JPS587228A - 医学診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、放射線源と、放射線検出装置と、テｌ／ビジ
ョン撮像装置と、マスクに対応する第１の像のビデオ信
号が記憶されている少なくとも１つのメモリおよび先行
時点で記憶されたビデオ信号と後続時点で出現するビデ
オ信号との差信号を形成する差引き回路を含む信号処理
回路と、モニタとを含む医学診断装置に関する。このよ
うな診断装置は、通常のＸ線像では検出困難であり骨構
造により重畳される血管を明白に可視的にするためＸ線
透゛過峙に選択的血管造影の際に用いられる差引き像の
形成に必要とされる。

ドイツ連邦共和国特許出願第３１２２０９８号明細書に
記載されているＸ線診断装置では、下記の過程で差像が
形成される。先ず、コントラスト剤を注入しない状態で
多数回の走査により得られた像（基準像、マスクまたは
空像と呼ぶ）が１つのメモリに記憶される。次いで、コ
ントラスト剤を注入した後に多数回の走査によシ得られ
た濠（実時間像または注入像と呼ぶ）が別のメモリに記
憶される。被検部位にコントラスト剤が流入したことを
モニタ上で知り得るように、基準像が実時間像から差引
かれる。押ボタンを押すことにより、最適の実時間像が
メモリ内に保持される。これらの過程はモニタ上の像を
見ながら手動で行なわれる。

最適の差像を得るためには、基準像の記憶と被検部位へ
のコントラスト剤の流入との間の時間間隔をできるかぎ
り短くシフなければならない。さもなければ、その間に
也者の運動が行なわれる可能性があり、差像が使用不能
になるであろう。実時間像の保持のため押ボタンを押す
操作も、オペレータの反応に多少の時間を要するため、
最適の時点で行なうことは困難である。

さらに、上記特許出願による装置は、すべての撮像過程
を記憶するための補助メモリを含んでいる。それにより
、本来の診断には寄与しない多くの記憶場所が補助メモ
リに必要とされる。

本発明の目的は、冒頭に記載した種類の医学診断装置と
して、最適な基準像および最適な実時間像の記憶すなわ
ち診断目的に真に必要な像の記憶のみが自動的に行なわ
れるものを提供することである。

この目的は、本発明によれば、像点の明るさの変化の生
起時に少なくとも１つの出力信号を発生する変化検出回
路を信号処理回路に設けることにより達成される。この
出力信号により像の記憶が自動的に始動され得る。

変化検出回路の出力信号が新しいマスクの記憶を指令す
る回路に与えられるならば、患者の運動によりもはや使
用不能となったマスクは自動的に更新される。変化検出
回路の出力信号が、補助メモリに接続δれてお９その記
憶過程を開始させる始動回路に与えられるならば、被検
部位にコントラスト剤が流入している状態の像をすべて
補助メモリに記憶することができる。信号処理回路を簡
単な構成とするため、変化検出回路が、差引き回路の差
信号を所定のしきい値と比較してしきい値超過時に出力
パルスを発生するコンパレータを含んでおり、またこの
コン・（レータにその出力）ぐルスをカウントするカウ
ンタが接続されていることは有利である。カラ／りに実
際のカウント状態と比較される所定のカウント直が与え
られるならば、患者の運動とコントラスト剤の流入とを
弁別することができる。この弁別は、カウント状態を所
定のカウント値と比較してカウント値超過時には出力パ
ルスを発生する弁別回路をカウンタと接続しておくこと
によっても用油である。

信号処理回路の他の有利な実施態様では、変化検出回路
が差信号に対する積分回路を有し、その出力端にコンパ
レータの第１の入力端が接続されており、その第２の入
力端に所定の積分値が与えられる。所定の積分値が所定
のウィンドウの一部分であれば、患者の運動とコントラ
スト剤の流入との弁別が良好に行なわれる。補助メモリ
が多数の像に対する配憶各量を有するならば、コントラ
スト剤の流入を後で弁別することもできる。放射□線が
トレーサから発せられる核放射線であれば、本診断装置
は核医学診断にも用すられ得る。

以下、図面に示されている実施例によｐ本発明を一層詳
細に説明する。

第１図に基本構成を示されている診断装置では、Ｘ線管
８から発せられたＸ線６が患者２および患者寝台４を貫
通してイメージインテン／ファイアｌＯの入力螢光面上
にＸ線像を生ずる。イメージインテン／ファイア１０で
増倍されてその出力螢光面１２上に生ずる像が光学系１
４を通じてテレビジョンカメラ１６により撮像される。

テレビジョンカメラ１６はＸ線像に対応するビデオ信号
Ｆを生じ、それが信号処理回路２０に与えられる。

この信号処理回路２０の出力信号がモニタ２２に与えら
れ、その螢光面上にＸ線像が再現される。

このような診断装置は、Ｘ線管８のかわりにトレーサま
たは特定線量の放射性核種を患者２に注入し、患者の器
官２８から核放射線すなわちベータ線もしくはガンマ線
を発せしめれば、核医学診断にも用いられ得る。この場
合、　　ＸｌｆＭイメージインテンシファイア付テレビ
ジョンカメラ２４は、核放射線２６を受けて電気的ビデ
オ信号、に変換する検出装置１０により置換される。ど
のような検出装置と１７ては、たとえばアンカー・カメ
ラがある。

核放射＠２８を発するトレーサは患者に注入され１．患
者の特定の器官たとえば心臓を通るトレーサ′の流れが
核医学イメージングにより表示される。

以下には、診断装置がＸ線診断装置であるものとして、
その作動の仕方を説明する。患者２にコントラスト剤が
注入され、その流れがモニタ上に表示される。

第２図には第１図′中の信号処理回路２０の構成が示さ
れている。この信号処理回路は順次直列に接続された差
引き回路３０、コンパレータ３２゜カウンタ３４および
弁別回路３６を有する。

差引き回路３０には第１のビデオ信号■１および第２の
ビデオ信号工２が与えられる。第１のビデオ信号１１は
完全な像信号として撮像かつ記憶されたマスクに対応す
る基準ビデオ信号である。

第２のビデオ信号■２はテレビジョンカメラ１６の実時
間ビデオ信号Ｆである。この第２のビデオ信号１２は、
後記のように診断装置がプレイバック・モードに切換え
られた場合には、いったんメモリに記憶されたビデオ信
号であってよい。

１つの完全なビデオ信号はたとえ−２５６Ｘ　２５６＝
６５５３６個の像点から形成される。これらの像点の各
々はたとえば１０２４　＝　２１０ステツプの強度のい
ずれかの値、換言すれば暗（０）と明（１０２３）との
間を１お゛きに分割した（１０ビツトの）強度に対応う
けられる。

差引き回路３０は像点ごとに実時間ビデオ信号■２から
基準ビデオ信号工ｌを差引く。この差引きは、第３図に
示されているように、ｘｙ座標上で同一座像に位置する
像点同士で行なわれる。たとえば、実時間ビデオ信号工
２の座標（２５５゜２５６）に位置する像点の値から基
準ビデオ信号ＩＩの同じ座標（２５５，２５６）に位置
する像点の値が差引かれる。

実時間ビデオ信号Ｉ２と基準ビデオ信号ＩＩとが等しけ
れば、すべての像点に対して差引き回路３０の出力信号
Ａの値は（ノイズを除けば）零である。基準ビデオ信号
ＩＩと実時間ビデオ信号■２との間に変化が生ずるのは
、 ａ）患者２が運動した場合 ｂ）静止している患者２の体内を流れるコントラスト剤
がテレビジョンカメラによシ検出された場合 の２一つの場合である。このようなコントラスト剤は、
血管たとえば静脈を可視化する目的で、第１の像とそれ
に続く像との間で患者に注入される。

その間に、場合によっては５、比較的長い時間を要する
。最適の差像を得るためには、基準ビデオ信号■１とそ
れ以降の実時間ビデオ信４■２との間に変化が生じたか
否か、また変化が生じた理由はなにか、が判定されなけ
ればならない。

この判定を行なうため、第２図の信号処理回路Ｋｕコン
パレータ３２、カウンタ３４およヒ弁別回路３６が設け
られている。

コンパレータ３２はしきい値超過検出回路であり、その
しきい値Ｔは手動もしくは自動始動回路によりセントさ
れる。−例の説明のため、Ｔ＝２３５にセットされてい
るものとする。第４図のように、コンパレータ３２は像
点の各々からの差信号（工１−Ｉ２）を所定のしきい値
Ｔと比較する。しきい値Ｔが差信号（ＩＩ−■２）によ
り超過されるつど、コンパレータ３２は出力信号として
１つのカウントパルスＢｉカウンタ３４に与え、そのカ
ウント状態が各カウントパルスＢによりｌずつ高められ
る。第４図には、２５６Ｘ２５６＝６５５３６個の像点
に対する差信号（工１−工２）が示されている。横軸に
は像点番号および時間ｔがとられてｂる。第４図では、
１つの完全な像のなかでｎ　　−１０９個の像点がしき
い値Ｔ＝２３５よりも大きい値を有するものとされてい
る。これはコンパレータ３２が全体でｌ　０９　ｆｌｉ
ｓ］のカウントパルスＢをカウンタ３４に与えることを
意味する。

カウンタ３４は、像点の差信号がしきい値Ｔよりもどれ
だけ大きいかについての情報は含んでいない。

カウンタ３４には所定のカウント値Ｐが与えられてｂる
。この所定カウント値Ｐは予めセットされているか、診
断装置のオペレータにょシ自由に選定されるかのめずれ
かであや。

第４図に示されている例では、ｎ〜１（３９個の１象点
の差信号がしきいｊｌｔＴよりも太き論。すべての像点
の差信号がしきい値７以上の値を有さない場合、すなわ
ち第１の像の撮像と第２の像の撮像との間に患者２の運
動も患者へのコントラスト剤またはトレーサの注入も行
なわれていない場合と比較して、ｎ”−１０９個の像点
におけるしきい値超過はモニタ上の像にはっきり認め得
る強度変化を生ずる。ｎ　　−１０９は比較的小さな個
数であるから、ｎ　　−１０９個の像点におけるしきい
値超過の原因はコントラスト剤の流入であるとみなされ
る。もし患者２の運動が理由であれば、もつと多数の像
点においてしきい値が超過されるであろう。

第５図の表には、この関係が示されている。第１の例と
して、しきい値Ｔが比較的小さく、たとえばＴ＝２５で
あり、かつしきい値Ｔを超過する像点の個数ｎ”が多く
、たとえばｎ”＝９，９８３であるとする。この例では
；保全体のうち少なからざる部分すなわち８５，５３６
個の像点のうち９．９８３個の像点がその強度を変化し
ている。これは患者２の運動により生じた変化である。

−第５図の表に示されている結果は次のように要約され
得る。

比較的小さなしきい値Ｔが多くの個数ｎ”の像点により
超過された場合には、基準ビデオ信号１１と実時間ビデ
オ信号■２との間で患者２の運動が行なわれたものとみ
なされる。この場合、弁別回路３６は患者運動信号ＰＭ
Ｓを発する。第２の例として、比較的大きなしきい値た
とえばＴ　＝、２３５がわずかな個数たとえばｎ　　−
２２１の像点により超１Ｍすれた場合には、基準ビデオ
信号■１と実時間ビデオ信号■２との間で患者２へのコ
ントラスト剤の注入が行なわれ１象範囲てコントラスト
剤が出現したものとみなされる。この場合、弁別回路３
６はコントラスト剤伯号ＣＭ５８ｆ発する。

このような弁別を行なうため、第７２図の弁別回路３６
は入力信号として各像の終了時にカウンタ３４からカウ
ント状態を示す信号Ｃを受ける。正しい弁別を行ない得
るように、弁別回路３６にはしぺい値Ｔおよびカウント
値Ｐも与えられる。弁別回路３６はたとえばマイクロプ
ロセッサを有シていてよい。

、轍者２の運動か行々われた後にはそれ以前に記憶され
たマスクは使用不能になるので、患者運動信号ＰＭＳが
像メモリへの新しいマスクすなわち新しい基準ビデオ信
号の記憶を指令する信号としそ用いられる。他方、弁別
回路３６から発せられたコントラスト剤信号ＣＭＳは、
後で第７図で説明するように、補助メモリへの記憶の自
動始動に用いられ得る。

弁別に必要なデータｎ“、ＴおよびＰは個々の診断装置
の条件、注入コントラスト剤またはトレーサの流速、そ
のつどの被検部位などに関係するので、実験的に定めら
れなければならない。

弁別回路３６は、実験結果から求められたデータマ）　
ＩＪクスが記憶されているメモリ手段を含んでいてより
０第６図には、このようなデータマトリクスがしきい値
Ｔを横軸にまた個数ｎ”を縦軸にとった表で示されてい
る。Ｘ印は明るさの変化がコントラスト剤の流入により
生じている範囲を示し、また０印は明るさの変化が患者
の運動により惹起されている範囲を示す。

第７図には信号処理回路２０が示されている。

Ａ−Ｄ変換器４０にテレビジョンカメラ１６からビデオ
信号Ｆが与えられる。ディジタル化されたビデオ信号Ｆ
は第１のアンド回路４２を経て１個別像メモリとして構
成されたメモリ４４に与えられる。アンド回路４２の第
２の入力端には、像メモリ４・１へのマスクの記憶を可
能にするエネイブル信号ＥＮが与えられる。像メモＵ　
４４０出力端は差引き回路３０の第１の入力端と接続さ
れており、その第２の入力端にはＡ−Ｄ変換器４０の出
力端が切換スイッチ４６を介して接続されている。

切換スイッチ４６の図示の位置のでは実時間ビデオ信号
工２が直接に差引き回路３０に与えられる。

差引き回路３０の出力信号Ａは、モニタ２２と接続され
ているＤ−Ａ変換器４７に与えられる。

出力信号Ａはさらに第１のコンパレータ３２ａおよび第
１のカウンタ３４ａの直列回路に与えらレル。第１のコ
ンパレータ８２ａには第１のしきい値Ｔｌが、また第１
ｖカウンタ３４’ａＫは第１のカウント値Ｐ１が与えら
れる。この直列回路３２ａ、３４ａは患者の運動の検出
のために必要とされる。Ｔ１およびＰＬの値は、明るさ
の変化が患者２の運動に起因するときには第１のカウン
タ３４ａが出力信号として患者運動信号ＦＭＳを発する
ように選定されている。患者運動信号ＰＭＳは像メモリ
４４への像の記憶を可能化するエネイブル信号ＥＮとし
てアンド回路４２に与えられる。

直列回路３２ａ、３４ａが第１の像（マスク）の撮像時
点とそれに続く像の撮像時点との間に患者２の運動を検
出した場合、それまで像メモリ４４に記憶されていた像
は消去されて１次回にＡ−Ｄ変換器４０から到来する像
が像メモリ４１に記憶される。それによシ基準ビデオ信
号ＴＩ（マスク）が自動的に更新される。

アンド回路４２の第２の入力端は６らにスイッチ４８を
介して電圧原子に接続されている。スイッチ４８の閉路
により基準ビデオ信号■１は像メモリ４４に記憶される
。

第７図に示されている信号処理回路２０では、差引き回
路３０の出力信号Ａはさらに第２のコンパレータ８２ｂ
および第２のカウンタ８４ｂの直列回路に与えられる。

第２のコンパレータ３２ｂには第２のしきい値Ｔ２が、
また第２のカウンタ３４１）には第２のカウント値Ｐ２
が与えられる。

値Ｔ２およびＰ２は前記の値ＴＩおよびＰｌとは異なっ
てｂる。値ＴＩ、ＰＩおよびＴ２．Ｐ２は手動もしくは
自動でセットされ得る。

直列回路３２ｂ、３４ｂが第１の像（マスク）の撮像時
点とそれに続く像の撮像時点との間−にコントラスト剤
の流入を検出した場合、カウンタ３４ｔ＋が出力信号と
してコントラスト剤信号ＣＭＳを発する。この信号は始
動信号ＳＴとして第２のアンド回路５０の第１の入力端
に与えられる。第２のアンド回路５０の第２の入力端は
Ａ−Ｄ変換器４０の出力端に接続されている。第２のア
ンド回路５０の出力端は補助メモリ５２の記憶入力端Ｒ
ＥＯと接続されている１゜それにより、コントラスト剤
またはトレーサが像に現われる時に初めてできる。

たとえば心臓の診断の際に高い像速度が必要とされる場
合、補助メモリ５２は大きな記憶容量を有していなけれ
ばならない。高い像速度が必要とされない場合または自
動始動が望まれない場合には、スイッチ５４（第り図）
を介して第２のアンド回路５０の第１の入力端を電圧原
子と接続することができる。それにより手動で始動信号
Ｂ　Ｔが第２のアンド（ロ）路５０に与えられる。しか
し、この場合には、コントラスト ラスイノチ５４を押すまでのオペレータの反応時間が考
慮に入れられなければならな論。

切換スイッチ４６はオペレータまだは制御ヱ：ット（図
示せず）により切換えられ得る。図示の位置■では、差
引き回路３０は像メモリ４４内に記憶されている基準ビ
デオ信号１１と個々の実時間のビデオ信号■２との差を
形成する。他方の位置■では、切換スイッチ４６は補助
メモリ５２の出力端を差引き回路３０の第２の入力端と
接続する。それにより診断装置はプレイバック・モード
に切換えられる。差引き回路３０は補助メモリ５２内に
記憶されているビデオ信号を基準ビデオ信号１１から脩
引く。

補助メモリ５２に実時間ビデオ信号１２のかわりに差引
き回路３０の差信号（ＩＩ−Ｉ２）が記憶されるように
信号処理回路２０を変形することもできる。

第９図では、第２のアンド回路５０の第１の入力端に７
リツプフロツブ５６が接続されている。

フリップフロップ５６は信号ＯＭＳによりセットされる
。制御ユニット（図示せず）から発せられるＯＦＦ信号
によりフリップフロップ５６はリセットされ得る。この
ＯＦＦ信号は、所定数の像が補助メモリ５２に配憶され
た後に、または補助メモリ５２の全記憶容量が満杯にさ
れた時に発せられ得る。

第７図に示されている信号処理回路２０を心臓診断を例
として一層詳細に説明する。コントラスト剤が患者に注
入されて心臓の右心室に到達したものとする。この時点
で始動信号ｓ’ｒが発せられて、第２のアンド回路５０
に与えられるので、それ以降の像信号は第２のアンド回
路５０を通過して補助メモリ５２の記憶入力端ＲＦＣに
入り、補助メモリ５２内に自動的に記憶される。コント
ラスト剤が像範１１：去って肺葉に到達すると、コント
ラスト剤信−号ＣＭＳが零になるので、第２のアンド回
路５０ばｌ止される。それにより補助メモリ５２の記憶
容量が節減される。コントラスト剤が肺から出て心臓の
左心室に入り、再び像範囲に現われれば，始動信号ＳＴ
により補助メモリ５２への記憶が再開される。補助メモ
リ５２への記憶は．その記憶容量が満杯にされるまで、
またはコントラスト剤が像範囲を再び去るまで継続され
傅第１０図には、信号処理回路２０の変形例が示されて
いる。この変形例でも、前記のように像点ごとに実時間
ビデオ信号工２からの基準ビデオ信号工Ｉの差引き（第
３図）を行なう差引き回路３０が設けられている。差引
き回路３０の出力信号Ａは！分回路６０に与えられる。

この積分回路６１：ＩＩ′ｉ像点の差値を積算する。第
１１図には、積分回路６０に含まれる瞬時和りが像点番
号ｎまたは時間ｔの関数として示されている。積分回、
路６０の出力信号りは１つの像の経過後にコンパレータ
６２に与えられる。

第１１図には、２つのウィンドウＷ１およびＷ２が記入
されている。積分回路６０の出力信号りが上側ウィンド
ウＷ２に入る時には、患者２の運動が行なわれたものと
みなされる。それに対して、出力信号りが下側ウィンド
ウｗｉに入る時には、コントラスト剤が患者に注入され
、それが像範囲に出現しているものとみなされる。

ノイズも同じく積分回路６０で積算されるので、下側ウ
ィンドウｗｉは零レベルからある値だけ上方に位置して
・いる。２つのウィンドウＷ１およびＷ２は互いに隣接
していてもよｌ／”ＩＬｂ弁別の誤りをなくすためある
間隔Ｇをおいていてもよい。ウィンドウＷ１およびＷ２
の大きさおよび位置は実験的に定められる。

ウィンドウＷ１およびＷ２を定めるた、め、第１０図の
コンパレータ６２に入力信号■１またはＶ２が与えられ
る。もし出力信号わが１つの像の終了時に下側ウィンド
ウＷ１に入れば、コンパレータ６２はコントラスト剤信
号ＣＭＳを発する。それに対、して、もし出力信号りが
上側ウィンドウＷ２に入れば、コンパレータ６２は廊者
運動信号ＰＭＳを発する。

第１２図ないし第１４図には、特定の関心領域を選ぶた
めの方法および装置が示されている。第１２図にＩ′ｉ
、、モニタ２２上に再現され患者の診断のため特に関心
のある領域７２を含む像７０が示されている。この関心
領域７２はたとえば、コントラスト剤が被検器官７８を
流れる際に通過する血管７４を含んでいてよい。被検器
官７８はたとえば心臓であってよい。

像範囲にコントラスト剤が出現したと判定するのに関心
領域７２のみを利用することにより１判定の正確さが増
す。すなわち、同じく像範囲に表示されている患者の骨
の像８０の位置が患者の運動に起因して破線で記入され
ている位置８２に移動して□も、この像変化は関心領域
７２の外部で生じたものであるから、コントラスト剤の
出現七誤って判定されてコントラスト剤信号ＣＭＳが発
せられるおそれは回避される。

第１３図には、関心領域、７２以外の領域（弁開−３心
領域）を判定対象から除外するだめのマスク８４がマト
リクス形式で示されている。関心領域７２に□は論理レ
ベル１１″が、また非関心領域には論理レベル１０１が
割当てられている。このマスクのデータは第１４図に示
されている関心領域記憶メモリ８．６に書込まれている
。メモリの記憶場所の論理レベル１１１またはＩＯ“が
マスク８４のＸ７座標の１１１または０１に対応づけら
れている。それにより関心領域７２を自由に設定するこ
とができる。メモリ８６の出力信号は、コンパレータ３
２とカウンタ３４との間に接続されている第３のアンド
回路９０の一方の入力端に与えられている。それによシ
、関心領域７２内の像点に関する信号しかアンド回路９
０を通過し得ない。

すなわち、関心領域７２内に属しかつしきい値Ｔを超過
する像点のみがカウンタ３４でカウントされる。なお、
アンド回路９０は差引き回路３０とコンパレータ３２と
の間に直列に接続されていてもよい。

このような関心領域記憶メモリ８６は関心領域７２のＸ
座標の上限および下限ならびにＸ座標の上限および下限
を定めるためのアドレス弁別回路を含んでいる。それに
よりｘｙ座標上の長方形の領域として関心領域７２が設
定される。しかし、長方形以外の形状に関心領域を設定
し得るように構成することもできる。

関心領域７２は螢光面−Ｌでう・イトベンにより輪郭を
描いて指定することもできる。この場合、関心領域獲標
データが関心領域記憶メモリ８６に自動的に書込まれる
。すなわち、関心領域の輪郭を示すアドレスがメモリ８
６に与えられる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の詳細な説明するためのＸ線または核医
学診断装置の基本構成図、第２図は第１図中の信号処理
回路のブロック回路図、第３図は第２図中の差引き回路
の機能の説明図、第４図は第２図中のコンパレータの機
能の説明図、第５図は第２図中の選択回路の条件の説明
図、第６□図は第２図中の弁別回路の機能の説明図、第
７図は第２図の信号処理回路の一層詳細なブロック回路
図、第８図および第９図は第７図の信号処理回路の変形
され・た部分のブロック回路図、第１θ図は第１図の信
号処理回路の変形例のブロック回路図。 第１１図は第１０図中の積分回路の機能の説明図、第１
２図は第１図中のモニタ上に表示され牟関心領域を含む
像の説明図、第１合図は第１２図中の関心領域を選択す
るための２値像表示の説明図、第１４図は第２図の信号
処理回路と関心領域記憶装置との組合わせを示すブロッ
ク回路図である。 ２・患者、４　・患者寝台、６・・Ｘ線、８　・Ｘ線管
、１０・・・イメージインテンシファイア、１２・・螢
光板、１４川光学系、１６・・テレビジョンカメラ、２
０・・・信号処理回路、２２・・・モニタ、２４・・イ
メージインテンシファイア付テレビジョンカメラ、２６
・・・核放射線、２８・・患者の器官、３ｏ・・・ｕ引
き回路、３２・・・コンパレータ、３４・・カウンタ、
３６・・・弁別回路、４０・・Ａ−Ｄ変換器、４４・・
・像メモリ、５２・・補助メモ１ハ　８６・・・関心領
域記憶゛メモリ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ■）放射線源（８）と、放射線検出装置（ｌＯ２１２）
   と、テレビジョン撮像装置（１４，１６）と、マスクに
   対応する第１の像のビデオ信号が記憶されている少なく
   とも１つのメモリ（４４，５２）および先行時点で記憶
   されたビデオ信号と後続時点で出現するビデオ信号との
   差信号を形成する差引き回路（３０）を含む信号処理回
   路（２０）と、モニタ（２２）とを含む医学診断装置に
   おいて、信号処理回路（２０）が像点の明るさの変化の
   生起時に少なくとも１つ゛の出力信号を発生する変化検
   出回路（３２，３４）を含んでいることを特徴とする一
   学診断装置。 ２）変化検出回路（３２，３４）の出力信号が新しいマ
   スクの記憶を指令する回路（４２）に与えられることを
   特徴とする特許請求の範囲第１項記載の医学診断装置。 ・３）変化検出回路（３２，３４）の出力信号が、補助
   メモＩＪ　（５２）に接続されておりその記憶過程を開
   始させる始動回路（５０）に与えられることを特徴とす
   る特許請求の範囲第１項または第２項記載の医学診断装
   置。 ４）変化検出回路（３２，３４）が、差引き回路（３０
   ）の差信号を所定のしきい値と比較してしきい値超過時
   に出力パルスを発生する、コンパレータ（３２）を含ん
   でおり、またこのコンパレータ（３２）Ｋ（−の出力ハ
   ルスをカウントするカウンタ（３４）が接続されている
   ことを特徴とする特許請求の範囲第１川ないし第３項の
   いずれかに記載の医学診断装置。 ５）カウンタ（３’４　）に実際のカウント状態と比較
   される所定のカウント値（Ｐ）が与えられることを特徴
   とする特許請求の範囲第４項記載の医学診断装置。 ６）カウント状態を所定のカウント値（Ｐ）と比較して
   カウント値超過時には出カッ（ルスを発生する弁別回路
   （３６）がカラ／り（３４）と接続されていることを特
   徴とする特許請求の範囲第４項記載の医学診断装置。 ７）変化検出回路が差信号（，１ｌ−Ｉ２）に対する積
   分（ロ）路（６０）を有し、その出力端にコンパレータ
   （６２）の第１のζ入力端が接続されており、その第２
   の入力端に所定の積分値（Ｖ）が与えられることを特徴
   とする特許請求の範囲第１頃ないし第３項のいずれかに
   記載の医学診断装置。 ８）所定の積分値（ｌが所定のウィンドウ（Ｗ）の一部
   分であることを特徴とする特許請求の範囲第７項記載の
   医学診断装置。 ９）補助メモｌ）　（５２）が多数の像に対する記憶容
   量を有することを特徴とする特許請求の範囲第３項ない
   １〜第８項のいずれかに記載の医学診断装置。 １０）放射線がトレーサから発せられる核放射線（２６
   ）であることを特徴とする特許請求の範囲第１項ないし
   第９項のいずれかに記載の医学診断装置。