JPH06317671A - Nuclear medical imaging device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To heighten position detecting accuracy while shortening the processing time. CONSTITUTION:The output of each preamplifier 4 is integrated in parallel by a digital integrating module 12. Approximate position operation is performed by an adding circuit 5, a digital integrating module 9 and a digital signal processor 10. On the basis of the result, the data of the digital integrating module 12 is selected and taken into a digital signal processor 14 through an FIFO circuit 13 to perform precise position operation.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】この発明は、被検体内における放
射性物質の分布データを得る核医学イメージング装置に
関し、とくに検出器を静止させてスタティック撮影を行
なったり、検出器を回転させてＳＰＥＣＴ（シングルフ
ォトンエミッションコンピュータトモグラフィ）撮影を
行なったりするのに用いられるシンチレーションカメラ
の改良に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear medicine imaging apparatus for obtaining distribution data of radioactive substances in a subject, and particularly to static imaging with the detector stationary or rotating the detector for SPECT (single). Photon emission computer tomography) The present invention relates to an improvement of a scintillation camera used for performing photography.

【０００２】[0002]

【従来の技術】核医学イメージング装置では、被検体内
に投与した放射性物質から放出される放射線を検出器に
より被検体外で検出し、検出位置ごとに計数して放射性
物質の分布データを得る。そこで、放射線が検出器に入
射した位置の検出精度が重要である。通常、検出器は、
板状のシンチレータと、その背面に配列された多数の光
電子増倍管（ＰＭＴ）とからなる。そして、光電子増倍
管は入射光量に比例した電気信号を生じ、その入射光量
はシンチレータにおける発光位置までの距離に対応して
いるため、１個のシンチレーション光が拡散して複数の
光電子増倍管に入射したときにそれらの複数の光電子増
倍管から得られるパルス出力の波高値をとらえ、それら
を演算することによって、シンチレータにおける発光位
置（放射線入射位置）を検出することができる。2. Description of the Related Art In a nuclear medicine imaging apparatus, radiation emitted from a radioactive substance administered into a subject is detected outside the subject by a detector and counted at each detection position to obtain radioactive substance distribution data. Therefore, the detection accuracy of the position where the radiation enters the detector is important. Usually the detector is
It is composed of a plate-shaped scintillator and a large number of photomultiplier tubes (PMT) arranged on the back surface thereof. Then, the photomultiplier tube generates an electric signal proportional to the amount of incident light, and since the amount of incident light corresponds to the distance to the light emitting position in the scintillator, one scintillation light diffuses and a plurality of photomultiplier tubes are provided. It is possible to detect the light emission position (radiation incident position) in the scintillator by capturing the peak values of the pulse outputs obtained from the plurality of photomultiplier tubes when they are incident on and calculating them.

【０００３】従来より、核医学イメージング装置の検出
位置精度を高めるため、放射線が入射した付近の光電子
増倍管のみを用いて、より誤差の少ない位置演算を行な
う構成が知られている。たとえば特開平３−１０７７８
７号公報では、光電子増倍管の出力を概略的位置計算器
に導いて概略的な位置演算を行い、遅延させた光電子増
倍管出力を、その概略的位置演算結果に基づいて選び、
そのシンチレーション付近の光電子増倍管の出力のみを
デジタル信号に変換してより精度の高い位置信号を得よ
うとしている。Conventionally, in order to improve the detection position accuracy of a nuclear medicine imaging apparatus, there has been known a configuration in which only a photomultiplier tube in the vicinity of the incidence of radiation is used to perform position calculation with less error. For example, JP-A-3-10778
In the publication No. 7, the output of the photomultiplier tube is guided to a rough position calculator to perform a rough position calculation, and the delayed photomultiplier tube output is selected based on the rough position calculation result,
Only the output of the photomultiplier tube near the scintillation is converted into a digital signal to obtain a more accurate position signal.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
上記の構成では、１個のＡ／Ｄ変換器で多数の光電子増
倍管の出力を順次デジタル信号に変換してデジタル位置
演算を行なっているため、その処理に時間がかかるとい
う問題がある。However, in the above-mentioned conventional configuration, one A / D converter sequentially converts the outputs of a large number of photomultiplier tubes into digital signals to perform digital position calculation. Therefore, there is a problem that the processing takes time.

【０００５】この発明は、上記に鑑み、処理時間を短縮
しながら、位置検出精度を高めるよう改善した、核医学
イメージング装置を提供することを目的とする。In view of the above, it is an object of the present invention to provide a nuclear medicine imaging apparatus improved so as to improve the position detection accuracy while shortening the processing time.

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核医学イメージング装置では、シン
チレータに光学的に結合された複数の光電変換器の各出
力をデジタル積分しておき、他方で上記光電変換器出力
を用いて概略的な位置演算を行ない、この概略的な位置
演算結果に基づいて選択された光電変換器出力に関する
デジタル積分データを用いて精密な位置演算を行なうこ
とが特徴となっている。To achieve the above object, in a nuclear medicine imaging apparatus according to the present invention, the outputs of a plurality of photoelectric converters optically coupled to a scintillator are digitally integrated, and Is used to perform a rough position calculation using the output of the photoelectric converter, and a precise position calculation is performed using digital integrated data relating to the output of the photoelectric converter selected based on the result of the rough position calculation. Has become.

【０００７】[0007]

【作用】シンチレータに光学的に結合された複数の光電
変換器の各出力をデジタル積分するとともに、一方であ
らかじめ概略的な位置演算を行ない、その概略的な位置
演算結果に基づいて、上記のデジタル積分の結果得られ
たデータから必要なものを選択する。そのため、放射線
入射位置に近い光電変換器の出力に関する積分データの
みを選んで、位置演算を行なうことができ、位置検出精
度を高めることができる。デジタル積分は光電変換器の
各出力につき並列的に行ない、かつ概略的な位置演算処
理と、精密位置演算の処理とは、いわゆるパイプライン
処理となるため、処理時間を短縮できる。The outputs of the plurality of photoelectric converters optically coupled to the scintillator are digitally integrated, and on the other hand, rough position calculation is performed in advance, and the above digital position calculation is performed based on the rough position calculation result. Select the required data from the data obtained as a result of the integration. Therefore, the position calculation can be performed by selecting only the integral data regarding the output of the photoelectric converter close to the radiation incident position, and the position detection accuracy can be improved. The digital integration is performed in parallel for each output of the photoelectric converter, and the rough position calculation processing and the fine position calculation processing are so-called pipeline processing, so that the processing time can be shortened.

【０００８】[0008]

【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。図１に示すよう
に、この発明の一実施例にかかる核医学イメージング装
置では、図示しない被写体からの放射線がコリメータ１
を通してシンチレータ２に入射するようにされている。
このシンチレータ２は板状に形成されており、その背面
には多数の光電子増倍管（ＰＭＴ）３が配列され、光学
的に結合されている。放射線がシンチレータ２に入射す
ることによって生じるシンチレーション光は光電子増倍
管３に入射し、それらの出力はプリアンプ４を経てデジ
タル積分モジュール１２と加算回路５とに入力される。
デジタル積分モジュール１２はＡ／Ｄ変換器とデジタル
積分器とラッチ回路とが組み合わされたものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, in the nuclear medicine imaging apparatus according to the embodiment of the present invention, radiation from a subject (not shown) is collimated by a collimator 1.
The light is incident on the scintillator 2 through.
The scintillator 2 is formed in a plate shape, and a large number of photomultiplier tubes (PMT) 3 are arranged on the back surface of the scintillator 2 and are optically coupled. The scintillation light generated when the radiation enters the scintillator 2 enters the photomultiplier tube 3, and their outputs are input to the digital integration module 12 and the addition circuit 5 via the preamplifier 4.
The digital integration module 12 is a combination of an A / D converter, a digital integrator, and a latch circuit.

【０００９】たとえばシンチレータ２のある箇所に放射
線が入射してシンチレーション発光が生じ、その箇所に
最も近い第ｎ番の光電子増倍管３より図２のＡで示すよ
うなパルスｐ１が発生したとすると、その周囲の光電子
増倍管３からもパルス出力が発生し、これらがプリアン
プ４を経てデジタル積分モジュール１２と加算回路５と
に送られる。加算回路５では、すべての光電子増倍管３
からの出力が加算されることにより、図２のＤに示すよ
うなエネルギー信号がつくられ、これが波形整形されて
図２のＥに示すような短いパルスとされる。上記の放射
線入射イベントによって生じたエネルギー信号が波形整
形されて得られた短いパルスＥ１は比較器６に送られ
る。For example, suppose that radiation enters a certain portion of the scintillator 2 and scintillation light emission occurs, and a pulse p1 as shown by A in FIG. 2 is generated from the nth photomultiplier tube 3 closest to that portion. , Pulse outputs are also generated from the photomultiplier tube 3 around it, and these are sent to the digital integration module 12 and the addition circuit 5 via the preamplifier 4. In the adder circuit 5, all the photomultiplier tubes 3
The energy signals as shown in D of FIG. 2 are created by adding the outputs from the above, and the energy signal is shaped into a short pulse as shown in E of FIG. A short pulse E1 obtained by waveform shaping of the energy signal generated by the radiation incident event is sent to the comparator 6.

【００１０】このパルスＥ１が所定のレベル電圧を越え
た場合、比較器６からタイミング回路７に信号が出され
る。タイミング回路７はクロック信号発生器８からのク
ロック信号を基準信号として動作しており、比較器６か
らの信号に応じてタイミング信号Ｆ、Ｇを出力する（図
２のＦ、Ｇを参照）。タイミング信号Ｆ、Ｇはそれぞれ
デジタル積分モジュール９、１２に与えられ、それらの
デジタル積分動作が開始させられる。デジタル積分モジ
ュール９は、デジタル積分モジュール１２と同様に、Ａ
／Ｄ変換器とデジタル積分器とラッチ回路とが組み合わ
されたものである。このデジタル積分モジュール９はタ
イミング信号信号Ｆが低レベルになっている期間ｓだけ
図２のＩに示すように積分動作を行ない、デジタル積分
モジュール１２はデジタル積分モジュール９と同時に積
分動作を開始し、期間ｓよりも長い期間ｔの間、積分動
作を継続する（図２のＧ、Ｋを参照）。When the pulse E1 exceeds a predetermined level voltage, the comparator 6 outputs a signal to the timing circuit 7. The timing circuit 7 operates using the clock signal from the clock signal generator 8 as a reference signal, and outputs timing signals F and G according to the signal from the comparator 6 (see F and G in FIG. 2). The timing signals F and G are given to the digital integration modules 9 and 12, respectively, to start their digital integration operation. The digital integration module 9 is similar to the digital integration module 12 in that
It is a combination of a / D converter, a digital integrator, and a latch circuit. The digital integration module 9 performs the integration operation as shown by I in FIG. 2 only during the period s when the timing signal F is at the low level, and the digital integration module 12 starts the integration operation simultaneously with the digital integration module 9. The integration operation is continued for a period t longer than the period s (see G and K in FIG. 2).

【００１１】デジタル積分モジュール９には、加算回路
５からの、各光電子増倍管３の配列位置に応じてそれぞ
れＸ方向及びＹ方向に重み付け加算して得た位置信号Ｘ
ｉ、Ｙｉと、上記のエネルギー信号Ｅとが入力されてい
るので、これらの信号に対するデジタル積分動作が図２
のＦに示す期間ｓの間に行われる。このデジタル積分モ
ジュール９から積分結果として図２のＩに示すように信
号∫Ｅ１、∫Ｘ１、∫Ｙ１が得られ、これがこのモジュ
ール９内に含まれているラッチ回路により、図２のＪに
示すようにラッチされる。信号∫Ｅ１が対象とする放射
線のエネルギー範囲内であれば、後の処理が継続される
が、範囲外であれば初期状態に戻される。In the digital integration module 9, a position signal X obtained by weighted addition in the X direction and the Y direction from the adder circuit 5 according to the arrangement position of each photomultiplier tube 3 is obtained.
Since i and Yi and the energy signal E are input, the digital integration operation for these signals is performed as shown in FIG.
During the period s indicated by F. Signals ∫E1, ∫X1 and ∫Y1 are obtained from the digital integration module 9 as an integration result as shown by I in FIG. 2, and these are shown by J in FIG. 2 by the latch circuit included in the module 9. To be latched. If the signal ∫E1 is within the target radiation energy range, the subsequent processing is continued, but if it is outside the range, the initial state is restored.

【００１２】一方、これと時間的に並行して、デジタル
積分ジュール１２では、上記のパルスｐ１を含めて各プ
リアンプ４の出力を期間ｔ（図２のＧを参照）の間積分
しており、その期間終了時に得られる積分データが図２
のＬで示すようにモジュール１２内に含まれているラッ
チ回路にラッチされる。On the other hand, in parallel with this, the digital integration module 12 integrates the output of each preamplifier 4 including the pulse p1 for a period t (see G in FIG. 2), The integrated data obtained at the end of that period is shown in Fig. 2.
L is latched by a latch circuit included in the module 12.

【００１３】ここで、信号∫Ｅ１が対象とする放射線の
エネルギー範囲内のとき、デジタルシグナルプロセッサ
（ＤＳＰ）１０は、図２のＭに示すように信号∫Ｅ１、
∫Ｘ１、∫Ｙ１を取り込み、これらから放射線の入射し
た位置を概略的に算出する。このときメモリ１１に格納
されていた位置演算用重み付け補正係数が用いられる。
すなわちメモリ１１はこの補正係数のルックアップテー
ブルとして機能する。Here, when the signal ∫E1 is within the energy range of the radiation of interest, the digital signal processor (DSP) 10 outputs the signal ∫E1, as shown by M in FIG.
∫X1 and ∫Y1 are taken in and the position where the radiation is incident is roughly calculated from these. At this time, the position calculation weighting correction coefficient stored in the memory 11 is used.
That is, the memory 11 functions as a look-up table of this correction coefficient.

【００１４】こうして概略的な位置が求められると、そ
のデータがデジタルシグナルプロセッサ１０からデジタ
ル積分モジュール１２に送られて、デジタル積分モジュ
ール１２で得られた積分データのうち上記の位置付近の
光電子増倍管３（たとえば発光位置に最も近いものとそ
の周囲の８本の合計９本）の出力に関するもののみがＦ
ＩＦＯ（Ｆｉｒｓｔ−Ｉｎ−Ｆｉｒｓｔ−Ｏｕｔ）回路
１３に入力されるようになる。このＦＩＦＯ回路１３は
一種のバッファである。これにより最も大きなプリアン
プ４の出力とその周囲のプリアンプ４の出力とがＦＩＦ
Ｏ回路１３を経てデジタルシグナルプロセッサ１４に取
り込まれることになる。このとき、デジタルシグナルプ
ロセッサ１０からは積分時間と概略的位置データも同時
にＦＩＦＯ回路１３に送られる。When the approximate position is obtained in this way, the data is sent from the digital signal processor 10 to the digital integration module 12, and the integrated data obtained by the digital integration module 12 is subjected to photoelectron multiplication in the vicinity of the above position. Only the output related to the output of the tube 3 (for example, the one closest to the light emitting position and the eight tubes around the light emitting position, a total of nine tubes) is F.
It is input to the IFO (First-In-First-Out) circuit 13. The FIFO circuit 13 is a kind of buffer. As a result, the output of the largest preamplifier 4 and the output of the preamplifier 4 around it become FIF.
It is taken into the digital signal processor 14 via the O circuit 13. At this time, the integration time and the rough position data are also sent from the digital signal processor 10 to the FIFO circuit 13 at the same time.

【００１５】デジタルシグナルプロセッサ１４では、図
２のＮで示すように、こうして入力された、放射線入射
位置近傍の光電子増倍管３からの信号のみを用いて精密
な位置演算を行なう。メモリ１５には、この位置演算の
ための重み付け補正係数が格納されており、デジタルシ
グナルプロセッサ１４は位置演算時にこのメモリ１５を
補正係数用のルックアップテーブルとして使用すること
になる。こうして位置が求められると、その位置につい
てカウントがなされるよう収集メモリ１６の、その位置
に対応するアドレス内容が＋１される。As shown by N in FIG. 2, the digital signal processor 14 performs precise position calculation using only the signals thus input from the photomultiplier tube 3 near the radiation incident position. A weighting correction coefficient for this position calculation is stored in the memory 15, and the digital signal processor 14 uses this memory 15 as a look-up table for the correction coefficient at the time of position calculation. When the position is obtained in this way, the contents of the address corresponding to the position in the collection memory 16 are incremented by 1 so that the position is counted.

【００１６】シンチレータ２の他の箇所に放射線が入射
して第ｋ番の光電子増倍管３より図２のＢに示すような
パルスｐ２が発生した場合も、さらに別の箇所に放射線
が入射して図２のＣで示すようなパルスｐ３が発生した
場合も、それぞれ同様に、まずデジタル積分モジュール
１２、９による積分動作が行なわれ、モジュール９での
積分動作が終わったときデジタルシグナルプロセッサ１
０による概略的な位置演算が行なわれ、つぎにデジタル
積分モジュール１２の一部のデータを用いたデジタルシ
グナルプロセッサ１４での精密位置演算が行なわれる。
この精密位置演算で求められた位置におけるカウントが
収集メモリ１６においてなされる。Even when the radiation is incident on another portion of the scintillator 2 and the pulse p2 as shown in FIG. 2B is generated from the k-th photomultiplier tube 3, the radiation is incident on another portion. When a pulse p3 as shown by C in FIG. 2 is generated, similarly, the integrating operation is first performed by the digital integrating modules 12 and 9, and when the integrating operation in the module 9 is finished, the digital signal processor 1
A rough position calculation by 0 is performed, and then a fine position calculation is performed by the digital signal processor 14 using a part of the data of the digital integration module 12.
The count at the position obtained by this precise position calculation is made in the collection memory 16.

【００１７】したがって、あらかじめ概略的な位置演算
を行ない、有効な光電子増倍管３の出力を選択し、その
信号を用いて精密に位置演算するという構成をとってお
り、概略的な位置演算のためのデジタル積分モジュール
９での処理と、概略的な位置演算処理と、精密位置演算
の処理とは、いわゆるパイプライン処理となる。そのた
め、図２のＢ、Ｃに示すようにパルスｐ２、ｐ３が時間
的に接近して発生しても、それらについての処理を行な
うことが可能であり、高い計数率でも対応できる。Therefore, a rough position calculation is performed in advance, an effective output of the photomultiplier tube 3 is selected, and a precise position calculation is performed by using the signal, and the position calculation of the rough position calculation is performed. The processing in the digital integration module 9 for the purpose, the rough position calculation processing, and the fine position calculation processing are so-called pipeline processing. Therefore, as shown in B and C of FIG. 2, even if the pulses p2 and p3 occur close to each other in time, it is possible to perform processing for them, and it is possible to cope with a high count rate.

【００１８】また、デジタル積分モジュール１２を用い
て各プリアンプ４の出力を並列的に積分処理しているこ
とも処理時間の短縮に役立っている。そして、このよう
にデジタル積分して得たデータのうちから位置演算に有
効なもののみを用いて位置演算を行なっているので、位
置演算の精度が向上し、温度変化に影響されず、かつノ
イズの少ない画像が得られる。Further, the digital integration module 12 is used to perform the integration processing of the outputs of the preamplifiers 4 in parallel, which is useful for shortening the processing time. Further, since the position calculation is performed using only the data effective for the position calculation among the data obtained by digital integration in this way, the accuracy of the position calculation is improved, the position change is not affected, and the noise is reduced. An image with less is obtained.

【００１９】なお、この発明は、上記の実施例に限ら
ず、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々に変更可能
であって、たとえば上記のように２個のデジタルシグナ
ルプロセッサ１０、１４を用いてそれぞれで概略的な位
置演算と精密な位置演算とを行なうという構成をとら
ず、１個のデジタルシグナルプロセッサで概略的な位置
演算と精密な位置演算とを行なうようにしてもよい。上
記のように概略的な位置演算は先に行ない、それが終わ
った後精密な位置演算を行なうというように、これらの
処理は必ず時間的に前後するからである。The present invention is not limited to the above-described embodiments, but can be variously modified without departing from the spirit of the present invention. For example, two digital signal processors 10 and 14 are used as described above. It is also possible to use one digital signal processor to perform the rough position calculation and the fine position calculation instead of the configuration of performing the rough position calculation and the fine position calculation respectively. This is because, as described above, the rough position calculation is performed first, and after that, the precise position calculation is performed.

【００２０】[0020]

【発明の効果】以上説明したように、この発明の核医学
イメージング装置によれば、処理時間を短縮しながら、
放射線入射位置付近の光電変換器出力のみを用いて位置
演算することにより位置検出精度を高めることができ
る。さらに温度に左右される部品を大幅に削減でき、温
度変化に影響されず、かつノイズの少ない画像を得るこ
とができる。処理時間が短縮されるため、高い計数率に
も対応できる。As described above, according to the nuclear medicine imaging apparatus of the present invention, while shortening the processing time,
The position detection accuracy can be improved by calculating the position using only the output of the photoelectric converter near the radiation incident position. Furthermore, the number of parts that are affected by temperature can be significantly reduced, and an image that is not affected by temperature changes and has little noise can be obtained. Since the processing time is shortened, a high counting rate can be supported.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】この発明の一実施例のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of an embodiment of the present invention.

【図２】同実施例の動作説明のためのタイムチャート。FIG. 2 is a time chart for explaining the operation of the embodiment.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ コリメータ ２ シンチレータ ３ 光電子増倍管 ４ プリアンプ ５ 加算回路 ６ 比較器 ７ タイミング回路 ８ クロック信号発生器 ９、１２ デジタル積分モジュール １０、１４ デジタルシグナルプロセッサ １１、１５ メモリ １３ ＦＩＦＯ回路 １６ 収集メモリ 1 Collimator 2 Scintillator 3 Photomultiplier tube 4 Preamplifier 5 Adder circuit 6 Comparator 7 Timing circuit 8 Clock signal generator 9, 12 Digital integration module 10, 14 Digital signal processor 11, 15 Memory 13 FIFO circuit 16 Acquisition memory

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 放射線入射に応じて発光するシンチレー
タと、該シンチレータに光学的に結合されてその光が導
かれ、その光を電気的パルス信号に変換する複数の光電
変換器と、各光電変換器出力をデジタル積分するデジタ
ル積分器と、上記光電変換器出力を用いて概略的な位置
演算を行なう概略位置演算回路と、この概略的な位置演
算結果に基づいて選択された光電変換器出力に関するデ
ジタル積分データを用いて精密な位置演算を行なう精密
位置演算回路とを備えることを特徴とする核医学イメー
ジング装置。1. A scintillator that emits light in response to incident radiation, a plurality of photoelectric converters that are optically coupled to the scintillator to guide the light, and convert the light into electrical pulse signals, and each photoelectric conversion. A digital integrator that digitally integrates the output of the converter, a rough position calculation circuit that performs a rough position calculation using the output of the photoelectric converter, and a photoelectric converter output selected based on the result of the rough position calculation A nuclear medicine imaging apparatus comprising: a precision position calculation circuit that performs a precise position calculation using digital integration data.