CN102955167A - 用于区分多能带辐射中的光子的能带的设备和方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种用于区分多能带辐射中的光子的能带的设备和方法。一种用于在读出电路中区分光子的能带的设备,所述读出电路针对每个能带对入射到传感器上的多能带辐射中的光子进行计数,该设备包括:积分器,用于积聚从已经进行了从光子的光电转换的传感器接收的电信号;比较器,用于将从积分器接收的积聚电信号与多个阈值中的一个阈值进行比较;信号处理器,用于根据比较的结果指示从多个阈值中的一个阈值顺序地切换到另一个阈值;基于与多个阈值顺序比较的来自比较器的结果输出区分光子的能带的数字信号。
Description
技术领域
本公开涉及一种用于区分多能带辐射中的光子的能带的设备和方法。
背景技术
利用辐射的医学装置是目前可使用的且继续处于发展之中。随着利用辐射的X射线成像***从模拟模式到数字模式转变的最近趋势,在作为数字X射线成像***的核心部分的X射线检测器也已经快速发展。可将数字X射线检测技术大致分为间接方法或直接方法:所述直接方法通过将X射线转换成可见光、然后将可见光转换成电子信号的连续转换生成图像;所述间接方法通过将X射线信号直接转换为电子信号来生成图像。
X射线检测方法可包括积分方法和光子计数方法,在积分方法中,通过将产生的电信号积分达预定时段来生成图像信号;在光子计数方法中,通过对入射的X射线光子进行计数来生成图像信号。光子计数方法可通过单次拍摄(即,利用X射线稍微曝光)利用可区分的X射线能带产生高品质的图像,因此最近已经对光子计数方法进行了大量的研究。
发明内容
提供一种用于利用相对小的光子计数器来提供高品质图像的区分多能带辐射中的光子的能带的设备和方法。本公开的一个或多个实施例不限于上面描述的实施例,还可包括其他的实施例。
其他的方面将在下面的描述中部分地阐述,部分地将通过描述显而易见,或者可通过实施提出的实施例来了解。
根据本公开的一个方面,一种用于在读出电路中区分光子的能带的设备,所述读出电路针对每个能带对入射到传感器上的多能带辐射中的光子进行计数,该设备包括:积分器,用于积聚从已经进行了从光子的光电转换的传感器接收的电信号;比较器,用于将从积分器接收的积聚电信号与多个阈值中的一个阈值进行比较;信号处理器,用于根据比较的结果指示从多个阈值中的一个阈值顺序地切换到另一个阈值,输出基于与多个阈值顺序比较的来自比较器的结果区分光子的能带的数字信号。
根据本公开的另一个方面,一种在读出电路中区分光子的能带的方法,所述读出电路针对每个能带对入射到传感器上的多能带辐射中的光子进行计数,所述方法包括:接收将在从光子转换之后从传感器累积接收的积聚电信号与多个阈值中的一个阈值进行比较的结果;根据比较的结果指示顺序地切换所述多个阈值;输出基于与所述多个阈值顺序比较的结果区分光子的能带的数字信号。
附图说明
通过下面结合附图对实施例进行的描述,这些和/或其他方面将会变得更加明显和更加易于理解,附图中:
图1是示出根据本公开的实施例的医学成像***的构造的示图;
图2是根据本公开的实施例的图1的光子计数检测器的透视图;
图3是根据本公开的另一实施例的图1的光子计数检测器的剖视图;
图4是根据本公开的实施例的图3的读出电路的框图;
图5是根据本公开的实施例的图3的读出电路的电路图;
图6是根据本公开的实施例的区分光子的若干个能带的方法的流程图。
具体实施方式
现在将对实施例做出详细说明,在附图中示出了实施例的示例,其中,相同的标号始终表示相同的元件。在这点上,本实施例可具有不同的形式并不应被解释为局限于这里阐述的描述。因此,下面参照附图仅仅描述实施例,以解释本描述的各方面。
图1是示出根据本公开的实施例的医学成像***的构造的示图。参照图1,医学成像***包括辐射产生器10、光子计数检测器11和图像生成器12。利用辐射的医学成像***通过使用传感器来检测穿过如同身体部分的照射目标的多能带辐射(multi-energy radiation),对使用传感器检测的多能带辐射中的光子针对各个能带进行计数,基于计数的结果生成各个能带的身体部分的图像。照射目标的多能带辐射吸收程度依赖于目标的类型和密度。例如,骨头可吸收大量的X射线,而肌肉相对于骨头可吸收较少的X射线。因此,与在透射穿过其他身体组织后相比,从辐射产生器10产生的辐射在透射穿过骨头之后可包括不同数量的光子。从辐射产生器10产生的辐射在透射穿过目标之后可能包括的各个能带的光子数量在辐射穿过的目标是骨头时与目标是其他身体组织时可不同。图像生成器12可基于光子计数检测器11对各个能带的光子进行计数的结果生成身体组织的清晰的X射线图像。
辐射产生器10产生辐射并将该辐射辐射到病人上。从辐射产生器10产生的辐射可以是例如超声波、α射线、β射线、γ射线、X射线和中子射线。通常,辐射可指可引发离子化且对人体有害的X射线。为了便于解释,以作为示例的X射线为重点来描述本公开的实施例;然而,本领域普通技术人员可以理解,可基于针对各个能带对光子计数的结果使用其他辐射射线来生成各个能带的辐射的图像。光子计数检测器11包括与目标的将被利用辐射成像的拍摄区域对应的读出电路,具体地说,读出电路可分别与拍摄区域的像素对应。光子计数检测器11将通过读出电路计数的结果输出到图像生成器12。拍摄区域的像素的数量越大,读出芯片中与像素对应的读出电路越多,图像生成器12可生成更高分辨率的图像。换句话说,像素的尺寸越小,可生成的图像分辨率越高。
与光子计数检测器11有关的一个技术问题是实现高分辨率图像生成的小读出电路。像素尺寸的减小需要与像素分别对应的读出电路的尺寸更小。以阵列形式设置在读出芯片中的读出电路将从与读出电路分别对应的单元传感器接收的、相对于各个光子能级的电信号转换成数字信号,并将数字信号输出到图像生成器12。占用整个传感器的一部分区域的各个单元传感器通过单元传感器的单元输出端子输出从光子产生的电信号,其中,读出芯片的对应的读出电路检测所述从光子产生的电信号。可以在电荷积分模式或光子计数模式下读出每个读出电路已经从单元传感器接收的电信号。电荷积分模式使用用于对电荷积分的电容器,其中,对产生的电信号积分达预定时段并通过模数转换器(ADC)读出。该模式对从所有能带中的光子产生的电信号进行积分,并因此不能针对各个光子能带将电信号转换成数字信号。另一方面,在光子计数模式下,读出电路将从用于检测光子的单元传感器接收的电信号与阈值进行比较并输出指示“1”或“0”的数字信号,计数器对“1”的发生进行计数并以数字形式输出数据。每当产生各个信号,光子计数模式将从单个光子产生的信号与预定阈值进行比较,并对信号计数。可基于光子计数模式利用读出电路实现光子计数检测器11,其中,读出电路可对从对应的单元传感器接收的光子针对各个光子能带进行计数。
图2是根据本公开的实施例的图1的光子计数检测器11的透视图。参照图2,光子计数检测器11可包括传感器21和读出芯片22。传感器21检测已经透射穿过诸如身体部分的目标的多能带辐射中的光子,将检测的光子转换成电信号,并通过传感器21的单元输出端子将电信号输出到读出芯片22的读出电路23。传感器21对应于拍摄区域,传感器的与拍摄区域的各个像素对应的区域被称为“单元传感器”。单元传感器将入射光子转换成电信号并通过单元传感器的单元输出端子输出电信号。
读出芯片22的尺寸与传感器21和拍摄区域的尺寸对应,读出芯片22包括分别与拍摄区域的像素对应的读出电路23。因此,拍摄区域的尺寸确定读出芯片22的尺寸。为了在具有特定尺寸的拍摄区域中形成更多的像素,分别与拍摄区域的像素对应的读出电路23需要很小。当读出电路23的尺寸减小,从而特定尺寸的拍摄区域被分成更多的像素时,可在拍摄区域中产生针对各个光子能带的高分辨率。
图3是根据本公开的另一实施例的图1的光子计数检测器11的剖视图。参照图3,光子计数检测器11可包括传感器31和读出芯片32。传感器31检测光子、将光子转换成电信号、并将转换的电信号通过键合部34输出到读出芯片32的与传感器31的区域对应的读出电路33。当光子进入传感器31的缺失区域312时,传感器31产生电子-空穴对,电场将电子-空穴对吸引到准中性n区311和准中性p区313,从而电流可流出传感器31。例如,当多能带X射线进入传感器31时,传感器31产生针对多能带X射线中的光子的能带具有不同的幅度的电信号,将产生的电信号通过与传感器31的单元传感器分别对应的准中性p区313输出到读出芯片32的读出电路33。准中性p区313是传感器31中的单元传感器的单元输出端子。当在传感器31的与拍摄区域的像素分别对应的单元传感器中检测到光子时,传感器31通过单元传感器的单元输出端子将电信号输出到读出芯片32的读出电路33。
根据入射的多能带X射线中的光子的数量,传感器31针对入射的多能带X射线中的光子的能带产生不同幅度的电信号。在接收到多个光子时,传感器31可产生例如具有时间间隔的多个电信号。产生的多个电信号中的时间间隔可以足够光子计数检测器11从输入的多个电信号区分光子的能带。传感器31产生的多个电信号中的时间间隔可能不足以使光子计数检测器11区分光子的能带,但这不太可能出现。因此,多个电信号之间的时间间隔对整个图像的生成仅仅具有微不足道的影响。
虽然在图3的实施例中,传感器31包括准中性n区311、缺失区域312和准中性p区313,但是本领域普通技术人员应当理解,可使用用于检测光子的各种传感器中的任意传感器。另外,虽然在图3的实施例中通过键合部34连接,但是传感器31和读出芯片32可通过各种方法中的任意方法(例如,通过气相沉积法)来连接。
读出芯片32是分别与传感器31的多个单元传感器对应的读出电路33的阵列。读出电路33根据从传感器31接收的多个电信号区分入射到传感器31的光子的能带(其中,所述多个电信号在传感器31中由那些光子产生),对各个能带中的光子进行计数,并将计数数据输出到图像生成器12。读出芯片31的尺寸可与拍摄区域的尺寸对应,且读出芯片31中的读出电路33分别与拍摄区域的像素对应。为了生成高分辨率图像,特定尺寸的拍摄区域需要包括更多数量的像素,因此与拍摄区域的多个像素分别对应的多个读出电路33的尺寸需要更小。图像生成器12基于与像素对应的读出电路33的光子计数结果,针对拍摄区域的每个像素生成图像。
读出电路33区分入射的多能带X射线中的光子的能带、输出指示光子的能带的数字信号并根据数字信号对各个能带中的光子进行计数。每当从对应的单元传感器接收到电信号时,读出电路33将电信号的幅度与预定阈值进行比较,以区分多能带辐射中的光子的能级,并对每个能带的光子进行计数。例如,作为将从对应的单元传感器接收的电信号与预定阈值进行比较的结果,如果发现从传感器31接收的电信号的幅度高于5V的预定阈值且低于6V的预定阈值,则读出电路33产生指示电信号的标识幅度的数字信号,并对已经进入传感器31的各能带的光子的那些数字信号计数。
键合部34连接传感器31和读出芯片32的读出电路33,以允许在传感器31的区域中产生的电信号传输到读出芯片32的对应的读出电路33。虽然在图3的实施例中,传感器31和读出芯片32的读出电路33是通过键合部34的方式来连接,但是可使用各种方法中的任意方法来连接传感器31和读出芯片32的读出电路33。例如,可利用半导体工艺(例如,利用气相沉积)来将传感器31连接到读出芯片32。然而,本领域普通技术人员应当理解,可使用不限于键合和气相沉积的任意连接方法。
图4是根据本公开的实施例的图3的读出电路的框图。参照图4,读出电路33包括积分器41、比较器42、信号处理器43、复用器44和计数器45。积分器41积聚从传感器31接收的已经从传感器31接收的光子转换的电信号,并将积聚的信号输出到比较器42。积分器41积聚从传感器31输入的电信号直到从信号处理器43接收到复位命令为止,且在从信号处理器43接收到复位命令时返回到积聚之前的初始状态。积分器41在其输出端子处保持积聚的电信号的电压电平恒定并继续将该恒定的电压电平输出到比较器43,直到接收到复位命令为止。因此,积分器41输出非脉冲信号,即,幅度不变的信号,例如DC电压。
比较器42将来自积分器41的积聚电信号与从复用器44输入的阈值进行比较,并将比较的结果输出到信号处理器43。阈值是用于将多能带辐射中的光子的整个能带分成至少两个能带的预定电压电平。因此,使用更多的用于检测各个能带的光子的阈值可允许对更多的光子能带进行精细的划分。
比较器42输出到信号处理器43的比较的结果指示从积分器41积聚的电信号的幅度是否高于阈值的幅度。例如,如果来自积分器41的积聚的电信号高于阈值,则比较器42可输出“1”,如果来自积分器41的积聚的电信号低于阈值,则比较器42可输出“0”。虽然在该实施例中,如果积聚的电信号在幅度上高于阈值则输出“1”且如果不是则输出“0”,但是相反的设置也是可以的。
比较器42将来自积分器41的积聚的电信号与从复用器44输入的多个阈值顺序地比较。具体地说,比较器42将来自积分器41的积聚的电信号与从复用器44输入的阈值进行比较,并将比较的结果输出到信号处理器43。当从复用器接收的阈值改变时,比较器42将来自积分器41的积聚的电信号与阈值进行比较,并将比较的结果输出到信号处理器43。每当从复用器接收的阈值改变时,比较器42将比较结果输出到信号处理器43。因此,可使用仅仅一个比较器通过与若干个阈值顺序进行比较来标识来自积分器41的积聚的电信号的幅度。
由于积分器41在其输出端子处保持连续地输出到比较器41的积聚的电信号的电压电平恒定,所以与脉冲信号被输入到比较器42时相比,比较器42可以以相对低的运算速率将从积分器41输入的积聚电信号与从复用器44输入的多个阈值顺序地比较。如果从积分器41输入脉冲信号,则比较器42需要以较高的速率运算,以在脉冲信号下降到预定电压电平或更小的电压电平之前完成比较。然而,在本公开的实施例中,虽然积分器41保持积聚的电信号的电压电平恒定直到从信号处理器43接收到复位命令,但是比较器42可继续从积分器41接收具有恒定的电压电平的积聚的电信号并将积聚的电信号与多个阈值顺序比较。通常,相对高速率的比较器相对于低速率比较器需要大量的电流,且功耗很高。由于具有恒定的电压电平的积聚的电信号从积分器41连续地输入到比较器42,所以比较器42可不需要以高速运算,因此可使用较小的电流与降低的功耗进行运算。
信号处理器43从比较器42接收从积分器41输出的积聚的电信号与多个阈值顺序比较的结果并将指示多能带辐射中的光子的能带的数字信号输出到计数器45。作为由比较器42比较的结果,如果来自积分器41的积聚的电信号的幅度高于阈值,则信号处理器43指示复用器44将下一个阈值输出到比较器42,并将指示积聚的电信号的幅度高于阈值的数字信号输出到计数器45。作为与新的阈值进行比较的结果,如果来自积分器41的积聚的电信号具有高于新的阈值的幅度,则重复上面描述的操作。复用器44可将多个阈值以升序(即,从最小的阈值到最大的阈值)顺序输出到比较器42。另一方面,作为与新阈值比较的结果,如果来自积分器41的积聚的电信号具有小于新阈值的幅度,则信号处理器43将指示积聚的电信号的幅度小于新阈值的数字信号输出到计数器45。如果来自积分器41的积聚电信号具有小于新阈值的幅度,则信号处理器43指示积分器41复位并指示复用器44将最小的阈值输出到比较器42。
信号处理器43从比较器42接收将从积分器41输出的积聚的电信号与多个阈值进行比较的结果。从比较器42输入的比较的结果指示来自积分器41的积聚的电信号与阈值中的哪一个高于另一个。例如,如果来自积分器41的积聚的电信号高于阈值,则信号处理器43可从比较器42接收“1”,如果来自积分器41的积聚的电信号低于阈值,则信号处理器43可从比较器42接收“0”。虽然在本实施例中,将信号处理器43描述为在积聚的电信号高于阈值的情况下从比较器42接收“1”,但是信号处理器43可以以相反的方式运行。
根据哪一个阈值已经与来自积分器41的积聚的电信号进行比较以获得从比较器42接收的比较的结果,信号处理器43将对应的数字信号输出到计数器45。如果来自积分器41的积聚电信号低于与光子的能带对应的阈值,则信号处理器43将指示积聚的电信号低于对应的阈值的数字信号输出到计数器45。如果来自积分器41的积聚的电信号高于与光子的能带对应的阈值,则信号处理器43将指示积聚的电信号高于对应的阈值的数字信号输出到计数器45。即,信号处理器43可通过对复用器44的控制知晓已经比较了哪个阈值,以获得从比较器42接收的比较结果,并且可将在积聚的电信号与对应于光子能带的阈值之间比较的结果输出到计数器45。
信号处理器43可指示积分器41复位,以清除由积分器41积聚的电信号。即,一旦通过上面的比较标识了从积分器41积聚的电信号的幅度,则信号处理器43指示积分器41复位,以开始进入到积分器41的电信号的新的积聚。
例如,假设从积分器41积聚的电信号由Vin表示,且从复用器44顺序输出的阈值用Vthd、Vth_low、Vth_mid和Vth_high表示,Vthd可表示幅度与由传感器31产生的噪声或者漏电流对应的最小的阈值,Vth_low、Vth_mid和Vth_high可表示分别与光子的能带对应的阈值。如果积聚的电信号Vin小于阈值Vthd,则不清楚积聚电信号是由传感器31产生的噪声或者漏电流,还是来自光子的电信号,从而信号处理器43不指示积分器41复位,以使输入到积分器41的电信号的积聚继续,也不指示复用器44切换到下一个阈值。
如果积聚的电信号Vin高于阈值Vthd,这意味着积聚的电信号Vin是来自光子的电信号,则信号处理器43不指示积分器41复位,而是指示复用器44从阈值Vthd切换到阈值Vth_low,从而比较器42将积聚的电信号Vin与阈值Vth_low进行比较。
如果积聚的电信号Vin低于阈值Vth_low,则信号处理器43指示积分器41复位并指示复用器44切换到阈值Vthd,从而比较器42将在积分器41复位后获得的积聚的电信号Vin与阈值Vthd比较。信号处理器43将指示积聚的电信号Vin小于阈值Vth_low的数字信号输出到计数器45。
如果积聚的电信号Vin高于阈值Vth_low,这意味着积聚的电信号Vin是来自光子的电信号,信号处理器43不指示积分器41复位,信号处理器43指示复用器44从阈值Vth_low切换到阈值Vth_mid,从而比较器42将积聚电信号Vin与阈值Vth_mid进行比较。
当积聚的电信号Vin高于阈值Vth_low时,继续进行比较,如果积聚电信号Vin低于阈值Vth_mid,则信号处理器43指示积分器41复位并指示复用器44将阈值Vth_mid切换为阈值Vthd。信号处理器43将指示积聚的电信号Vin低于阈值Vth_mid且高于阈值Vth_low的数字信号输出到计数器45。此时信号处理器43确定接收的光子的能带是与阈值Vth_low对应的能带,针对该能带的计数器的值加1。
如果积聚的电信号Vin高于阈值Vth_mid,则信号处理器43不指示积分器41复位,信号处理器43指示复用器44将阈值Vth_mid切换为阈值Vth_high,从而比较器42将积聚电信号Vin与阈值Vth_high进行比较。
如果积聚的电信号Vin低于阈值Vth_high,则信号处理器43指示积分器42复位并指示复用器44将阈值Vth_high切换为阈值Vthd。信号处理器43将指示积聚的电信号Vin低于阈值Vth_high并高于阈值Vth_mid的数字信号输出到计数器45。此时信号处理器43确定接收的光子的能带是与阈值Vth_mid对应的能带,针对该能带的计数器的值加1。
如果积聚的电信号Vin高于阈值Vth_high,则信号处理器43指示积分器41复位并指示复用器44将阈值Vth_high切换为阈值Vthd。信号处理器43将指示积聚的电信号Vin高于阈值Vth_high的数字信号输出到计数器45。此时信号处理器43确定接收的光子的能级是与阈值Vth_high对应的能带,针对该能带的计数器的值加1。
阈值Vthd、Vth_low、Vth_mid和Vth_high可按这样的顺序从最小到最大:即,Vthd<Vth_low<Vth_mid<Vth_high。Vthd是这些阈值中最小的阈值。虽然上面的实施例描述使用了四个阈值,但是可使用任意数量N的阈值,其中,将不包括最小的阈值Vthd的这些阈值中的任意阈值与积聚电信号Vin顺序进行比较。结果,如果积聚的电信号Vin小于这些阈值,即,如果积聚的电信号Vin是表示光子的不同能带的那些阈值中的最小的阈值,则信号处理器43可指示积分器41复位。
阈值Vthd是表示来自积分器41的积聚的电信号是否是由传感器31产生的噪声或漏电流的阈值。可通过测量传感器31单独在非辐射条件下产生的电流的幅度来获得由传感器31产生的漏电流的幅度。阈值Vthd可以是之前根据测得的漏电流的幅度设定的电压电平,可将阈值Vthd与来自积分器41的积聚的电信号比较,以确定来自积分器的积聚的电信号来自由传感器31产生的漏电流,而非来自辐射中的光子。
阈值Vth_low、Vth_mid和Vth_high是先前设定的用于区分光子的能带的电压电平(可基于对传感器31产生的电信号的根据光子的不同能带的幅度的测量而设定所述阈值Vth_low、Vth_mid和Vth_high),从而可划分由传感器31检测的光子能带。
信号处理器43基于来自比较器42的比较的结果产生的数字信号如下。OUT_low=“0”是表示来自积分器41的积聚的电信号低于阈值Vth_low的数字信号,OUT_low=“1”是表示来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_low且低于阈值Vth_mid的数字信号。OUT_mid=“0”是表示来自积分器41的积聚的电信号低于阈值Vth_mid的数字信号,OUT_mid=“1”是表示来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_mid且低于阈值Vth_high的数字信号。OUT_high=“0”是表示来自积分器41的积聚的电信号小于阈值Vth_high的数字信号,OUT_high=“1”是表示来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_high的数字信号。虽然在上面的示例中将“1”和“0”表示相对高的电平和低的电平,但是相反的方式也是可以的。本领域普通技术人员应当理解,用于输出比较结果的信号可以为各种形式中的任意形式。
复用器44根据来自信号处理器43的命令将从一个切换到另一个的阈值顺序地输出到比较器42。复用器44将阈值Vthd输出到比较器42。如果来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vthd,则复用器44根据来自信号处理器43的命令将下一个阈值Vth_low输出到比较器42。如果来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_low,则复用器44根据来自信号处理器43的命令将下一个阈值Vth_mid输出到比较器42。如果来自积分器41的积聚的电信号高于阈值,则重复这些过程,直到复用器44输出阈值Vth_high。阈值Vthd、Vth_low、Vth_mid和Vth_high可按这种顺序从最小到最大。
计数器45根据从信号处理器43接收到的数字信号针对每个能带对光子计数。计数器45接收表示来自积分器41的积聚的电信号的不同的幅度的数字信号。例如,从信号处理器43接收的数字信号可包括OUT_low=“0”、OUT_low=“1”、OUT_mid=“0”、OUT_mid=“1”、OUT_high=“0”、OUT_high=“1”。
计数器45可包括三个计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter。计数器Low_counter对能带与阈值Vth_low对应的光子进行计数,计数器Mid_counter对能带与阈值Vth_mid对应的光子进行计数,计数器High_counter对能带与阈值Vth_high对应的光子进行计数。
当计数器45从信号处理器43接收OUT_low=“1”时,计数器Low_counter对数字信号进行计数。当计数器45从信号处理器43接收OUT_mid=“1”时,计数器Mid_counter对数字信号进行计数。当计数器45从信号处理器43接收OUT_high=“1”时,计数器High_counter对数字信号进行计数。当计数器45从信号处理器43接收到OUT_high=“0”、OUT_mid=“0”或OUT_low=“0”时,计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter不执行计数。如上所述,计数器45的三个计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter针对每个光子能带从信号处理器43接收表示不同的光子能带的数字信号,并对所述数字信号进行计数。
这些计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter可以是数字计数器。作为以预定顺序对恒定的时钟输入进行计数的电路的数字计数器可根据时钟输入计数的方向被分成上计数器或下计数器。例如,如果计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter是上计数器,则每当从信号处理器43接收到对应的数字信号时,计数器Low_counter、Mid_counter、High_counter将光子计数增加1并存储该计数值。例如,如果计数器45从信号处理器43接收OUT_low=“1”三次,则计数器Low_counter对数字信号计数三次并存储数字“3”。
图5是根据本公开的实施例的图3的读出电路的电路图,其中仅仅示出了图4的读出电路33的一些元件。因此,虽然在当前实施例中没有明确描述,但是上面结合读出电路33描述的内容应当应用于根据当前的实施例的图5的读出电路。
积分器51可包括放大器511、电容器512和开关513。放大器511可并联连接到电容器512和开关513。即,电容器512和开关513可连接到放大器511的输入端子和输出端子二者。当放大器511和电容器512并联连接时,输入到积分器51的电流可因为放大器511的输入端子处的高阻抗而不能进入到放大器512,因此可在电容器512中积蓄。在电容器512中积蓄的电荷可导致电容器512的相对的端子之间的电压差。放大器511在其输出端子处的电压电平可比在输入端子处的电压电平高出电容器512的相对端之间的电压差那么多。在电容器512的相对端子处的电压(V(t))可利用下面的式1计算。
【式1】
其中,C是电容器512的静电容,I(τ)是输入到积分器51的电流,V(0)是电容器512的初始电压。
可包括与阈值的数量一样多的开关的复用器54可通过控制开关的操作来将阈值输出到比较器52。所述多个开关可分别连接到多个外部电压源。电压源可提供幅度与阈值Vthd、Vth_low、Vth_mid和Vth_high对应的电压。复用器54根据来自信号处理器53的命令接通多个开关中的一个开关,以输出来自与所述接通的开关连接的电压源的电压。例如,假设复用器54的第一开关连接到提供与阈值Vthd对应的电压的电压源,如果第一开关接通,则复用器54将阈值Vthd输出到比较器52。
图6是根据本公开的实施例的区分光子的若干个能带的方法的流程图。参照图6,区分光子的若干个能带的方法包括以图3的读出电路33中的时序执行的过程。虽然下面没有明确描述,但是上面结合读出电路33描述的任意内容应应用于根据当前实施例的区分光子的若干个能带的方法。在读出电路33中使用一个比较器的光子计数方法可包括下面的操作。
在操作61中,信号处理器43可指示积分器41复位。响应于来自信号处理器43的复位命令,积分器42复位到没有积聚信号的初始状态。
在操作62中,信号处理器43可指示复用器44将阈值Vth输出到比较器42。
在操作63中,如果从比较器42接收的比较结果是“1”,则信号处理器43执行操作64,且如果从比较器42接收的比较结果是“0”,则信号处理器43执行操作62。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“1”,这意味着来自积分器42的积聚的电信号高于阈值Vthd。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“0”,这意味着来自积分器41的积聚的电信号小于阈值Vthd。
在操作64中,信号处理器43可指示复用器44从阈值Vthd切换到阈值Vth_low。复用器44可根据来自信号处理器43的命令从将被输出到比较器42的一个阈值切换到将被输出到比较器42的另一个阈值。
在操作65中,如果从比较器42接收的比较结果是“1”,则信号处理器43可执行操作66,如果从比较器42接收的比较结果是“0”,则可执行操作67。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“1”,则这意味着来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_low。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“0”,则这意味着来自积分器41的积聚的电信号低于阈值Vth_low。
在操作66中,信号处理器43指示复用器44切换到下一个阈值Vth_mid。信号处理器43指示复用器44切换并将下一个阈值Vth_mid输出到比较器42。在操作68中,比较器42将来自积分器41的积聚电信号与阈值Vth_mid进行比较。
在操作67中,信号处理器43将数字信号OUT_low=“0”输出到计数器45并返回到操作61。当信号处理器43将OUT_low=“0”输出到计数器45时,计数器45不执行计数。
在操作68中,如果从比较器42接收的比较结果是“1”,则信号处理器43执行操作69,如果从比较器42接收的比较结果是“0”,则信号处理器43执行操作70。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“1”,则这意味着来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_mid。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“0”,则这意味着来自积分器41的积聚电信号低于阈值Vth_mid且高于阈值Vth_low。
在操作69中,信号处理器43指示复用器44切换到下一个阈值Vth_high。信号处理器43指示复用器44切换到下一个阈值Vth_high并将下一个阈值Vth_high输出到比较器42。在操作71中,比较器42将来自积分器41的积聚的电信号与阈值Vth_high进行比较。
在操作70中,信号处理器43将数字信号OUT_low=“1”输出到计数器45,以使计数器45中的计数器Low_counter能够计数,并返回到操作61。
在操作71中,如果从比较器42接收的比较结果是“1”,则信号处理器43执行操作72,如果从比较器42接收的比较结果是“0”,则信号处理器43执行操作73。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“1”,则这意味着来自积分器41的积聚的电信号高于阈值Vth_high。如果信号处理器43已经从比较器42接收的比较结果是“0”,则这意味着来自积分器41的积聚的电信号低于阈值Vth_high且高于阈值Vth_mid。
在操作72中,信号处理器43将数字信号OUT_high=“1”输出到计数器45,并返回到操作61。信号处理器43将OUT_high=“1”输出到计数器45,以使计数器45中的计数器High_counter能够计数。
在操作73中,信号处理器43将数字信号OUT_mid=“1”输出到计数器45,以使计数器45中的计数器Mid_counter能够计数,并返回到操作61。
信号处理器43可控制上面描述的过程,以使来自积分器41的积聚的电信号与若干个阈值能够顺序地比较,从而将比较结果输出到计数器45。
如上所述,根据本公开的一个或多个上面的实施例,可利用仅仅一个比较器根据能带对多能带辐射中的光子进行划分,这可使光子能带划分设备的尺寸减小。基于与至少一个阈值比较的结果可去除传感器产生的噪声和漏电流。
本公开的实施例可被写成计算机程序并且可通过利用计算机可读介质执行程序的通用数字计算机实现。计算机可读介质的示例包括磁性存储介质(例如,ROM、软盘、硬盘等)、光记录介质(例如,CD-ROM、或DVD)等。
虽然已经参照本公开的示例性实施例具体示出并描述了本公开,但是本领域技术人员应当理解在不脱离由权利要求限定的本公开的精神和范围的情况下,可以在这里做出形式和细节上的各种改变。示例性实施例应被认为是描述性的而非出于限制的目的。因此,本公开的范围不是由本公开的具体描述来限定而是由权利要求来限定,在该范围内的所有差异应被理解为包括在本公开内。
Claims (15)
1.一种用于在读出电路中区分光子的能带的设备,所述读出电路对入射到传感器上的多能带辐射中的光子针对每个能带进行计数,该设备包括:
积分器,用于积聚从传感器接收的已经从光子进行了光电转换的电信号;
比较器,用于将从积分器接收的积聚的电信号与多个阈值中的一个阈值进行比较;
信号处理器,用于根据比较的结果指示从所述多个阈值中的一个阈值顺序地切换到另一个阈值,输出基于与所述多个阈值顺序比较的来自比较器的结果区分光子的能带的数字信号。
2.根据权利要求1所述的设备,其中,信号处理器输出数字信号,所述数字信号与将来自积分器的积聚电信号和所述多个阈值中的一个阈值进行比较的结果对应。
3.根据权利要求1所述的设备,还包括复用器,用于将所述多个阈值中的一个阈值输出到比较器。
4.根据权利要求1所述的设备,其中,如果所接收的比较结果表明来自积分器的积聚的电信号高于所述多个阈值中的最小的一个阈值,则信号处理器指示复用器切换到下一个阈值。
5.根据权利要求4所述的设备,其中,如果所接收的比较结果表明来自积分器的积聚的电信号高于当前的阈值,则信号处理器指示复用器切换到下一个阈值。
6.根据权利要求4所述的设备,其中,如果所接收的比较结果表明来自积分器的积聚的电信号低于所述下一个阈值,则信号处理器指示复用器输出最小的阈值,并指示积分器复位。
7.根据权利要求3所述的设备,其中,如果接收到将来自积分器的积聚的电信号与最大的阈值进行比较的结果,则信号处理器指示复用器输出最小的阈值并指示积分器复位。
8.根据权利要求3所述的设备,其中,如果接收的比较结果表明来自积分器的积聚的电信号高于所述多个阈值中的除最小的阈值和最大的阈值之外的一个阈值,则信号处理器指示复用器切换到下一个阈值。
9.一种在读出电路中区分光子的能带的方法,所述读出电路对入射到传感器上的多能带辐射中的光子针对每个能带进行计数,所述方法包括:
接收将从传感器累积接收的、在从光子转换之后的积聚电信号与多个阈值中的一个阈值进行比较的结果;
根据比较的结果指示顺序地切换所述多个阈值;
输出基于与所述多个阈值顺序比较的结果区分光子的能带的数字信号。
10.根据权利要求9所述的方法,其中,输出数字信号包括输出与将积聚电信号跟所述多个阈值中的一个阈值进行比较的结果对应的数字信号。
11.根据权利要求9所述的方法,其中,指示顺序地切换所述多个阈值包括:如果比较的结果表明最小的阈值低于积聚的电信号,则指示将多个阈值中的最小的阈值切换为下一个阈值。
12.根据权利要求11所述的方法,其中,指示顺序地切换所述多个阈值包括:如果比较的结果表明所述下一个阈值低于积聚的电信号,则指示将所述下一个阈值切换为另一个阈值。
13.根据权利要求9所述的方法,其中,指示顺序地切换所述多个阈值包括:
如果比较的结果表明所述多个阈值中除了最小的阈值之外的一个阈值高于积聚电信号,则指示将所述多个阈值中除了最小的阈值之外的所述一个阈值切换为最小的阈值;
指示复位积聚电信号。
14.根据权利要求9所述的方法,其中,指示顺序地切换所述多个阈值包括:
如果获得与最大的阈值进行比较的结果,则指示将所述多个阈值中的最大的阈值切换为最小的阈值;
指示复位积聚电信号。
15.根据权利要求9所述的方法,其中,如果比较的结果表明作为所述多个阈值中的除了最小的阈值和最大的阈值之外的对应的阈值低于积聚电信号,则指示将所述对应的阈值切换为下一个阈值。
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Publications (2)
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Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN105093258A (zh) * | 2015-09-30 | 2015-11-25 | 武汉中派科技有限责任公司 | 光子测量前端电路 |
CN105828718A (zh) * | 2013-12-18 | 2016-08-03 | 皇家飞利浦有限公司 | 光子计数探测器 |
CN106656390A (zh) * | 2016-11-15 | 2017-05-10 | 武汉中派科技有限责任公司 | 用于测量光子时间信息的装置及方法 |
Families Citing this family (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR101871361B1 (ko) | 2011-11-01 | 2018-08-03 | 삼성전자주식회사 | 고해상도 및 고대조도 영상을 동시에 생성하기 위한 광자 계수 검출 장치 및 방법 |
JP5988735B2 (ja) * | 2012-07-06 | 2016-09-07 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置の制御方法、放射線撮像装置、及び、放射線撮像システム |
JP2015065532A (ja) * | 2013-09-24 | 2015-04-09 | 株式会社東芝 | 信号処理装置および信号処理方法 |
JP2015065531A (ja) * | 2013-09-24 | 2015-04-09 | 株式会社東芝 | 信号処理装置および信号処理方法 |
EP2871496B1 (en) * | 2013-11-12 | 2020-01-01 | Samsung Electronics Co., Ltd | Radiation detector and computed tomography apparatus using the same |
US9554760B2 (en) * | 2015-05-04 | 2017-01-31 | Toshiba Medical Systems Corporation | Method and apparatus for reducing the recovery time due to polarization within an imaging device |
US10098595B2 (en) * | 2015-08-06 | 2018-10-16 | Texas Instruments Incorporated | Low power photon counting system |
US10646176B2 (en) * | 2015-09-30 | 2020-05-12 | General Electric Company | Layered radiation detector |
US10151845B1 (en) | 2017-08-02 | 2018-12-11 | Texas Instruments Incorporated | Configurable analog-to-digital converter and processing for photon counting |
US10890674B2 (en) | 2019-01-15 | 2021-01-12 | Texas Instruments Incorporated | Dynamic noise shaping in a photon counting system |
US11821977B2 (en) * | 2019-07-10 | 2023-11-21 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Target detection and tracking for feature extraction |
Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006029986A (ja) * | 2004-07-16 | 2006-02-02 | Fuji Electric Systems Co Ltd | 放射線測定装置 |
JP2008122167A (ja) * | 2006-11-10 | 2008-05-29 | Yokogawa Electric Corp | ピーク検出回路、マルチチャネルアナライザおよび放射線測定システム |
CN101405620A (zh) * | 2006-03-23 | 2009-04-08 | 浜松光子学株式会社 | 放射线检测器及放射线检测方法 |
US7606347B2 (en) * | 2004-09-13 | 2009-10-20 | General Electric Company | Photon counting x-ray detector with overrange logic control |
CN101918858A (zh) * | 2007-08-09 | 2010-12-15 | 欧洲原子能研究组织 | 辐射监测设备 |
CN201788281U (zh) * | 2010-07-08 | 2011-04-06 | 成都理工大学 | 一种放射性能谱识别装置 |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB0103133D0 (en) * | 2001-02-08 | 2001-03-28 | Univ Glasgow | Improvements on or relating to medical imaging |
US7149278B2 (en) * | 2004-09-10 | 2006-12-12 | General Electric Company | Method and system of dynamically controlling shaping time of a photon counting energy-sensitive radiation detector to accommodate variations in incident radiation flux levels |
JP2009502227A (ja) * | 2005-07-22 | 2009-01-29 | 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 | 多色スペクトルによるx線検出器イメージング |
US7388534B2 (en) * | 2006-07-20 | 2008-06-17 | General Electric Company | Adaptive data acquisition for an imaging system |
US7655918B2 (en) | 2006-07-26 | 2010-02-02 | Fairchild Imaging, Inc | CMOS image sensors adapted for dental applications |
KR100960715B1 (ko) | 2008-03-28 | 2010-05-31 | 한국전기연구원 | 씨모스 엑스레이 이미지 센서 모듈 |
-
2012
- 2012-07-30 US US13/561,503 patent/US9239391B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2012-08-10 CN CN201210284794.XA patent/CN102955167B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2012-08-10 EP EP12180094.0A patent/EP2560025B1/en active Active
- 2012-08-13 JP JP2012179243A patent/JP2013040935A/ja active Pending
Patent Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006029986A (ja) * | 2004-07-16 | 2006-02-02 | Fuji Electric Systems Co Ltd | 放射線測定装置 |
US7606347B2 (en) * | 2004-09-13 | 2009-10-20 | General Electric Company | Photon counting x-ray detector with overrange logic control |
CN101405620A (zh) * | 2006-03-23 | 2009-04-08 | 浜松光子学株式会社 | 放射线检测器及放射线检测方法 |
JP2008122167A (ja) * | 2006-11-10 | 2008-05-29 | Yokogawa Electric Corp | ピーク検出回路、マルチチャネルアナライザおよび放射線測定システム |
CN101918858A (zh) * | 2007-08-09 | 2010-12-15 | 欧洲原子能研究组织 | 辐射监测设备 |
CN201788281U (zh) * | 2010-07-08 | 2011-04-06 | 成都理工大学 | 一种放射性能谱识别装置 |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN105828718A (zh) * | 2013-12-18 | 2016-08-03 | 皇家飞利浦有限公司 | 光子计数探测器 |
CN105093258A (zh) * | 2015-09-30 | 2015-11-25 | 武汉中派科技有限责任公司 | 光子测量前端电路 |
CN106656390A (zh) * | 2016-11-15 | 2017-05-10 | 武汉中派科技有限责任公司 | 用于测量光子时间信息的装置及方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
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US9239391B2 (en) | 2016-01-19 |
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