WO2016068492A1 - 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법 - Google Patents

다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법 Download PDF

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김규범
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Definitions

  • the present invention relates to a signal processing system and method of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages.
  • energy information and time of radiation emitted using a plurality of threshold voltages having different values for radiation detection signals in medical imaging fields A signal processing system and method of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages for easily measuring information and position information.
  • tomography imaging apparatuses include X-ray computed tomography (CT), magnetic resonance imaging (MRI), and nuclear medical imaging apparatus.
  • CT computed tomography
  • MRI magnetic resonance imaging
  • nuclear medical imaging apparatus provides a detailed anatomical image of the human body
  • nuclear medical imaging using radioisotopes provides an image representing physiological phenomena in the human body.
  • the data signal processing system used to acquire a medical image in such a medical imaging device has a problem that the development cost increases when the multi-channel is expanded, and the size of the system also increases.
  • the ASIC is used to reduce the size of the system when multi-channel expansion in the signal processing system, but this also causes a problem of high cost.
  • the present invention does not use an analog-to-digital converter (ADC) or a time-to-digital converter (TDC) in a medical imaging device, and has different values for the comparator.
  • ADC analog-to-digital converter
  • TDC time-to-digital converter
  • the present invention provides a signal processing system and method for a medical imaging apparatus that can easily recognize information such as energy, time, and position on radiation by applying a plurality of threshold voltages and comparing them with a radiation detection signal.
  • Signal processing system of a medical imaging apparatus using a multi-threshold voltage for detecting the above problems is to detect the radiation emitted from the radiopharmaceutical injected into the subject or the radiation transmitted to the subject
  • a signal detector for generating and outputting a radiation detection signal, and receiving a radiation detection signal for each channel output from the signal detector and a plurality of preset different threshold voltages according to the received radiation detection signal and a plurality of different threshold voltages.
  • An analog signal processor for generating and outputting a plurality of comparison signals by comparing the signals with each other; and energy information, time information, and the like, which represent detailed information on the detection of radiation in the object based on the comparison signal received and received from the comparison signal; Digital scene to acquire location information It may include a processor.
  • the signal detector may include a signal detector including one of a Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT) detector, a Gamma Camera, an X-ray detector, and a PET detector.
  • SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
  • Gamma Camera a Gamma Camera
  • X-ray detector a PET detector
  • the analog signal processing unit receives a radiation detection signal for each channel output from the signal detector and an amplifier for amplifying the radiation detection signal so that the gain of the radiation detection signal is uniform, and the plurality of amplified radiation detection signal and
  • the apparatus may include a plurality of comparators configured to receive a plurality of threshold voltage values preset to have different values, and to generate and output a plurality of comparison signals by comparing the radiation detection signal with a signal according to the plurality of threshold voltage values.
  • the analog signal processing unit further includes an exclusive logical sum operator for performing an exclusive logic operation (eXclusive OR) between the plurality of input comparison signals received when the plurality of comparison signals output from the plurality of comparators are respectively input. can do.
  • an exclusive logical sum operator for performing an exclusive logic operation (eXclusive OR) between the plurality of input comparison signals received when the plurality of comparison signals output from the plurality of comparators are respectively input. can do.
  • the digital signal processing unit receives a plurality of comparison signals output from the analog signal processing unit, stores a counter value output from an internally driven counter in response to the plurality of input comparison signals, and then stores the stored counter values.
  • the reaction energy information and the reaction time information of the radiation can be calculated based on the.
  • the digital signal processing unit integrates the width of the counter value to obtain a first information acquisition module for acquiring reaction energy information and a second information acquisition module for acquiring an output time of the counter value output from the counter as reaction time information. It may include.
  • the digital signal processing unit may be a field programmable gate array (FPGA).
  • FPGA field programmable gate array
  • the digital signal processing unit may further include a third information acquisition module for acquiring response position information of radiation based on the position of an input / output (I / O) pin of the FPGA receiving the comparison signal.
  • a third information acquisition module for acquiring response position information of radiation based on the position of an input / output (I / O) pin of the FPGA receiving the comparison signal.
  • a signal detector detects radiation emitted from a radiopharmaceutical injected into an object or radiation transmitted through the object to detect a radiation detection signal. Generating the output; Amplifying the radiation detection signal by an analog signal processor to receive a radiation detection signal for each channel output from the signal detector to have a uniform gain; An analog signal processor receiving a plurality of preset different threshold voltage values and comparing the amplified radiation detection signals with signals according to the plurality of different threshold voltage values to generate and output a comparison signal, and a digital signal
  • the processor may include receiving the comparison signal output from the analog signal processor and obtaining energy information, time information, and position information indicating detailed information on radiation detection based on the received comparison signal.
  • the analog signal processing unit compares the radiation detection signal with a signal according to a plurality of threshold voltages and generates a comparison signal.
  • the amplifier receives the radiation detection signal for each channel output from the signal detector to detect the radiation. Amplifying the radiation detection signal so that the gain of the signal is uniform, and receiving the plurality of radiation detection signals amplified by the plurality of comparators and a plurality of preset threshold voltage values and a plurality of thresholds received.
  • the method may include outputting a plurality of comparison signals by comparing signals according to voltage values with each other.
  • the analog signal processing unit compares the radiation detection signal with a signal according to a plurality of threshold voltages and generates a comparison signal.
  • An exclusive logical sum calculator receives a plurality of comparison signals respectively output from the plurality of comparators.
  • the method may further include performing an exclusive logic operation between the plurality of received comparison signals and outputting the operation result.
  • the step of acquiring energy information, time information, and position information of radiation detection by the digital signal processor receives a plurality of comparison signals output from the analog signal processor, and drives the internally in response to the received comparison signals.
  • the counter value output from the counter After storing the counter value output from the counter being in progress, it may include calculating the reaction energy information and reaction time information for the detection of radiation in the object based on the counter value.
  • the step of acquiring energy information, time information, and position information of radiation detection by the digital signal processor may include: acquiring reaction energy information by integrating the width of the counter value; And acquiring, as response time information, an output time of the counter value output from an internally driven counter.
  • the digital signal processing unit acquires energy information, time information, and position information of radiation detection based on the position of the input / output (I / O) pin of the FPGA receiving the comparison signal. It may further include a process of obtaining.
  • a plurality of threshold voltages set to different values are applied to the comparator, and after separating the signals output from the signal detector, On the basis of this, there is an effect of easily grasping information such as energy, time, and position of the radiation detection.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention by separating the output signal of the signal detector through a plurality of different threshold voltage applied to the comparator, by using an ADC or TDC to detect radiation
  • the size and cost of the signal processing system can be prevented from increasing.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention performs an exclusive OR operation between a plurality of comparison signals output from a comparator in the analog signal processor, thereby determining the number of output channels used in the medical imaging apparatus.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a signal processing system of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart of a signal processing method of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to another exemplary embodiment of the present invention.
  • 3 is a diagram illustrating input and output signals of a comparator.
  • FIG. 4 is a timing diagram illustrating a plurality of comparison signals in response to an internal clock.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating pin configuration of an FPGA.
  • FIG. 6 is a conceptual diagram of a signal processing system of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a timing diagram illustrating exclusive logic operations between comparison signals in the analog signal processing unit.
  • the signal processing system of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages generates a radiation detection signal by detecting radiation emitted from a radiopharmaceutical injected into an object or radiation transmitted through the object.
  • a signal detector for outputting, a radiation detection signal for each channel output from the signal detector and a plurality of preset different threshold voltages are input to compare the input radiation detection signal with a signal according to a plurality of different threshold voltages respectively
  • An analog signal processor for generating and outputting a comparison signal, and a digital signal for obtaining energy information, time information, and position information indicating detailed information on radiation detection in the object based on the received comparison signal received from the comparison signal; It may include a processing unit.
  • a signal detector detects radiation emitted from a radiopharmaceutical injected into an object or radiation transmitted through the object to detect a radiation detection signal. Generating the output; Amplifying the radiation detection signal by an analog signal processor to receive a radiation detection signal for each channel output from the signal detector to have a uniform gain; An analog signal processor receiving a plurality of preset different threshold voltage values and comparing the amplified radiation detection signals with signals according to the plurality of different threshold voltage values to generate and output a comparison signal, and a digital signal
  • the processor may include receiving the comparison signal output from the analog signal processor and obtaining energy information, time information, and position information indicating detailed information on radiation detection based on the received comparison signal.
  • FIG. 1 is a conceptual diagram of a signal processing system of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to an exemplary embodiment.
  • the signal processing system 100 of the medical imaging apparatus using the multiple threshold voltages of the present invention includes a signal detector 120, an analog signal processor 140, and a digital signal processor 160.
  • the signal detector 120 detects the radiation emitted from the radiopharmaceutical injected into the subject or the radiation transmitted through the subject to generate and output a radiation detection signal representing the distribution in the body or the organ.
  • the signal detector may include one of a single photon emission computed tomography (SPECT) detector, a gamma camera, an x-ray detector, and a positron emission tomography (PET) detector, and the output radiation detection signal is a gaussian. ) Or a semi-Gaussian signal.
  • SPECT single photon emission computed tomography
  • PET positron emission tomography
  • the SPECT detector is a single photon tomography detector, which injects radioisotopes emitting single photons in the object or the human body, and then images their distribution tomography to evaluate biochemical changes or functional problems of the subject. have.
  • a gamma camera is a camera that detects a radiotracer injected into an object or the human body and records the shape of the internal organ of the object or the human body, and when a long-term affinity substance displaying a radioisotope is administered to a patient, You can check the distribution.
  • PET detector is a positron emission tomography device, which is injected into the subject or human body by intravenous injection or inhalation of radiopharmaceuticals that emit positrons, and then rotates 180 degrees by an extinction reaction after positron emission from the subject or human positron emitting radioisotope. Two gamma rays with 0.511 MeV energy emitted are detected to form an image.
  • the analog signal processor 140 receives a radiation detection signal for each channel output from the signal detector 120 and a plurality of preset different threshold voltages from the outside, receives the received radiation detection signal, and a plurality of different thresholds. The signals according to the voltages are compared with each other to generate and output a plurality of comparison signals.
  • the analog signal processor 140 includes an amplifier 142, a signal synthesizer (not shown), and a plurality of comparators 143, 144, 145, and 146.
  • the amplifier 142 receives the radiation detection signal for each channel output from the signal detector 120 and amplifies the radiation detection signal so that the gain of the radiation detection signal is uniform.
  • the plurality of comparators 143, 144, 145, and 146 receive the synthesized radiation detection signal and a plurality of threshold voltage values preset to have different values, and mutually convert the radiation detection signal and the signal according to the plurality of threshold voltage values. In comparison, a plurality of comparison signals are generated and output.
  • the digital signal processor 160 receives a plurality of comparison signals from the comparators 143, 144, 145, and 146 in the analog signal processor 140, respectively, and is detected from the object or transmitted from the object in response to the received comparison signal. Obtain energy information, reaction time information, and reaction location information indicative of detailed information about the radiation.
  • the digital signal processor 160 may be formed of a Field Programmable Gate Array (FPGA).
  • the digital signal processor 160 receives a plurality of comparison signals output from the analog signal processor 140 and operates in response to the plurality of comparison signals. After the counter value of the counter 162 is being stored, the reaction energy information and the reaction time information of the radiation are calculated using the stored counter value.
  • the digital signal processor 160 includes a first information acquisition module 163, a second information acquisition module 164, and a third information acquisition module 165.
  • the first information acquisition module 163 acquires reaction energy information by integrating the width of the stored counter value.
  • the second information acquisition module 164 obtains the output time of the counter value output from the counter 162 as response time information.
  • the third information acquisition module 165 acquires the response position information of the radiation by using the positions of the input / output (I / O) pins of the FPGA that receive the comparison signals from the plurality of comparators 143, 144, 145, and 146.
  • FIG. 2 is a flowchart illustrating a signal processing method of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to another exemplary embodiment of the present invention.
  • the signal processing method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage according to the present invention firstly emits radiation emitted from a radiopharmaceutical injected into the object or transmitted through the object by the signal detector 120. Detect and generate a radiation detection signal indicative of the distribution in the body or distribution in the organ (S210).
  • the analog signal processing unit 140 receives the radiation detection signal for each channel output from the signal detector 120 and amplifies the radiation detection signal to have a uniform gain (S220).
  • the analog signal processor 140 receives a plurality of preset different threshold voltage values, compares the amplified radiation detection signal with signals according to the plurality of different threshold voltage values, and generates and outputs a comparison signal (S230). ).
  • the amplifier 142 receives the radiation detection signal for each channel output from the signal detector 120, and amplifies the radiation detection signal so that the gain of the radiation detection signal is uniform. .
  • the plurality of comparators 143, 144, 145, and 146 receive the amplified radiation detection signal and a plurality of threshold voltage values preset to different values, and output the amplified radiation detection signal and the received plurality of threshold voltage values. Each signal is compared and a plurality of comparison signals are output.
  • 3 is a diagram illustrating input and output signals of a comparator.
  • the optical sensor output signal received from the signal detector 120 is amplified by the amplifier 142 located in the analog signal processor 140.
  • the amplified signal passes through a plurality of comparators 143, 144, 145, and 146 having different threshold voltages in the analog signal processor 140, and is converted into a comparison signal, and the converted comparison signal is converted into a digital signal processor 160. Is entered.
  • comparators 143, 144, 145, and 146 are output using four comparators 143, 144, 145, and 146.
  • the number of threshold voltages can be changed according to the number of comparators set by the user.
  • the digital signal processor 160 receives a plurality of comparison signals output from the analog signal processor 140 through a plurality of input / output ports (I / O pins), and detailed information on the radiation detection based on the received comparison signals. Obtain energy information, time information, and location information indicating (S240). The digital signal processor 160 receives a plurality of comparison signals output from the analog signal processor 140, stores the counter values of the counters operating therein based on the received comparison signals, and then based on the counter values. Reaction energy information and reaction time information for the radiation detected from the object are calculated.
  • the digital signal processor 160 may be formed of an FPGA.
  • the FPGA may be operated by an internal clock smaller than 350 MHz generated from an internal clock generator 161, and each of the comparators 143, 144, 145, When the plurality of comparison signals output from 146 are input to the digital signal processing unit 160, counter values of the counter 162 operated by the internal clock are separately stored.
  • FIG. 4 is a timing diagram illustrating a comparison signal in response to an internal clock.
  • the reaction energy information of the radiation may be calculated by integrating the width of the stored counter value.
  • reaction time information may be calculated based on the course time stamp, the timework correction value, and the amount of energy injected into the object.
  • reaction position information of the radiation obtains the reaction position information of the radiation by using the position of the input / output (I / O) pins of the FPGAs receiving the comparison signals.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of pin configuration of an FPGA.
  • first to fourth comparison signals are output from four comparators 143, 144, 145, and 146 located in the analog signal processor 140.
  • the output first comparison signal is input to the first input / output port FCOMP-OUT1 of the digital signal processor 160, and the second comparison signal is input to the second input / output port FCOMP-OUT2 of the digital signal processor 160.
  • the third comparison signal is input to the third input / output port FCOMP-OUT3 of the digital signal processor 160, and the fourth comparison signal is input to the fourth input / output port FCOMP-OUT4 of the digital signal processor 160.
  • the input / output port of the digital signal processor 160 receiving the first to fourth comparison signals may check the reaction position of the radiation of the first to fourth comparison signals input through the positions of the preset pins.
  • an exclusive logic operator may be used to reduce the number of output channels used.
  • FIG. 6 is a conceptual diagram of a signal processing system of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages according to another exemplary embodiment.
  • the signal processing system of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention shown through FIG. 6 is very similar to the system configuration described with reference to FIG. 1, and the following description will be mainly given of the configuration having a difference from the above-described system configuration. Do it.
  • the signal processing system 200 of a medical imaging apparatus using multiple threshold voltages may include a signal detector (not shown), an analog signal processor 240, and a digital signal processor (not shown). 260).
  • the signal detector and the digital signal processor 260 are the same as those described above with reference to FIG. 1, a detailed description thereof will be omitted.
  • the analog signal processor 240 includes a plurality of amplifiers 242a, 242b, 242c, and 242d, a plurality of comparator blocks 243a, 243b, 243c, and 243d including a plurality of comparators, and an exclusive OR operator 244.
  • the plurality of amplifiers 242a, 242b, 242c, and 242d receive a radiation detection signal for each channel detected through a signal detector and amplify the radiation detection signal so that the gain of the radiation detection signal is uniform.
  • a plurality of first to fourth comparators included in one comparator block are compared with each other and the signals according to the plurality of threshold voltage values input and set to have different values are compared with each other.
  • the exclusive OR operator 244 receives a plurality of comparison signals respectively output from the first to fourth comparators in one comparator block, calculates an exclusive OR between each of the received comparison signals, and outputs an XOR output signal. And outputs the output XOR output signal to the digital signal processor 260.
  • the exclusive-OR operator 244 performs an exclusive-OR operation between the signals output for each comparator block. That is, as shown in FIG. 6, since four comparators having a total of four different threshold voltage values are compared with respect to one amplified signal, four comparators included in one comparator block compare four comparison signals. The exclusive OR operation is performed on the four comparison signals output as described above, and generates and outputs a total of one XOR output signal. As a result, the exclusive-OR operator 244 generates and outputs one XOR output signal per comparator block.
  • the signals processed in the analog signal processor may check the relationship between the signals through the timing diagram shown in FIG. 7.
  • the digital signal processor 260 receives the XOR output signal output through the exclusive OR operation, and determines the time when the XOR output signal is first received as the time when the radiation in the object is detected.
  • the digital signal processor 260 may measure a signal from the first high state to the second high state of the XOR output signal, and then analyze and measure the amount of radiation detection energy in the object.
  • the exclusive OR operation 244 included in the analog signal processor 240 greatly reduces the number of output channels actually used in the medical imaging apparatus, thereby greatly reducing the processing time for data acquisition. .
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multiple threshold voltage may be stored in a computer readable recording medium in which a program for execution by a computer is recorded.
  • the computer-readable recording medium includes all kinds of recording devices in which data that can be read by a computer system is stored. Examples of computer-readable recording devices include ROM, RAM, CD-ROM, DVD ⁇ ROM, DVD-RAM, magnetic tape, floppy disks, hard disks, optical data storage devices, and the like.
  • the computer readable recording medium can also be distributed over network coupled computer devices so that the computer readable code is stored and executed in a distributed fashion.
  • a plurality of threshold voltages set to different values are applied to the comparator, and after separating the signals output from the signal detector, On the basis of this, there is an effect of easily grasping information such as energy, time, and position of the radiation detection.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention separates the output signal of the signal detector through a plurality of different threshold voltages applied to the comparator, thereby using the ADC or TDC for radiation detection.
  • the size and cost of the signal processing system can be prevented from increasing.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention performs an exclusive OR operation between a plurality of comparison signals output from a comparator in the analog signal processor, thereby determining the number of output channels used in the medical imaging apparatus.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage according to the present invention have a size and a size of the signal processing system as compared to the prior art in which information such as energy, time, and position of radiation detection must be obtained using an ADC or a TDC. The increase in cost can be prevented.
  • the signal processing system and method of the medical imaging apparatus using the multi-threshold voltage of the present invention can greatly reduce the processing time for data acquisition by greatly reducing the number of output channels used in the medical imaging apparatus.

Abstract

본 기술은 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템을 개시한다. 본 기술의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템은 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성하여 출력하는 신호 검출기, 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호와 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 입력받아 입력받은 방사선 검출신호와 복수 개의 서로 다른 문턱전압에 따른 신호와 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 아날로그 신호처리부 및 상기 비교신호를 입력받고, 입력받은 상기 비교신호에 응답하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 디지털 신호처리부를 포함할 수 있다.

Description

다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법
본 발명은 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법에 관한 것으로, 특히 의료 영상 분야의 방사선 검출신호를 서로 다른 값을 갖는 다수의 문턱전압을 이용하여 방출된 방사선의 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 용이하게 측정하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법에 관한 것이다.
최근 들어, IT 기술의 발달에 따라 비침습적으로 생체 내부를 영상 형태로 나타내어 정확한 질병진단에 필요한 정보를 제공하는 의료용 영상기기가 의료 분야에서 널리 사용되고 있다. 이러한 의료용 영상기기 중에서도 단층영상 획득기기는 X선 전산화단층촬영장치(Computed Tomography, CT), 자기공명영상(Magnetic Resonance Imaging, MRI) 및 핵의학 영상기기 등이 존재한다. 특히, X선 전산화단층촬영장치와 자기공명영상은 인체의 상세한 해부학적 영상을 제공하고, 방사성동위원소를 이용하는 핵의학 영상은 인체 내 생리학적 현상을 나타내는 영상을 제공한다.
이러한 의료용 영상 기기에서 의료 영상 획득을 위해 사용되는 데이터 신호 처리 시스템은 다채널 확장 시 개발 비용이 증가하고, 시스템의 크기 또한 커진다는 문제점이 있다. 이뿐만 아니라, 신호 처리 시스템 내 다채널 확장 시 시스템의 크기를 줄이기 위해서 ASIC을 사용하지만 이로 인하여 비용이 높아진다는 문제점 또한 발생하고 있다.
상기와 같은 종래 기술의 문제점을 해결하기 위해, 본 발명은 의료 영상 기기에서 ADC(Analog-to-Digital Converter) 또는 TDC(Time-to-Digital Converter)를 사용하지 않고, 비교기에 서로 다른 값을 갖는 다수의 문턱전압을 인가하고 방사선 검출 신호와의 비교를 통해 방사선에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 용이하게 파악할 수 있는 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법을 제공하고자 한다.
위와 같은 과제를 해결하기 위한 본 발명의 한 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템은 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성하여 출력하는 신호 검출기, 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호와 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 입력받아 입력받은 방사선 검출신호와 복수 개의 서로 다른 문턱전압에 따른 신호를 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 아날로그 신호처리부, 및 상기 비교신호를 입력받고 입력받은 상기 비교신호에 기초하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 디지털 신호처리부를 포함할 수 있다.
바람직하게는, 신호 검출기는 SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography) 검출기, 감마 카메라(Gamma Camera), X-선 검출기, PET 검출기 중 하나를 포함하는 신호 검출기를 포함할 수 있다.
바람직하게는, 아날로그 신호처리부는 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아 상기 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 증폭기 및 증폭된 복수 개의 상기 방사선 검출신호 및 서로 다른 값을 갖도록 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아 상기 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 복수 개의 비교기를 포함할 수 있다.
바람직하게는, 아날로그 신호처리부는 복수 개의 비교기로부터 출력된 복수 개의 비교 신호를 각각 입력받으면 입력받은 복수 개의 비교 신호간에 배타적 논리연산(eXclusive OR)을 수행하여 연산결과를 출력하는 배타적 논리합 연산기를 더 포함할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부는 상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받고, 입력받은 복수 개의 비교신호에 응답하여 내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 카운터 값을 저장한 후, 저장된 카운터 값에 기초하여 방사선의 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부는 상기 카운터 값의 폭을 적분하여 반응 에너지 정보를 획득하는 제1 정보 획득모듈 및 상기 카운터로부터 출력되는 카운터 값의 출력시간을 반응 시간 정보로서 획득하는 제2 정보획득모듈을 포함할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부는 FPGA(Field Programmable Gate Array)로 이루어질 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부는 상기 비교신호를 입력받은 상기 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치에 기초하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득하는 제3 정보 획득 모듈을 더 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법은 신호 검출기가 대상체 내부로 주입된 방사성의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성한 후 출력하는 단계; 아날로그 신호처리부가 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아 균일한 이득을 가지도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 단계; 아날로그 신호처리부가 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압값을 입력받아 증폭된 상기 방사선 검출신호와 상기 복수 개의 서로 다른 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 비교신호를 생성하여 출력하는 단계, 및 디지털 신호처리부가 상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 상기 비교신호를 입력받고 입력받은 상기 비교신호에 기초하여 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계를 포함할 수 있다.
바람직하게는, 아날로그 신호처리부가 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 비교하여 비교신호를 생성하는 단계는 증폭기가 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널 별 방사선 검출신호를 입력받아 상기 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 과정 및 복수 개의 비교기가 증폭된 복수 개의 상기 방사선 검출신호 및 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아 증폭된 상기 방사선 검출신호와 입력받은 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 복수 개의 비교신호를 출력하는 과정을 포함할 수 있다.
바람직하게는, 아날로그 신호처리부가 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 비교하여 비교신호를 생성하는 단계는 배타적 논리합 연산기가 상기 복수 개의 비교기로부터 각각 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받아 입력받은 복수 개의 비교신호간에 배타적 논리연산을 수행하고, 그 연산결과를 출력하는 과정을 더 포함할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는 상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받고, 입력받은 비교신호에 응답하여 내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 카운터 값을 저장한 후, 상기 카운터 값에 기초하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산하는 것을 포함할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는 상기 카운터 값의 폭을 적분하여 반응 에너지 정보를 획득하는 과정; 및 내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 상기 카운터 값의 출력시간을 반응 시간 정보로서 획득하는 과정을 포함할 수 있다.
바람직하게는, 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는 상기 비교신호를 입력받은 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치에 기초하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득하는 과정을 더 포함할 수 있다.
본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 서로 다른 값으로 설정된 복수 개의 문턱전압이 비교기로 인가되고, 이를 통해 신호 검출기로부터 출력된 신호를 분리한 후, 분리된 신호에 기초하여 방사선 검출에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 용이하게 파악할 수 있는 효과가 있다.
또한, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 비교기에 인가되는 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 통해 신호 검출기의 출력신호를 분리함으로써, ADC 또는 TDC를 사용하여 방사선 검출에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 파악해야 하는 종래 기술에 비하여 신호 처리 시스템의 크기 및 비용이 증가하는 것을 방지할 수 있는 효과가 있다.
더불어, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 아날로그 신호처리부 내 비교기로부터 출력되는 복수 개의 비교 신호간에 배타적 논리합 연산을 수행함으로써, 의료 영상기기에서 사용되는 출력채널 수를 크게 줄임으로써, 데이터 획득을 위한 처리 시간을 크게 단축시킬 수 있는 효과가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템의 개념도.
도 2는 본 발명의 다른 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법의 순서도.
도 3은 비교기의 입출력 신호를 나타낸 도면.
도 4는 내부 클럭에 응답하는 복수 개의 비교 신호를 나타낸 타이밍도이다.
도 5는 FPGA의 핀 설정을 나타낸 도면.
도 6은 본 발명의 다른 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템의 개념도.
도 7은 아날로그 신호처리부 내 비교신호간에 배타적 논리 연산을 나타내는 타이밍도.
본 발명의 한 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템은 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성하여 출력하는 신호 검출기, 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호와 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 입력받아 입력받은 방사선 검출신호와 복수 개의 서로 다른 문턱전압에 따른 신호를 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 아날로그 신호처리부, 및 상기 비교신호를 입력받고 입력받은 상기 비교신호에 기초하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 디지털 신호처리부를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법은 신호 검출기가 대상체 내부로 주입된 방사성의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성한 후 출력하는 단계; 아날로그 신호처리부가 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아 균일한 이득을 가지도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 단계; 아날로그 신호처리부가 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압값을 입력받아 증폭된 상기 방사선 검출신호와 상기 복수 개의 서로 다른 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 비교신호를 생성하여 출력하는 단계, 및 디지털 신호처리부가 상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 상기 비교신호를 입력받고 입력받은 상기 비교신호에 기초하여 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계를 포함할 수 있다.
이하, 본 발명을 바람직한 실시 예와 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며, 여기에서 설명하는 실시 예에 한정되는 것은 아니다.
이하, 도 1을 참조하여, 본 발명의 일 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템에 대하여 자세히 살펴보도록 한다.
도 1은 본 발명의 일 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템의 개념도이다.
도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템(100)은 신호 검출기(120), 아날로그 신호처리부(140) 및 디지털 신호처리부(160)를 포함한다.
신호 검출기(120)는 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 체내 분포 또는 장기 내 분포를 나타내는 방사선 검출신호를 생성하여 출력한다. 이러한 신호 검출기는 SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography) 검출기, 감마 카메라(Gamma Camera), X-선 검출기, PET(Positron Emission Tomography) 검출기 중 하나를 포함할 수 있고, 출력되는 방사선 검출신호는 가우시안(Gaussian) 신호 또는 세미 가우시안(Semi-Gaussian) 신호 형태로 출력될 수 있다.
이때, SPECT 검출기는 단일광자 방사선 단층 촬영하는 검출기로서, 대상체 또는 인체 내 단일광자를 방출하는 방사성 동위원소를 주입한 후, 이들의 분포를 단층 영상화하여 대상체의 생화학적 변화나 기능상의 문제를 평가할 수 있다.
또한, 감마 카메라는 대상체 또는 인체 내 주입된 방사성 추적자를 검파하여 대상체 또는 인체 내 내장의 형상을 기록하는 카메라로서, 방사성 동위원소를 표시한 장기 친화성 물질을 환자에게 투여하면 해당 장기의 특이적으로 분포를 확인할 수 있다.
PET 검출기는 양전자 방출 단층 촬영장치로서, 대상체 또는 인체 내 양전자를 방출하는 방사성 의약품을 정맥주사 또는 흡입으로 주입시킨 후, 대상체 또는 인체 내 양전자방출 방사성 동위원소에서 양전자방출 후 소멸반응에 의해 180도 방향으로 방출된 0.511 MeV 에너지를 갖는 두 개의 감마선을 검출하여 영상을 구성한다.
아날로그 신호처리부(140)는 신호 검출기(120)로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호와, 외부로부터 미리 설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 각각 입력받아, 입력받은 방사선 검출신호와, 복수 개의 서로 다른 문턱전압에 따른 신호를 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력한다. 이러한 아날로그 신호처리부(140)는 증폭기(142), 신호합성부(미도시) 및 복수 개의 비교기(143, 144, 145, 146)를 포함한다.
증폭기(142)는 신호 검출기(120)로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 방사선 검출신호를 증폭한다.
복수 개의 비교기(143, 144, 145, 146)는 합성된 방사선 검출신호와, 서로 다른 값을 갖도록 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아, 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 각각 출력한다.
디지털 신호처리부(160)는 아날로그 신호처리부(140) 내 비교기(143, 144, 145, 146)로부터 복수 개의 비교신호를 각각 입력받고, 입력받은 비교신호에 응답하여 대상체로부터 검출되거나, 대상체로부터 투과된 방사선에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 반응 시간 정보 및 반응 위치 정보를 획득한다. 특히 이러한 디지털 신호처리부(160)는 FPGA(Field Programmable Gate Array)로 이루어질 수 있는데, 아날로그 신호처리부(140)로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받고, 입력받은 복수 개의 비교신호에 응답하여 내부에서 동작 중인 카운터(162)의 카운터 값을 저장한 후, 저장된 카운터 값을 이용하여 방사선의 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산한다.
이러한 디지털 신호처리부(160)는 제1 정보 획득모듈(163), 제2 정보 획득모듈(164) 및 제3 정보 획득모듈(165)을 포함한다.
제1 정보 획득모듈(163)은 저장된 카운터 값의 폭을 적분하여 반응 에너지 정보를 획득한다.
제2 정보 획득모듈(164)은 카운터(162)로부터 출력되는 카운터 값의 출력시간을 반응시간 정보로서 획득한다.
제3 정보 획득모듈(165)은 복수 개의 비교기(143, 144, 145, 146)로부터 비교신호를 입력받은 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치를 이용하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득한다.
이하, 도 2를 참조하여 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법에 대하여 자세히 살펴보도록 한다.
도 2는 본 발명의 다른 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법의 순서도이다.
도 2에 도시된 바와 같이, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법은 먼저 신호 검출기(120)가 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 체내 분포 또는 장기 내 분포를 나타내는 방사선 검출신호를 생성한 후 출력한다(S210).
아날로그 신호처리(140)부가 신호 검출기(120)로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아 균일한 이득을 갖도록 방사선 검출신호를 증폭시킨다(S220).
아날로그 신호처리부(140)가 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압값을 입력받아, 증폭된 방사선 검출신호와 상기 복수 개의 서로 다른 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 비교신호를 생성하여 출력한다(S230).
이러한 비교신호를 생성하는 과정을 좀 더 자세히 살펴보면, 증폭기(142)가 신호 검출기(120)로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 방사선 검출신호를 증폭시킨다.
이후, 복수 개의 비교기(143, 144, 145, 146)가 증폭된 방사선 검출신호 및 서로 다른 값으로 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아, 증폭된 방사선 검출신호와 입력받은 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 각각 출력한다.
도 3은 비교기의 입출력 신호를 나타낸 도면이다.
도 3에 도시된 바와 같이, 신호 검출기(120)로부터 수신한 광센서 출력 신호는 아날로그 신호처리부(140) 내 위치하는 증폭기(142)를 통해 증폭된다. 증폭된 신호는 아날로그 신호처리부(140) 내 서로 다른 문턱전압을 갖는 복수 개의 비교기(143, 144, 145, 146)를 각각 통과하여 비교 신호로 변환되며, 변환된 비교신호는 디지털 신호처리부(160)에 입력된다.
본 발명에서는 4개의 비교기(143, 144, 145, 146)를 이용하여 4개의 서로 다른 비교신호를 출력하였으며, 이때, 사용자에 의해 설정되는 비교기 수에 따라 문턱전압의 수는 변경이 가능하다.
디지털 신호처리부(160)가 아날로그 신호처리부(140)로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 복수 개의 입출력 포트(I/O pin)를 통해 각각 입력받고, 입력받은 비교신호에 기초하여 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득한다(S240). 이러한 디지털 신호처리부(160)가 아날로그 신호처리부(140)로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받고, 내부에서 동작 중인 카운터의 카운터 값을 입력받은 비교신호에 기초하여 저장한 후, 카운터 값에 기초하여 대상체로부터 검출된 방사선에 대한 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산한다.
이때, 디지털 신호처리부(160)가 FPGA로 이루어질 수 있는데, 특히, FPGA는 내부의 클럭 제너레이터(161)로부터 생성된 350 MHz 보다 작은 내부 클럭에 의해 동작되며, 각각의 비교기(143, 144, 145, 146)로부터 출력된 복수 개의 비교신호가 디지털 신호처리부(160)로 입력될 때, 내부 클럭에 의해 동작하는 카운터(162)의 카운터 값이 별도로 저장된다.
도 4는 내부 클럭에 응답하는 비교 신호를 나타낸 타이밍도이다.
도 4에 도시된 바와 같이, 가장 낮은 문턱전압이 설정된 제1 비교기(143)로부터 출력된 비교신호가 디지털 신호처리부(160)로 입력될 때, 가장 높은 카운터 값이 저장되고, 이와 반대로 가장 높은 문턱전압이 설정된 제4 비교기(146)로부터 출력된 비교신호가 디지털 신호처리부(160)로 입력될 때, 가장 낮은 카운터 값이 저장되는 것을 알 수 있다.
이처럼, 각각의 비교기 별로 서로 다른 비교신호가 출력되고, 출력된 각각의 비교신호에 따라 서로 다른 카운터 값이 저장되며, 이와 같이 저장된 카운터 값을 이용하여 대상체로부터 검출된 방사선에 대한 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산한다.
이하에서는 대상체로부터 검출된 방사선에 대한 반응 에너지 정보, 및 반응 시간 정보의 연산과정에 대하여 자세히 살펴보면 다음과 같다.
먼저, 방사선의 반응 에너지 정보는 저장된 카운터 값의 폭을 적분하여 연산될 수 있다.
또한, 반응 시간 정보는 코스 타임 스탬프, 타임워크 보정값 및 대상체로 주입된 방사선의 에너지량에 기초하여 연산될 수 있다.
이에 더하여, 방사선의 반응 위치 정보는 상기 비교신호를 각각 입력받은 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치를 이용하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득한다.
도 5는 FPGA의 핀 설정의 예를 나타낸 도면이다.
도 5에 도시된 바와 같이, 아날로그 신호처리부(140) 내 위치하는 4개의 비교기(143, 144, 145, 146)로부터 제1 내지 제4 비교신호가 출력된다. 출력된 제1 비교신호는 디지털 신호처리부(160)의 제1 입출력 포트(FCOMP-OUT1)로 입력되고, 제2 비교신호는 디지털 신호처리부(160)의 제2 입출력 포트(FCOMP-OUT2)로 입력되며, 제3 비교신호는 디지털 신호처리부(160)의 제3 입출력 포트(FCOMP-OUT3)로 입력되고, 제4 비교신호는 디지털 신호처리부(160)의 제4 입출력 포트(FCOMP-OUT4)로 입력된다. 이때, 제1 내지 제4 비교신호를 입력받는 디지털 신호처리부(160)의 입출력 포트는 미리 설정된 핀의 위치를 통해 입력되는 제1 내지 제4 비교신호들의 방사선의 반응위치를 확인할 수 있다.
또한, 상술한 아날로그 신호처리 과정에서, 배타적 논리연산기를 이용하여 사용하는 출력채널 수를 감소시킬 수 있다.
도 6은 본 발명의 다른 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템의 개념도이다.
도 6을 통해 도시된 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템은 앞서 도 1을 통해 설명한 시스템 구성과 매우 유사하며, 이하에서는 상술한 시스템 구성과 차이점을 갖는 구성에 대해서 주로 설명하도록 한다.
도 6에 도시된 바와 같이, 본 발명의 다른 실시 예에 따른 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템(200)은 신호 검출기(미도시), 아날로그 신호처리부(240) 및 디지털 신호처리부(260)를 포함한다. 이때, 신호 검출기 및 디지털 신호처리부(260)는 앞서 도 1을 통해 상술한 구성과 동일하므로, 이에 대한 자세히 설명은 생략하도록 한다.
아날로그 신호처리부(240)는 복수 개의 증폭기(242a, 242b, 242c, 242d), 복수 개의 비교기를 포함하는 복수 개의 비교기 블록(243a, 243b, 243c, 243d) 및 배타적 논리합 연산기(244)를 포함한다.
복수 개의 증폭기(242a, 242b, 242c, 242d)는 신호 검출기를 통해 검출된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 입력받은 방사선 검출신호를 증폭시킨다.
하나의 비교기 블록 내에 포함된 복수 개의 제1 내지 제4 비교기가 입력받은 증폭신호와, 서로 다른 값을 갖도록 설정되어 입력받은 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하고, 복수 개의 비교신호를 각각 생성하여 출력한다.
배타적 논리합 연산기(244)는 하나의 비교기 블록 내 제1 내지 제4 비교기로부터 각각 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받아, 입력받은 복수 개의 비교신호간에 배타적 논리합(eXclusive OR)을 각각 연산하여 XOR 출력 신호를 출력하고, 출력한 XOR 출력 신호를 디지털 신호처리부(260)로 전달한다.
이때, 배타적 논리합 연산기(244)는 비교기 블록별로 출력된 신호간에 배타적 논리합 연산을 수행하게 된다. 즉, 도 6에 도시된 바와 같이, 하나의 증폭 신호에 대하여 총 4개의 서로 다른 문턱전압값을 갖는 4개의 비교기가 각각 비교하므로, 하나의 비교기 블록 내 포함된 4개의 비교기가 4개의 비교 신호를 출력하고, 이와 같이 출력된 4개의 비교신호에 대하여 배타적 논리합 연산기가 배타적 논리합 연산을 수행하여 총 1개의 XOR 출력신호를 생성하여 출력한다. 결국, 배타적 논리합 연산기(244)는 비교기 블록 당 하나씩의 XOR 출력신호를 생성하여 출력한다.
따라서, 총 4개의 비교기 블록이 각각 4개씩의 비교기를 포함한다고 가정한 경우, 총 16개의 출력신호가 생성되지만, 상기 배타적 논리합 연산기를 이용하는 경우, 비교기 블록 당 하나의 출력신호만을 생성하여 총 4개의 출력신호가 생성되는 바, 결국 의료 영상기기에서 사용되는 출력 채널의 수를 1/4로 크게 줄일 수 있다.
이러한 아날로그 신호처리부 내 처리되는 신호들은 도 7에 도시된 타이밍도를 통해 신호들간 관계를 확인할 수 있다.
이후, 디지털 신호처리부(260)가 배타적 논리합 연산기를 통해 출력된 XOR 출력신호를 입력받고, 이에 대하여 XOR 출력신호를 처음 입력받은 시간을 대상체 내 방사선이 검출된 시간으로 판단한다.
또한, 디지털 신호처리부(260)가 XOR 출력신호의 처음 하이(high) 상태부터 두 번째 하이 상태까지의 신호를 측정한 후, 분석하여 대상체 내 방사선 검출 에너지량을 측정할 수 있다.
이와 같이, 아날로그 신호처리부(240) 내 구비되는 배타적 논리합 연산기(244)를 통해 의료 영상기기에서 실제로 사용되는 출력채널 수를 크게 줄임으로써, 데이터 획득을 위한 처리 시간을 크게 단축시킬 수 있는 효과가 있다.
또한, 이러한 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 컴퓨터로 실행하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터 판독가능 기록매체에 저장될 수 있다. 이때, 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 컴퓨터 시스템에 의하여 읽혀질 수 있는 데이터가 저장되는 모든 종류의 기록 장치를 포함한다. 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록 장치의 예로는 ROM, RAM, CD-ROM, DVD±ROM, DVD-RAM, 자기 테이프, 플로피 디스크, 하드 디스크(hard disk), 광데이터 저장장치 등이 있다. 또한, 컴퓨터가 읽을 수 있는 기록매체는 네트워크로 연결된 컴퓨터 장치에 분산되어 분산방식으로 컴퓨터가 읽을 수 있는 코드가 저장되고 실행될 수 있다.
본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 서로 다른 값으로 설정된 복수 개의 문턱전압이 비교기로 인가되고, 이를 통해 신호 검출기로부터 출력된 신호를 분리한 후, 분리된 신호에 기초하여 방사선 검출에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 용이하게 파악할 수 있는 효과가 있다.
또한 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 비교기에 인가되는 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 통해 신호 검출기의 출력신호를 분리함으로써, ADC 또는 TDC를 사용하여 방사선 검출에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 파악해야 하는 종래 기술에 비하여 신호 처리 시스템의 크기 및 비용이 증가하는 것을 방지할 수 있는 효과가 있다.
더불어, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 아날로그 신호처리부 내 비교기로부터 출력되는 복수 개의 비교 신호간에 배타적 논리합 연산을 수행함으로써, 의료 영상기기에서 사용되는 출력채널 수를 크게 줄임으로써, 데이터 획득을 위한 처리 시간을 크게 단축시킬 수 있는 효과가 있다.
상기에서는 본 발명의 바람직한 실시 예에 대하여 설명하였지만, 본 발명은 이에 한정되는 것이 아니고 본 발명의 기술 사상 범위 내에서 여러 가지로 변형하여 실시하는 것이 가능하고 이 또한 첨부된 특허청구범위에 속하는 것은 당연하다.
본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 ADC 또는 TDC를 사용하여 방사선 검출에 대한 에너지, 시간, 위치 등의 정보를 파악해야 하는 종래 기술에 비하여 신호 처리 시스템의 크기 및 비용이 증가하는 것을 방지할 수 있다.
더불어, 본 발명의 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템 및 방법은 의료 영상기기에서 사용되는 출력채널 수를 크게 줄임으로써, 데이터 획득을 위한 처리 시간을 크게 단축시킬 수 있다.

Claims (15)

  1. 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성하여 출력하는 신호 검출기;
    상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호와 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압을 입력받아 입력받은 방사선 검출신호와 복수 개의 서로 다른 문턱전압에 따른 신호와 각각 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 아날로그 신호처리부; 및
    상기 비교신호를 입력받고, 입력받은 상기 비교신호에 응답하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 디지털 신호처리부를 포함하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  2. 제 1항에 있어서, 상기 신호 검출기는
    SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography) 검출기, 감마 카메라(Gamma Camera), X-선 검출기, PET(Positron Emission Tomography) 검출기 중 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  3. 제 1항에 있어서, 상기 아날로그 신호처리부는
    상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 상기 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 증폭기; 및
    증폭된 복수 개의 상기 방사선 검출신호 및 서로 다른 값을 갖도록 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아, 상기 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 복수 개의 비교신호를 생성하여 출력하는 복수 개의 비교기를 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  4. 제 3항에 있어서, 상기 아날로그 신호처리부는
    상기 복수 개의 비교기로부터 출력된 복수 개의 비교 신호를 각각 입력받아, 입력받은 복수 개의 비교 신호간에 배타적 논리합(eXclusive OR)연산을 수행하여 연산결과를 출력하는 배타적 논리합 연산기를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  5. 제 1항에 있어서, 상기 디지털 신호처리부는
    상기 아날로그 신호처리부로부터 복수 개의 출력신호를 입력받고, 입력받은 복수 개의 출력신호에 응답하여 내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 카운터 값을 저장한 후, 저장된 카운터 값에 기초하여 방사선의 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  6. 제 5항에 있어서, 상기 디지털 신호처리부는
    상기 카운터 값의 폭을 적분하여 반응 에너지 정보를 획득하는 제1 정보 획득모듈; 및
    상기 카운터로부터 출력되는 카운터 값의 출력시간을 반응 시간 정보로서 획득하는 제2 정보획득모듈을 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  7. 제 5항에 있어서, 상기 디지털 신호처리부는
    FPGA(Field Programmable Gate Array)로 이루어지는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  8. 제 7항에 있어서, 상기 디지털 신호처리부는
    상기 비교신호를 입력받은 상기 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치에 기초하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득하는 제3 정보 획득 모듈을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 시스템.
  9. 신호 검출기가 대상체 내부로 주입된 방사성 의약품으로부터 방출된 방사선 또는 상기 대상체로 조사되어 투과된 방사선을 검출하여 방사선 검출신호를 생성한 후 출력하는 단계;
    아날로그 신호처리부가 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 균일한 이득을 가지도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 단계;
    상기 아날로그 신호처리부가 기설정된 복수 개의 서로 다른 문턱전압값을 입력받아 증폭된 상기 방사선 검출신호와 상기 복수 개의 서로 다른 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 비교신호를 생성하여 출력하는 단계; 및
    디지털 신호처리부가 상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 상기 비교신호를 입력받고, 입력받은 상기 비교신호에 응답하여 방사선 검출에 대한 세부 정보를 나타내는 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계를 포함하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  10. 제 9항에 있어서,
    상기 아날로그 신호처리부가 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 비교하여 비교신호를 생성하는 단계는
    증폭기가 상기 신호 검출기로부터 출력된 각 채널별 방사선 검출신호를 입력받아, 상기 방사선 검출신호의 이득이 균일하도록 상기 방사선 검출신호를 증폭시키는 과정; 및
    복수 개의 비교기가 증폭된 복수 개의 상기 방사선 검출신호 및 기설정된 복수 개의 문턱전압값을 입력받아, 증폭된 상기 방사선 검출신호와 입력받은 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 상호 비교하여 복수 개의 비교신호를 출력하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  11. 제 10항에 있어서,
    상기 아날로그 신호처리부가 방사선 검출신호와 복수 개의 문턱전압값에 따른 신호를 비교하여 비교신호를 생성하는 단계는
    배타적 논리합 연산기가 상기 복수 개의 비교기로부터 각각 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받아, 입력받은 복수 개의 비교신호간에 배타적 논리합 연산을 수행하고, 그 연산결과를 출력하는 과정을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  12. 제 9항에 있어서,
    상기 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는
    상기 아날로그 신호처리부로부터 출력된 복수 개의 비교신호를 입력받고, 입력받은 비교신호에 응답하여 내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 카운터 값을 저장한 후, 상기 카운터 값에 기초하여 상기 대상체 내 방사선 검출에 대한 반응 에너지 정보 및 반응 시간 정보를 연산하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  13. 제 12항에 있어서,
    상기 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는
    상기 카운터 값의 폭을 적분하여 반응 에너지 정보를 획득하는 과정; 및
    내부에서 구동 중인 카운터로부터 출력되는 상기 카운터 값의 출력시간을 반응 시간 정보로서 획득하는 과정을 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  14. 제 13항에 있어서,
    상기 디지털 신호처리부가 방사선 검출에 대한 에너지 정보, 시간 정보 및 위치 정보를 획득하는 단계는
    상기 비교신호를 입력받은 FPGA의 입출력(I/O) 핀의 위치에 기초하여 방사선의 반응 위치 정보를 획득하는 과정을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상기기의 신호처리 방법.
  15. 제 9항 내지 제 14항 중 어느 한 항에 따른 방법을 컴퓨터로 실행하기 위한 프로그램이 기록된 컴퓨터 판독가능 기록매체.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018162633A1 (en) * 2017-03-10 2018-09-13 Sensl Technologies Ltd. A coincidence resolving time (crt) readout circuit

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101930402B1 (ko) * 2017-04-17 2018-12-18 서울대학교산학협력단 톱니모양 문턱전압을 이용한 시간 기반의 신호 획득 장치 및 방법
KR101979391B1 (ko) * 2017-10-02 2019-05-16 서강대학교산학협력단 다중 문턱전압을 이용한 의료 영상 기기에서의 신호 중복 보정 방법 및 그 의료 영상 기기
KR102114334B1 (ko) * 2017-12-20 2020-05-22 서강대학교산학협력단 군집화와 딥러닝을 이용한 멀티플렉싱 신호 처리 장치 및 방법
KR102063828B1 (ko) * 2018-02-02 2020-01-08 서강대학교산학협력단 방사선 영상 기기의 신호 검출 방법 및 그 방사선 영상 기기
CN109709595B (zh) * 2019-01-25 2020-12-29 成都理工大学 多参数时间同步谱仪数据获取系统及其应用
CN111175804B (zh) * 2019-12-21 2022-08-05 苏州瑞派宁科技有限公司 一种脉冲辐射探测电路及装置
KR20230089263A (ko) * 2021-12-13 2023-06-20 서강대학교산학협력단 클리핑 신호를 이용한 방사선 영상 기기 및 그 신호 처리 장치

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003270350A (ja) * 2002-03-18 2003-09-25 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2010078338A (ja) * 2008-09-24 2010-04-08 Toshiba Corp Ｘ線検出器
US20110121191A1 (en) * 2009-11-26 2011-05-26 Steffen Kappler Circuit arrangement for counting x-ray radiation x-ray quanta by way of quanta-counting detectors, and also an application-specific integrated circuit and an emitter-detector system
US20120104268A1 (en) * 2010-10-29 2012-05-03 Toshiba Medical Systems Corporation Apparatus for fine-delay adjustments of analog signals in positron emitter tomography sensors

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3532942B2 (ja) * 1993-08-04 2004-05-31 浜松ホトニクス株式会社 放射線位置検出装置
DE10352012B4 (de) * 2003-11-07 2007-10-04 Siemens Ag Detektormodul für die CT- und/oder PET- und/oder SPECT-Tomographie
US7411198B1 (en) * 2006-05-31 2008-08-12 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Integrator circuitry for single channel radiation detector
WO2009054070A1 (ja) * 2007-10-26 2009-04-30 Shimadzu Corporation 放射線検出器
US7807973B2 (en) * 2008-08-01 2010-10-05 Pulsetor, Llc Pileup rejection in an energy-dispersive radiation spectrometry system
JP5604443B2 (ja) * 2008-12-17 2014-10-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ Ｘ線検査装置及び方法
US8294110B2 (en) * 2011-03-11 2012-10-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Method for improved correction of SiPM non-linearity in multiplexed radiation detectors
US8866654B2 (en) * 2011-04-21 2014-10-21 Kabushiki Kaisha Toshiba Apparatus for analog-to-digital conversion with a high effective-sample-rate on the leading edge of a signal pulse
KR101394627B1 (ko) 2012-07-18 2014-05-13 한양대학교 산학협력단 Ｃｍｏｓ ｘ-선 영상의료기기의 영상 데이터 획득방법 및 이를 위한 장치

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003270350A (ja) * 2002-03-18 2003-09-25 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2010078338A (ja) * 2008-09-24 2010-04-08 Toshiba Corp Ｘ線検出器
US20110121191A1 (en) * 2009-11-26 2011-05-26 Steffen Kappler Circuit arrangement for counting x-ray radiation x-ray quanta by way of quanta-counting detectors, and also an application-specific integrated circuit and an emitter-detector system
US20120104268A1 (en) * 2010-10-29 2012-05-03 Toshiba Medical Systems Corporation Apparatus for fine-delay adjustments of analog signals in positron emitter tomography sensors

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
K. B. KIM ET AL.: "A Data Acquisition System for PET Using Multi Voltage Threshold Method", NUCLAER SCIENCE SYMPOSIUM AND MEDICAL IMAGING CONFERENCE, 1 November 2013 (2013-11-01), Retrieved from the Internet <URL:http://www.nss-mic.org/2013/program/ListProgramDB.asp?session=M16> *

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018162633A1 (en) * 2017-03-10 2018-09-13 Sensl Technologies Ltd. A coincidence resolving time (crt) readout circuit
US10760960B2 (en) 2017-03-10 2020-09-01 Sensl Technologies Ltd. Coincidence resolving time readout circuit

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Publication number Publication date
US20170238883A1 (en) 2017-08-24
KR101646651B1 (ko) 2016-08-08
JP6387463B2 (ja) 2018-09-05
KR20160050686A (ko) 2016-05-11
JP2017538918A (ja) 2017-12-28

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