CN109116404A - 具有改进的定时分辨率的读出电子设备 - Google Patents

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Abstract

本申请提供一种用于与PET成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道ASIC包括前端电路，所述前端电路被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且从所述光电检测器阵列接收模拟信号。所述ASIC包括时间鉴别电路，所述时间鉴别电路包括低输入阻抗放大器。所述低输入阻抗放大器被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且接收将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号。所述ASIC包括能量电路，所述能量电路可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和的能量输出信号以及基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和的位置输出信号。

Description

具有改进的定时分辨率的读出电子设备
技术领域
本申请涉及成像，且更具体地说，涉及用于处理由固态光电倍增器装置生成的模拟信号的设备和方法。
背景技术
硅光电倍增器(SiPM)是用于检测撞击光子的被动淬火盖革模式雪崩光电二极管(APD)阵列。SiPM可提供关于某些参数的信息，如撞击事件的时间、与事件相关联的能量以及事件在检测器内的位置。这些参数可通过应用到由SiPM生成的模拟信号的处理算法来确定。一些常规SiPM可产生非常快的信号，这可以提供高定时准确度。
与传统的真空光电倍增管(PMT)相比，SiPM提供了某些优点并且因此用于许多应用，包括用于医学成像的正电子发射断层扫描(PET)。这些优点包括更好的光子检测效率(即，检测到撞击光子的高可能性)、致密性、坚固性、低操作电压、对磁场的不敏感性以及低成本。然而，与尺寸为38mm×38mm的PMT相比，由于其2mm×2mm到6mm×6mm的小尺寸，因此需要多个SiPM来覆盖PMT的面积，这需要增加读出电子设备的数量。为了在读出电子设备的成本和功率消耗都不增加大的成本的情况下，利用SiPM的改进，有必要简化与SiPM耦合的读出架构，同时保持SiPM信号在上升沿和信号长度方面的完整性。
发明内容
下面概述了与最初要求保护的主题在范围上相当的某些实施例。这些实施例不旨在限制要求保护的主题的范围，相反，这些实施例旨在仅提供对主题的可能形式的简要概述。实际上，本主题可包含可与下文所阐述的实施例类似或不同的多种形式。
根据第一实施例，提供一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)。所述ASIC包括前端电路，所述前端电路被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且从所述光电检测器阵列接收模拟信号。所述ASIC还包括时间鉴别电路，所述时间鉴别电路包括低输入阻抗放大器，所述低输入阻抗放大器被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且接收将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号。所述ASIC进一步包括能量电路，所述能量电路可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号和求和位置输出信号。所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的的位置。
根据第二实施例，提供一种与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的方法。所述方法包括：使用前端电路从所述光电检测器阵列中的每个光电检测器接收模拟信号。所述方法还包括：使用包括低输入阻抗放大器的时间鉴别单元基于将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号来生成用于定时检出的命中信号。所述方法进一步包括：使用可操作地耦合到所述前端电路的能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平。所述方法还进一步包括：使用所述能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号，所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
根据第三实施例，提供了一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)。所述ASIC包括前端电路，所述前端电路被配置成电容耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且从所述光电检测器接收模拟信号。所述ASIC还包括时间鉴别电路，所述时间鉴别电路包括低输入阻抗放大器，所述低输入阻抗放大器被配置成导电耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且接收将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号，其中所述低输入阻抗放大器具有1欧姆或更小的输入阻抗。所述ASIC进一步包括能量电路，所述能量电路可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号以及基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
具体地，本申请技术方案1涉及一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)。所述ASIC包括前端电路，所述前端电路被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且从所述光电检测器阵列接收多个离散模拟信号。所述ASIC包括时间鉴别电路，所述时间鉴别电路包括低输入阻抗放大器。所述低输入阻抗放大器被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且接收将来自所述光电检测器阵列的多个模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号。所述ASIC包括能量电路，所述能量电路可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号和求和位置输出信号。所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
本申请技术方案2涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，针对能量和位置信号的所述前端电路未耦合到所述时间鉴别电路。
本申请技术方案3涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述低输入阻抗放大器具有大于200MHz的带宽。
本申请技术方案4涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述前端电路基于施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阴极或阳极。
本申请技术方案5涉及根据技术方案4所述的ASIC，其中，所述前端电路被配置成电容耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器。
本申请技术方案6涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述时间鉴别电路导电耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器。
本申请技术方案7涉及根据技术方案6所述的ASIC，其中，所述时间鉴别电路根据施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来导电耦合到阳极侧或阴极侧。
本申请技术方案8涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述低输入阻抗放大器包括共基极放大器或共栅极放大器。
本申请技术方案9涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，根据所述光电检测器阵列中每个光电检测器的对应位置，位置信号与可配置权数相加。
本申请技术方案10涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述低输入阻抗放大器具有1欧姆或更小的输入阻抗。
本申请技术方案11涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述前端电路包括至少一个功率小于3mW的低功率放大器。
本申请技术方案12涉及根据技术方案1所述的ASIC，其中，所述光电检测器阵列包括盖革(Geiger)模式雪崩光电二极管阵列。
本申请技术方案13涉及一种与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的方法。所述方法包括使用前端电路从所述光电检测器阵列中的每个光电检测器接收模拟信号。所述方法包括使用包括低输入阻抗放大器的时间鉴别单元基于将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号来生成用于定时检出的命中信号。所述方法包括使用可操作地耦合到所述前端电路的能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平。所述方法包括使用所述能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号，所述位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
本申请技术方案14涉及根据技术方案13所述的方法，其中，针对能量和位置信号的所述前端电路未耦合到所述时间鉴别电路。
本申请技术方案15涉及根据技术方案13所述的方法，其中，所述低输入阻抗放大器具有大于200MHz的带宽。
本申请技术方案16涉及根据技术方案13所述的方法，其中，所述前端电路基于施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阴极或和阳极。
本申请技术方案17涉及根据技术方案16所述的方法，其中，所述前端电路电容耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器。
本申请技术方案18涉及根据技术方案13所述的方法，其中，所述时间鉴别电路根据施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来导电耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阳极侧或阴极侧。
本申请技术方案19涉及根据技术方案13所述的方法，其中，所述低输入阻抗放大器具有1欧姆或更小的输入阻抗。
本申请技术方案20涉及一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)。所述ASIC包括前端电路，所述前端电路被配置成电容耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且从所述光电检测器接收模拟信号。所述ASIC包括时间鉴别电路，所述时间鉴别电路包括低输入阻抗放大器。所述低输入阻抗放大器被配置成导电耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且接收将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号。其中所述低输入阻抗放大器具有1欧姆或更小的输入阻抗。所述ASIC包括能量电路，所述能量电路可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号以及基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号。所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的的位置。
附图说明
在参照附图阅读以下详细说明时，本申请的这些和其它特征、方面以及优点将得到更好的理解，其中贯穿附图，类似的字符表示类似的部分，在附图中：
图1是PET-MRI扫描器的实施例的框图；
图2是PET数据获取系统的实施例的框图；
图3是ASIC的实施例的框图；
图4是多个SiPM装置的集成电路重点仿真程序(SPICE)模型的实施例的示意图，其中一个SiPM装置的单个微单元(microcell)正在发射(施加正高电压)；
图5是利用图4的SPIC模型的具有0.5欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与具有0.5欧姆输入阻抗的九个SiPM装置的单光子脉冲的曲线图；
图6是利用图4的SPICE模型的具有1欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与具有1欧姆输入阻抗的九个SiPM装置的单光子脉冲的曲线图；
图7是利用图4的SPICE模型的具有10欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与具有10欧姆输入阻抗的九个SiPM装置的单光子脉冲的曲线图；
图8是利用图4的SPICE模型的具有30欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与具有30欧姆输入阻抗的九个SiPM装置的单光子脉冲的曲线图；
图9是在峰值高度归一化的情况下单个SiPM装置针对图5到图8中的不同输入阻抗的单光子脉冲的曲线图；
图10是在峰值高度归一化的情况下九个SiPM装置针对图5到图8中的不同输入阻抗的单光子脉冲的曲线图；并且
图11是多个SiPM装置的集成电路重点仿真程序(SPICE)模型的实施例的示意图，其中一个SiPM装置的单个微单元正在发射(施加负高电压)。
具体实施方式
下面将描述一个或多个具体实施例。在致力于提供对这些实施例的简明描述时，说明书中可能未描述实际实施方式的所有特征。应了解的是，在任何这种实际实施方式的开发中，如在任何工程或设计方案中，必须作出大量实施方式特定的决定以实现开发者的特定目标，如符合系统相关的和商业相关的约束，所述目标可能因实施方式而变化。此外，应了解的是，这种开发努力可能复杂且耗时，但是这对受益于本公开的普通技术人员而言仍是设计、生产和制造上的例行工作。
在介绍本主题的各个实施例的元件时，冠词“一个(a/an)”、“所述(the/said)”旨在意指存在所述元件中的一个或多个元件。术语“包括(comprising/including)”和“具有”旨在是包括性的且意指可以存在除所列举元件之外的附加元件。此外，以下讨论中的任何数字实例旨在是非限制性的，并且因此附加数值、范围和百分数在所公开实施例的范围内。
SiPM像素由100个到30000个微单元组成并且每个微单元由盖革(Geiger)雪崩光电二极管和淬火电阻器组成。SiPM信号的下降时间τ大致为Rq*Cq+Ctot*RL，其中Rq是淬火电阻器的电阻；Cq是一个光电二极管的电容；Ctot是所有光电二极管电容之和；并且RL是放大器的负载或输入电阻。例如，在Cq为90(毫微微法)fF、Rq为130千欧姆、RL为50欧姆且SiPM具有10,000个微单元的情况下，90fF*10000个微单元＝900(微微法)pF的总电容Ctot产生了45纳秒(ns)的Ctot*RL，而相比之下，Rq*Cq为11.7ns。总电容Ctot*RL的影响已大于Rq*Cq的SiPM固有特性。每个SiPM可被单独地读出，但通常所述读出涉及利用SiPM阵列的多个放大器。为了降低电子设备的数量及其成本和功率消耗，多个SiPM装置可组合成利用高功率和高带宽的一个定时信道。例如，在10个SiPM被组合时，下降时间的第二分量Ctot*RL变成10倍大，10*900pF*50O hm＝450ns，这由于长信号下降时间而因此降低了上升沿中的电流信号和γ射线事件计数能力两者。所提出的架构利用具有低输入阻抗的放大器RL使Ctot*M(M是组合的SiPM的数量)的影响降低或最小化，这保持了定时信号脉冲和γ射线计数能力的完整性。
公开实施例涉及处理由一个或多个SiPM(例如，光电检测器)生成的模拟信号的设备和方法。例如，提供了由(在其间有和没有光导管的情况下)光学地耦合的闪烁晶体阵列和SiPM像素阵列组成的闪烁块检测器。来自SiPM阵列中的每个SiPM的定时信号在共阳极处组合，同时使所有SiPM的组合电容对定时信号长度的影响最小化。具有低阻抗共基极或共栅极放大器的共阳极读出维持了定时信号脉冲的上升沿的完整性以进行更好的定时检出并且保持了其针对能够进行高计数的检测器的信号长度，同时，针对能量信息和位置信息的单独阴极信号被多路复用。在一个实施例中，多信道读出前端专用集成电路(ASIC)与正电子发射断层扫描(PET)系统中的SiPM阵列接口连接。ASIC被配置成在不必单独或分别控制每个SiPM的模拟阳极输出信号的电压的情况下，向处理系统提供关于事件在每个SiPM中的定时、能量和位置的信息。具体地说，来自SiPM(例如，电容耦合到前端电路的SiPM)阵列的阴极侧的模拟信号提供了事件的能量和位置。这使得来自SiPM阵列的阳极侧的模拟信号被组合成提供到时间鉴别电路的单个快速放大器(例如，低输入阻抗放大器，如共基极或共栅极放大器)的单个定时信号或读出。在每个附加放大器成平方地添加噪声时，利用单个组合定时信号降低了影响定时信号的电气噪声。由于仅利用了单个快速放大器，因此可利用较高的带宽而不会增加功耗或，并且由此提供了更好的定时能力。另外，可利用单个快速放大器来降低功率消耗，从而导致较少的热冷却以及较少的ASIC功率需求的限制。进一步地，这些改进使得更大阵列的SiPM或更大的SiPM用于区块检测器，同时实现更好的时序性能。增大检测器模块减少了系统中需要的电子器件并且因此降低了成本。总的来说，公开实施例在保持单个SiPM装置的相同信号完整性的同时使得多个SiPM装置的定时信号能够组合起来。
图1描绘了可结合各个实施例使用的混合或组合正电子发射断层扫描(PET)—磁共振成像(MRI)扫描器10。扫描器10可大体上沿纵轴线L从近端12纵向地延伸到远端14。扫描器10可包括MRI部件16和/或PET成像部件18以及支撑结构，例如，床20(或桌子)。所述MRI部件被配置成获取MR数据的MRI扫描器部分，所述PET成像部件被配置成获取PET图像数据的PET图像扫描器部分，所述支撑结构被配置成沿纵轴线L从近端12平移到远端14以关于MRI扫描器部分的视场(FOV)和PET扫描器部分的FOV来定位床20。尽管本文所描述的一些实施例包括PET-MR实施例，但将理解的是，其它实施例可包括PET、PET-CT、PET-MR和/或其它γ射线检测器。
在一些实施例中，MRI部件16可包括磁体组件22和梯度线圈组件24，所述梯度线圈组件可分离地或作为磁体组件22的一部分实现。磁体组件22可包括极化主磁体26。MRI部件16可包括RF线圈组件28，所述RF线圈组件可被实现为射频(RF)发射线圈和相控阵列接收线圈。RF线圈组件28可被配置成发射RF激发脉冲并且接收响应于RF激发脉冲而从对象辐射的MR信号。梯度组件24可包括用于产生磁场梯度从而根据k空间或原始数据矩阵对获取的从扫描器10输出的MR数据进行空间编码的一个或多个物理梯度线圈(例如，具有正交轴的三个梯度线圈)。
扫描器10的PET成像部件18可包括正电子发射检测器30，所述正电子发射检测器30被配置成从对象发出的正电子湮没中检测γ射线。检测器30可包括闪烁器和光子检测电子设备。检测器30可具有任何适合的构造并且具有用于捕获PET数据的任何适合的布置。例如，在示范性实施例中，检测器30可具有环形构造。检测器30的闪烁器捕获的γ射线入射可被光子检测器30转变成电信号，所述电信号可被调节和处理以输出可能匹配作为可能的重合事件的多对γ射线检测的数字信号。当两条γ射线大致彼此相对地撞击检测器时，在缺少随机和分散检测的交互的情况下，正电子湮没可能在沿检测器之间的线的某处发生。可将这些巧合分类和整合为可经由计算系统40处理和/或存储的PET数据。
在示范性实施例中，扫描器10可包括具有用于控制扫描器10的操作的处理装置(例如控制器52)的控制系统50。控制系统50的控制器52可被编程和/或配置成控制MRI部件16、PET部件18和/或床20的操作。虽然控制系统50被描绘成包括在扫描器10中，但是所属领域技术人员将认识到，控制系统50或其部分可单独地并且可以脱离扫描器10而实现并且可以通信方式耦合到扫描器10。控制系统50可与计算装置40通信，从而使得扫描器10可经由计算系统40进行编程和/或控制，所述计算系统以通信方式耦合到控制系统50以传输数据和/或命令到控制系统50的控制器52，从而控制扫描器10的操作。在一些实施例中，计算装置40可经由通信网络54与控制系统50通信。在一些实施例中，计算装置40包括ASIC，如下文中关于图2所描述的ASIC 120。
在示范性实施例中，计算系统40可对控制系统50的控制器52进行配置和/或编程以控制MRI部件16、PET部件18和/或床20响应于由计算装置40传输到控制系统50的指令、命令和/或请求来执行扫描序列。作为一个实例，控制系统50的控制器52可被编程成通过使床穿过扫描器10的PET扫描器部分的视场来获取PET图像序列，所述床上支撑有对象。作为另一个实例，控制系统的控制器52可被编程和/或配置成(例如，经由计算装置40)生成扫描序列的RF和梯度脉冲以获取MR图像。
梯度脉冲可在MR数据获取期间通过控制梯度线圈组件24中的一个或多个物理梯度线圈产生磁场梯度从而对从扫描器10输出的所获取MR数据进行空间编码来产生。由激发脉冲造成的MR信号可被RF线圈组件28感测到并且可被提供到计算系统以供处理，所述激发脉冲是由对象中的激发核发出的。在一些实施例中，PET数据和MR数据可被扫描器10同时获取。
图2是根据一个实施例的PET数据获取系统100的一个实例的框图。系统100可以例如包括在扫描器10中。系统100包括多个SiPM 110(例如，光电检测器)以及ASIC 120。每个SiPM 110包括微单元阵列，每个微阵列包括雪崩光电二极管和淬火电阻器。每个SiPM 110具有与ASIC 120电通信的模拟阳极输出204(例如，由时间鉴别电路420接收)和模拟阴极输出112(例如，由前端电路410接收)。输出204、112不同于彼此。在511keVγ射线与闪烁器交互时，光生成。这个闪烁光由SiPM 110中的至少一个SiPM检测到并被迅速放大。阳极输出204和阴极输出112可用作到ASIC 120的输入，如下所述。ASIC 120提供一个或多个定时信号122、能量信号124和/或位置信号126作为输出，每个信号表示在由ASIC 120处理后由SiPM 110从例如PET扫描器(未示出)获得的信息。在示范性实施例中，系统100可包括十八(18)个SiPM 110，但是将理解的是，在其它实施例中，可使用不同数量的SiPM 110。
图3是根据一个实施例的图2的ASIC 120的一个实例的框图。ASIC 120包括前端电路410、时间鉴别电路420和能量鉴别电路430。前端电路410和时间鉴别电路420并未可操作地耦合(即，未经由信道耦合)。公共高电压源200提供高电压(例如，偏置电压)到包括阴极侧的去耦电容器202的SIPM 110以进行快速充电供应。根据阴极侧或阳极侧，所供应的高电压可以是正的或负的。如图3描绘的，将正高电压施加到阴极侧。在某些实施例中(参见图11)，将负高电压施加到阳极侧，同时阳极侧电容耦合(即，AC耦合)到前端电路410，并且阴极侧电导耦合(即，DC耦合)到时间鉴别电路420。如图3描述的，SiPM装置110的阳极侧电导耦合到时间鉴别电路420。模拟阳极输出204被组合成来自SiPM 110的单个定时信号206(即，信号的求和)并被提供到时间鉴别电路420以用于在输出端422处生成定时信号。时间鉴别电路420可处理与SiPM 110的输出204相对应的组合信号206以在输出端422处生成定时命中(HIT)信号(例如，表示辐射已被SiPM 110检测到的指示)。时间鉴别电路420包括快速(例如，>200兆赫(MHz))低输入阻抗放大器208，如用于从输入信号206放大并提供比较器以生成定时命中(HIT)信号的公共基极或公共栅极放大器。低输入阻抗放大器208的输入阻抗为1欧姆或更小。定时信号的下降时间会受所有SiPM电容之和的影响。然而，由于低输入阻抗放大器208的小输入阻抗RL因此电容和的影响被最小化。作为来自背景技术部分的实例，RL*Ctot*(10个SiPM)＝1欧姆*900pF*10＝9ns，这比在RL为50欧姆的情况下小得多。而且，由于低击穿电压变化性和针对击穿电压进行的SiPM分类，无需经由多信道数模转换器针对每个SiPM 110单独或分别进行阳极电压控制。
阳极电压控制(例如，经由DAC)的缺乏使得SiPM 110的每个阴极侧能够包括电阻器211，所述电阻器211被配置成在单独的像素或微单元通过辐射命中时从SiPM 110拾取能量信号(导致跨电阻器的电压降)。由于施加在阴极处的高电压，跨电阻器的电压降被交流耦合成生成SiPM装置110的模拟阴极输出112(例如，如由附图标号210指示的电容耦合)，所述模拟阴极输出随后被馈电到ASIC前端410，如图5所示及下文所述。在某些实施例中，在负高电压施加到SiPM装置110的阳极侧时，阳极侧电容耦合(即，AC耦合)到前端电路410，并且阴极侧导电耦合(即，DC耦合)到时间鉴别电路420。前端电路410可用作电流缓冲器，并且可包括低功率(例如，<3mW/操作放大器)且低带宽(例如，18MHz或更小)的一个或多个放大器412(例如，根据SiPM的电容，每个放大器用于每一个或两个或更多个SiPM 110)，从而保存了输入信号的能量信息。在某些实施例中，前端电路410可包括用于18个SiPM 110的18个放大器412。利用一个组合阳极侧定时读出420(代替多个快速放大器)降低了对ASIC 120的前端410中的能量信号的功率要求。
来自每个放大器412的放大信号可由前端电路410在各自与对应SiPM 110相对应的线路416、417或418上输出。放大信号可从前端电路410输出到能量鉴别电路430，所述能量鉴别电路430可被配置成分别在输出端432和434处生成能量信息和位置信息。例如，位置信号可包括在各自的输出端提供的二维(例如，x和z轴)位置信息。在某些实施例中，18个SiPM 110可连接到前端电路410。
在示范性实施例中，能量鉴别电路430可将加权431、433、435分别应用于线路416、417和418上接收的信号。加权信号可各自具有三个分量：第一分量(例如，能量输出)、第二分量(例如，行输出)和第三分量(例如，列输出)。各个第一分量可求和并输出在线432上作为求和能量输出。各个第二分量可求和并且各个第三分量可求和。求和的第二分量和第三分量可输出在线434上作为求和的行和列输出。
能量电路430可使具有可编程权数(例如，加权431、433、435)的前端输出416、417和/或418的缩放版本求和以分别在输出端432和434处生成能量信号和位置信号。控制器(未示出)可与外部FPGA(未示出)接口连接以配置和设置权数。
图4是仿真多个SiPM装置112的集成电路重点仿真程序(SPICE)模型440的实施例的示意图，其中一个SiPM装置444的单个微单元442正在发射(即，响应于辐射命中并生成单光子脉冲)。模型440示出了电容器446(例如，经由AC耦合)和电阻器448接地的SiPM装置112的阴极侧的单独读出。模型440包括在阳极侧进行组合(例如，成单个信号)的所有信号(例如，模拟信号)。另外，模型440包括分别具有0.1欧姆、1欧姆、10欧姆和30欧姆的电阻的电阻器的阳极侧接收器放大器RL,449的输入阻抗的仿真。模型440中的每个SiPM装置112包括738皮法(pF)的总电容Ctot。
图5到图8是利用图4的SPIC模型440的分别具有0.5欧姆、1欧姆、10欧姆和30欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与总共九个SiPM装置(即，组合的)的单光子脉冲的曲线图450、452、454、456。图5和图6包括曲线图450、452的沿较短时间轴的插图458、460。如图5所展示的，具有0.5欧姆输入阻抗的单个SiPM装置与九个SiPM装置的单光子脉冲的峰值电流和下降时间之间存在很小的差异。例如，在0.5欧姆电阻处，单个SiPM装置与总共九个SiPM装置的下降时间分别为12.1纳秒(ns)和15.3纳秒(ns)。如图6到图8所展示的，随着输入阻抗增大，下降时间变得更长并且峰值电流(峰值电流对于好的定时分辨率而言至关重要)降低。
图9和图10是在峰值高度归一化的情况下单个SiPM装置与总共九个SiPM装置分别针对图5到图8中的不同输入阻抗的单光子脉冲的曲线图462、464。如图所展示的，在图9中，不同输入阻抗对单个SiPM装置的下降时间有轻微的影响。然而，如图所展示的，在图10中，随着输入阻抗增大，针对组合的九个SiPM装置的尾脉冲的下降时间显著增长。为了最佳的定时分辨率和获得高计数率PET检测器，重要的是保持脉冲是短的(例如，具有最大峰值和短下降时间)。因此，使输入阻抗最小化(例如，通过利用定时电路中的单个低输入阻抗或跨阻抗放大器或者共基极或共栅极放大器而不是前端电路中的多个快速放大器)使得能够将来自多个SiPM装置的定时信号转换成来自阳极输出端的单个信号，同时保持单个SiPM装置的相同信号完整性。例如，可利用输入阻抗为1欧姆的低阻抗放大器或输入阻抗小于1欧姆(例如，0.5欧姆)的共基极或共栅极放大器。
图4展示了用于将阳极求和用于定时信号的示范性示意图。由于SiPM雪崩光电二极管的操作需要反向偏置，因此在负高电压被施加到阳极时，可如图11所示在阴极侧实现定时信号求和从而实现关于功率和信号完整性的相同优势。如图11所展示的，去耦电容器位于SiPM的阳极侧，SiPM的阳极侧电容耦合到前端电路，并且阴极侧导电耦合(即，DC耦合)到时间鉴别电路。
公开实施例的技术效果包括：提供一种设备或方法，其可处理由一个或多个使输入阻抗最小化的SiPM生成的模拟信号(例如，耦合到SiPM装置的电子设备中的外部负载)，在将来自多个SiPM装置的定时信号组合成来自阳极输入端的单个信号并保持单个SiPM装置的相同信号完整性。利用单个组合定时信号降低了影响定时信号的电气噪声。由于仅利用了单个快速放大器，可在功率消耗并无较多增长的情况下利用较高带宽放大器，并且由此提供了更好的定时能力。另外，可利用单个快速放大器来降低功率消耗，从而导致较少的热冷却以及对ASIC功率需求的较少限制。进一步地，这些改进在实现更好的定时性能的同时使得更大阵列的SiPM或更大的SiPM用于区块检测器。增大检测器块，减少了系统中需要的电子设备，并且因此降低了成本。
本书面说明使用实例来公开本发明，包括最佳模式，并且也使得所属领域的任何技术人员能够实践本发明，包括制造并使用任何装置或系统以及执行任何并入方法。本发明可获得专利的范围由权利要求书来限定，并且可包括所属领域技术人员想到的其它实例。如果这种其它实例具有与权利要求书中的字面语言并无不同的结构元件，或者如果所述实例包括与权利要求书中的字面语言无实质不同的等效结构元件，则所述实例旨在处于权利要求书的范围内。

Claims (10)

1.一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)，所述ASIC包括：
前端电路，其被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且从所述光电检测器阵列接收多个离散模拟信号；
时间鉴别电路，其包括低输入阻抗放大器，所述低输入阻抗放大器被配置成耦合到所述光电检测器阵列并且接收将来自所述光电检测器阵列的多个模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号；以及
能量电路，其可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号和求和位置输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
2.根据权利要求1所述的ASIC，其中，针对能量和位置信号的所述前端电路未耦合到所述时间鉴别电路。
3.根据权利要求1所述的ASIC，其中，所述低输入阻抗放大器具有大于200MHz的带宽。
4.根据权利要求1所述的ASIC，其中，所述前端电路基于施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阴极或阳极。
5.根据权利要求1所述的ASIC，其中，所述时间鉴别电路导电耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器。
6.一种与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的方法，所述方法包括：
使用前端电路从所述光电检测器阵列中的每个光电检测器接收模拟信号；
使用包括低输入阻抗放大器的时间鉴别单元基于将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号来生成用于定时检出的命中信号；
使用可操作地耦合到所述前端电路的能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平；以及
使用所述能量电路基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号，所述位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的位置。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，针对能量和位置信号的所述前端电路未耦合到所述时间鉴别电路。
8.根据权利要求6所述的方法，其中，所述前端电路基于施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阴极或和阳极。
9.根据权利要求6所述的方法，其中，所述时间鉴别电路根据施加到所述光电检测器阵列的高电压极性来导电耦合到所述光电检测器阵列中每个光电检测器的阳极侧或阴极侧。
10.一种用于与正电子发射断层扫描(PET)成像系统中的光电检测器阵列接口连接的多信道专用集成电路(ASIC)，所述ASIC包括：
前端电路，其被配置成电容耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且从所述光电检测器接收模拟信号；
时间鉴别电路，其包括低输入阻抗放大器，所述低输入阻抗放大器被配置成导电耦合到所述光电检测器阵列中的每个光电检测器并且接收将来自所述光电检测器阵列的所述模拟信号求和的信号并且基于所述求和的信号生成用于定时检出的命中信号，其中所述低输入阻抗放大器具有1欧姆或更小的输入阻抗；以及
能量电路，其可操作地耦合到所述前端电路并且被配置成基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和能量输出信号以及基于所述模拟信号中的每个模拟信号来生成求和位置输出信号，所述求和能量输出信号表示所述光电检测器阵列中检测到的辐射的能量水平，并且所述求和位置输出信号表示所述检测到的辐射在所述光电检测器阵列中的的位置。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112587159A (zh) * 2019-10-01 2021-04-02 通用电气精准医疗有限责任公司 用于pet检测器的方法和系统
CN113037221A (zh) * 2021-01-28 2021-06-25 明峰医疗系统股份有限公司 用于SiPM读出系统的共基极前置放大网络电路及其读出方法

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112649837B (zh) * 2020-11-27 2021-09-17 松山湖材料实验室 粒子识别方法、电子学读出系统和中子探测器

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102495284A (zh) * 2011-12-12 2012-06-13 江苏绿扬电子仪器集团有限公司 一种实现频率和时间测量高分辨力的电路
CN103033839A (zh) * 2011-09-30 2013-04-10 通用电气公司 具有改善的量子效率的光电探测器
US20140224963A1 (en) * 2013-02-12 2014-08-14 General Electric Company Low impedance interface circuit to maximize bandwidth and provide bias control
US20150285922A1 (en) * 2014-04-03 2015-10-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Silicon Photomultiplier Based TOF-PET Detector

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4088962A (en) * 1977-04-06 1978-05-09 Trilling Ted R Self biasing differential amplifier
CN86107132A (zh) * 1986-10-25 1988-05-04 田建新 用晶体管作偏置元件的共基极放大电路
JPH01190085A (ja) * 1988-01-25 1989-07-31 Seiko Epson Corp Ｍｏｓ型イメージセンサー信号処理回路
PT103200B (pt) * 2004-09-30 2006-08-24 Taguspark-Soc. Prom.Desenv.Parq.Ci.Tec.Area Lisboa Sistema de tomografia por emissão de positrões (pet)
GB201004922D0 (en) * 2010-03-24 2010-05-12 Sensl Technologies Ltd Silicon photomultiplier and readout method
WO2012093526A1 (ja) * 2011-01-04 2012-07-12 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器
JP6325650B2 (ja) * 2013-04-24 2018-05-16 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 光検出器画素アレイを有する放射線検出装置、ｐｅｔ撮像システム、光フォトン加算方法、及び光フォトン加算方法のステップを実行するためのコンピュータプログラム
US9927537B2 (en) * 2014-12-15 2018-03-27 General Electric Company Systems and methods for positron emission tomography signal isolation

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103033839A (zh) * 2011-09-30 2013-04-10 通用电气公司 具有改善的量子效率的光电探测器
CN102495284A (zh) * 2011-12-12 2012-06-13 江苏绿扬电子仪器集团有限公司 一种实现频率和时间测量高分辨力的电路
US20140224963A1 (en) * 2013-02-12 2014-08-14 General Electric Company Low impedance interface circuit to maximize bandwidth and provide bias control
US20150285922A1 (en) * 2014-04-03 2015-10-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Silicon Photomultiplier Based TOF-PET Detector

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112587159A (zh) * 2019-10-01 2021-04-02 通用电气精准医疗有限责任公司 用于pet检测器的方法和系统
CN113037221A (zh) * 2021-01-28 2021-06-25 明峰医疗系统股份有限公司 用于SiPM读出系统的共基极前置放大网络电路及其读出方法

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