Способ и устройство для оценки начального момента времени электронного импульса, предназначенного для использования в позитронно-эмиссионной томографии

СПОСОБ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ОЦЕНКИ НАЧАЛЬНОГО МОМЕНТА ВРЕМЕНИ ЭЛЕКТРОННОГО ИМПУЛЬСА, ПРЕДНАЗНАЧЕННОГО ДЛЯ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ В ПОЗИТРОННО-ЭМИССИОННОЙ ТОМОГРАФИИ Способ для оценки начального момента времени электронного импульса, созданного в ответ на обнаруженное событие, например начального момента времени для импульсов, принятых в ответ на обнаружение фотонов при позитронно-эмиссионной томографии, включает в себя обеспечение детектора, который обнаруживает внешнее событие и создает электронный аналоговый импульсный сигнал. Выбирают параметризованную идеальную форму кривой для представления аналоговых импульсных сигналов, созданных детектором. После приема аналогового импульсного сигнала он может быть подвергнут фильтрации с последующей оцифровкой и нормализацией на основе площади цифрового сигнала. Используя по меньшей мере одну точку нормализованного цифрового импульсного сигнала, выбирают кривую, исходя из параметризованной идеальной формы кривой, которая наилучшим образом представляет принятый аналоговый импульсный сигнал, и выбранную кривую используют для оценки начального момента времени импульса. 016862 Перекрестная ссылка на родственную заявку Данная заявка претендует на приоритет предварительной патентной заявки США 60985083, поданной 2 ноября 2007 г., содержание которой целиком включено в настоящий документ по ссылке. Уровень техники Возможность создания изображений внутренних областей живого организма без инвазивного хирургического вмешательства стала главным достижением в медицине за последнюю сотню лет. Технологии создания изображений, такие как рентгеновская компьютерная томография (СТ) и магниторезонансная интроскопия (MRI), дали врачам и ученым возможность наблюдать изображение анатомических структур внутри тела с высоким разрешением. Хотя это и привело к совершенствованию диагностики и лечения болезней, большой набор болезней вызывает изменения в анатомической структуре только на последних стадиях заболевания или не вызывает их вовсе. Это привело к становлению направления в области создания медицинских изображений, согласно которому фиксируется определенная метаболическая активность внутри живого тела. Позитронно-эмиссионная томография (PET) относится именно к этому направлению в области создания медицинских изображений. Позитронно-эмиссионная томографияPET представляет собой способ создания медицинских изображений, в котором используют преимущества, которые дает анализ результатов радиоактивного распада для измерения определенной метаболической активности внутри живых организмов. Системы создания изображений типа PET содержат три основных компонента, схематически показанных на фиг. 1: радиоактивный индикатор, который вводится в объект, подлежащий сканированию; сканер, предназначенный для обнаружения местоположения радиоактивного индикатора (косвенным образом, как обсуждается ниже); и систему обработки для создания томографических изображений. Первым шагом является создание и введение радиоактивного индикатора 90, содержащего радиоактивный изотоп и метаболически активную молекулу. Индикатор 90 вводится в тело 91, подлежащее сканированию. По окончании времени, необходимого для концентрирования индикатора 90 в определенных тканях, тело 91 позиционируют надлежащим образом внутри сканера 92. Событием радиоактивного распада для индикаторов, используемых в исследованиях PET, является позитронная эмиссия. Эмитированный позитрон проходит короткое расстояние в ткани тела, пока не вступит во взаимодействие с электроном. Позитронно-электронное взаимодействие во время события аннигиляции создает два антипараллельных фотона с энергией 511 килоэлектрон-вольт (кэВ). Сканер 92 приспособлен для обнаружения, по меньшей мере, некоторых фотонов, возникающих из события аннигиляции. Сканер 92 (вторая компонента системы PET) включает в себя кольцо из датчиков, которые обнаруживают фотоны с энергией 511 кэВ, и электронную аппаратуру предварительной обработки, которая обрабатывает сигналы, созданные датчиками. Датчики, как правило, содержат сцинтилляционные кристаллы или сцинтилляторы 93 и фотоэлектронные умножители (РМТ), кремниевые фотоумножители (SiMP) или лавинные фотодиоды (APD) 94. Сцинтилляционный кристалл 93 преобразует фотоны высокой энергии 511 кэВ в множество фотонов низкой энергии, как правило, фотонов видимого света. РМТ, SiMP илиAPD 94 обнаруживают фотоны видимого света и создают соответствующий электрический импульс. Импульсы РМТ обрабатываются электронной аппаратурой предварительной обработки для определения параметров или характеристик импульса (то есть энергии, временных параметров). Для удобства здесь ссылки на РМТ следует понимать так, что они включают в себя любой механизм или устройство для обнаружения фотонов высокой энергии, например фотонов с энергией 511 кэВ, и создания в ответ фотонов низкой энергии, таких как фотоны видимого света. Наконец, данные посылают в главный компьютер 95, который выполняет реконструкцию томографического изображения, преобразуя данные в трехмерное (3-D) изображение. Радиофармацевтика Для синтезирования индикатора 90 к метаболически активной молекуле прикрепляют радиоактивный изотоп с малым периодом полураспада. Малый период полураспада сокращает экспонирование объекта ионизирующим излучением, но обычно при этом необходимо, чтобы индикатор 90 находился рядом со сканером. Наиболее часто используемым индикатором является фтор-18 фтордеоксиглюкоза ([F18]FDG) - аналог глюкозы, имеющий период полураспада 110 мин. [F-18]FDG аналогичен глюкозе, которая фосфорелирована клетками, использующими глюкозу, но не подвергнута гликолизу. Таким образом, радиоактивная часть молекулы захватывается в ткани. Клетки, которые потребляют много глюкозы,такие как раковые клетки и клетки мозга, аккумулируют со временем больше [F-18]FDG, чем другие ткани. После того как прошло время, достаточное для получения исследуемой тканью достаточного количества индикатора 90, используют сканер 92 для обнаружения событий радиоактивного распада, то есть путем обнаружения фотонов с энергией 511 кэВ. Излученный позитрон, как правило, проходит несколько миллиметров ткани, прежде чем аннигилирует с электроном, создавая два фотона с энергией 511 кэВ,которые направлены под углом 1800,23 друг относительно друга. Фотонная сцинтилляция Фотон с энергией 511 кэВ обладает существенной энергией и может пройти сквозь множество ма-1 016862 териалов, включая ткань тела. Хотя это, как правило, позволяет фотону проходить через тело насквозь,фотоны с высокой энергией трудно обнаружить. Обнаружение фотонов является задачей сцинтиллятора 93. Сцинтиллятор 93 поглощает фотоны с высокой энергией и излучает фотоны с низкой энергией, как правило, фотоны видимого света. Сцинтиллятор 93 может быть выполнен из различных материалов, в том числе пластмассы, органических и неорганических кристаллов и органических жидкостей. Каждый тип сцинтиллятора имеет разную плотность, коэффициент преломления, временные характеристики и длину волны максимального излучения. В общем случае плотность кристалла сцинтиллятора определяет, насколько хорошо материал задерживает фотоны с высокой энергией. Коэффициент преломления кристалла сцинтиллятора и длина волны излученного света предопределяют, насколько легко может быть уловлен свет от кристалла. Также необходимо, чтобы длина волны излученного света соответствовала устройству, которое будет преобразовывать свет в электрический импульс (например, РМТ), чтобы оптимизировать эффективность системы. Временные характеристики сцинтиллятора определяют, сколько времени понадобится для того,чтобы видимый свет достиг своего максимума (время нарастания), и длительность спада (время спада). Времена нарастания и спада являются важными характеристиками, поскольку чем больше сумма этих двух времен, тем меньше количество событий, которое детектор сможет обработать за заданный период,и, следовательно, тем дольше будет сканирование для получения одного и того же количества отсчетов. Также, чем больше указанные временные характеристики, тем больше вероятность того, что два события перекроются (наложатся друг на друга) и данные будут потеряны. Примером современного материала для сцинтиллятора является Lu2SIo5(Се), или LSO, который представляет собой неорганический кристалл. LSO, как сообщается, имеет постоянную нарастания 30 пкс и постоянную спада 40 нс. Эти значения могут незначительно изменяться из-за вариаций геометрии кристалла и электронной аппаратуры, с которой они соединены. LSO является современным материалом для сцинтилляторов, который отличается малым временем отклика и значительной светоотдачей. Фотоэлектронные умножители Сцинтиллятор 93 прикреплен к электронным устройствам, которые преобразуют фотоны видимого света от сцинтиллятора 93 в электронные импульсы. Наиболее часто используют два типа устройств: РМТ и APD. РМТ представляет собой вакуумную трубку с фотокатодом, несколькими динодами и анодом, имеющим высокий коэффициент усиления, позволяющий обнаруживать свет с очень низкими уровнями энергии. APD является полупроводниковой версией РМТ. Другой технологией, исследуемой в настоящее время с целью использования в сканерах PET, являются фотоумножители SiPM. Фотоумножители SiPM содержат матрицу полупроводниковых фотодиодов, которые работают в режиме Гейгера, так что при взаимодействии фотона и создании несущего сигнала возникает короткий импульс тока. В примерном SiPM матрица фотодиодов содержит примерно 103 диода на мм 2. Все диоды подсоединены к общей кремниевой подложке, так что выход матрицы равен сумме выходных сигналов всех диодов. Следовательно, выходной сигнал может принимать значение от минимального, когда включается один фотодиод, до максимального, когда включаются все фотодиоды. Это позволяет получить линейный выход,даже если устройства выполнены из цифровых приборов. В примерной системе используется РМТ с двенадцатью каналами: шесть в направлении 'х' и шесть в направлении 'у', как показано на фиг. 2. Отдельные каналы позволяют более точно определять место события. Например, если событие обнаружено в левом верхнем углу РМТ, то тогда каналы Y1 и X1 будут иметь большой сигнал, причем по мере последовательного увеличения номера канала сигнал канала будет постепенно уменьшаться. В каналах Y6 и Х 6 сигналы будут фактически отсутствовать. При обнаружении достаточного количества совпадающих событий может начаться реконструкция изображения. Обнаруженные события по существу разделяются на параллельные линии отклика (интерпретированная траектория фотонной пары), которые можно использовать для создания трехмерного изображения с применением компьютерной томографии. Хотя технологии PET, MRI и СТ являются общеизвестными способами создания изображений в медицине, информация, получаемая от этих различных подходов, сильно отличается. Технологии MRI и СТ предоставляют анатомическую или структурную информацию. То есть они создают картину внутри тела. Это большое достижение с точки зрения таких проблем, как переломы костей, разрывы связок или что-либо подобное, что представляет собой нарушение структуры. Однако технологии MRI и СТ не показывают метаболическую активность. Это является сферой томографии PET. Использование метаболически активных индикаторов означает, что изображения, созданные с помощью технологии PET, предоставляют функциональную или биохимическую информацию. В настоящее время томография PET чаще всего применяется в онкологии (исследование опухолей). Некоторые канцерогенные ткани поглощают больше глюкозы, чем нормальная ткань. [F-18]FDG по своим свойствам достаточно близко к глюкозе, которую канцерогенные клетки легко поглощают, и, следовательно, они будут иметь высокую радиоактивность по сравнению с фоновой тканью во время сканирования. Сканирование PET позволяет обнаружить некоторые виды опухоли, прежде чем те станут достаточно большими, чтобы их можно было обнаружить при сканировании согласно технологии MRI. Информация, полученная при сканировании PET, также очень полезна для контроля за ходом лечения, так-2 016862 как можно отслеживать количество введенного индикатора по ходу лечения. Если сканирование указывает на низкую активность в той же канцерогенной ткани после терапии, это указывает на то, что терапия дает результат. Томография PET также полезна в неврологии (исследования нервной системы) и кардиологии (исследования сердца). Интересным приложением неврологии является ранняя диагностика болезни Паркинсона. Были разработаны индикаторы, которые концентрируются в клетках мозга, производящих допамин, который является нейропередатчиком. У пациентов с болезнью Паркинсона уменьшается количество нейронов, производящих допамин. Поэтому сканирование пациента с болезнью Паркинсона показывает меньшую активность, чем у здорового пациента. Это может обеспечить раннюю диагностику,поскольку множество других ранних признаков болезни Паркинсона схожи с другими заболеваниями. Существует потребность в продолжении работ, направленных на снижение стоимости и повышение эффективности и точности систем PET. Сущность изобретения Данный раздел предусмотрен в качестве введения к выбору концепций в упрощенной форме, которые дополнительно описываются ниже в подробном описании изобретения. Данный раздел не претендует на идентификацию ключевых признаков заявленного предмета изобретения и не предполагает возможность его использования при определении объема заявленного предмета изобретения. Раскрыт способ для оценки начального момента времени электронных импульсов, таких как импульсы, созданные при обнаружении фотонов высокой энергии в позитронно-эмиссионной томографии,где полезно иметь очень точную информацию о начальном моменте времени. Обеспечены детекторы для обнаружения внешнего события, такого как попадание фотонов на детектор, и создания электронного аналогового импульсного сигнала. Выбирают параметризованную идеальную форму кривой для представления аналоговых импульсных сигналов, созданных детекторами. После приема аналогового импульсного сигнала его оцифровывают с помощью аналого-цифрового преобразователя (АЦП) для создания цифрового импульсного сигнала. Затем амплитуду цифрового импульсного сигнала нормализуют на основе вычисленной площади цифрового импульсного сигнала. Например, дискретные значения, которые содержит цифровой импульсный сигнал, можно масштабировать, используя отношение вычисленной площади к площади нормализованной кривой. Используя по меньшей мере одну точку из нормализованного импульсного сигнала, кривую на основе параметризованной идеальной формы кривой используют для оценки начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала. Следует иметь в виду, что в общем случае этот начальный момент времени является промежуточной точкой в цифровом импульсном сигнале. Затем может быть записана временная метка для аналогового импульсного сигнала. В одном варианте параметризованная идеальная форма кривой содержит первый экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени нарастания, и второй экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени спада. В одном варианте изобретения аналоговый импульсный сигнал создается кремниевым фотоумножителем. В одном варианте изобретения для задания кривой используют только первую точку цифрового импульсного сигнала. В одном варианте изобретения аналоговый импульсный сигнал фильтруют фильтром нижних частот до оцифровки сигнала. В одном варианте изобретения используют обратный поиск, где в одной или нескольких поисковых таблицах хранится оценка начального момента времени для набора нормализованных точечных амплитуд сигнала. В одном варианте изобретения детекторы содержат сцинтилляционный кристалл, связанный с одним из: фотоэлектронным умножителем, лавинным фотодиодом или кремниевым фотоумножителем. Описание чертежей Вышеуказанные аспекты и многие сопутствующие преимущества этого изобретения станут более очевидными и понятными со ссылками на последующее подробное описание вместе с сопроводительными чертежами, на которых фиг. 1 - внешний вид, показывающий систему со сканером PET согласно настоящему изобретению; фиг. 2 - выходные каналы примерной двенадцатиканальной системы РМТ с шестью каналами в направлении 'х' и шестью каналами в ортогональном направлении 'у'; фиг. 3 - блок-схема, показывающая архитектуру электронной аппаратуры предварительной обработки для одного варианта сканера PET с высоким разрешением согласно настоящему изобретению; фиг. 4 - блок-схема, показывающая архитектуру электронной аппаратуры предварительной обработки для второго варианта сканера PET с высоким разрешением согласно настоящему изобретению; фиг. 5 - распределение разности временных меток для импульсов при частоте дискретизации 70 МГц при использовании способа по настоящему изобретению; фиг. 6 - корреляция между отфильтрованными импульсами и амплитудой импульсов, с указанием наилучшей линейной оценки корреляции;-3 016862 фиг. 7 - график стандартного отклонения точек отфильтрованного импульса, который дискретизируется с помощью АЦП с частотой 70 МГц, где линия показывает отфильтрованный импульс (инвертированный) со ссылкой на положение каждой точки в импульсе; и фиг. 8 - блок-схема, показывающая архитектуру схемы датчика временных характеристик, реализованной в вентильной матрице, программируемой пользователем (FPGA), для системы по фиг. 4. Подробное описание изобретения Далее следует описание конкретных вариантов системы PET согласно настоящему изобретению со ссылками на фигуры, где одинаковые ссылочные позиции указывают на одинаковые элементы. Обратимся снова к фиг. 1, где раскрыт сканер 92 PET с высоким разрешением с детекторами, содержащими сцинтилляторы 93 и фотоэлектронные умножители РМТ 94. Данные датчиков фильтруются фильтром 96 нижних частот, оцифровываются аналого-цифровым преобразователем 97 и оцифрованные данные первоначально обрабатываются вентильными матрицами 98, программируемыми пользователем (FPGA). Аналоговые импульсы, созданные фотоэлектронными умножителями РМТ 94, содержат информацию, используемую для создания изображения PET. Аналоговые импульсы обрабатывают для получения начального момента времени, местоположения и общей энергии. Устройство для выполнения этой начальной обработки называют здесь аппаратурой предварительной обработки, которая включает в себя фильтры 96, АЦП 97 и матрицы FPGA 98. Аналоговый импульс, полученный из РМТ 94, фильтруется фильтром 96 нижних частот для удаления шума, а затем оцифровывается преобразователем АЦП 97 для обработки матрицей FPGA 98. Хотя некоторые современные АЦП могут выполнять дискретизацию с частотой вплоть до 400 миллионов отсчетов в секунду (MSPS), в данном варианте изобретения выбран последовательный АЦП 97 с частотой дискретизации 70 MSPS. Такой выбор значительно снижает сложность, стоимость и энергопотребление установки PET. Другим аспектом является количество входов в матрицу FPGA 98. Быстродействующие АЦП имеют параллельный выход, для которого требуется 10-12 бит на канал, то есть от десятков до сотен каналов для матрицы FPGA. Таким образом, количество входов будет превышать возможности обработки современными матрицами FPGA. Поэтому в данной системе используют АЦП 97 с последовательным выходом, что ограничивает частоту дискретизации примерно до 100 MSPS. Однако для систем, где требуется меньше АЦП на одну матрицу FPGA, для обеспечения лучшего временного разрешения можно использовать более быстродействующие АЦП. После оцифровки данных аналогового импульса в матрице FPGA 98 могут быть выделены необходимые параметры импульса. Например, общую энергию импульса можно получить путем суммирования отсчетов значений импульсов и вычитания из базового уровня (значение выхода АЦП 97 без входного импульса). Начальный момент времени импульса важен для определения совпадающих пар, то есть двух обнаруженных фотонов, которые возникают в результате одного события аннигиляции. Специалистам в данной области техники очевидно, что многие фотоны, созданные в результате событий аннигиляции, не обнаруживаются сканером 92. Например, созданный фотон может либо поглощаться, либо рассеиваться тканью тела, или может пройти по траектории, не пересекающейся со сцинтиллятором 93. Для создания изображения PET требуется обнаружение обоих фотонов, получившихся в результате события аннигиляции, поскольку, как известно, траектория обнаруженных фотонов фактически представляет прямую линию между ними. Если сканер 92 обнаружил только один из двух эмитированных фотонов, то невозможно определить место появления указанного события. Если два обнаруженных фотона являются совпадающей парой, они должны быть обнаружены в течение определенного времени друг относительно друга, причем каждый из детекторов должен находиться в поле зрения другого детектора. Был сконструирован сканер PET с высоким разрешением для небольших животных, содержащий кольцо из восемнадцати детекторных кассет, где каждая кассета имеет четыре матрицы сцинтилляторов 93, прикрепленных к четырем фотоэлектронным умножителям РМТ 94. Каждая детекторная кассета подсоединена к специализированному набору электронной аппаратуры предварительной обработки. На фиг. 3 показана блок-схема электронной аппаратуры 100 предварительной обработки для примерного сканера для небольших животных. Электронная аппаратура 100 предварительной обработки содержит несколько узлов (показано два), содержащих пару (показано две) устройств: микропроцессор 102 и FPGA 104. Каждый узел поддерживает два фотоэлектронных умножителя РМТ 106. Все узлы соединены в цепочку вместе с использованием стандартного высокоскоростного коммуникационного интерфейса 108, например, интерфейса 1394 а стандарта IEEE (например, в реализации FireWire) для создания соединения с главным компьютером (не показан). Главный компьютер содержит программное обеспечение, которое собирает и обрабатывает данные от всех узлов. Эти данные обрабатываются фактически автономно для создания требуемого изображения. Как показано на фиг. 3, в электронной аппаратуре предварительной обработки 100 имеется множество дискретных блоков. Фотоумножители 106 обнаруживают свет от сцинтилляционных кристаллов (на фиг. 3 не показаны) и создают соответствующие аналоговые импульсы. Каждый фотоэлектронный умножитель РМТ 106 выдает двенадцать сигналов: шесть для направления 'х' и шесть для направления 'у'(смотри фиг. 2). В данном варианте для сокращения входов/выходов двенадцать сигналов сокращены до четырех с помощью платы 110 суммирования. Специализированные интегральные схемы ASIC 112 по-4 016862 лучают данные и реализуют алгоритм, определяющий время обнаруженного события. Сигналы оцифровываются преобразователями АЦП 114 и посылаются в матрицы FPGA 104. Может, но не обязательно,быть предусмотрен блок 109 совпадения для идентификации пар событий, которые могут совпадать с фильтрацией событий, которые очевидно бесполезны для дальнейшей обработки. Вдобавок к матрицам FPGA 104 имеется микропроцессор 102 (в данном примере используется микроконтроллер Rabbit) и микросхема 108 физического уровня коммуникационного интерфейса, используемая для связи с главным компьютером. Матрица FPGA 104 и микропроцессор 102 играют ключевую роль в сборе данных. Микропроцессор 102 обеспечивает общее управление каждым отдельным узлом. Это включает в себя конфигурирование матриц FPGA 104, обмен данными с главным компьютером,инициализацию системы и взаимодействие с FPGA 104 для настройки системы. В то время как микропроцессоры 102 обеспечивают обработку данных для управления системой, матрицы FPGA 104 выстраивают основную часть тракта данных. При нормальной работе матрицы FPGA 104 решают две основные задачи: обработку импульсов и пакетирование данных для коммуникационного интерфейса 108. При обработке импульсов на первом шаге определяют, совпадает ли данное событие с другим событием по другую сторону от сканера 92. Если обнаружен случай совпадения, то интегрируется импульс для определения энергии и к данным прикладывается метка с грубым временным разрешением. Данные об энергии и времени (грубый отсчет из матрицы FPGA и точный отсчет из схемы ASIC) посылают в главный компьютер через коммуникационный интерфейс 108. Время от времени необходима настройка сканера 92 для установки коэффициентов усиления усилителей в схемах ASIC 112. Это необходимо для того, чтобы сцинтилляционные кристаллы 93 имели разную светоотдачу и светоулавливающую способность, а фотоэлектронные умножители РМТ 106 имели разные характеристики усиления. Настройка нормализует разницу между датчиками и корректирует дрейф во времени. Для настройки сканера микропроцессор 102 реконфигурирует матрицы FPGA 104,используя алгоритм настройки, и инициализирует матрицы FPGA 104 для сохранения значений энергии для каждого импульса. К сожалению, краевые эффекты возле периферии матрицы 93 сцинтилляционных кристаллов и РМТ 106 могут вносить ошибки в алгоритм настройки, и поэтому они игнорируются. Для того чтобы отфильтровать событие, появляющееся на краях матрицы кристаллов, необходимо декодировать местоположение события. Четыре сигнала, поступающие из платы 110 суммирования, содержат достаточно информации для определения местоположения события в матрице 93 кристаллов. Как только определено, что событие имело место в интересующей области матрицы 93 сцинтилляционных кристаллов, вычисляют общую энергию события и данные об этом помещают в разные столбцы гистограммы энергии. В результате создается гистограмма энергии с пиком, называемым фотопиком(поскольку он представляет энергию для того случая, когда вся энергия фотона 511 кэВ попадает в сцинтилляционный кристалл). Отсчеты, лежащие ниже фотопика, представляют рассеянные фотоны, когда только часть энергии фотона попадает в кристалл или фотон претерпевает комптоновское рассеяние в изображаемом объекте, прежде чем он достигнет кристалла. Если система настроена, то фотопики должны быть выровнены для всех детекторов. Если пики имеют некоторые отклонения, микропроцессор изменяет коэффициенты усиления и вновь выполняет алгоритм настройки. Все это делается автоматически, так что, как только оператор даст команду машине выполнить самонастройку, микропроцессор 102 выдаст команду матрицам FPGA 104 на выполнение алгоритма настройки. После того как FPGA 104 просигнализировал о том, что процедура настройки завершена, микропроцессор 102 считывает упомянутую гистограмму из памяти и определяет местоположение фотопика. Если фотопик смещен, то микропроцессор 102 регулирует коэффициенты усиления в схемеASIC 112 и выполняет итерации до тех пор, пока фотопики не выровняются для всех датчиков. Во втором варианте системы сканирования PET, показанном на фиг. 4, фотоумножительные устройства 144 являются твердотельными умножителями SiPM, которые имеют один выход на кристалл,что значительно увеличивает количество каналов, используемых на один датчик. На фиг. 4 представлена блок-схема, показывающая электронную аппаратуру 150 предварительной обработки для указанного второго варианта. Для этого варианта были выбраны матрица FPGA 148 типа Stratix II EPS60 и последовательный АЦП 147 на 70 МГц, которые могут легко осуществлять связь друг с другом с использованием специализированной схемы параллельно-последовательного/последовательно-параллельного преобразования и контуров фазовой автоподстройки частоты. В этом варианте большинство функциональных возможностей электронной аппаратуры предварительной обработки реализуется матрицей FPGA 148, что обеспечивает более простую и компактную архитектуру. Фильтры 146 показаны в виде простыхRC-фильтров, хотя очевидно, что можно использовать другие фильтры, известные в данной области техники. Имеются другие аспекты этих более современных матриц FPGA 148, которые делают их весьма подходящими для применения в качестве приложения для предварительной обработки в системе PET. Например, микропроцессор 102 Rabbitзаменяют на встроенный процессор с программным ядромNios II (152) в матрице FPGA 148, исключая связь на низкой скорости между FPGA 104 и микропроцессором 102 в архитектуре, показанной на фиг. 3. Как следует из сравнения фиг. 4 с фиг. 2, архитектура-5 016862 150 электронной аппаратуры предварительной обработки в сканере по второму варианту является более компактной благодаря интеграции отдельных частей в матрице FPGA 148, которая включает в себя логический блок 154 временных датчиков, логический блок 156 вычисления энергии, а также ядро 158 FireWire вдобавок к встроенному процессору 152. Другим следствием большого количества каналов является неприемлемая стоимость и недопустимо большое пространство на плате, необходимое для схемы ASIC, что определяет временные характеристики для каждого канала. Это привело к разработке алгоритма для выполнения полного определения временных характеристик внутри матрицы FPGA 148. Важной целью создания высококачественных изображений PET является точное определение временных характеристик фотонов, взаимодействующих со сцинтилляционным кристаллом 93. Временное разрешение непосредственно коррелируется с количеством несовпадающих событий, которые воспринимаются как правильные события и, следовательно, добавляются к шуму конечного изображения. В описываемом втором варианте определение временных характеристик выполняется в матрице FPGA 148 с выборочными данными, что исключает необходимость иметь схемы ASIC на каждый канал. Критерием качества измерения временных характеристик является распределение временных меток. Другими словами, для конфигурации с двумя детекторами и источником, расположенным точно по центру между ними (так что фотоны попадают на оба детектора одновременно), анализируют распределение разностей между временными метками для каждого детектора. В случае идеальной системы разность между временными метками будет нулевой. Однако шум в системе вызывает ошибки. Для имитации этого временные метки вычислялись для множества различных отсчетов одного и того же импульса. Временные метки для каждого импульса затем сравнивались с временными метками всех других импульсов для создания распределения 160 разностей временных меток, как показано на фиг. 5. Для определения временных характеристик фотона, взаимодействующего с сцинтилляторами 93,используют схему 156 временного датчика. Схема 156 временного датчика присваивает временную метку конкретному признаку обнаруженного импульсного сигнала, полученного от РМТ. Например, этим признаком может быть начальный момент времени импульса, момент пикового значения импульса или момент, когда импульс пересекает заранее определенный уровень напряжения. Два традиционных способа измерения временных характеристик предусматривают использование дискриминатора переднего фронта и дискриминатора постоянной составляющей (CFD). Передний фронт просто определяется по моменту пересечения импульсом некоторого фиксированного порогового напряжения. Для этого требуется аналоговая схема, которая обнаруживает указанное пересечение. Недостатком этого способа является то, что время достижения порогового значения зависит от амплитуды импульса. Этот эффект усугубляется, когда порог срабатывания установлен высоко. На сегодняшний день измерение временных характеристик для систем PET выполняют с помощью аналоговых дискриминаторов CFD, поскольку они не чувствительны к изменению амплитуды импульса.CFD реализует схему для следующего уравнения: где (t) - входной сигнал. Вычисление уравнения выполняется путем разделения аналогового импульса на две копии и задержки одной копии на D. Другая копия инвертируется и ослабляется на постоянную дробную величину (как правило, примерно на 0,2). Наконец, две измененные копии складывают для создания импульса с переходом через ноль, который можно обнаружить и снабдить временной меткой. Переход через ноль появляется на постоянной части амплитуды импульса для импульсов одной и той же формы. Дискриминацию как по варианту CFD, так и по переднему фронту, как правило, осуществляют в специализированных схемах ASIC, причем необходимо иметь схему для преобразования сигнала переключения во временную метку. Дискриминаторы CFD могут обеспечить субнаносекундное временное разрешение. Способ измерения временных характеристик Здесь раскрыт способ использования известных характеристик импульсов для вычисления начала импульса, обеспечивающий тем самым временное разрешение на уровне частоты субдискретизации. Например, для сцинтилляционных кристаллов LSO время нарастания предопределено характеристикой фотоэлектронного умножителя РМТ, в то время как время спада зависит от сцинтилляционного кристалла. На основе этих положений начальный момент времени импульса можно определить путем фильтрации идеального импульса с получением дискретизированного импульса и путем использования идеального импульса для интерполяции начальной точки импульса. Для проверки этого алгоритма определения временных характеристик на реальных данных был использован осциллограф с частотой 25 гигаотсчетов/с для дискретизации девятнадцати импульсов из фотоэлектронного умножителя РМТ, который был соединен с кристаллом LSO. Для создания импульсов был использован источник (22Na) с энергий 511 кэВ. Затем данные из осциллографа были импортированы в программу MATLAB. Модельная кривая, обеспечивающая хорошее соответствие с данными импульсов, состоит из двух экспоненциальных кривых, например: В качестве начального шага была выдвинута гипотеза о том, что если создан импульс с двумя экспоненциальными кривыми (одна для переднего фронта и одна для заднего фронта) и найдена амплитуда,временной сдвиг, спадающая экспоненциальная кривая и нарастающая экспоненциальная кривая, которые обеспечивают наилучшее совпадение с измеренным данными цифровых импульсов по методу наименьших квадратов, то можно определить идеальный импульс и использовать его для интерполяции начальной точки импульса. При использовании этого способа решения в лоб получено стандартное отклонение 1,0 нс при измерении временных характеристик с помощью АЦП на 70 МГц. Хотя это является хорошим временным разрешением, пространство поиска слишком велико для того, чтобы матрица FPGA могла выполнять вычисления в реальном времени. На основе метода решения в лоб было обнаружено,что время нарастания находится в диапазоне от 0,1 до 0,5 нс, время спада находится в диапазоне от 28 до 38 нс, а амплитуда находится в диапазоне от 0,082 до 0,185 В. Для перекрытия этих диапазонов при разумном временном шаге (примерно 40 пс) потребуется по меньшей мере 215000 операций вычисления по методу наименьших квадратов и сравнения для каждого импульса (11 шагов для времени спада, 5 шагов для времени нарастания, 11 шагов для амплитуды и 357 временных шагов). Для разработки более эффективного алгоритма и способа на основе FPGA предположим сначала,что времена нарастания и спада (R, F) импульсов PMT/SiPM являются константами, и изменчивость импульсов определяется амплитудой импульса и белым шумом. Например, в нашем тестовом устройстве времена нарастания и спада, которые дали наилучшее совпадение по методу наименьших квадратов для всех не отфильтрованных и не дискретизированных данных (то есть необработанные данные от осциллографа), составили 310 пс и 34,5 нс соответственно. При использовании метода решения в лоб с фиксированными значениями времени нарастания и времени спада стандартное отклонение при измерении временных характеристик увеличивается до 1,1 нс. Однако даже после исключения операций поиска постоянной времени для каждого случая все еще потребуется почти 4000 операций поиска. Для дальнейшего упрощения способа исключаем расхождение в амплитуде для эталонного импульса (определенного уравнением с двумя экспонентами) и импульса входных данных с использованием прямой корреляции между площадью и амплитудой импульса. Между площадью импульса, порожденного событием, и амплитудой этого импульса существует значительная прямая корреляция 170, как показано на фиг. 6. Для нормализации амплитуды события по эталонному импульсу вычисляют отношение площади эталонного импульса к площади порожденного событием импульса. Затем порожденный событием импульс можно масштабировать с помощью этого отношения для выравнивания амплитуды эталонного и порожденного событием импульсов. Например, можно вычислить площадь оцифрованного порожденного событием импульса и сравнить ее с площадью идеального эталонного импульса. Затем отсчитанные точки порожденного событием импульса масштабируют или нормализуют согласно отношению этих двух площадей. Затем порожденный событием нормализованный цифровой импульс можно использовать для оценки начального момента порожденного событием импульса путем сравнения значений нормализованного порожденного событием импульса с эталонным импульсом. Путем дискретизации каждого из девятнадцати импульсов с множеством различных начальных точек и корреляции площади, полученной для каждого отсчета, с известной амплитудой для данного полного импульса была определена функция для преобразования площади в амплитуду. При использовании этой оценки стандартное отклонение измерения временных характеристик ухудшилось до 1,2 нс. При использовании этих двух аппроксимаций большинство размерностей поиска методом полного перебора было исключено с потерей всего лишь 20% временного разрешения. Однако этот алгоритм все еще требует 357 операций поиска для каждого возможного временного сдвига. При условии, что данные импульса согласуются с эталонной кривой, имеющей известные времена нарастания и спада, и что амплитуду вычисляют, исходя из площади импульса, поиск в лоб можно преобразовать в обратный просмотр. Положим, например, что импульс имеет длительность порядка 210-7 с, и тогда при частоте дискретизации 70 МГц получится около тринадцати точек отсчета. Для каждого возможного входного напряжения предварительно вычисляют момент его появления в эталонном импульсе. Таким образом, каждое приходящее напряжение можно преобразовать во временной сдвиг с помощью простой операции запоминания. Это выполняется для каждого импульса, так что после просмотра любые или все тринадцать точек отсчета можно использовать для оценки момента времени, с которого начался импульс. Если эти тринадцать начальных моментов времени усреднить, то временное разрешение значительно ухудшается (до 2,84 нс). После тщательной проверки результатов, полученных описываемым способом просмотра, стало очевидным, что некоторые точки отсчета дают гораздо лучшие результаты, чем другие. Это показано на фиг. 7, где изображено стандартное отклонение 180 для вычисленных начальных моментов времени для-7 016862 каждой из тринадцати точек отсчета. Из фиг. 7 следует, что стандартное отклонение 180 коррелирует со спадом отфильтрованного импульса 182 и расстоянием от начала импульса. Точки рядом с пиком (отсчеты 4 и 5) имеют малый уклон, и поэтому небольшое изменение напряжения приводит к большому временному сдвигу. Хвост импульса также имеет большое отклонение. Однако, если использовать только одну точку отсчета, то стандартное отклонение измерения временных характеристик составит 1,03 нс,что фактически совпадает с методом поиска в лоб. На основе этой информации шаг обратного просмотра был изменен в том отношении, что использовалась только первая точка отсчета выше 0,05 В в порожденном событием импульсе. Однако при использовании более быстродействующих АЦП или импульсов с большей длительностью их нарастания можно усреднить или иным образом скоррелировать большее количество точек отсчета для получения лучшего конечного результата. Таким образом, в данном алгоритме определения временных характеристик используется одна постоянная спада, одна постоянная нарастания, вычисляется амплитуда импульса, исходя из его площади и используется поиск по схеме напряжение-время для первого отсчета. Проведенное тестирование показало, что алгоритм дает стандартное отклонение при измерении временных характеристик всего лишь 1,03 нс. Распределение результатов для конечного алгоритма показано на фиг. 5 для АЦП с частотой 70 МГц. Хотя использование только первой точки отсчета дает очень хорошие результаты, специалистам в данной области техники должно быть очевидно, что в некоторых случаях оценку измерения можно улучшить, если использовать взвешенное среднее для более чем одной точки отсчета. Например, в другом варианте настоящего изобретения можно использовать первые две или три точки отсчета с экспериментально полученными весовыми коэффициентами для дальнейшего повышения согласованности измерения временных характеристик. Реализованная архитектура алгоритма определения временных характеристик показана на фиг. 8. Фотоэлектронный умножитель РМТ 200, например фотоумножитель SiPM, принимает импульсный сигнал от сцинтиллятора и создает выходной импульс (представленный в виде зашумленного сигнала 200'),который подвергается фильтрации, как правило, фильтром 202 нижних частот (представлен сглаженным сигналом 202'), а затем оцифровывается аналого-цифровым преобразователем 204 (представлено цифровым сигналом 204'). Цифровой сигнал 204' посылают в матрицу FPGA 206. FPGA 206 конфигурируется для вычисления площади обнаруженного сигнала, а для оценки амплитуды 208 сигнала используют корреляцию между площадью и амплитудой. Затем сигнал может быт нормализован (210) по площади эталонного импульса. Выбранная из цифрового сигнала 204' точка данных (или набор точек), например первая точка над заданным напряжением, используется затем при обратном просмотре 212 для нахождения эталонной кривой 214 импульса, которую используют для определения точного начального момента 216 для обнаруженного импульса. Заметим, что хотя раскрытый алгоритм при использовании АЦП на 70 МГц может обеспечить несколько меньшее временное разрешение, чем аналоговый метод на основе CFD, временное разрешение будет повышаться при совершенствовании технологий аналого-цифрового преобразования. Учитывая,что разрешение метода на основе CFD не соответствует технологии (рабочие характеристики CFD остаются фактически постоянными последние десять или более лет), настоящий алгоритм по прогнозам превзойдет метод на основе CFD при использовании АЦП на 500 МГц (что имеется в настоящее время в параллельных АЦП и ожидается в ближайшем будущем в последовательных АЦП). Следует иметь в виду, что даже в тех случаях, когда настоящий способ не совпадает со способами на основе CFD по временному разрешению, для способов на основе CFD потребуется заказной логический блок на каждый канал в виде нерегулируемых схем ASIC. Предлагаемый полностью цифровой способ позволяет избежать этих затрат, что является весьма существенным в случае сканеров PET, которые могут содержать, например, 128 каналов на одну матрицу FPGA. Короче говоря, томография PET является приложением, которое хорошо подходит для реализации на основе матриц FPGA. Матрицы FPGA являются идеальным средством для разработки таких алгоритмов, как цифровое определение временных характеристик, но они также обеспечивают большинство элементов, необходимых для усовершенствованной системы сбора и обработки данных для PET. В настоящей системе используются возможности реконфигурирования матриц FPGA для разработки алгоритма определения временных характеристик, которые под управлением микропроцессора могут регулировать коэффициенты усиления и устанавливать регистры для учета изменений в различных частях сканера и усложненный ввод/вывод для взаимодействия с быстродействующими последовательными АЦП, что позволяет обрабатывать данные во множестве каналов. Эти каналы также могут обрабатываться параллельно в реконфигурируемой архитектуре, что повышает скорость отсчета, которую может обрабатывать сканер. Увеличение производительности вычислений в современных матрицах FPGA по сравнению с предыдущим поколением позволяет определять временные характеристики непосредственно в матрице FPGA и исключить схемы ASIC. Здесь также раскрыт новый, чисто цифровой механизм измерения временных характеристик, который отличается более высоким временным разрешением, чем известные подходы, с учетом существую-8 016862 щих и будущих технологий аналого-цифрового преобразования. Множество функциональных особенностей современных матриц FPGA можно в полной мере использовать для поддержки законченной комплексной системы обработки сигналов в важной области электроники. Хотя вышеописанный способ дает очень хорошие результаты измерения временных характеристик,предполагается, что измерение временных характеристик можно дополнительно усовершенствовать на основе использования альтернативного способа определения подходящего эталонного импульса при сохранении нормализации амплитуды и методики нахождения временных характеристик, описанной выше. В альтернативном способе матрицы FPGA конфигурируют для фиксации и запоминания множества появившихся импульсов и использования этих импульсов для формирования эталонного импульса. В частности, зафиксированные данные рассеивают путем дифференцирования амплитуд и временных сдвигов частоты субдискретизации (то есть начального момента импульса относительно интервала отсчета импульса). Для формирования составного эталонного импульса используют двухшаговый процесс. Сначала принятые импульсы нормализуют по амплитудам, как обсуждалось выше, и создают начальный эталонный импульс путем усреднения данных. Затем каждый отдельный импульс выравнивают по этому эталонному импульсу путем сдвига во времени, выполняя итерации, пока все кривые не окажутся максимально коррелированными. Затем выровненные импульсы используют для формирования конечного эталонного импульса. Затем конечный эталонный импульс можно использовать вместо кривой эталонного импульса, состоящей из двух экспонент, как обсуждалось выше. Хотя раскрытый способ для точной цифровой оценки начального момента времени для появившихся аналоговых импульсных сигналов был разработан для позитронно-эмиссионной томографии, специалистам в данной области техники должно быть очевидно, что этот общий способ можно использовать для весьма точной оценки начального момента импульсных сигналов в других контекстах, и поэтому несомненно, что этот способ подойдет для использования в других приложениях, где требуется иметь информацию о начальном моменте времени для быстро протекающих событий. Хотя здесь были показаны и описаны иллюстративные варианты изобретения, следует иметь в виду, что в них могут быть внесены различные изменения, не выходящие за рамки существа и объема изобретения. ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ 1. Способ оценки начального момента времени электронного импульса, созданного в ответ на обнаруженное событие, причем способ содержит обнаружение детектором внешнего события и реагирование детектором на обнаруженное событие,создавая электронный аналоговый импульсный сигнал; выбор параметризованной идеальной формы кривой для представления аналоговых импульсных сигналов, созданных детектором; прием аналогового импульсного сигнала, созданного детектором; оцифровку принятого аналогового импульсного сигнала для создания цифрового импульсного сигнала, имеющего амплитуду; нормализацию амплитуды цифрового импульсного сигнала на основе вычисленной площади цифрового импульсного сигнала; использование нормализованной амплитуды по меньшей мере одной точки данных нормализованного цифрового импульсного сигнала в обратном просмотре для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой для представления принятого аналогового импульсного сигнала; интерполяцию заданной кривой для оценки начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала и записьвременной метки, указывающей оцененный начальный момент времени принятого аналогового импульсного сигнала. 2. Способ по п.1, в котором параметризованная идеальная форма кривой содержит первый экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени нарастания, и второй экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени спада. 3. Способ по п.1, в котором принятый аналоговый импульсный сигнал формируется кремниевым фотоумножителем. 4. Способ по п.1, в котором шаг использования по меньшей мере одной точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой содержит использование только первой точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой. 5. Способ по п.1, дополнительно содержащий шаг фильтрации принятого аналогового импульсного сигнала фильтром нижних частот. 6. Способ по п.1, в котором шаг использования нормализованного цифрового импульсного сигнала для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой содержит обратный просмотр, где в одной или нескольких поисковых таблицах хранится оценка начального момента времени для набора нормализованных точечных амплитуд сигнала.-9 016862 7. Способ по п.1, в котором детекторы содержат сцинтилляционный кристалл, связанный с одним из: фотоэлектронным умножителем, лавинным фотодиодом или кремниевым фотоумножителем. 8. Способ оценки начального момента времени для импульса, обнаруженного при позитронноэмиссионной томографии, причем способ содержит обнаружение детектором фотонов, имеющих энергию порядка 511 кэВ, и создание детектором в ответ аналогового импульсного сигнала; выбор параметризованной идеальной формы кривой для представления аналоговых импульсных сигналов, созданных детектором; прием аналогового импульсного сигнала, созданного детектором; оцифровку принятого аналогового импульсного сигнала для создания цифрового импульсного сигнала, имеющего амплитуду; нормализацию амплитуды цифрового импульсного сигнала на основе вычисленной площади цифрового импульсного сигнала; использование нормализованной амплитуды по меньшей мере одной точки данных нормализованного цифрового импульсного сигнала в обратном просмотре для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой для представления принятого аналогового импульсного сигнала; интерполяцию заданной кривой для оценки начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала и запись временной метки, указывающей оцененный начальный момент времени принятого аналогового импульсного сигнала. 9. Способ по п.8, в котором параметризованная идеальная форма кривой содержит первый экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени нарастания, и второй экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени спада. 10. Способ по п.8, в котором принятый аналоговый импульсный сигнал создается кремниевым фотоумножителем. 11. Способ по п.8, в котором шаг использования по меньшей мере одной точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой содержит использование только первой точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой. 12. Способ по п.8, дополнительно содержащий шаг фильтрации принятого аналогового импульсного сигнала фильтром нижних частот. 13. Способ по п.8, в котором шаг использования нормализованного цифрового импульсного сигнала для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой содержит обратный просмотр, где в одной или нескольких поисковых таблицах хранится оценка начального момента времени для набора нормализованных точечных амплитуд сигнала. 14. Способ по п.8, в котором детекторы содержат сцинтилляционный кристалл, связанный с одним из: фотоэлектронным умножителем, лавинным фотодиодом или кремниевым фотоумножителем. 15. Способ по п.8, дополнительно содержащий шаг предварительной обработки электронной аппаратурой, содержащей аналого-цифровой преобразователь для оцифровки принятого аналогового импульса и вентильную матрицу, программируемую пользователем, которая обрабатывает цифровой импульсный сигнал. 16. Способ по п.15, в котором разрешение оцененного начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала меньше интервала дискретизации, используемого для оцифровки принятого аналогового сигнала. 17. Способ для идентификации совпадающих пар в позитронно-эмиссионной томографии, причем способ содержит обнаружение множества фотонов и создание аналогового импульсного сигнала в ответ на каждый обнаруженный фотон с использованием множества детекторов, скомпонованных в форме кольца, так что некоторые из детекторов расположены в поле зрения друг друга; выбор параметризованной идеальной формы кривой для представления аналоговых импульсных сигналов, созданных детектором; оцифровку аналоговых импульсных сигналов для создания цифровых импульсных сигналов,имеющих амплитуду; нормализацию амплитуды каждого цифрового импульсного сигнала на основе вычисленной площади цифрового импульсного сигнала; использование нормализованной амплитуды по меньшей мере одной точки данных нормализованного цифрового импульсного сигнала в обратном просмотре для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой для представления аналогового импульсного сигнала; интерполяция заданной кривой для оценки начального момента времени аналогового импульсного сигнала для каждого аналогового импульсного сигнала; запись временной метки, указывающей оцененный начальный момент времени аналоговых импульсных сигналов; и сравнение временных меток аналоговых импульсных сигналов от детекторов, расположенных в по- 10016862 ле зрения друг друга, для идентификации совпадающих пар. 18. Способ по п.17, в котором параметризованная идеальная форма кривой содержит первый экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени нарастания, и второй экспоненциальный участок, имеющий заранее определенную постоянную времени спада. 19. Способ по п.17, в котором шаг использования по меньшей мере одной точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой содержит использование только первой точки цифрового импульсного сигнала для задания кривой. 20. Способ по п.17, дополнительно содержащий шаг фильтрации принятого аналогового импульсного сигнала фильтром нижних частот. 21. Способ по п.17, в котором шаг использования нормализованного цифрового импульсного сигнала для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой содержит обратный просмотр, где в одной или нескольких поисковых таблицах хранится оценка начального момента времени для набора нормализованных точечных амплитуд сигнала. 22. Способ по п.17, в котором детекторы содержат сцинтилляционный кристалл, связанный с одним из: фотоэлектронным умножителем, лавинным фотодиодом или кремниевым фотоумножителем. 23. Способ по п.17, дополнительно содержащий шаг предварительной обработки электронной аппаратурой, содержащей аналого-цифровой преобразователь для оцифровки принятого аналогового импульса и вентильную матрицу, программируемую пользователем, которая обрабатывает цифровой импульсный сигнал. 24. Способ по п.23, в котором разрешение оцененного начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала меньше интервала дискретизации, используемого для оцифровки принятого аналогового сигнала. 25. Сканер для позитронно-эмиссионной томографии, содержащий множество детекторов, скомпонованных в форме кольца, причем каждый детектор содержит по меньшей мере один сцинтиллятор и по меньшей мере один фотоумножитель; систему электронной аппаратуры предварительной обработки, содержащую аналого-цифровой преобразователь, способный принимать аналоговые сигналы от детекторных фотоумножителей, причем системы электронной аппаратуры предварительной обработки включают в себя аналого-цифровые преобразователи, которые преобразуют принятые аналоговые сигналы в цифровые сигналы, и вентильные матрицы, программируемые пользователем, которые принимают цифровые сигналы и вычисляют начальные моменты времени аналоговых сигналов; где вентильные матрицы, программируемые пользователем, вычисляют начальные моменты времени аналоговых сигналов путем i) нормализации амплитуды каждого цифрового импульсного сигнала на основе вычисленной площади цифрового импульсного сигнала; ii) использования нормализованной амплитуды по меньшей мере одной точки данных нормализованного цифрового импульсного сигнала в обратном просмотре для задания кривой исходя из параметризованной идеальной формы кривой для представления аналогового импульсного сигнала; iii) интерполяции заданной кривой для оценки начального момента времени принятого аналогового импульсного сигнала для каждого аналогового импульсного сигнала. 26. Сканер для позитронно-эмиссионной томографии по п.25, в котором каждый из по меньшей мере одного фотоумножителя содержит одно из: электронный фотоумножитель, кремниевый фотоумножитель или лавинный фотодиод. 27. Сканер для позитронно-эмиссионной томографии по п.25, дополнительно содержащий фильтр,фильтрующий аналоговый сигнал перед его оцифровкой.