RU2411542C2 - Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт - Google Patents
Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт Download PDFInfo
- Publication number
- RU2411542C2 RU2411542C2 RU2007138975/28A RU2007138975A RU2411542C2 RU 2411542 C2 RU2411542 C2 RU 2411542C2 RU 2007138975/28 A RU2007138975/28 A RU 2007138975/28A RU 2007138975 A RU2007138975 A RU 2007138975A RU 2411542 C2 RU2411542 C2 RU 2411542C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- detector
- digital
- circuit
- photodiode
- cells
- Prior art date
Links
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims description 10
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 title claims description 10
- 239000010703 silicon Substances 0.000 title claims description 10
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 88
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 49
- 230000010354 integration Effects 0.000 claims abstract description 35
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 claims abstract description 20
- 230000004044 response Effects 0.000 claims abstract description 19
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims abstract description 17
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 33
- 230000002950 deficient Effects 0.000 claims description 24
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 17
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 claims description 16
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 15
- 239000000872 buffer Substances 0.000 claims description 14
- 230000004907 flux Effects 0.000 claims description 13
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 claims description 11
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 claims description 8
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims description 8
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 claims description 6
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 6
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 5
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 5
- 230000003068 static effect Effects 0.000 claims description 4
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 4
- 230000006335 response to radiation Effects 0.000 claims 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 4
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000012636 positron electron tomography Methods 0.000 description 14
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 13
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 10
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 9
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 8
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 7
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 7
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 7
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 7
- 230000008569 process Effects 0.000 description 6
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 5
- 230000000171 quenching effect Effects 0.000 description 5
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 5
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 4
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 description 4
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 4
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 3
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 3
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 3
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 3
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 3
- 241001442055 Vipera berus Species 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 2
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 2
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 2
- 229920006395 saturated elastomer Polymers 0.000 description 2
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 2
- 238000012879 PET imaging Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 239000000969 carrier Substances 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 230000005465 channeling Effects 0.000 description 1
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 229910044991 metal oxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000004706 metal oxides Chemical class 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 230000004297 night vision Effects 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 238000012831 peritoneal equilibrium test Methods 0.000 description 1
- 229910021420 polycrystalline silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 229920005591 polysilicon Polymers 0.000 description 1
- 238000012877 positron emission topography Methods 0.000 description 1
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 1
- 230000005258 radioactive decay Effects 0.000 description 1
- 239000000941 radioactive substance Substances 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000008054 signal transmission Effects 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20184—Detector read-out circuitry, e.g. for clearing of traps, compensating for traps or compensating for direct hits
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
- G01T1/248—Silicon photomultipliers [SiPM], e.g. an avalanche photodiode [APD] array on a common Si substrate
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
- G01T7/005—Details of radiation-measuring instruments calibration techniques
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
- H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
- H04N25/77—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components
- H04N25/772—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components comprising A/D, V/T, V/F, I/T or I/F converters
- H04N25/773—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components comprising A/D, V/T, V/F, I/T or I/F converters comprising photon counting circuits, e.g. single photon detection [SPD] or single photon avalanche diodes [SPAD]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
Abstract
Изобретение относится к области детектирования излучения. Технический результат - повышение разрешающей способности детектора. Детектор (10) излучения включает в себя матрицу пикселей (22) детектора, каждый из которых включает в себя матрицу ячеек (50, 50', 50") детектора. Каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод (52), смещенный в области пробоя, и цифровую схему (54, 54', 54"), соединенную с фотодиодом и выполненную с возможностью вывода первого цифрового значения в состоянии покоя и второго цифрового значения в соответствии с детектированием фотона фотодиодом. Запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) выполнена с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в ответ на выбранное количество из одной или больше ячеек детектора, переходящих от первого цифрового значения ко второму цифровому значению. Цифровая схема (66, 82) считывания накапливает величину подсчета количества переходов ячеек детектора матрицы ячеек детектора от первого цифрового состояния во второе цифровое состояние в течение периода времени интегрирования. 15 н. и 26 з.п. ф-лы, 13 ил.
Description
Приведенное ниже описание относится к области детектирования излучения. Оно, в частности, относится к высокоскоростным детекторам излучения для позитронно-эмиссионной томографии (ПЭТ, PET), в частности для времяпролетного (ВРП, TOF) ПЭТ, и будет описано с конкретной ссылкой на него. Однако приведенное ниже описание в более общем случае относится с детекторам излучения для однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ, SPECT), компьютерной томографии (КТ, СТ) и т.д., а также к высокоскоростным детекторам излучения, применяемым в других областях, таких как астрономия.
В обычном ПЭТ человек-пациент или другой субъект формирования изображения принимает радиоактивный медицинский препарат. Радиоактивный медицинский препарат формирует события радиационного распада, во время которых излучаются позитроны, которые пролетают очень короткое расстояние, после чего быстро взаимодействуют с электроном окружающего субъекта формирования изображения, и при этом происходит событие аннигиляции электрона-позитрона, в результате которой формируются два противоположно направленных гамма-луча. Гамма-лучи детектируют с помощью детекторов излучения, окружающих субъект формирования изображения, как два, по существу, одновременных события детектирования излучения, которые определяют линию отклика (ЛОТ, LOR) между ними. Как правило, детекторы включают в себя сцинтилляторы, в которых возникает вспышка или сцинтилляция света при детектировании каждого гамма-луча, и набор трубок фотоэлектронных умножителей (ФЭУ, PMT), оптически соединенных со сцинтилляторами, которые преобразуют вспышки света в соответствующие электрические сигналы. В некоторых сканерах ПЭТ ФЭУ заменены фотодиодами, которые формируют аналоговые электрические токи, пропорциональные интенсивности вспышек света.
Хотя гамма-лучи детектируют, "по существу, одновременно", если один из двух используемых детекторов излучения будет расположен ближе к событию аннигиляции электрон-позитрон, чем другой детектор излучения, возникает небольшая разница во времени между двумя событиями детектирования излучения. Поскольку гамма-лучи распространяются со скоростью света, эта разница во времени между моментами детектирования обычно составляет около нескольких наносекунд или меньше. В ВРП-ПЭТ детекторы работают с достаточно высокой скоростью, что обеспечивает возможность измерения такой малой разности времени пролета, которую затем используют для локализации события аннигиляции электрон-позитрон вдоль ЛОТ.
В соответствии с этим детекторы для ВРП-ПЭТ должны иметь временную разрешающую способность, составляющую доли наносекунд. ФЭУ обычно работает достаточно быстро, чтобы формировать изображения ВРП-ПЭТ; однако ФЭУ являются громоздкими, требуют высокого напряжения смещения и мало пригодны для формирования пикселей с малыми размерами, требуемых для обеспечения высокой разрешающей способности. Обычные фотодиоды являются достаточно быстрыми для ВРП-ПЭТ, но в них отсутствует внутреннее усиление, в результате чего получают плохое отношение сигнал-шум. Для получения достаточного сигнала с использованием обычного фотодиода, как правило, используют усилитель, чувствительный к заряду, для интегрирования сигнала, который ограничивает полосу пропускания. Лавинные фотодиоды также могут использоваться; однако лавинные фотодиоды обычно обладают высоким уровнем шумов и высокой чувствительностью усиления к температуре и смещению.
Для решения этих трудностей были предложены детекторы на основе кремниевых фотоумножителей (SiPM), например, в: E.A.Georgievskya et al., "The solid state silicon photomultiplier for a wide range of applications", 17th Int'l Conf. on Photoelectronics and Night Vision Devices, Proceedings of SPIE vol. 5126 (2003); Golovin et al., "Novel type of avalanche photodetector with Geiger mode operation", Nuclear Instruments & Methods in Physical Research A, volume 518, pages 560-64 (2004). В таких детекторах SiPM используют разделенную на пиксели матрицу лавинных фотодиодов с малыми размерами, к которым приложено напряжение в области пробоя и которые соединены параллельно. Выход представляет собой аналоговую сумму токов соединенных параллельно лавинных фотодиодов, работающих в ограниченном режиме Гейгера. Каждый детектируемый фотон в детекторе SiPM добавляет порядка 106 электронов к выходному току SiPM. Разряд Гейгера в ответ на детектирование фотона является быстрым, обеспечивает резкий передний фронт сигнала, что способствует точному измерению времени. Масштабы энергетической и временной разрешающей способности соответствуют 
, где N представляет собой количество ячеек пробоя.
Устройство SiPM имеет определенные недостатки. На аналоговый ток, формируемый при детектировании фотона, влияет напряжение смещения, рабочая температура и критические параметры цепи, такие как значение гасящего сопротивления. Эти факторы могут изменять аналоговый ток, формируемый каждым детектированием фотона, что ограничивает разрешающую способность по энергии SiPM. Аналоговая конфигурация также имеет недостатки, связанные с формированием большой величины темнового подсчета, в результате чего дефектные лавинные фотодиоды, по существу, ограничивают производительность при изготовлении детекторных устройств.
Ниже рассматриваются улучшенные устройства и способы, которые позволяют преодолеть указанные выше и другие ограничения.
В соответствии с одним аспектом раскрыт пиксель детектора, предназначенный для использования совместно со сцинтиллятором, который преобразует частицу излучения во вспышку света. Предусмотрена матрица ячеек детектора, каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод, смещенный в область пробоя, и цифровую схему, соединенную с фотодиодом. Такая цифровая схема выполнена с возможностью вывода первого цифрового значения в состоянии покоя и второго цифрового значения, соответствующего детектированию фотона фотодиодом. Запускающая цифровая схема выполнена с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, которое соответствует выбранному количеству из одной или больше ячеек детектора, переходящих от первого цифрового значения ко второму цифровому значению. Цифровая схема считывания накапливает величину подсчета количества переходов ячеек детектора матрицы ячеек детектора от первого цифрового значения до второго цифрового значения в течение периода времени интегрирования.
В некоторых вариантах выполнения схема цифровой временной метки выполнена с возможностью вывода цифровой временной метки, ассоциированной с величиной подсчета. Цифровая временная метка основана на времени сигнала запуска относительно опорного сигнала времени.
В соответствии с другим аспектом, детектор излучения включает в себя сцинтиллятор и матрицу пикселей детектора, как представлено в предыдущем параграфе, установленные так, что они принимают вспышки света, возникающие в сцинтилляторе, в ответ на прием излучения.
В соответствии с другим аспектом раскрыта система формирования изображения времяпролетной позитронно-эмиссионной томографии (ВРП-ПЭТ). Множество детекторов излучения, как представлено в предыдущих двух параграфах, установлено для детектирования гамма-лучей, излучаемых из области формирования изображения. Схема детектирования пары гамма-лучей идентифицирует два, по существу, одновременных детектирования гамма-лучей с помощью двух детекторов излучения. Процессор линии отклика определяет пространственную линию отклика, соединяющую два детектирования гамма-лучей. Процессор времени пролета локализует событие аннигиляции позитрон-электрон вдоль линии отклика на основе разницы во времени между двумя, по существу, одновременными моментами детектирования гамма-лучей.
В соответствии с другим аспектом, способ выполняется вместе со сцинтиллятором, который преобразует частицу излучения во вспышку света. Цифровая схема переключается из первого цифрового значения во второе цифровое значение в ответ на детектирование фотона фотодиодом, смещенным в область пробоя с помощью цифровой схемы, для определения события переключения сигнал запуска, обозначающий начало периода времени интегрирования, генерируется в соответствии с выбранным количеством из одного или больше упомянутых событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов. Подсчет событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов, накапливают в течение периода интегрирования.
В некоторых вариантах выполнения способ дополнительно включает в себя генерирование цифровой временной метки, ассоциированной с накоплением в течение периода интегрирования времени. Цифровая временная метка основана на времени генерирования сигнала запуска и опорного сигнала времени.
В соответствии с другим аспектом раскрыт детектор излучения, включающий в себя сцинтиллятор и схему, предназначенный для выполнения способа, представленного в предыдущем параграфе.
Одно преимущество состоит в том, что обеспечивается детектирование излучения с высокой скоростью передачи данных для ВРП-ПЭТ, однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ), трансмиссионной компьютерной томографии (КТ), астрономии и других вариантов применения.
Дополнительное преимущество состоит в предоставлении выхода цифрового детектора излучения.
Дополнительное преимущество состоит в предоставлении выхода детектора с цифровой временной меткой.
Дополнительное преимущество состоит в обеспечении улучшенной пространственной разрешающей способности детектора.
Дополнительное преимущество состоит в улучшенной производительности устройства детектора с малой чувствительностью к температуре, напряжению смещения и параметрам обработки.
Различные дополнительные преимущества и польза будут очевидны для специалистов в данной области техники после чтения следующего подробного описания.
Изобретение может быть выполнено по форме с использованием различных компонентов и компоновок компонентов, и различных операций обработки, и компоновок операций обработки. Чертежи предназначены только для иллюстрации предпочтительных вариантов выполнения, и их не следует рассматривать как ограничение изобретения.
На фиг.1 схематично представлена система ВРП-ПЭТ, в которой используются высокоскоростные цифровые детекторы излучения, сформированные в виде пикселей.
На фиг.2 схематично представлен вид в разрезе одного из пиксельных цифровых детекторов излучения системы ВРП-ПЭТ по фиг.1.
На фиг.3 показана общая схема одной из ячеек детектора пиксельного цифрового детектора излучения.
На фиг.4A представлена более подробная схема одного варианта выполнения одной из ячеек детектора.
На фиг.4B представлена более подробная схема другого варианта выполнения одной из ячеек детектора.
На фиг.5 представлена схема одного пикселя пиксельного цифрового детектора излучения.
На фиг.6 представлена схема одного из пиксельных цифровых детекторов излучения.
На фиг.7 представлен вид в разрезе одного варианта выполнения физического размещения пиксельного цифрового детектора излучения, в котором фотодиоды образуют слой фотодиодов, и цифровая схема расположена в слое цифровой схемы, отдельном от слоя фотодиода и электрически соединенном с ним.
На фиг.8 представлен вид в перспективе другого варианта выполнения физического размещения пиксельного цифрового детектора излучения, в котором фотодиоды образуют слой фотодиодов, и цифровая схема расположена в слое фотодиодов, будучи распределенной между фотодиодами.
На фиг.9 представлен вид в плане светочувствительной области устройства, представляющего собой вариант изобретения, который включает в себя область пиксельного цифрового детектора излучения и дополнительный пропорциональный фотодиод, который формирует аналоговый фототок, когда поток фотонов достаточно велик для насыщения области пиксельного цифрового детектора излучения.
На фиг.10 представлен иллюстративный пример измерительной установки, используемой в первом каскаде процесса отбраковки дефектных ячеек для детекторов, включающих в себя аналоговую схему.
На фиг.11 представлена блок-схема одной ячейки счетчика для формирования изображения.
На фиг.12 представлена блок-схема датчика.
На фиг.13 представлен фотодетектор, в который внедрен плавкий предохранитель для отбраковки.
Как показано на фиг.1, сканер 8 времяпролетной позитронно-эмиссионной томографии (ВРП-ПЭТ) включает в себя множество детекторов 10 излучения, установленных так, чтобы было возможно просматривать область 12 формирования изображения. На фиг.1 множество детекторов 10 излучения расположены в виде нескольких колец детекторов вдоль осевого направления; однако также можно использовать другие типы компоновки детекторов излучения. Кроме того, следует понимать, что множество детекторов 10 излучения представлены схематично; обычно детекторы излучения установлены внутри корпуса 14 сканера 8, и, таким образом, они не видны снаружи, и обычно каждое кольцо детекторов излучения включает в себя сотни или тысячи детекторов излучения. В некоторых сканерах ПЭТ предусмотрено только одно кольцо детекторов излучения, в других используется два, три, четыре, пять или больше колец детекторов излучения. Следует понимать, что вместо кольцевой структуры детекторов, показанной на чертежах, можно использовать детекторные головки. Сканер 8 ВРП-ПЭТ включает в себя кушетку 16 или другую опору для расположения человека-пациента или другого субъекта формирования изображения в области 12 формирования изображения. В случае необходимости кушетка 16 может перемещаться линейно в осевом направлении, в общем, поперечно кольцам детекторов 10 излучения, что способствует получению данных трехмерного изображения. Кроме того, или в качестве альтернативы, субъект формирования изображения может быть установлен неподвижно, и множество колец детекторов излучения используют для получения данных трехмерного изображения ВРП-ПЭТ. В других вариантах выполнения предусмотрено только одно кольцо детекторов, при этом субъект формирования изображения остается неподвижным, и, в результате, получают двумерное изображение.
Пациент или другой субъект формирования изображения принимает соответствующий радиоактивный медицинский препарат для инициирования формирования изображения ВРП-ПЭТ. Радиоактивный медицинский препарат включает в себя радиоактивное вещество, в котором происходят события радиоактивного распада, в результате которых излучаются позитроны. Позитроны быстро аннигилируют с расположенными с ними рядом электронами субъекта формирования изображения. В результате события аннигиляции позитрон-электрон формируются два противоположно направленных гамма-луча, имеющих энергию 511 кэВ. Гамма-лучи распространяются со скоростью света, то есть ~3×108 м/с. Поскольку область 12 формирования изображения обычно имеет диаметр или другой характерный размер порядка двух метров или меньше, время пролета гамма частицы из положения события аннигиляции позитрон-электрон до одного из детекторов множества детекторов 10 излучения составляет приблизительно несколько наносекунд или меньше. Таким образом, два противоположно направленных гамма-луча ударяют в два детектора излучения, по существу, одновременно.
Как также показано на фиг.1 и, кроме того, представлено на фиг.2, каждый детектор 10 излучения включает в себя сцинтиллятор 20, в котором возникает сцинтилляция или вспышка света, когда гамма-луч ударяет в сцинтиллятор 20. Вспышку света принимает матрица пикселей 22 детектора, которые монолитно расположены на кремниевой подложке 24. Как будет описано ниже, пиксели 22 детектора представляют собой пиксели цифрового детектора, которые выводят величины, включающие в себя цифровое представление подсчета фотонов (обозначено как "величина подсчета" на фиг.1), и цифрового представления временной метки (обозначена "временная метка" на фиг.1), которая обозначает, когда вспышка света, соответствующая событию сцинтилляции, была детектирована пикселем 22 детектора. Кроме того, множество детекторов 10 излучения выводят информацию индекса, которая включает в себя, например, индекс детектора (обозначенный как "nдетектора" на фиг.1), который обозначает, какой из детекторов 10 выводит событие детектирования излучения, и индекс пикселя детектора (обозначен "kпикселя" на фиг.1), который обозначает, какой пиксель или пиксели детектора излучения детектировали вспышку света, которая соответствует событию детектирования излучения. Сцинтиллятор 20 выбирают таким образом, чтобы обеспечивалась большая остановочная энергия для гамма-лучей 511 кэВ с быстрым временным затуханием сцинтилляционной вспышки. Некоторые соответствующие материалы для сцинтиллятора представляют собой LSO, LYSO, MLS, LGSO, LaBr и их смеси. Следует понимать, что также можно использовать другие материалы сцинтиллятора. Хотя на фиг.2 сцинтиллятор 20 показан как одиночный кристалл, вместо него можно использовать матрицу кристаллов. Кроме того, необязательная плоская световая трубка 26 может быть расположена между сцинтиллятором 20 и пикселями 22 детектора для улучшения передачи фотонов сцинтиллятора световой вспышки в пиксели 22 детектора. Сцинтиллятор 20 и необязательная световая трубка 26, в случае необходимости, покрыты отражающим покрытием 28, которое направляет сцинтилляционный свет в пиксели 22.
Как снова показано на фиг.1, цифровые данные, относящиеся к событиям детектирования излучения, обрабатываются предварительным процессором 30, который выполняет выбранную обработку данных. Например, если событие сцинтилляции детектируется множеством пикселей детектора, тогда предварительный процессор 30 может использовать логику Энджера (Anger logic) или другую обработку для идентификации пространственных координат r для каждого события детектирования излучения и для оценки энергии детектируемой частицы излучения. Полученная в результате информация о пространстве и энергии для каждого события детектирования излучения сохраняется в буфере 32 событий. В других вариантах выполнения слой сцинтиллятора разделен на мозаичные элементы сцинтиллятора, которые имеют размер, соответствующий пикселям детектора, и каждый пиксель детектора в случае необходимости соединен с одиночным мозаичным элементом сцинтиллятора. Например, каждый мозаичный элемент сцинтиллятора может включать в себя отражающее покрытие, аналогичное отражающему покрытию 28, для канализации фотонов сцинтилляции в соединенный с ним пиксель.
Схема 34 детектирования пары гамма-лучей обрабатывает события детектирования излучения для идентификации пар, по существу, одновременных моментов детектирования гамма-лучей, принадлежащих соответствующим событиям аннигиляции электрон-позитрон. Такая обработка может включать в себя, например, установление окна энергии (то есть, отбраковку событий детектирования излучения за пределами выбранного окна фильтрации энергии, которое установлено на уровне приблизительно 511 кэВ) и схему детектирования совпадения (то есть, схему, которая отбраковывает пары событий детектирования излучения, разделенных по времени друг от друга на величину, большую, чем выбранный интервал времени фильтрации).
Когда идентифицируют пару гамма-лучей, процессор 38 линии отклика (ЛОТ) обрабатывает пространственную информацию, относящуюся к двум событиям детектирования гамма-лучей (например, на основе двух событий, представленных пространственными координатами r1 и r2, соответственно, рассчитанных в результате предварительной обработки 30), для идентификации пространственной линии отклика (ЛОТ), соединяющей два детектирования гамма-лучей. Поскольку два гамма-луча, излучаемые во время события аннигиляции позитрон-электрон, направлены в пространстве в противоположные стороны, становится известно, что событие аннигиляции электрон-позитрон произошло где-то на ЛОТ.
Детекторы 10 излучения ВРП-ПЭТ имеют достаточно высокую временную разрешающую способность для детектирования разности времени пролета между двумя, "по существу, одновременными" моментами детектирования гамма-лучей. Процессор 40 времени пролета анализирует разницу во времени между значениями времени (обозначенными t1 и t2 на фиг.1) двух событий детектирования гамма-лучей для локализации события аннигиляции позитрон-электрон вдоль ЛОТ. Результат, накопленный для большого количества событий аннигиляции позитрон-электрон, устанавливают в гистопроекциях 42. Процессор 44 реконструкции реконструирует набор гистопроекций 42, получая реконструированное изображение, используя любой соответствующий алгоритм реконструкции, такой как фильтрованная обратная проекция или итеративная обратная проекция с коррекцией. Полученное в результате реконструированное изображение сохраняют в запоминающем устройстве 46 изображений, в результате чего обеспечивается возможность их отображения через интерфейс 48 пользователя, печати, сохранения, передачи через интранет или Интернет, или использования другим образом. В представленном варианте выполнения интерфейс 48 пользователя также обеспечивает возможность для радиолога или другого пользователя управлять сканером 8 ВРП-ПЭТ; в других вариантах выполнения может быть предусмотрен отдельный контроллер или компьютер управления.
Как показано на фиг.3, каждый пиксель 22 детектора 10 излучения включает в себя матрицу ячеек 50 детектора; на фиг.3 показана общая схема одной такой ячейки 50 детектора. Фотодиод 52 смещают в область пробоя и используют как вход для схемы 54 преобразования в цифровую форму. Выход 56 схемы 54 преобразования в цифровую форму имеет первое цифровое значение, которое соответствует состоянию покоя, и переходит во второе цифровое значение в соответствии с детектированием фотона фотодиодом 52. Когда детектируется первый фотон стинтилляцинной вспышки, переключение выхода 56 с первого цифрового значения во второе цифровое значение активирует задающее устройство 60 с открытым коллектором запускающей линии, которое обеспечивает передачу сигнала запуска в общую запускающую линию или шину 62. сигнал запуска, в свою очередь, инициирует счетчик фотонов/буфер 66 FIFO (где FIFO (ПППО) = "первым прибыл, первым обслужен"), который подсчитывает переключения схемы 54 преобразования в цифровую форму из первого цифрового значения во второе цифровое значение в течение периода времени интегрирования, начатого по сигналу запуска. В некоторых других вариантах выполнения линия 67 разрешения съема запускает счетчик 66 фотонов. Схема 70 гашения, которая может быть активной или пассивной, ограничивает ток, протекающий через фотодиод 52 и выполнена с возможностью обеспечения перехода схемы смещения от второго цифрового значения обратно в первое цифровое значение. Таким образом, ячейка 50 детектора может подсчитывать более чем один фотон, если ячейка 50 детектора гасится обратно в первое цифровое значение, получаемое в состоянии покоя, прежде, чем истечет период времени интегрирования. Конечная величина подсчета, сохраненная в счетчике фотонов/буфере 66 ПППО, может быть получена через цифровую шину 68.
Фотодиод 52, соответственно, смещен для получения режима работы типа режима Гейгера. Когда происходит пробой фотодиода 52, заряд большой величины (например, приблизительно 106 электронов на принятое детектирование в некоторых фотодиодах) генерируется в ходе процесса лавинного пробоя. Этот заряд транспортируется, в основном, через схему 70 гашения, которая имеет эффективное сопротивление обычно несколько сотен килоом, для ограничения тока, протекающего через фотодиод 52. При таком ограничении тока заряд, остающийся в фотодиоде 52, пространственно распределяется для снижения электрического поля в области лавинного пробоя фотодиода 52. Такое экранирование гасит процесс лавинного пробоя и обеспечивает перенос оставшихся носителей в результате дрейфа из зоны лавинного пробоя/обедненной зоны, что обеспечивает восстановление фотодиода 52. Как правило, фотодиод 52 включает в себя защитное кольцо (не показано) вокруг внешней окружности, которая предотвращает лавинный пробой на кромках фотодиода 52. Структура защитного кольца, соответственно, действует как обыкновенный диод PN-типа с обратным смещением, со слишком малыми внутренними полями для возникновения лавинного пробоя.
Со ссылкой на фиг.4A будет описана более подробная схема одного примера варианта выполнения ячейки 50' детектора. Этот вариант выполнения включает в себя пассивную гасящую цепь 70', которая воплощена как гасящий резистор. При детектировании фотона происходит пробой перехода фотодиода 52, и электрический ток начинает протекать через фотодиод 52 и гасящий резистор 70'. Этот ток приводит к падению напряжения на резисторе 70', что, таким образом, уменьшает потенциал на входе инвертора. Разность напряжений относительно VDD должна быть достаточно большой для перевода выходного сигнала инвертора в "высокое" состояние. Характеристики переключения инвертора могут быть оптимизированы путем регулировки ширины транзистора. Выход преобразователя возвращается в "низкое" состояние автоматически после восстановления фотодиода 52 после пробоя.
Как снова показано на фиг.4A, ячейка 50' детектора дополнительно содержит запрещающую логическую схему 74, которая не полностью отключает дефектную ячейку детектора, а скорее препятствует генерированию фальшивых сигналов запуска дефектными ячейками детектора. Дефектная ячейка детектора генерирует избыточные токи, которые учитывают в цепи разрешения запуска (описана ниже). При использовании ячейки 50' детектора запускающая линия 62 привязана к "высокому" уровню через нагрузочный резистор (не показан на фиг.4A). Таким образом, триггеры всех ячеек 50' детектора логически связаны через функцию "или", и сигнал в запускающей линии 62 переводятся в низкое состояние той ячейкой детектора, которая детектирует первый фотон.
Со ссылкой на фиг.4B будет описана более подробная схема другого примера варианта выполнения ячейки 50" детектора, которая включает в себя активную гасящую схему 70", предназначенную для ускорения разряда емкости перехода фотодиода 52, для возврата к уровню состояния покоя, для уменьшения, таким образом, времени восстановления фотодиода 52. Более короткое время восстановления, как ожидается, обеспечит более высокую чувствительность, поскольку заданная ячейка 50" детектора, более вероятно, подсчитает больше, чем один фотон в течение периода времени интегрирования, когда она быстро восстанавливается, и, как ожидается, будет обеспечен более высокий динамический диапазон и лучшая разрешающая способность по энергии ячейки 50" детектора. Счетчик 66 фотонов включается с помощью запускающей линии 62 или выделенной линии, если используется иерархическая запускающая сеть, которая переводится в низкое состояние той ячейкой детектора, которая детектирует первый фотон, и удерживается в низком состоянии основной пиксельной логической схемой (не показана на фиг.4B) в течение периода времени интегрирования. Количество детектируемых фотонов, накапливаемых счетчиком 66 фотонов, переносится из счетчика 66 фотонов в буфер или другой цифровой накопитель (не показан на фиг.4B) по переднему фронту запускающей линии 62 или специализированной линии считывания. Следовательно, происходит автоматический сброс счетчика 66, например, по низкому уровню инвертированного и задержанного сигнала в запускающей линии 62 при подготовке к следующему событию детектирования стинтиляционной вспышки. При такой компоновке нерабочее время между периодами времени интегрирования может быть малым и может составлять время передачи в буфер плюс время сброса счетчика 66, которое в некоторых вариантах выполнения, как ожидается, составит меньше, чем одну наносекунду при выполнении на основе CMOS (КМОП, комплементарная структура металл-оксид-полупроводник). Ячейка 50" детектора по фиг.4B также включает в себя логическую схему 74 запрета, которая предотвращает возникновение фальшивого запускающего события из-за дефектных ячеек детектора.
Как показано на фиг.5, каждый пиксель 22 детектора 10 излучения включает в себя двумерную матрицу ячеек 50 детектора и ассоциированную с ней цифровую пиксельную логическую схему 80 на уровне пикселей. Цифровая схема считывания для пикселя 22 включает в себя схему 82 цифрового съема и считывания на уровне пикселей и ассоциированную схему на уровне ячейки детектора.
Как показано на фиг.3 и 5, схема 54 преобразования в цифровую форму каждой ячейки 50 детектора обеспечивает вывод цифровой двоичной величины, полученный на основе порогового значения, который обозначает, перешел или нет в состояние пробоя фотодиод 52 данных ячеек детектора. Цифровая схема 54 выводит первое двоичное значение, когда фотодиод 52 находится в состоянии покоя, и переходит во второе двоичное значение, когда ток фотодиода увеличивается, выходя за пределы порогового значения, что обозначает детектирование фотона. Сигнал каждого фотодиода 52, таким образом, преобразуется в цифровую форму на уровне ячейки 50 детектора. Считывание выполняют с помощью логической схемы на уровне пикселей, которая подсчитывает цифровые переходы ячеек детектора, для формирования цифрового выходного сигнала пикселя, который обозначает количество детектированных фотонов. При сравнении с суммированием аналоговых токов фотодиодов для генерирования аналогового выхода для пикселя, как выполнено в аналоговых SiPM, способ преобразования в цифровую форму и подсчета, представленный на фиг.3 и 5, в меньшей степени чувствителен к вариациям рабочей температуры, допускам компонентов схемы 70 гашения и так далее. Поскольку эти побочные эффекты не приводят к ошибочному переключению или потере переключения цифровой пороговой схемы 54, они обычно не влияют на разрешающую способность по энергии ячейки 50 детектора.
В некоторых подходах считывания ячейкам 50 детектора присваивают адреса, как в стандартном блоке запоминающего устройства, с использованием декодеров адреса для строк и столбцов матрицы ячеек 50 детектора. Такое решение обеспечивает возможность последовательного считывания данных ячейки, и в этом случае схема 82 считывания на уровне пикселей может представлять собой простой цифровой накопитель. В других подходах считывания строки ячеек считывают параллельно, при этом каждая строка имеет свой собственный накопитель частичной суммы, и частичные суммы суммируют в параллельном дереве сумматора. В других подходах считывания сумматоры внедрены в ячейку детектирования так, что сумму всей строки получают при считывании данных с использованием тактовых импульсов и сумму в строке считывают из последней ячейки детектора в строке. Поскольку суммирование в последнем подходе считывания может выполняться с использованием режима поточной обработки, архитектура считывания будет быстро работать и будет обеспечивать возможность применения коротких интервалов считывания.
Если счетчик 66 фотонов на уровне ячейки детектора или счетчики схемы 82 считывания на уровне пикселей быстро насыщаются, тогда для счетчиков не должен быть разрешен циклический переход. Например, четырехбитовому счетчику, который выполняет подсчет от 0…15, не должно быть разрешено производить последовательное приращение суммы подсчета от 15 обратно в 0. Благодаря исключению циклического перехода насыщенность пикселя 22 может детектироваться, когда счетчик считывает наибольшее значение (например, 15 для четырехбитового счетчика). Количество битов для исключения циклического перехода зависит исключительно от минимального ожидаемого времени восстановления ячейки и максимальной длины периода интегрирования. В то время как окно интегрирования представляет собой конструктивный параметр, время восстановления ячейки имеет статистическую природу, поскольку вероятность детектирования фотона представляет собой функцию, которая медленно растет с ростом напряжения во время восстановления ячейки. Однако в ячейке с активным гашением минимальное время восстановления определено задержкой одиночного переключения. Таким образом, в этом случае возможно построить достаточно объемный счетчик, чтобы исключить переполнение. Цифровая шина 68 может быть параллельной или последовательной шиной, в зависимости от ограничений по месту и времени.
Как снова показано на фиг.5, цифровая пиксельная логическая схема 80 дополнительно включает в себя запускающую цифровую схему 84, схему 85 разрешения запуска и выходной буфер 86, в котором сохраняется величина подсчета фотонов пикселей 22. Запускающая цифровая схема 84 получает опорную тактовую частоту 88 (показана как электрическая дорожка, которая соединена с соответствующим генератором или другим устройством тактовой частоты, которое не показано на фиг.5), для обеспечения опорного времени для запускающей цифровой схемы 84. Запускающая цифровая схема 84 определяет временную метку события детектирования излучения в рамках глобального времени (например, для сканера). Модули 84 запускающей цифровой схемы для всех пикселей 22 сканера работают синхронно с точностью, предпочтительно, меньшей, чем 100 пс. Опорный сигнал 88 используется для синхронизации модулей 84 запускающей цифровой схемы пикселей, передавая в них общую временную ось для всего сканера. В некоторых вариантах выполнения период времени интегрирования представляет собой фиксированный интервал времени, начинающийся в момент возникновения сигнала запуска. В других вариантах выполнения период времени интегрирования динамически ограничивается, когда сумма новых подсчетов уменьшается ниже порогового значения.
Запускающая цифровая схема 84 также, предпочтительно, выполнена с возможностью вывода цифровой временной метки (см. фиг.1), ассоциированной с величиной подсчета. Цифровая временная метка основана на времени сигнала запуска, выводимого задающим устройством 60 запускающей линии первой из ячеек 50 детектора, которая детектирует фотон стинтиляционной вспышки. Пиксельная логическая схема 80, в случае необходимости, также дополнительно включает в себя регистры коррекции данных и запрещает последовательность операций задающего устройства. Схема 87 автоматизированной проверки и калибровки также, в случае необходимости, воплощена с использованием пиксельной логической схемы 80. В одном способе испытаний/калибровки отслеживается величина теневого значения подсчета пикселя 22 (возможно включающая в себя фоновое значение подсчета, полученное от собственной радиоактивности сцинтиллятора 20). В другом способе испытаний/калибровки внешнее возбуждение от испытательного заряда, который вводят в ячейку 50 детектора, используют для проверки и калибровки пикселя 22.
Как снова показано на фиг.5, из-за темновых токов, перекрестных помех, температурного возбуждения и так далее становится возможным, что одна из ячеек 50 детектора может формировать непреднамеренный сигнал запуска, который начинается в период времени интегрирования. Схема 85 разрешения запуска разрешает передачу сигнала запуска и прекращает интегрирование, если будет определено, что сигнал запуска был фальшивым. В одном подходе схема 85 разрешения запуска анализирует ток, протекающий через сеть смещения пикселя 22. Если суммарный ток остается ниже некоторого порогового значения тока в течение выбранного интервала времени (например, 10 наносекунд в период времени съема), который измеряется с помощью дискриминатора или другой схемы, съем прекращают, и автоматическая последовательность сброса запускается при подготовке к следующему запуску. Если ток превышает текущее пороговое значение, выход дискриминатора поднимается до "высокого" уровня, и съем данных продолжается. В некоторых вариантах выполнения, кроме использования фиксированного периода времени интегрирования, используют задний фронт тока смещения дискриминатора для детектирования конца сцинтилляционной вспышки для адаптации периода времени интегрирования так, чтобы он, по существу, соответствовал концу интервала съема. Это может подавлять накопление в вариантах применения с большой величиной подсчета. В другом соответствующем способе используется тот факт, что вероятность двух запускающих событий, сгенерированных под действием тепла внутри короткого временного окна, уменьшается с расстоянием инициируемых ячеек, поскольку тепловые сигналы запуска обычно не скоррелированы. В отличие от этого сцинтилляционная вспышка должна воздействовать на ячейки 50 детектора в области, чувствительной к свету в области пикселя 22. Таким образом, схема 85 разрешения запуска может анализировать, например, инициирование из отдельных ячеек 50 детектора и может разрешать сигнал запуска, если две удаленные линии генерируют сигнал запуска в пределах выбранного временного окна. Также можно использовать другие подходы для разрешения запуска, такие как применение датчика тока с регулируемым дискриминатором, установленным на уровне порогового значения триггера, который выше, чем уровень одиночного фотона.
В некоторых других вариантах выполнения счетчик 66 переключается по линии 67 разрешения съема. Переключение по первому фотону может быть проблематичным, если существует высокий фоновый поток фотонов, не связанный с событиями аннигиляции позитрон-электрон. Такой фон может возникать в результате, например, вторичного медленного режима распада сцинтиллятора. В таких случаях ячейки детектора часто срабатывают, что увеличивает время простоя пикселя. Для обеспечения более надежного запуска счетчика на уровне ячейки детектора (фиг.3, 4A или 4B) работа счетчика фотонов разрешается с помощью отдельной линии 67 "разрешения съема", которая переводится в низкое состояние сигнала с помощью логической схемы пикселя либо при детектировании первого фотона (запускающая линия переходит в низкое состояние), или с помощью дискриминатора схемы 85 разрешения запуска, когда ток через сеть смещения превышает определенный пользователем уровень запуска. Эта линия определяет длину окна интегрирования и управляется логической схемой пикселя. На уровне пикселя детектора (фиг.5) схема 85 разрешения запуска проверки расширена и включает в себя мультиплексор 89, который выбирает либо запускающую линию 62 (для запуска по одиночному фотону), или выход дискриминатора по переднему фронту (для множества фотонных триггеров) в качестве входного сигнала для схемы преобразования времени в цифровую форму/разрешения запуска. Схема 85 разрешения запуска расширена для обеспечения сигнала 67 "разрешения съема", который поступает в ячейки 50, 50', 50" детектора.
В качестве альтернативы, если не требуется запуск на уровне одного фотона, соответствующая логическая схема может быть воплощена для генерирования сигнала запуска, если выбранное количество ячеек (линий запуска) одновременно становится активными. Такой вариант воплощения имеет практическое преимущество, поскольку требует использования только цифровых компонентов. Однако в этом случае пороговое значение определяется только статистически. В некоторых других вариантах выполнения задающее устройство с открытым коллектором, в случае необходимости, может быть исключено из ячеек детектора, и может использоваться модифицированная конструкция в схеме разрешения запуска.
Как снова показано на фиг.5 и, кроме того, как можно видеть на фиг.6, пиксели 22 расположены в виде двумерной матрицы для формирования поверхности, чувствительной к свету, пиксельного детектора 10 излучения. В вариантах выполнения, показанных на фиг.6, используется считывание пикселей, при котором каждая строка пикселей 22 считывается с использованием буферов 90 ПППО. Выход каждого из буферов 90 может включать в себя выходной сигнал буферов, принимающий три состояния, что позволяет передавать данные по совместно используемой шине 92 передачи цифровых данных. В случае необходимости события сохраняют в соответствии с их временными метками, используя арбитраж считывания в выходных буферах 90 строки, а также совместно используемый арбитраж шины выводным буфером 92, в результате чего получается поток данных событий, которые отсортированы по времени. Такое используемое в случае необходимости свойство существенно упрощает поиск совпадающих событий. Для записи арбитража доступа предпочтительно используется последовательный опрос данных. Суммы последовательного опроса передают в выходной буфер 94 детектора излучения для передачи вне микросхемы.
Как показано на фиг.7 и 8, в некоторых вариантах выполнения цифровые схемы (такие как схема 54, 54', 54" цифрового смещения, цифровая запускающая схема 60, 60', 60", 84 и схема 66, 82 цифрового считывания) детектора 10 излучения определены с использованием схем типа КМОП, сформированных на кремниевой подложке 24. При этом можно использовать различные физические компоновки. В вертикально раздельной компоновке, показанной на фиг.7, фотодиоды 52 матрицы ячеек 50, 50', 50" детектора образуют слой 100 фотодиодов, и цифровые схемы расположены в слое 102 цифровых схем КМОП, который выполнен отдельно от слоя 100 фотодиодов и электрически соединенным с ним. В альтернативной компоновке, показанной на фиг.8, фотодиоды 52 образуют слой 100' фотодиодов, и цифровая схема КМОП (такая как схема 54, 54', 54" цифрового смещения, запускающая цифровая схема 60, 60', 60", 84 и схема 66, 82 цифрового считывания) расположена в слое 100' фотодиодов так, что она располагается среди фотодиодов 52.
Поскольку логические схемы КМОП потребляют энергию только в состоянии переключения, только те части детектора 10 излучения, в которые постоянно активно подают сигнал синхронизации от схемы 88 синхронизации, будут способствовать основному потреблению энергии. Поскольку пиксель 22 активируется сигналом запуска, генерируемым одним из фотодиодов 52, которые смещены в области пробоя и находятся в состоянии покоя, потребление энергии зависит от частоты детектирования фотонов и, таким образом, от потока принимаемых фотонов и от частоты подсчета в темновом состоянии. Управление потреблением энергии пикселя 22 может быть воплощено путем целенаправленного увеличения времени простоя отдельного пикселя между двумя считываниями. Это может быть выполнено автоматически с помощью пиксельной логической схемы 80 в зависимости от температуры пикселя. Температура пикселя может измеряться непосредственно с помощью датчика температуры (не показан) или может оцениваться опосредованно по частоте подсчета в темновом состоянии пикселя 22.
Поскольку логические схемы КМОП потребляют энергию только в состоянии переключения, общее потребление энергии может быть значительно уменьшено благодаря использованию воплощения на основе КМОП, по сравнению с аналоговым воплощением. Например, в некоторых вариантах выполнения с аналоговым воплощением потребление энергии на канал составляет 30 мВт, и общая часть микросхемы составляет 162 мВт. В более практичных вариантах воплощения, таких как клиническое устройство, содержащее 28336 каналов или 1890 микросхем, постоянное потребление энергии составило бы 1156 Вт. С другой стороны, потребление энергии схемой на основе КМОП, такой как различные варианты выполнения, описанные здесь, имеет два разных значения, статическое значение и динамическое значение. Статическое значение потребления энергии представляет собой мощность, требуемую, когда отсутствует подсчет, и следовательно, не происходит переключение состояний. Оно включает в себя энергию, требуемую для динамического переключения логических схем, поскольку логические схемы должны быть готовы к приему подсчета. Динамическое потребление энергии представляет собой мощность, требуемую, когда детектор активно выполняет подсчет, и следовательно, происходит переключение состояний. Потребление энергии в активном состоянии зависит от степени активности; чем больше значение подсчета, и чем чаще происходит переключение состояний, тем больше требуемая мощность. Статическое потребление энергии для аналогичного детектора, содержащего 1890 микросхем, составляет приблизительно 10 Вт или меньше. Динамическое потребление энергии может изменяться в зависимости от активности, но типично составляет 300 Вт или меньше.
Проблема может возникнуть, если сцинтилляционные вспышки света образуют поток фотонов, который будет достаточно большим, чтобы привести к постоянному переходу, по существу, всех ячеек 50, 50', 50" детектора одного или больше пикселей 22 из первого цифрового состояния во второе цифровое состояние во время периода времени интегрирования. В этом случае происходит насыщение пикселя 22, и фактическая интенсивность (то есть, поток фотонов) измеряется не точно. Такая проблема насыщения может решаться различными способами.
В одном подходе фоточувствительную область, определенную фотодиодами 52, разбивают на большое количество меньших фотодиодов. Для уменьшенной области каждого фотодиода снижается вероятность того, что она будет детектировать фотон. Большее общее количество фотодиодов обеспечивает более высокую чувствительность на уровне пикселя к потоку фотонов, хотя обычно она не полностью компенсирует меньшую площадь каждой ячейки. Ячейка детектора должна иметь некоторый уровень насыщения для уменьшения оптической перекрестной помехи между соседними ячейками детектора. Обычно разделение ячеек составляет порядка нескольких микрон или меньше, когда для разделения между ними используются канавки, заполненные непрозрачным материалом. Таким образом, при увеличении количества ячеек, в общем, в некоторой степени уменьшается отношение чувствительной площади к общей площади ячейки. Кроме того, увеличение количества ячеек детектора при поддержании постоянного размера ячейки, обычно приводит к пропорциональному увеличению величины темного подсчета.
Как показано на фиг.9, в другом подходе решения проблемы насыщения в фоточувствительную область включен пропорциональный фотодиод 110. Пропорциональный фотодиод 110 имеет большие размеры, чем фотодиоды 52, используемые при цифровом детектировании. Пропорциональный фотодиод 110 выполнен с возможностью формирования аналогового фототока, пропорционального потоку фотонов, ударяющих в пиксель 22, когда упомянутый поток фотонов достаточно большой, в результате чего, по существу, все ячейки 50, 50', 50" детектора пикселя 22 переходят из первого цифрового состояния во второе цифровое состояние в течение периода времени интегрирования. Хотя для простоты производства пропорциональный фотодиод 110 показан вдоль одной стороны матрицы пикселей 22, он может быть размещен в других положениях относительно матрицы, например, в центре матрицы или в углу матрицы. Кроме того, в некоторых вариантах выполнения пропорциональный фотодиод 110 может быть распределен как множество электрически взаимно соединенных пропорциональных фотодиодов меньшего размера, таких как пропорциональный фотодиод, расположенный в каждом углу матрицы пикселей 22. В варианте воплощения, показанном на фиг.9, сигнал запуска, выводимый первым одним из фотодиодов 52, который детектирует фотон, все еще предпочтительно используется для получения информации синхронизации для события детектирования гамма-луча. При этом используется временная метка, выводимая детектором 10 излучения; однако в случае насыщения цифровых фотодиодов 52 фототок, формируемый пропорциональным фотодиодом 110, используется для обозначения интенсивности потока фотонов вместо использования цифрового подсчета. Пропорциональный фотодиод 110 может представлять собой обычный регулируемый резистивный диод, лавинный фотодиод с интегрированной аналоговой или цифровой схемой считывания или тому подобное.
Пиксельные цифровые детекторы излучения описаны здесь совместно с примером варианта применения ВРП-ПЭТ. Однако специалист в данной области техники может легко адаптировать раскрытые пиксельные цифровые детекторы излучения для других вариантов применения, таких как формирование изображения на основе однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (ОФЭКТ), формирование изображения по трансмиссионной компьютерной томографии (КТ), применение в астрономии и т.д. В вариантах применения детектирования излучения, в которых фотодиоды 52 непосредственно определяют излучение, сцинтиллятор 20 предпочтительно исключают из детектора 10 излучения.
Специалист в данной области техники должен понимать, что хотя большая часть вариантов выполнения была описана совместно с цифровыми схемами, части изобретения могут быть воплощены совместно с аналоговыми схемами. Например, в следующем описании представлен способ отбраковки дефектных ячеек в системе с аналоговой схемой. Такие варианты выполнения входят в объем настоящего раскрытия.
Способ отбраковки дефектной ячейки для системы с аналоговой схемой может содержать два отдельных этапа, а именно этап измерения и этап калибровки. Во время этапа измерения в матрицу SiPM испытуемого устройства (ИУ, DUT) подают смещение с номинальным напряжением смещения, которое превышает пороговое значение в светонепроницаемой оболочке. Разряд Гейгера в полупроводниках генерирует вторичные световые фотоны, приблизительно в среднем 3 на 100000 электронов в месте перехода. Таким образом, ячейка с усилением 1000000 генерирует приблизительно 30 оптических фотонов. Средняя длина волны этих фотонов составляет приблизительно 1 мкм, что позволяет фотонам распространяться на большие расстояния в кремнии, прежде чем они будут поглощены. Некоторые из этих фотонов запускают пробой соседних ячеек, что обычно называется оптической перекрестной помехой, если не используется соответствующее экранирование. Другие фотоны могут вылететь за пределы кремния и могут быть детектированы с помощью соответствующих детекторов одиночного фотона. Измерительные детекторы должны быть соединены во взаимно однозначном соответствии с ячейками ИУ. Таким образом, частота запуска измерительных детекторов может затем быть непосредственно ассоциирована с частотой подсчета в темновом состоянии отдельных ячеек. Дополнительное измерение импульса заряда ИУ можно использовать для непосредственного измерения коэффициента усиления и его вариаций для отдельных ячеек ИУ. Однако для сбора достаточной статистики такие измерения, вероятно, могут означать существенное увеличение времени измерения.
На основе данных, полученных на этапе измерения, с помощью лазерного луча выполняют отбраковку неисправных ячеек. Кроме того, если требуется, можно регулировать количество активных ячеек на пиксель для выравнивания динамического диапазона пикселей. В некоторых вариантах воплощения для отбраковки неисправных ячеек используется плавкий предохранитель. В случае, если такой плавкий предохранитель занимает дополнительную площадь, что может быть нежелательным, его размеры могут быть сведены к минимуму, когда такой плавкий предохранитель расположен над защитным кольцом. В качестве другой альтернативы можно использовать разрез самого поликремниевого резистора.
Иллюстративный пример этапа измерения, используемого в первом каскаде, показан на фигуре 10. На фигуре 10 матрица 200 счетчика одиночных фотонов соединена во взаимно однозначном соответствии с ИУ 210, с использованием структуры 220 коллиматора. Для специалиста в данной области техники должно быть понятно, что, если измерительный детектор имеет тот же размер пикселя, что и ИУ, для увеличения чувствительности системы следует использовать соединение с минимальным зазором. Матрица 200 счетчика одиночных фотонов должна иметь существенно меньшую частоту подсчета в темновом состоянии и, таким образом, должна быть охлаждена до температуры, по меньшей мере, -50°C. Каждый детектор 230 матрицы 200 счетчика инициируется фотонами, излучаемыми при разряде в режиме Гейгера. Детектор обозначает это событие путем перевода в низкое состояние линий строки и столбца и начала интервала удержания для исключения двойного подсчета одного того же события. Длительность интервала удержания должна быть отрегулирована в соответствии с временем восстановления ИУ. Активная схема 240 гашения/повторного заряда может использоваться для получения хорошо определенных интервалов удержания. Дополнительные схемы можно использовать для измерения заряда импульса в корреляции с координатами события. Блок-схема одной ячейки счетчика формирования изображения представлена на фигуре 11, в то время как блок-схема датчика показана на фигуре 12.
Повышение температуры ИУ можно использовать для ускорения измерения. На этапе калибровки частоту подсчета пикселей в темновом состоянии и данные по коэффициенту усиления используют для выбора поднабора ячеек, которые будут отключены. Они могут представлять собой любое количество дефектных ячеек, а также других ячеек, которые могут быть отключены для обеспечения однородности. С этой целью используют лазер для разреза плавких предохранителей в этих ячейках, как представлено в модифицированной ячейке детектора, показанной на фигуре 13.
Независимо от того, используется ли цифровой или аналоговый процесс отбраковки, может быть сгенерирован отчет, позволяющий пользователю определить, какое количество ячеек было отбраковано в связи с тем, что их определили как неисправные. Такой отчет может дополнительно содержать местоположение отбракованных неисправных ячеек. Местоположение отбракованных неисправных ячеек в некоторых вариантах выполнения можно использовать для отключения других ячеек. Обычно это выполняется с использованием определенной геометрической структуры, что обеспечивает более однородное детектирование излучения с помощью детектора. Кроме того, отключение других ячеек может выполняться автоматически в ответ на ввод команды вручную или по цепи обратной связи, или с использованием комбинации этих подходов.
Полученная в результате матрица кремниевого фотоумножителя будет иметь малую величину подсчета в темновом состоянии, благодаря уменьшенной чувствительности из-за потери области в связи с отключенными ячейками. Потеря динамического диапазона может быть учтена заранее путем интегрирования большего количества ячеек с меньшими размерами в пикселях. Следует также понимать, что вариант выполнения с плавким предохранителем можно использовать в комбинации с цифровой схемой. Например, плавкий предохранитель можно использовать для калибровки, в то время как цифровую схему используют для детектирования подсчета. Другие варианты выполнения, в которых воплощены идеи этого типа, также рассматриваются в данном раскрытии.
В некоторых вариантах выполнения, в которых переключение на уровне одного фотона не требуется, можно использовать дискриминатор переднего фронта для генерирования сигнала запуска и для подавления подсчета в темновом состоянии. В других вариантах выполнения сигнал запуска может генерироваться в цифровом виде путем применения логической операции по линиям запуска. Например, пиксель может быть дополнительно разделен на две половины или два блока, и сигнал запуска генерируется только, если обе половины детектируют фотон. В таких вариантах выполнения количество и размер блоков можно регулировать для установления среднего порогового значения и уровня чувствительности. Конечно, другие аналогичные конструкции могут быть воплощены, включая, но без ограничений, другие конфигурации и другие способы коррелирования блоков пикселей.
Изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты его выполнения. Очевидно, что модификации и изменения могут быть выполнены другими лицами после чтения и понимания представленного выше подробного описания. Предполагается, что изобретение следует рассматривать, как включающее в себя все такие модификации и изменения, если только они попадают в пределы объема приложенной формулы изобретения или ее эквивалентов.
Claims (41)
1. Пиксель (22) детектора, предназначенный для использования совместно со сцинтиллятором, который преобразует частицу излучения во вспышку света, содержащий:
матрицу ячеек (50, 50', 50") детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод (52), смещенный в область пробоя, и цифровую схему (54, 54', 54"), соединенную с фотодиодом, причем цифровая схема выполнена с возможностью вывода первого цифрового значения в состоянии покоя и второго цифрового значения, соответствующего детектированию фотона фотодиодом;
запускающую цифровую схему (60, 60', 60", 84), выполненную с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с выбранным количеством одной или больше ячеек детектора, которые выполняют переход от первого цифрового значения ко второму цифровому значению; и цифровую схему (66, 82) считывания, которая накапливает величину подсчета количества переходов ячеек детектора матрицы ячеек детектора от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в течение периода времени интегрирования.
матрицу ячеек (50, 50', 50") детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод (52), смещенный в область пробоя, и цифровую схему (54, 54', 54"), соединенную с фотодиодом, причем цифровая схема выполнена с возможностью вывода первого цифрового значения в состоянии покоя и второго цифрового значения, соответствующего детектированию фотона фотодиодом;
запускающую цифровую схему (60, 60', 60", 84), выполненную с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с выбранным количеством одной или больше ячеек детектора, которые выполняют переход от первого цифрового значения ко второму цифровому значению; и цифровую схему (66, 82) считывания, которая накапливает величину подсчета количества переходов ячеек детектора матрицы ячеек детектора от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в течение периода времени интегрирования.
2. Пиксель (22) детектора по п.1, в котором каждая ячейка (50, 50', 50") детектора дополнительно включает в себя:
схему (70, 70', 70") гашения, выполненную с возможностью перевода ячейки детектора обратно в состояние покоя после детектирования фотона фотодиодом.
схему (70, 70', 70") гашения, выполненную с возможностью перевода ячейки детектора обратно в состояние покоя после детектирования фотона фотодиодом.
3. Пиксель (22) детектора по п.1, дополнительно включающий в себя:
схему (85) разрешения запуска, которая отслеживает ток в пикселе (50, 50', 50") детектора и сбрасывает накопленную величину подсчета, в соответствии с критерием сброса.
схему (85) разрешения запуска, которая отслеживает ток в пикселе (50, 50', 50") детектора и сбрасывает накопленную величину подсчета, в соответствии с критерием сброса.
4. Пиксель (22) детектора по п.1, в котором цифровая схема (66, 82) считывания включает в себя:
буфер (66), ассоциированный с каждой ячейкой (50, 50', 50") детектора, в котором размещается второе цифровое значение; и
схему (82) считывания на уровне пикселя, выполненную с возможностью последовательного накопления значений в буферах (66), ассоциированных с ячейкой детектора, имеющей второе цифровое значение, для получения величины подсчета.
буфер (66), ассоциированный с каждой ячейкой (50, 50', 50") детектора, в котором размещается второе цифровое значение; и
схему (82) считывания на уровне пикселя, выполненную с возможностью последовательного накопления значений в буферах (66), ассоциированных с ячейкой детектора, имеющей второе цифровое значение, для получения величины подсчета.
5. Пиксель (22) детектора по п.1, в котором цифровая схема (66, 82) считывания включает в себя:
накопитель (66), ассоциированный с каждой ячейкой детектора, причем каждый накопитель выполнен с возможностью накопления переходов ассоциированной ячейки детектора от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в течение периода времени интегрирования; и
схему (82) суммирования, которая суммирует значения, сохраненные в накопителях в конце периода времени интегрирования, для получения величины подсчета.
накопитель (66), ассоциированный с каждой ячейкой детектора, причем каждый накопитель выполнен с возможностью накопления переходов ассоциированной ячейки детектора от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в течение периода времени интегрирования; и
схему (82) суммирования, которая суммирует значения, сохраненные в накопителях в конце периода времени интегрирования, для получения величины подсчета.
6. Пиксель (22) детектора по п.1, в котором запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) включает в себя:
схему (84) цифровой временной метки, выполненную с возможностью вывода цифровой временной метки, ассоциированной с величиной подсчета, причем цифровая временная метка основана на времени сигнала запуска относительно опорного сигнала (88) времени.
схему (84) цифровой временной метки, выполненную с возможностью вывода цифровой временной метки, ассоциированной с величиной подсчета, причем цифровая временная метка основана на времени сигнала запуска относительно опорного сигнала (88) времени.
7. Пиксель (22) детектора по п.1, дополнительно включающий в себя:
пропорциональный фотодиод (110), выполненный с возможностью получения аналогового фототока, пропорционального потоку фотонов, ударяющих в пиксель (22) детектора;
схему (84) цифровой временной метки, соединенную с матрицей ячеек (50, 50', 50") детектора, для формирования временной метки на основе времени сигнала запуска, который обозначает время приема потока фотонов.
пропорциональный фотодиод (110), выполненный с возможностью получения аналогового фототока, пропорционального потоку фотонов, ударяющих в пиксель (22) детектора;
схему (84) цифровой временной метки, соединенную с матрицей ячеек (50, 50', 50") детектора, для формирования временной метки на основе времени сигнала запуска, который обозначает время приема потока фотонов.
8. Детектор (10) излучения, содержащий:
сцинтиллятор (20); и
матрицу пикселей (22) детектора по п.1, выполненный с возможностью приема вспышек света, формируемых сцинтиллятором в ответ на прием излучения.
сцинтиллятор (20); и
матрицу пикселей (22) детектора по п.1, выполненный с возможностью приема вспышек света, формируемых сцинтиллятором в ответ на прием излучения.
9. Детектор (10) излучения по п.8, в котором пиксели (22) в матрице установлены монолитно на общей кремниевой подложке (24).
10. Детектор (10) излучения по п.9, в котором (i) фотодиоды (52) матрицы ячеек (50, 50', 50") детектора образуют фотодиодный слой (100), и (ii) цифровая схема (54, 54', 54"), запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) и цифровая схема (66, 82) считывания образуют слой (102) цифровых схем, отдельный от фотодиодного слоя и электрически соединенный с ним.
11. Детектор (10) излучения по п.9, в котором (i) фотодиоды (52) матрицы ячеек (50, 50', 50") детектора образуют фотодиодный слой (100'), и (ii) цифровая схема (54, 54', 54"), запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) и цифровая схема (66, 82) считывания расположены в фотодиодном слое (100') среди фотодиодов (52).
12. Детектор (10) излучения по п.9, в котором, по меньшей мере, существенная часть цифровой схемы (54, 54', 54"), запускающей цифровой схемы (60, 60', 60", 84) и цифровой схемы (66, 82) считывания представляют собой схемы КМОП.
13. Детектор (10) излучения по п.9, дополнительно включающий в себя:
схему (90, 92, 94) мультиплексирования, также расположенную монолитно на общей кремниевой подложке (24), причем схема мультиплексирования выполняет цифровое мультиплексирование величин подсчета, получаемых цифровой схемой (66, 82) считывания пикселей (50, 50', 50") детектора, для генерирования выходного сигнала цифрового детектора излучения.
схему (90, 92, 94) мультиплексирования, также расположенную монолитно на общей кремниевой подложке (24), причем схема мультиплексирования выполняет цифровое мультиплексирование величин подсчета, получаемых цифровой схемой (66, 82) считывания пикселей (50, 50', 50") детектора, для генерирования выходного сигнала цифрового детектора излучения.
14. Детектор (10) излучения по п.1, в котором запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) выполнена с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с переходом одной ячейки детектора от первого цифрового значения во второе цифровое значение.
15. Детектор (10) излучения по п.1, в котором запускающая цифровая схема (60, 60', 60", 84) выполнена с возможностью вывода сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с множеством переходов ячеек детектора от первого цифрового значения во второе цифровое значение, формируя ток, превышающий выбранный уровень запускающего тока.
16. Система формирования изображения времяпролетной позитронно-эмиссионной томографии (ТОР-РЕТ), содержащая:
множество детекторов (10) излучения по п.8, расположенных так, что они детектируют гамма-лучи, излучаемые из области (12) формирования изображения;
схема (34) детектирования пары гамма-лучей, которая идентифицирует два, по существу, одновременных детектирования гамма-лучей с помощью двух детекторов излучения;
процессор (38) линии отклика, который определяет пространственную линию отклика, соединяющую два детектирования гамма-луча; и
процессор (40) времени пролета, который локализует событие аннигиляции позитрон-электрон вдоль линии отклика, на основе разности во времени между двумя, по существу, одновременными моментами детектирования гамма-лучей.
множество детекторов (10) излучения по п.8, расположенных так, что они детектируют гамма-лучи, излучаемые из области (12) формирования изображения;
схема (34) детектирования пары гамма-лучей, которая идентифицирует два, по существу, одновременных детектирования гамма-лучей с помощью двух детекторов излучения;
процессор (38) линии отклика, который определяет пространственную линию отклика, соединяющую два детектирования гамма-луча; и
процессор (40) времени пролета, который локализует событие аннигиляции позитрон-электрон вдоль линии отклика, на основе разности во времени между двумя, по существу, одновременными моментами детектирования гамма-лучей.
17. Способ, выполняемый совместно со сцинтиллятором, который преобразует частицу излучения во вспышку света, содержащий:
переключение цифровой схемы (54, 54', 54") от первого цифрового значения во второе цифровое значение в соответствии с детектированием фотонов фотодиодом (52), смещенным в область пробоя, причем переключение определяет событие переключения;
генерирование сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с выбранным количеством из одного или больше указанных событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов; и
накопление величины подсчета событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов (52) в течение периода времени интегрирования.
переключение цифровой схемы (54, 54', 54") от первого цифрового значения во второе цифровое значение в соответствии с детектированием фотонов фотодиодом (52), смещенным в область пробоя, причем переключение определяет событие переключения;
генерирование сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, в соответствии с выбранным количеством из одного или больше указанных событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов; и
накопление величины подсчета событий переключения, ассоциированных с множеством упомянутых фотодиодов (52) в течение периода времени интегрирования.
18. Способ по п.17, дополнительно включающий в себя:
после события переключения гашение фотодиода (52) обратно в состояние покоя, соответствующее первому цифровому значению.
после события переключения гашение фотодиода (52) обратно в состояние покоя, соответствующее первому цифровому значению.
19. Способ по п.17, дополнительно включающий в себя:
отслеживание накопления; и
отбрасывание накопленной величины в ответ на появление критерия отбрасывания, определяемого в результате отслеживания.
отслеживание накопления; и
отбрасывание накопленной величины в ответ на появление критерия отбрасывания, определяемого в результате отслеживания.
20. Способ по п.17, дополнительно включающий в себя:
генерирование цифровой временной метки, ассоциированной с накоплением в течение периода времени интегрирования, причем цифровая метка основана на времени генерирования сигнала запуска и опорного сигнала времени.
генерирование цифровой временной метки, ассоциированной с накоплением в течение периода времени интегрирования, причем цифровая метка основана на времени генерирования сигнала запуска и опорного сигнала времени.
21. Способ по п.20, дополнительно включающий в себя:
повторение генерирования сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, накопление величины подсчета в течение периода времени интегрирования и генерирование цифровой временной метки, ассоциированной с величиной подсчета, для генерирования множества величин подсчета, каждая из которых имеет ассоциированную цифровую временную метку; и
сортировку величин подсчета в соответствии с их ассоциированными цифровыми временными метками для получения потока данных события, отсортированных по времени.
повторение генерирования сигнала запуска, обозначающего начало периода времени интегрирования, накопление величины подсчета в течение периода времени интегрирования и генерирование цифровой временной метки, ассоциированной с величиной подсчета, для генерирования множества величин подсчета, каждая из которых имеет ассоциированную цифровую временную метку; и
сортировку величин подсчета в соответствии с их ассоциированными цифровыми временными метками для получения потока данных события, отсортированных по времени.
22. Способ по п.17, дополнительно включающий в себя:
генерирование аналогового фототока, пропорционального потоку фотонов, с использованием отдельного пропорционального фотодиода (110), когда упомянутый поток фотонов достаточно большой, чтобы обеспечить участие, по существу, всех фотодиодов (52) в событиях переключения в течение периода времени интегрирования.
генерирование аналогового фототока, пропорционального потоку фотонов, с использованием отдельного пропорционального фотодиода (110), когда упомянутый поток фотонов достаточно большой, чтобы обеспечить участие, по существу, всех фотодиодов (52) в событиях переключения в течение периода времени интегрирования.
23. Детектор излучения, включающий в себя сцинтиллятор и устройство, предназначенное для выполнения способа, описанного в п.17.
24. Пиксель детектора, содержащий:
матрицу ячеек детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод и цифровую схему, соединенную с фотодиодом,
в котором цифровая схема переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в ответ на детектирование фотона фотодиодом;
при этом пиксель детектора дополнительно содержит цифровую запускающую схему, которая формирует сигнал запуска, обозначающий время начала периода интегрирования, когда заданное количество ячеек детектора переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения.
матрицу ячеек детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод и цифровую схему, соединенную с фотодиодом,
в котором цифровая схема переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в ответ на детектирование фотона фотодиодом;
при этом пиксель детектора дополнительно содержит цифровую запускающую схему, которая формирует сигнал запуска, обозначающий время начала периода интегрирования, когда заданное количество ячеек детектора переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения.
25. Пиксель детектора по п.24, дополнительно содержащий цифровую схему считывания, которая подсчитывает переходы ячеек детектора от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения.
26. Пиксель детектора, содержащий:
матрицу ячеек детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод и цифровую схему, соединенную с фотодиодом, в котором цифровая схема переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в ответ на детектирование фотона фотодиодом, при этом пиксель детектора дополнительно содержит схему разрешения переключения, которая отслеживает ток в пикселе детектора и отбрасывает процесс накопления, в соответствии с критерием отбрасывания.
матрицу ячеек детектора, причем каждая ячейка детектора включает в себя фотодиод и цифровую схему, соединенную с фотодиодом, в котором цифровая схема переходит от вывода первого цифрового значения до вывода второго цифрового значения в ответ на детектирование фотона фотодиодом, при этом пиксель детектора дополнительно содержит схему разрешения переключения, которая отслеживает ток в пикселе детектора и отбрасывает процесс накопления, в соответствии с критерием отбрасывания.
27. Способ формирования медицинского изображения, содержащий:
формирование событий сцинтилляции в ответ на события излучения;
детектирование событий сцинтилляции;
назначение цифровой временной метки детектируемым событиям сцинтилляции;
использование цифровой временной метки в способе реконструкции для формирования медицинского изображения.
формирование событий сцинтилляции в ответ на события излучения;
детектирование событий сцинтилляции;
назначение цифровой временной метки детектируемым событиям сцинтилляции;
использование цифровой временной метки в способе реконструкции для формирования медицинского изображения.
28. Детектор излучения, содержащий:
сцинтиллятор;
фотодиод, смещенный в режим пробоя; и
цифровую схему, которая формирует двоичный цифровой выход, обозначающий, перешел ли фотодиод в режим пробоя.
сцинтиллятор;
фотодиод, смещенный в режим пробоя; и
цифровую схему, которая формирует двоичный цифровой выход, обозначающий, перешел ли фотодиод в режим пробоя.
29. Детектор излучения, содержащий:
сцинтиллятор;
фотодиод, предназначенный для детектирования событий, поступающих из сцинтиллятора; и
схему, предназначенную для предоставления цифровых значений в соответствии с событиями фотодиода, в котором указанная схема работает в режиме статического потребления энергии, когда отсутствуют события фотодиода, и работает в режиме динамического потребления энергии, когда возникают события фотодиода.
сцинтиллятор;
фотодиод, предназначенный для детектирования событий, поступающих из сцинтиллятора; и
схему, предназначенную для предоставления цифровых значений в соответствии с событиями фотодиода, в котором указанная схема работает в режиме статического потребления энергии, когда отсутствуют события фотодиода, и работает в режиме динамического потребления энергии, когда возникают события фотодиода.
30. Детектор излучения, содержащий:
сцинтиллятор;
фотодиод, предназначенный для детектирования событий, поступающих из сцинтиллятора; и
схему, предназначенную для формирования цифровых значений в соответствии с событиями фотодиода, в которой потребление энергии детектором составляет, по меньшей мере, приблизительно одну треть потребляемой энергии, требуемой для аналогового детектора со схемой, которая формирует аналоговые значения в ответ на события фотодиода.
сцинтиллятор;
фотодиод, предназначенный для детектирования событий, поступающих из сцинтиллятора; и
схему, предназначенную для формирования цифровых значений в соответствии с событиями фотодиода, в которой потребление энергии детектором составляет, по меньшей мере, приблизительно одну треть потребляемой энергии, требуемой для аналогового детектора со схемой, которая формирует аналоговые значения в ответ на события фотодиода.
31. Способ отбраковки ячеек детектора формирования изображения, содержащий:
определение величины темнового подсчета отдельных ячеек матрицы детектора;
определение дефектных ячеек на основе определенной величины темнового подсчета; и
использование лазера для разрезания плавкого предохранителя, ассоциированного с ячейками, определенными как дефектные.
определение величины темнового подсчета отдельных ячеек матрицы детектора;
определение дефектных ячеек на основе определенной величины темнового подсчета; и
использование лазера для разрезания плавкого предохранителя, ассоциированного с ячейками, определенными как дефектные.
32. Способ по п.31, дополнительно содержащий:
определение местоположения дефектных ячеек; и
отбраковку одной или больше недефектных ячеек на основе местоположения дефектных ячеек.
определение местоположения дефектных ячеек; и
отбраковку одной или больше недефектных ячеек на основе местоположения дефектных ячеек.
33. Детектор формирования изображения, содержащий:
средство, предназначенное для определения величины темнового подсчета отдельных ячеек матрицы детектора;
средство определения дефектных ячеек на основе определенной величины темнового подсчета; и
средство использования лазера для разрезания плавкого предохранителя, ассоциированного с ячейками, определенными как дефектные.
средство, предназначенное для определения величины темнового подсчета отдельных ячеек матрицы детектора;
средство определения дефектных ячеек на основе определенной величины темнового подсчета; и
средство использования лазера для разрезания плавкого предохранителя, ассоциированного с ячейками, определенными как дефектные.
34. Детектор формирования изображения по п.33, дополнительно содержащий:
средство определения местоположения дефектных ячеек; и
средство отбраковки одной или больше недефектных ячеек на основе местоположения дефектных ячеек.
средство определения местоположения дефектных ячеек; и
средство отбраковки одной или больше недефектных ячеек на основе местоположения дефектных ячеек.
35. Детектор формирования изображения, содержащий:
сцинтиллятор, предназначенный для генерирования фотонов в соответствии с излучением;
множество фотодетекторов, предназначенных для детектирования фотонов, генерируемых сцинтиллятором; и
цифровую схему, предназначенную для предоставления цифрового вывода в соответствии с фотонами, детектируемыми множеством фотодетекторов, в котором упомянутая цифровая схема включает в себя средство цифровой отбраковки любого количества из множества фотодетекторов.
сцинтиллятор, предназначенный для генерирования фотонов в соответствии с излучением;
множество фотодетекторов, предназначенных для детектирования фотонов, генерируемых сцинтиллятором; и
цифровую схему, предназначенную для предоставления цифрового вывода в соответствии с фотонами, детектируемыми множеством фотодетекторов, в котором упомянутая цифровая схема включает в себя средство цифровой отбраковки любого количества из множества фотодетекторов.
36. Детектор формирования изображения по п.35, в котором средство отбраковки фотодетекторов выполняет отбраковку фотодетекторов, которые считаются дефектными.
37. Детектор формирования изображения по п.36, в котором средство отбраковки фотодетекторов дополнительно выполняет отбраковку одного или больше фотодетекторов в заданной геометрической взаимозависимости относительно отбракованных дефектных фотодетекторов.
38. Способ калибровки детектора формирования изображения, содержащий:
предоставление детектора формирования изображения с множеством фотодетекторов;
испытание чувствительности множества фотодетекторов;
определение, какие из фотодетекторов являются дефектными; и
отбраковку фотодетекторов, определенных как дефектные.
предоставление детектора формирования изображения с множеством фотодетекторов;
испытание чувствительности множества фотодетекторов;
определение, какие из фотодетекторов являются дефектными; и
отбраковку фотодетекторов, определенных как дефектные.
39. Способ калибровки по п.38, дополнительно содержащий отбраковку одного или больше фотодетекторов, находящихся в заданной геометрической взаимозависимости относительно дефектных отбракованных фотодетекторов.
40. Способ калибровки по п.38, дополнительно содержащий предоставление отчета об отбракованных фотодетекторах.
41. Способ калибровки по п.40, в котором отчет включает в себя пространственное распределение отбракованных фотодетекторов.
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US67403405P | 2005-04-22 | 2005-04-22 | |
| US60/674,034 | 2005-04-22 | ||
| US68224605P | 2005-05-18 | 2005-05-18 | |
| US60/682,246 | 2005-05-18 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2007138975A RU2007138975A (ru) | 2009-04-27 |
| RU2411542C2 true RU2411542C2 (ru) | 2011-02-10 |
Family
ID=36675967
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007138975/28A RU2411542C2 (ru) | 2005-04-22 | 2006-04-10 | Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (6) | US7723694B2 (ru) |
| EP (1) | EP1875271B1 (ru) |
| JP (1) | JP5345383B2 (ru) |
| KR (1) | KR101273965B1 (ru) |
| CN (1) | CN101163988B (ru) |
| AT (1) | ATE514105T1 (ru) |
| BR (1) | BRPI0610720B1 (ru) |
| RU (1) | RU2411542C2 (ru) |
| WO (1) | WO2006111883A2 (ru) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2656315C2 (ru) * | 2012-11-14 | 2018-06-04 | Конинклейке Филипс Н.В. | Сцинтилляционный материал |
| RU2734452C2 (ru) * | 2015-11-26 | 2020-10-16 | Конинклейке Филипс Н.В. | Компенсация темнового тока |
Families Citing this family (194)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2290721C2 (ru) | 2004-05-05 | 2006-12-27 | Борис Анатольевич Долгошеин | Кремниевый фотоэлектронный умножитель (варианты) и ячейка для кремниевого фотоэлектронного умножителя |
| JP2009506316A (ja) * | 2005-08-26 | 2009-02-12 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 高解像度医療撮像検出器 |
| US7759650B2 (en) * | 2006-04-25 | 2010-07-20 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Implementation of avalanche photo diodes in (Bi)CMOS processes |
| JP4909847B2 (ja) * | 2006-09-29 | 2012-04-04 | 株式会社日立製作所 | 核医学診断装置 |
| DE102006054542B4 (de) * | 2006-11-20 | 2012-12-06 | Siemens Ag | Vorrichtung zur überlagerten MRT- und PET-Bilddarstellung |
| EP2117427B1 (en) | 2007-01-11 | 2016-11-30 | Koninklijke Philips N.V. | Pet/mr scanners for simultaneous pet and mr imaging |
| EP2118684A2 (en) * | 2007-03-05 | 2009-11-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Improved light detection in a pixelated pet detector |
| US9087755B2 (en) | 2007-04-24 | 2015-07-21 | Koninklijke Philips N.V. | Photodiodes and fabrication thereof |
| EP2147327B1 (en) | 2007-05-04 | 2018-06-20 | Koninklijke Philips N.V. | Combination of mr and pet with correction for radiation absorption by an mr coil |
| JP4758943B2 (ja) * | 2007-05-10 | 2011-08-31 | 日立アロカメディカル株式会社 | 放射線測定装置 |
| RU2473099C2 (ru) * | 2007-05-16 | 2013-01-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет |
| CN101688894B (zh) | 2007-06-25 | 2014-01-29 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 光电检测器、光电检测设备和光电检测方法 |
| CN104316953B (zh) | 2007-07-02 | 2018-05-15 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于混合pet-mr系统的热稳定的pet探测器 |
| JP2009025308A (ja) * | 2007-07-20 | 2009-02-05 | Siemens Ag | 放射線検出器モジュール、放射線検出器および画像化用断層撮影装置 |
| CN101765790B (zh) | 2007-07-25 | 2013-02-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | Mr/pet成像系统 |
| US8319186B2 (en) | 2007-08-08 | 2012-11-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Silicon photomultiplier trigger network |
| EP2176685A2 (en) * | 2007-08-08 | 2010-04-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Silicon photomultiplier readout circuitry |
| GB2451678A (en) * | 2007-08-10 | 2009-02-11 | Sensl Technologies Ltd | Silicon photomultiplier circuitry for minimal onset and recovery times |
| WO2009024895A2 (en) * | 2007-08-22 | 2009-02-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Reflector and light collimator arrangement for improved light collection in scintillation detectors |
| US8410449B2 (en) | 2007-09-04 | 2013-04-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Silicon photomultiplier energy resolution |
| US9316752B2 (en) | 2007-09-24 | 2016-04-19 | Koninklijke Philips N.V. | Preclinical time of flight imaging |
| US8269181B2 (en) * | 2007-10-10 | 2012-09-18 | Positron Corporation | Avalanche pixel sensors and related methods |
| CN101918860A (zh) * | 2007-11-06 | 2010-12-15 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 间接辐射检测器 |
| FR2925699A1 (fr) * | 2007-12-19 | 2009-06-26 | Chu Etablissement Public | Dispositif de tomographie par emission de positons |
| US8461537B2 (en) | 2008-01-15 | 2013-06-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Solid state radiation detector elements including magnetic hard silicon photomultipliers |
| CN101960330B (zh) | 2008-02-25 | 2013-12-04 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于辐射探测器的等平面主链 |
| US8258480B2 (en) * | 2008-03-03 | 2012-09-04 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | High energy photon detection using pulse width modulation |
| JP5701616B2 (ja) | 2008-03-13 | 2015-04-15 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 画像診断装置、画像診断方法及び信号処理回路の電力消費を減少させる方法 |
| US8017915B2 (en) | 2008-03-14 | 2011-09-13 | Reflexion Medical, Inc. | Method and apparatus for emission guided radiation therapy |
| CN101978289B (zh) * | 2008-03-19 | 2014-07-30 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 单光子辐射探测器 |
| RU2493572C2 (ru) | 2008-05-28 | 2013-09-20 | Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. | Геометрические преобразования, сохраняющие данные в виде списка |
| US8564084B2 (en) * | 2008-06-16 | 2013-10-22 | Koninklijke Philips N.V. | Radiation detection and a method of manufacturing a radiation detector |
| WO2010015951A1 (en) * | 2008-08-04 | 2010-02-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Data acquisition |
| WO2010041191A2 (en) * | 2008-10-07 | 2010-04-15 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Enclosure for hygroscopic scintillation crystal for nuclear imaging |
| US8110806B2 (en) | 2008-10-31 | 2012-02-07 | General Electric Company | Solid-state photomultiplier having improved timing resolution |
| US8716647B2 (en) | 2008-11-07 | 2014-05-06 | Nxp, B.V. | Analog silicon photomultiplier using phase detection |
| US20100123077A1 (en) * | 2008-11-18 | 2010-05-20 | Gatan, Inc. | Passive pixel direct detection sensor |
| CN102246057A (zh) * | 2008-12-10 | 2011-11-16 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块 |
| EP2376942B1 (en) | 2008-12-15 | 2013-03-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Temperature compensation circuit for silicon photomultipliers and other single photon counters |
| US8519340B2 (en) | 2008-12-22 | 2013-08-27 | Koninklijke Philips N.V. | High dynamic range light sensor |
| JP5616368B2 (ja) * | 2009-03-06 | 2014-10-29 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 放射線検出器モジュール、当該モジュールを有するイメージング装置、放射線検出器アレイのドリフト補償方法、当該方法を実行するためのコンピュータ可読媒体 |
| WO2011002537A2 (en) | 2009-04-09 | 2011-01-06 | Bossdev, Inc. | Neutron fluorescence with synchronized gamma detector |
| JP5650719B2 (ja) * | 2009-04-16 | 2015-01-07 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | イメージング・システムおよびイメージング検出器アレイを用いた放射線検出方法 |
| RU2550581C2 (ru) | 2009-05-28 | 2015-05-10 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Способ улучшения временного разрешения цифровых кремниевых фотоумножителей |
| JP5771197B2 (ja) * | 2009-06-01 | 2015-08-26 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 定量化能力が改善されたｐｅｔ検出器システム |
| WO2010143082A1 (en) * | 2009-06-08 | 2010-12-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Time-of-flight positron emission tomography reconstruction using image content generated event-by-event based on time-of-flight information |
| KR101066470B1 (ko) * | 2009-06-11 | 2011-09-21 | 고려대학교 산학협력단 | 치료용 강입자 빔 측정을 위한 검출 방법과 측정 방법 및 이를 적용한 빔 측정 장치 |
| WO2011037945A2 (en) | 2009-09-22 | 2011-03-31 | Boss Physical Sciences Llc | Organic-scintillator compton gamma ray telescope |
| TWI441512B (zh) * | 2009-10-01 | 2014-06-11 | Sony Corp | 影像取得裝置及照相機系統 |
| EP2348704A1 (en) * | 2010-01-26 | 2011-07-27 | Paul Scherrer Institut | A single photon counting readout chip with neglibible dead time |
| US8860166B2 (en) | 2010-03-23 | 2014-10-14 | Stmicroelectronics S.R.L. | Photo detector array of geiger mode avalanche photodiodes for computed tomography systems |
| IT1399075B1 (it) | 2010-03-23 | 2013-04-05 | St Microelectronics Srl | Metodo di rilevazione di posizioni di fotoni che impingono su un fotodiodo a valanga geiger-mode, relativi fotodiodi a valanga geiger-mode e processo di fabbricazione |
| GB201004922D0 (en) * | 2010-03-24 | 2010-05-12 | Sensl Technologies Ltd | Silicon photomultiplier and readout method |
| US8598530B2 (en) * | 2010-05-10 | 2013-12-03 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Chloride scintillator for radiation detection |
| TW201205110A (en) * | 2010-07-27 | 2012-02-01 | Inst Nuclear Energy Res Atomic Energy Council | Method of coincidence detection and tomography system using the same |
| WO2012016198A2 (en) | 2010-07-30 | 2012-02-02 | Pulsetor, Llc | Electron detector including an intimately-coupled scintillator-photomultiplier combination, and electron microscope and x-ray detector employing same |
| JP5931374B2 (ja) * | 2010-08-31 | 2016-06-08 | 株式会社東芝 | 核医学イメージング装置及び制御方法 |
| DE102010041805B4 (de) * | 2010-09-01 | 2018-03-22 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Vorrichtung mit mehreren zeilen- oder matrixförmig angeordneten photoempfindlichen Mikrozellen |
| EP2428820A3 (en) * | 2010-09-13 | 2012-05-09 | Siemens Aktiengesellschaft | Silicon photomultiplier and radiation detector |
| US8611535B2 (en) * | 2010-09-15 | 2013-12-17 | At&T Intellectual Property I, L.P. | Characterization of an entangled photon system |
| EP2437484B1 (en) | 2010-10-01 | 2017-02-15 | Sony Semiconductor Solutions Corporation | Imaging device and camera system |
| US8963093B2 (en) | 2010-10-09 | 2015-02-24 | Fmi Technologies, Inc. | Tomographic imaging methods and systems for digital wave front decimation in time sampling |
| US8946643B2 (en) | 2010-10-09 | 2015-02-03 | Fmi Technologies, Inc. | Virtual pixelated detector for pet and/or spect |
| FR2971085A1 (fr) * | 2011-01-31 | 2012-08-03 | Commissariat Energie Atomique | Matrice de composants electronique fiabilisee et procede de localisation de defaut dans la matrice |
| CN103443652B (zh) * | 2011-03-24 | 2017-02-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 谱成像探测器 |
| EP2695000B1 (en) | 2011-04-05 | 2018-05-30 | Koninklijke Philips N.V. | Detector array with time-to-digital conversion having improved temporal accuracy |
| JP2014519025A (ja) * | 2011-05-10 | 2014-08-07 | エバーハルト・カールス・ユニバーシタット テュービンゲン ユニバーシタットスクリニクム | ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードをベースとしたガンマ線検出器 |
| US8324580B1 (en) | 2011-06-06 | 2012-12-04 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Photomultiplier tube with integrated fast analog-to-digital conversion for event derandomizer and digital time stamping |
| WO2013007981A1 (en) | 2011-07-12 | 2013-01-17 | Isis Innovation Limited | Ion detector |
| DE102011052334B4 (de) * | 2011-08-01 | 2013-04-11 | Leica Microsystems Cms Gmbh | Einrichtung und Verfahren zum Zählen von Photonen |
| US8581188B2 (en) | 2011-08-05 | 2013-11-12 | Pulsetor, Llc | Electron detector including one or more intimately-coupled scintillator-photomultiplier combinations, and electron microscope employing same |
| DE102011081100A1 (de) | 2011-08-17 | 2013-02-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Anordnung mit Photozellen |
| JP5676405B2 (ja) * | 2011-09-27 | 2015-02-25 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、プログラムおよび放射線画像撮影方法 |
| JP5926921B2 (ja) * | 2011-10-21 | 2016-05-25 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
| JP5832852B2 (ja) * | 2011-10-21 | 2015-12-16 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
| JP5791461B2 (ja) | 2011-10-21 | 2015-10-07 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
| US8989596B2 (en) * | 2012-03-06 | 2015-03-24 | Northrop Grumman Systems Corporation | Multiple sensor optical communication systems and methods |
| KR101982278B1 (ko) * | 2012-03-26 | 2019-08-28 | 삼성전자주식회사 | 디지털 실리콘 광전자 증배관 디텍터 셀 |
| DE102012204806B4 (de) | 2012-03-26 | 2013-10-17 | Siemens Aktiengesellschaft | Vorrichtung mit einer Vielzahl von Mikrozellen |
| TWI472792B (zh) * | 2012-04-27 | 2015-02-11 | Iner Aec Executive Yuan | 輻射偵測信號處理方法與系統 |
| US8907290B2 (en) * | 2012-06-08 | 2014-12-09 | General Electric Company | Methods and systems for gain calibration of gamma ray detectors |
| CN102783964B (zh) * | 2012-07-02 | 2014-03-05 | 苏州瑞派宁科技有限公司 | Pet成像中单事件列表式数据的同步方法及系统 |
| US9217795B2 (en) | 2012-07-24 | 2015-12-22 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Integrated digital discriminator for a silicon photomultiplier |
| RU2015107549A (ru) | 2012-08-13 | 2016-10-10 | Конинклейке Филипс Н.В. | Детектор рентгеновского излучения с функцией подсчета фотонов |
| US8969814B2 (en) * | 2012-08-20 | 2015-03-03 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System and method of determining timing triggers for detecting gamma events for nuclear imaging |
| US9633998B2 (en) * | 2012-09-13 | 2017-04-25 | General Electric Company | Semiconductor device and method for making the same |
| US9086389B2 (en) | 2012-10-26 | 2015-07-21 | Kla-Tencor Corporation | Sample inspection system detector |
| US9513386B2 (en) * | 2012-11-19 | 2016-12-06 | Petsys—Medical Pet Imaging Systems, S.A. | Reading device and method for measuring energy and flight time using silicon photomultipliers |
| KR101409420B1 (ko) * | 2012-12-07 | 2014-06-18 | 서울대학교산학협력단 | 방사선 검출기의 온도 변화에 따른 섬광결정 맵 왜곡 보정 방법 |
| JP2014139564A (ja) * | 2012-12-20 | 2014-07-31 | Sony Corp | 撮像装置および電子機器 |
| US9164144B2 (en) | 2012-12-27 | 2015-10-20 | General Electric Company | Characterization and calibration of large area solid state photomultiplier breakdown voltage and/or capacitance |
| US8886697B2 (en) | 2012-12-28 | 2014-11-11 | General Electric Company | Solid state photomultiplier with improved pulse shape readout |
| KR102026737B1 (ko) | 2013-01-25 | 2019-09-30 | 삼성전자주식회사 | 영상 생성 장치 및 방법 |
| KR101964891B1 (ko) | 2013-01-28 | 2019-08-07 | 삼성전자주식회사 | 실리콘 광증배관 디텍터 셀 |
| JP6079284B2 (ja) * | 2013-02-08 | 2017-02-15 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器および放射線検出器の製造方法 |
| ITTO20130128A1 (it) * | 2013-02-15 | 2014-08-15 | Fond Bruno Kessler | Dispositivo sensore fotonico |
| WO2014135465A1 (en) * | 2013-03-08 | 2014-09-12 | Koninklijke Philips N.V. | Timestamping detected radiation quanta |
| JP2014210047A (ja) * | 2013-04-18 | 2014-11-13 | 株式会社東芝 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| 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 |
| JP6257916B2 (ja) * | 2013-04-26 | 2018-01-10 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 光検出装置、放射線検出装置、放射線分析装置及び光検出方法 |
| US9293466B2 (en) | 2013-06-19 | 2016-03-22 | Taiwan Semiconductor Manufacturing Company, Ltd. | Embedded SRAM and methods of forming the same |
| US9182506B2 (en) * | 2013-06-28 | 2015-11-10 | General Electric Company | Methods and systems for signal communication in gamma ray detectors |
| WO2015016991A1 (en) | 2013-07-31 | 2015-02-05 | Massachusetts Institute Of Technology | Methods and apparatus for true high dynamic range imaging |
| US9442201B2 (en) | 2013-09-12 | 2016-09-13 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | CMOS SPAD array with mixed timing pick-off for time-of-flight positron emission tomography |
| JP6087780B2 (ja) * | 2013-10-10 | 2017-03-01 | ソニーセミコンダクタソリューションズ株式会社 | 撮像素子、放射線検出装置および撮像素子の制御方法 |
| US9869781B2 (en) * | 2013-11-22 | 2018-01-16 | General Electric Company | Active pulse shaping of solid state photomultiplier signals |
| CN106164704B (zh) * | 2014-03-28 | 2019-03-08 | 皇家飞利浦有限公司 | 正电子发射断层摄影(pet)中的坏点识别 |
| US9936147B2 (en) * | 2014-03-28 | 2018-04-03 | Varex Imaging Corporation | Low power standby mode in wireless imagers |
| US9297909B2 (en) * | 2014-04-18 | 2016-03-29 | Perkinelmer Health Sciences, Inc. | Guard efficiency compensation system and method |
| CN108888286B (zh) * | 2014-05-28 | 2022-05-27 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | Pet探测器、pet探测器的设置方法及探测方法 |
| CN105326504A (zh) * | 2014-06-05 | 2016-02-17 | 北京大基康明医疗设备有限公司 | Mri-pet头部分子影像线圈和mri-pet头部分子影像系统 |
| JP6194126B2 (ja) * | 2014-06-10 | 2017-09-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | モジュライメージング検出器ａｓｉｃ |
| US20160003672A1 (en) * | 2014-07-25 | 2016-01-07 | Varun Verma | Multiplexer for single photon detector, process for making and use of same |
| US20160033659A1 (en) * | 2014-07-29 | 2016-02-04 | Board Of Trustees Of Northern Illinois University | High performance computing for three dimensional proton computed tomography |
| EP3198307B1 (en) * | 2014-09-23 | 2020-11-11 | Koninklijke Philips N.V. | Time of flight calibration in digital positron emission tomography |
| CN105655435B (zh) * | 2014-11-14 | 2018-08-07 | 苏州瑞派宁科技有限公司 | 光电转换器、探测器及扫描设备 |
| EP3132287B1 (en) * | 2014-12-11 | 2017-09-27 | Koninklijke Philips N.V. | X-ray detector, imaging apparatus and calibration method |
| US9927537B2 (en) | 2014-12-15 | 2018-03-27 | General Electric Company | Systems and methods for positron emission tomography signal isolation |
| US9854231B2 (en) * | 2014-12-18 | 2017-12-26 | General Electric Company | Silicon photomultipliers with internal calibration circuitry |
| FR3032081B1 (fr) * | 2015-01-28 | 2018-02-16 | Weeroc | Circuit electronique configure pour controler un module d'acquisition d'un dispositif de detection de photons, module d'acquisition, procede de controle, et programme d'ordinateur correspondant. |
| US9606245B1 (en) | 2015-03-24 | 2017-03-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | Autonomous gamma, X-ray, and particle detector |
| US9696439B2 (en) | 2015-08-10 | 2017-07-04 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Apparatus and method for PET detector |
| CN105093258B (zh) * | 2015-09-30 | 2018-03-23 | 中派科技（深圳）有限责任公司 | 光子测量前端电路 |
| US9866770B2 (en) | 2015-10-21 | 2018-01-09 | Massachusetts Institute Of Technology | Methods and apparatus for true high dynamic range (THDR) time-delay-and-integrate (TDI) imaging |
| JP6517664B2 (ja) * | 2015-10-28 | 2019-05-22 | 浜松ホトニクス株式会社 | 読み出し回路 |
| CN106725560B (zh) | 2015-11-19 | 2021-01-12 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 光传感器的性能检测方法和医学成像设备 |
| JP6602652B2 (ja) * | 2015-12-01 | 2019-11-06 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | フォトンカウンティング撮像装置及びｘ線検出装置 |
| CN105534542B (zh) | 2015-12-08 | 2018-04-27 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种pet系统的实现方法和装置 |
| US10078143B2 (en) | 2015-12-31 | 2018-09-18 | General Electric Company | Solid state photomultiplier with wide temperature range of operation |
| US9939536B2 (en) | 2016-02-19 | 2018-04-10 | Sensi Technologies Ltd. | Semiconductor photomultiplier with baseline restoration for a fast terminal signal output including output loads to correct an overshoot of an output signal (as amended) |
| JP6318190B2 (ja) * | 2016-04-25 | 2018-04-25 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
| CN105929437B (zh) * | 2016-06-18 | 2018-12-04 | 武汉京邦科技有限公司 | 一种硅光电倍增器的片上读出系统 |
| US9945965B2 (en) | 2016-08-04 | 2018-04-17 | General Electric Company | Universal readout for silicon photomultiplier based detectors |
| US10575801B2 (en) * | 2016-08-11 | 2020-03-03 | Prismatic Sensors Ab | Photon counting detector |
| US10054698B2 (en) * | 2016-08-31 | 2018-08-21 | General Electric Company | Temperature stabilization for detector heads |
| CN106199682A (zh) * | 2016-09-07 | 2016-12-07 | 武汉京邦科技有限公司 | 一种基于硅光电倍增器和数字化时间标记的伽马暴巡检仪 |
| JP7201243B2 (ja) | 2016-11-15 | 2023-01-10 | リフレクション メディカル， インコーポレイテッド | 放出誘導型高エネルギー光子送達のためのシステム |
| JP6911872B2 (ja) * | 2016-12-27 | 2021-07-28 | 株式会社島津製作所 | 光検出器 |
| US10673204B2 (en) | 2017-03-07 | 2020-06-02 | Sensl Technologies Ltd. | Laser driver |
| JP6696695B2 (ja) * | 2017-03-16 | 2020-05-20 | 株式会社東芝 | 光検出装置およびこれを用いた被写体検知システム |
| JP6929671B2 (ja) | 2017-03-17 | 2021-09-01 | キヤノン株式会社 | 撮像装置及び撮像システム |
| WO2018183748A1 (en) | 2017-03-30 | 2018-10-04 | Reflexion Medical, Inc. | Radiation therapy systems and methods with tumor tracking |
| JP6957202B2 (ja) * | 2017-05-29 | 2021-11-02 | キヤノン株式会社 | 固体撮像素子、撮像装置及び撮像方法 |
| EP4342521A3 (en) | 2017-07-11 | 2024-05-08 | RefleXion Medical Inc. | Methods for pet detector afterglow management |
| CN110914713B (zh) * | 2017-07-26 | 2023-07-18 | 深圳帧观德芯科技有限公司 | 能够管理周边电荷共享的x射线检测器 |
| EP3664712A4 (en) | 2017-08-09 | 2021-05-05 | RefleXion Medical, Inc. | SYSTEMS AND METHODS FOR ERROR DETECTION IN EMISSION-GUIDED RADIATION THERAPY |
| US10580909B2 (en) * | 2017-08-29 | 2020-03-03 | Sensl Technologies Ltd. | Semiconductor photomultiplier with improved operating voltage range |
| EP3685131B1 (en) | 2017-09-19 | 2022-09-07 | Beckman Coulter, Inc. | Analog light measuring and photon counting in chemiluminescence measurements |
| FR3071356B1 (fr) * | 2017-09-21 | 2020-11-13 | Safran Electronics & Defense | Dispositif de detection et de localisation comprenant une pluralite de photodiodes |
| CN107843914B (zh) * | 2017-10-09 | 2019-05-21 | 东软医疗系统股份有限公司 | 一种pet时间标定方法和pet系统 |
| CN107874773B (zh) * | 2017-10-16 | 2020-12-08 | 中派科技（深圳）有限责任公司 | 光子检测方法、装置、设备和系统及存储介质 |
| CN111279222B (zh) * | 2017-10-30 | 2023-07-28 | 深圳源光科技有限公司 | 具有高时间分辨率的lidar检测器 |
| CN111226136B (zh) * | 2017-10-30 | 2023-07-18 | 深圳帧观德芯科技有限公司 | 辐射检测器中的暗噪声补偿 |
| WO2019099551A1 (en) | 2017-11-14 | 2019-05-23 | Reflexion Medical, Inc. | Systems and methods for patient monitoring for radiotherapy |
| US10205033B1 (en) * | 2017-12-14 | 2019-02-12 | Sensl Technologies Ltd. | ESD protected semiconductor photomultiplier |
| JP7062430B2 (ja) * | 2017-12-15 | 2022-05-06 | キヤノン株式会社 | 撮像素子、撮像装置および画像処理方法 |
| JP7149784B2 (ja) * | 2017-12-20 | 2022-10-07 | キヤノン株式会社 | 固体撮像素子、撮像装置及び撮像方法 |
| CN111758045B (zh) * | 2018-01-03 | 2024-07-09 | 混合雷达系统公司 | 用于测量两个事件之间信号传输时间的装置和方法 |
| US11978754B2 (en) | 2018-02-13 | 2024-05-07 | Sense Photonics, Inc. | High quantum efficiency Geiger-mode avalanche diodes including high sensitivity photon mixing structures and arrays thereof |
| KR20200110451A (ko) * | 2018-02-13 | 2020-09-23 | 센스 포토닉스, 인크. | 고분해능 장거리 플래시 lidar를 위한 방법들 및 시스템들 |
| KR102523281B1 (ko) | 2018-03-09 | 2023-04-18 | 삼성전자주식회사 | 3차원 이미지 센서 |
| US10254163B1 (en) * | 2018-03-15 | 2019-04-09 | Kromek Group, PLC | Interaction characteristics from a plurality of pixels |
| JP7171213B2 (ja) * | 2018-04-02 | 2022-11-15 | キヤノン株式会社 | 光電変換装置及び撮像システム |
| US20210048555A1 (en) * | 2018-05-01 | 2021-02-18 | Halliburton Energy Services, Inc. | Sourceless Gain Stabilization For Scintillation Counting Tools |
| JP7414306B2 (ja) * | 2018-05-28 | 2024-01-16 | ウニベルシタ デ バルセローナ | ＳｉＰＭにおける光クロストーク効果の低減 |
| EP3591440A1 (en) * | 2018-07-04 | 2020-01-08 | ETH Zurich | Detection device and method for detecting sensor signals in a grid of sensor elements |
| NL2021416B1 (en) | 2018-08-01 | 2020-02-12 | Fnv Ip Bv | Receiver for Providing an Activation Signal to a Device |
| CN109009197B (zh) * | 2018-08-06 | 2020-07-07 | 南京航空航天大学 | 一种用于pet检测的双晶体条穿越符合响应线检测系统和方法 |
| JP7116620B2 (ja) * | 2018-08-06 | 2022-08-10 | キヤノン株式会社 | 撮像素子及び撮像装置 |
| CN109303570B (zh) * | 2018-09-29 | 2022-09-27 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 电源管理的方法以及医学影像系统 |
| JP6704975B2 (ja) * | 2018-10-25 | 2020-06-03 | キヤノン株式会社 | 撮像装置、撮像システム及び撮像方法 |
| US10451748B1 (en) | 2018-12-05 | 2019-10-22 | Canon Medical Systems Corporation | Readout circuit for a silicon photomultiplier (SiPM) array using charge sharing and anger logic |
| IT201800020536A1 (it) * | 2018-12-20 | 2020-06-20 | Milano Politecnico | Rivelatore a singolo fotone ad area larga con funzionalità di time-gating |
| JP7321713B2 (ja) | 2019-01-30 | 2023-08-07 | キヤノン株式会社 | 光電変換装置、撮像システム、移動体 |
| JP7218191B2 (ja) * | 2019-01-30 | 2023-02-06 | キヤノン株式会社 | 光電変換装置、撮像システム、移動体 |
| JP7366558B2 (ja) * | 2019-03-13 | 2023-10-23 | 株式会社東芝 | センサ及び距離計測装置 |
| DE102019204388A1 (de) * | 2019-03-28 | 2020-10-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Röntgendetektor, medizinische Untersuchungseinrichtung und Verfahren zum Betrieb eines Röntgendetektors |
| US10834345B1 (en) | 2019-06-20 | 2020-11-10 | Semiconductor Components Industries, Llc | Temperature and non-uniformity compensation circuitry for silicon photomultiplier |
| JP7052777B2 (ja) * | 2019-06-25 | 2022-04-12 | Ｊｆｅスチール株式会社 | 分析計の選定方法及び転炉の操業方法 |
| EP3999821A1 (en) | 2019-07-19 | 2022-05-25 | Koninklijke Philips N.V. | Recharge circuit for digital silicon photomultipliers |
| CN114144642A (zh) * | 2019-07-19 | 2022-03-04 | 皇家飞利浦有限公司 | 伽玛事件的时域滤波 |
| US11378663B2 (en) | 2019-11-26 | 2022-07-05 | Waymo Llc | Systems and methods for biasing light detectors |
| CN110987201B (zh) * | 2019-12-20 | 2020-11-10 | 国开启科量子技术(北京)有限公司 | 一种单光子探测器死时间控制电路实现方法及装置 |
| JP2022039524A (ja) * | 2020-08-28 | 2022-03-10 | 株式会社東芝 | 半導体装置 |
| WO2022125469A1 (en) * | 2020-12-07 | 2022-06-16 | Research Institute Corporation | Ultrafast spatially resolving detector for photons and charged particles and applications thereof |
| US11855106B2 (en) | 2021-01-22 | 2023-12-26 | Canon Kabushiki Kaisha | Signal processing device having counter counting pulses from avalanche photodiode |
| KR20240055696A (ko) | 2021-04-16 | 2024-04-29 | 인터그레이티드 다이나믹 일렉트론 솔루션즈, 인크. | 전자 현미경 기술을 위한 임의의 전자 선량 파형 |
| EP4155781A1 (en) | 2021-09-24 | 2023-03-29 | Koninklijke Philips N.V. | Photon detector, detector device and imaging apparatus |
| WO2023149382A1 (ja) * | 2022-02-01 | 2023-08-10 | 浜松ホトニクス株式会社 | 信号処理回路、及び、光検出装置 |
| EP4254017A1 (en) | 2022-03-28 | 2023-10-04 | Koninklijke Philips N.V. | Photon counting detector and photon counting method |
| EP4273587A1 (en) | 2022-05-04 | 2023-11-08 | Koninklijke Philips N.V. | Photon counting detector and photon counting method |
| EP4276496A1 (en) | 2022-05-10 | 2023-11-15 | Koninklijke Philips N.V. | Photon counting detector and photon counting method |
| KR20240025403A (ko) | 2022-08-18 | 2024-02-27 | 서울대학교병원 | 스트립 쌍을 사용하여 신호를 판독하는 저항판 검출기 |
| US11848173B1 (en) * | 2023-01-31 | 2023-12-19 | Integrated Dynamic Electron Solutions, Inc. | Methods and systems for event modulated electron microscopy |
Family Cites Families (38)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US12A (en) * | 1839-09-14 | Improvement in trusses for the cure of prolapsus uteri | ||
| USH12H (en) * | 1983-03-11 | 1986-01-07 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Nuclear medicine imaging system |
| US4720799A (en) * | 1985-06-19 | 1988-01-19 | Woithe Stanley D | Hydrologic data acquisition system |
| US5541849A (en) * | 1990-04-06 | 1996-07-30 | Lsi Logic Corporation | Method and system for creating and validating low level description of electronic design from higher level, behavior-oriented description, including estimation and comparison of timing parameters |
| US5449897A (en) | 1994-10-03 | 1995-09-12 | Adac Laboratories | Automatic gain calibration for gamma camera system |
| EP0706065B1 (en) | 1994-10-03 | 2002-11-27 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Improved gamma camera system |
| US6194726B1 (en) * | 1994-12-23 | 2001-02-27 | Digirad Corporation | Semiconductor radiation detector with downconversion element |
| US5608221A (en) * | 1995-06-09 | 1997-03-04 | Adac Laboratories | Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging with monuniform attenuation correction |
| US5585637A (en) * | 1995-06-09 | 1996-12-17 | Adac Laboratories | Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging |
| KR0176394B1 (ko) * | 1995-08-28 | 1999-05-15 | 유기범 | 디지탈 회로에서 신호선 개수를 세는 장치 |
| JPH09152486A (ja) * | 1995-09-28 | 1997-06-10 | Canon Inc | 撮像装置 |
| US6410920B1 (en) * | 1997-05-30 | 2002-06-25 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction of emission contamination and deadtime loss in a medical imaging system |
| JPH1172567A (ja) * | 1997-08-28 | 1999-03-16 | Hitachi Medical Corp | シンチレーションカメラ |
| US5962846A (en) * | 1997-08-29 | 1999-10-05 | Lucent Technologies Inc. | Redundant linear detection arrays |
| US6114703A (en) | 1997-10-21 | 2000-09-05 | The Regents Of The University Of California | High resolution scintillation detector with semiconductor readout |
| JP4286338B2 (ja) * | 1998-05-29 | 2009-06-24 | 株式会社東芝 | 核医学診断装置 |
| CA2252993C (en) | 1998-11-06 | 2011-04-19 | Universite De Sherbrooke | Detector assembly for multi-modality scanners |
| EP1059879B1 (en) | 1998-12-30 | 2007-08-08 | General Electric Company | Image thickness selection for multislice imaging system |
| IT1316793B1 (it) | 2000-03-09 | 2003-05-12 | Milano Politecnico | Circuito monolitico di spegnimento attivo e ripristino attivo perfotodiodi a valanga |
| US6297506B1 (en) * | 2000-03-23 | 2001-10-02 | John W. Young | System and method for reducing pile-up errors in multi-crystal gamma ray detector applications |
| AU2001266579A1 (en) * | 2000-05-16 | 2001-11-26 | Dario B. Crosetto | Method and apparatus for anatomical and functional medical imaging |
| JP4659962B2 (ja) * | 2000-10-04 | 2011-03-30 | 株式会社東芝 | 核医学診断装置 |
| US6509565B2 (en) * | 2001-02-20 | 2003-01-21 | Ideas Asa | Discriminator circuit for a charge detector |
| US6590215B2 (en) * | 2001-04-05 | 2003-07-08 | Toshiba Corporation | Readout circuit for a charge detector |
| US7011814B2 (en) * | 2001-04-23 | 2006-03-14 | Sicel Technologies, Inc. | Systems, methods and devices for in vivo monitoring of a localized response via a radiolabeled analyte in a subject |
| US6781133B2 (en) | 2001-11-01 | 2004-08-24 | Radiation Monitoring Devices, Inc. | Position sensitive solid state detector with internal gain |
| DE10244176A1 (de) * | 2002-09-23 | 2004-04-08 | Siemens Ag | Bilddetektor für Röntgenstrahlung |
| US6909672B2 (en) | 2002-09-24 | 2005-06-21 | General Electric Company | Time-to-voltage converter |
| WO2004044613A2 (en) | 2002-11-12 | 2004-05-27 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Lanthanum halide scintillators for time-of-flight 3-d pet |
| EP1570645B1 (en) * | 2002-12-09 | 2006-08-09 | Quantum Semiconductor, LLC | Circuitry for image sensors with avalanche photodiodes |
| CN100370278C (zh) | 2003-04-24 | 2008-02-20 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于对γ辐射进行空间解析检测的检测方法和检测器元件 |
| US7858917B2 (en) | 2003-05-02 | 2010-12-28 | Massachusetts Institute Of Technology | Digital photon-counting geiger-mode avalanche photodiode solid-state monolithic intensity imaging focal-plane with scalable readout circuitry |
| WO2004111681A1 (en) | 2003-06-19 | 2004-12-23 | Ideas Asa | Modular radiation detector with scintillators and semiconductor photodiodes and integrated readout and method for assembly thereof |
| WO2005017598A1 (de) | 2003-08-06 | 2005-02-24 | Gnothis Holding S.A. | Verfahren und vorrichtung zur bestimmung von lumineszierenden molekülen nach der methode der fluoreszenzkorrelationsspektroskopie |
| JP4727947B2 (ja) * | 2004-05-21 | 2011-07-20 | 株式会社島津製作所 | 光検出回路 |
| US7129496B2 (en) * | 2005-01-21 | 2006-10-31 | General Electric Company | Method and system for scattered coincidence estimation in a time-of-flight positron emission tomography system |
| WO2006111869A2 (en) * | 2005-04-22 | 2006-10-26 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Pet/mr scanner with time-of-flight capability |
| EP2176685A2 (en) * | 2007-08-08 | 2010-04-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Silicon photomultiplier readout circuitry |
-
2006
- 2006-04-10 BR BRPI0610720-6A patent/BRPI0610720B1/pt not_active IP Right Cessation
- 2006-04-10 WO PCT/IB2006/051089 patent/WO2006111883A2/en active Application Filing
- 2006-04-10 EP EP06727868A patent/EP1875271B1/en active Active
- 2006-04-10 AT AT06727868T patent/ATE514105T1/de not_active IP Right Cessation
- 2006-04-10 KR KR1020077023840A patent/KR101273965B1/ko active IP Right Grant
- 2006-04-10 CN CN2006800135553A patent/CN101163988B/zh active Active
- 2006-04-10 RU RU2007138975/28A patent/RU2411542C2/ru active
- 2006-04-10 JP JP2008507215A patent/JP5345383B2/ja active Active
- 2006-08-28 US US11/467,670 patent/US7723694B2/en active Active
-
2010
- 2010-04-08 US US12/756,460 patent/US9268033B2/en active Active
- 2010-07-15 US US12/836,787 patent/US8399848B2/en active Active
-
2011
- 2011-07-25 US US13/189,886 patent/US9335421B2/en active Active
-
2016
- 2016-01-19 US US15/000,336 patent/US9874644B2/en active Active
-
2018
- 2018-01-02 US US15/859,789 patent/US10656288B2/en active Active
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| A TEST OF SILICON PHOTOMULTIPLIERS AS READOUT FOR PET. OTTE A.N. И ДР. 15.04.2005;. * |
| First results of scintillator readout with silicon photomultiplier. HERBERT D J at all, NUCLEAR SCIENCE SYMPOSIUM CONFERENCE RECORD, 2004 I EEE ROME, ITALY 16.10.2004, PISCATAWAY, NJ, USA, IEEE, с.4185-4189. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2656315C2 (ru) * | 2012-11-14 | 2018-06-04 | Конинклейке Филипс Н.В. | Сцинтилляционный материал |
| RU2734452C2 (ru) * | 2015-11-26 | 2020-10-16 | Конинклейке Филипс Н.В. | Компенсация темнового тока |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP1875271B1 (en) | 2011-06-22 |
| US9874644B2 (en) | 2018-01-23 |
| JP5345383B2 (ja) | 2013-11-20 |
| KR101273965B1 (ko) | 2013-06-12 |
| KR20080009082A (ko) | 2008-01-24 |
| JP2008538606A (ja) | 2008-10-30 |
| CN101163988B (zh) | 2012-06-13 |
| WO2006111883A2 (en) | 2006-10-26 |
| BRPI0610720A2 (pt) | 2012-05-22 |
| CN101163988A (zh) | 2008-04-16 |
| US7723694B2 (en) | 2010-05-25 |
| WO2006111883A3 (en) | 2007-02-15 |
| BRPI0610720B1 (pt) | 2018-01-16 |
| US8399848B2 (en) | 2013-03-19 |
| US20160146949A1 (en) | 2016-05-26 |
| US20180156926A1 (en) | 2018-06-07 |
| EP1875271A2 (en) | 2008-01-09 |
| RU2007138975A (ru) | 2009-04-27 |
| US9335421B2 (en) | 2016-05-10 |
| ATE514105T1 (de) | 2011-07-15 |
| US20110278466A1 (en) | 2011-11-17 |
| US20110133091A1 (en) | 2011-06-09 |
| US20080203309A1 (en) | 2008-08-28 |
| US20100252723A1 (en) | 2010-10-07 |
| US10656288B2 (en) | 2020-05-19 |
| US9268033B2 (en) | 2016-02-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2411542C2 (ru) | Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт | |
| US8395127B1 (en) | Digital silicon photomultiplier for TOF PET | |
| Schaart et al. | Advances in digital SiPMs and their application in biomedical imaging | |
| KR101689352B1 (ko) | 온도 보상 및 단일 광자 카운터들을 위한 제어 회로 | |
| Haemisch et al. | Fully digital arrays of silicon photomultipliers (dSiPM)–a scalable alternative to vacuum photomultiplier tubes (PMT) | |
| US9677931B2 (en) | Detection of radiation quanta using an optical detector pixel array and pixel cell trigger state sensing circuits | |
| US8395125B1 (en) | Silicon photomultiplier trigger network | |
| US7439509B1 (en) | Dual channel SiPM for optimal energy and fast timing | |
| US11047996B2 (en) | Photodetector | |
| WO2023118834A1 (en) | Improved digital silicon photomultiplier | |
| US11898906B2 (en) | Time-domain filtering of gamma events | |
| Mandai | Multichannel Digital Silicon Photomultiplier for Time-of-Flight PET | |
| Pozas-Flores et al. | Design of a smart SiPM based on focal-plane processing elements for improved spatial resolution in PET | |
| Shao et al. | Dual scintillator detection method to solve PSPMT edge resolving problem |