互依存地加权，然后由组合器108进行组合，以使来自所述第一ASIC 106A的所述X轴位置信号的值不与来自第二ASIC 106B的所述X轴位置信号的值重叠。虽然未在图3中示出，但成像设备300可进一步包括一个或多个TDC，所述一个或多个TDC生成用于第一ASIC 106A和第二ASIC 106B的数字化定时信息。
根据各种示例性实施例所述，闪烁器阵列102、SiPM检测器104、ASIC 106、组合器108、ADC 110和FPGA 112可以是彼此分离且不同的部件。此外，尽管与来自第二ASIC 106B的位置信号和能量信号组合，但可维持来自ASIC 106A的位置信号和能量信号的值。因此，FPGA能够在不需要对每个闪烁器阵列使用独立模数转换器的情况下处理来自闪烁器阵列102A和102B的数据。此外，虽然图3中的示例示出了来自两个ASIC的组合输出信号，但应该了解，可组合两个以上的ASIC信号，例如，三个ASIC、四个ASIC或四个以上ASIC信号。
图5示出根据一个示例性实施例的医疗成像方法500。参照图5，在510中，从检测器，例如光电检测器阵列接收电子信号。所述电子信号可基于已从患者检测到的伽马射线，由闪烁器转换成光子，并且由光电检测器转换成电子信号。在520中，生成能量信号(E)和两个位置信号(X和Y)。例如，在510中，所述接收可包括多个ASIC中的每个ASIC从相应检测器接收电信号，以及由每个ASIC基于所接收的电信号生成位置信号(X和/或Y)和能量信号。
在530中，分别将来自第一ASIC的至少一个位置信号和能量信号与来自第二ASIC的至少一个位置信号和能量信号组合。例如，可如图4A和图4B所示组合来自检测器的信号。作为530中的组合结果，可生成至少一个组合位置信号和组合能量信号。在540中，来自第一ASIC的定时信号与来自第二ASIC的定时信号组合以生成组合定时信号。最后，在550中，基于所述组合信号将所述组合位置信号和所述组合能量信号转换成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据。
例如，在520中，所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值不与所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值重叠。相应地，当组合所述位置信号的值时，这些值仍然可彼此辨别。例如，所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值可始终在第一值范围内，并且所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值可始终在第二值范围内，并且所述第一值范围不与所述第二值范围重叠。
在图5的示例中，每个ASIC可在520中生成X轴位置信号和Y轴位置信号，并且530中的组合可包括将来自所述第一ASIC的X轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的X轴位置信号输出组合以生成组合X轴位置信号，以及将来自所述第一ASIC的Y轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的Y轴位置信号输出组合以生成组合Y轴位置信号。在该示例中，来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值可相对于来自第二ASIC的所述X轴位置信号的值进行相互依存地加权，然后进行组合，以使来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值不与来自第二ASIC的所述X轴位置信号重叠。
对于每个ASIC来说，位置(X、Y)和能量(E)信号可在进行组合/求和之后保留各自的值。例如，所述ASIC可作为求和网络，其中，根据闪烁器阵列102的位置对能量和位置信号进行加权。例如，在图4B中，一个方向上的权重为(1，1)、(1，2)、(1，3)、(1，4)、(3，1)、(3，2)等。在该示例中，权重(3，1)、(3，2)等可应用到图4A中所示的权重。另外，此处的检测器不需要在物理上邻近彼此，并且所述加法不需要通过逻辑电路进行编程。
图6示出根据一个示例性实施例的编码ASIC输出信号的示例。参照图6，可在组合期间或组合之前缩放、编码或调整值(例如，数量、权重等)。作为一个非限定性示例，ASIC可以是PSYCHE ASIC。
在图6中，位置输出用X和Z表示，并且能量输出用E表示。在该情况下，第一ASIC上的权重在ASIC之间是相同的，但第二ASIC通过重新缩放X和/或Z来编码这些值。并且，可简单地向4个不同的1级ASIC输入并且在1和2之间切换X和Z权重。作为一个示例，第二ASIC可将X值的Z权重设定为0，因为每个输入可具有独立的X和Z权重，然而该设计不限于PSYCHEASIC。另外应该注意的是，第一级处的编码可以是相同的，但第二级处的加权允许区分不同块。相应地，块A中的事件可在范围(1≤X≤3)和(1≤Z≤2)内编码，并且块B中的事件可在范围(3≤X≤9)和(2≤Z≤4)内编码。
根据多个示例性实施例，本说明书中描述一种用于求和ASIC输出的系统和方法。具有组合输出的ASIC可经编程以使来自每个ASIC的所计算X位置输出和Y位置输出不会互相重叠。然后，可通过多路复用器、求和放大器、简易导线等来组合这两个信号，并且可将用于将ASIC信号转换成数字信号的数字化仪的量减少一半。只要所计算的位置不互相重叠，那么该方法可扩展到更多的ASIC。
可基于前述说明中了解，本发明的上述示例可使用包括计算机软件、固件、硬件或者它们的任何组合或子集的计算机编程或工程技术来实施。具有计算机可读代码的任何此类所得程序可实施或者设置在一个或多个非瞬时计算机可读介质内，从而制成根据本发明的所述示例的计算机程序产品，即制品。例如，所述非瞬时计算机可读介质可以是但不限于，固定驱动器、软盘、光盘、磁带、闪存、诸如只读存储器(ROM)等半导体存储器和/或诸如互联网或其他通信网络或链路等任何发射/接收介质。包括所述计算机代码的所述制品可通过从一个介质直接执行代码、通过从一个介质向另一个介质复制代码或通过在网络上传输代码来制作和/或使用。
这些计算机程序(也称为程序、软件、软件应用程序，“应用(app)”或代码)可包括用于可编程处理器的机器指令，并且可以使用高级过程型语言和/或面向对象的编程语言和/或汇编/机器语言来实施。本说明书中所使用的术语“机器可读介质”、“计算机可读介质”是指用于向可编程处理器提供机器指令和/或数据的任何计算机程序产品、设备和/或装置(例如，磁盘、光盘、存储器、可编程逻辑装置(PLD))，包括接收作为机器可读信号的机器指令的机器可读介质。然而，“机器可读介质”和“计算机可读介质”并不包括瞬时信号。术语“机器可读信号”是指可用于向可编程处理器提供机器指令和/或其他任何类型的数据的任何信号。
本说明书中所述方法的上述描述和说明不应视为暗示执行方法步骤的固定顺序。相反，该方法步骤可以以任何可行顺序执行，包括同时执行至少一些步骤。
尽管已相对于特定的示例性实施例来描述本发明，但是应了解，可以在不脱离由随附权利要求书规定的本发明精神和范围的情况下，对所公开的实施例做出对所属领域中的技术人员而言显而易见的各种改变、替代和更改。

Claims (10)

1.一种成像设备，包括：
检测器；
多个专用集成电路(ASIC)，每个ASIC配置成从所述检测器接收电信号并基于所接收到的电信号生成位置信号和能量信号；
组合器，所述组合器将来自第一ASIC的位置信号输出与来自第二ASIC的位置信号输出组合以生成组合位置信号，且将来自所述第一ASIC的能量信号输出与来自所述第二ASIC的能量信号输出组合以生成组合能量信号；以及
多个模数转换器(ADC)，所述多个模数转换器包括配置成接收所述组合位置信号的至少一个ADC以及配置成接收所述组合能量信号的第二ADC，并基于所述组合位置信号和组合能量信号生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化图像数据。
2.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述第一和第二ASIC配置成使所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值不会与所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值重叠。
3.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述第一和第二ASIC配置成使所述第一ASIC生成和输出的所述位置信号的值始终在第一值范围内，以及使所述第二ASIC生成和输出的所述位置信号的值在第二值范围内，并且所述第一值范围不与所述第二值范围重叠。
4.根据权利要求1所述的成像设备，其中，每个ASIC配置成生成X轴位置信号和Y轴位置信号，并且
所述组合器配置成将来自所述第一ASIC的X轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的X轴位置信号输出组合以生成组合X轴位置信号，并且将来自所述第一ASIC的Y轴位置信号输出与来自所述第二ASIC的Y轴位置信号输出组合以生成组合Y轴位置信号。
5.根据权利要求1所述的成像设备，其中，来自所述第一ASIC的所述X轴位置信号的值相对于来自所述第二ASIC的所述X轴位置信号的值相互依存地进行加权，然后由所述组合器进行组合，以使来自所述第一ASIC的所述X轴信号的值不与来自所述第二ASIC的所述X轴信号的值重叠。
6.根据权利要求4所述的成像设备，其中，所述多个ADC包括三个ADC，所述三个ADC包括用于接收所述组合X轴位置信号的第一ADC、用于接收所述组合Y轴位置信号的第二ADC以及用于接收所述组合能量信号的第三ADC。
7.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述组合器包括从所述第一和第二ASIC接收输出的求和放大器。
8.根据权利要求1所述的成像设备，进一步包括浮点门阵列(FPGA)，所述浮点门阵列配置成从所述ADC接收所述数字化图像数据并处理所述数字化图像数据。
9.根据权利要求1所述的成像设备，进一步包括时数转换器(TDC)，所述时数转换器配置成生成用于所述第一ASIC和所述第二ASIC的数字化定时信息。
10.根据权利要求1所述的成像设备，其中，所述检测器包括硅光电倍增管(SiPM)检测器。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109597114A (zh) * 2018-11-05 2019-04-09 深圳先进技术研究院 一种探测器信号读出电路、探测器和信号处理方法

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2972207B1 (en) * 2013-03-14 2022-09-21 Cytonome/ST, LLC Assemblies and methods for reducing optical crosstalk in particle processing systems
US11835668B2 (en) * 2021-06-11 2023-12-05 Canon Medical Systems Corporation Summing circuit for positron emission tomography diagnostic apparatus

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8395127B1 (en) * 2005-04-22 2013-03-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Digital silicon photomultiplier for TOF PET
CN103488008B (zh) * 2013-10-09 2017-02-01 京东方科技集团股份有限公司 阵列基板及其驱动方法、显示装置
JP6531986B2 (ja) * 2015-01-09 2019-06-19 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 撮像装置、撮像システム、復元装置、撮像方法およびコンピュータプログラム

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109597114A (zh) * 2018-11-05 2019-04-09 深圳先进技术研究院 一种探测器信号读出电路、探测器和信号处理方法

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