MEDICINAL DIAGNOSIS DEVICE

Abstract: 1. Medical diagnostic apparatus having a radiation source (8), a radiation detector (10, 12), a television camera device (14, 16), a processing circuit (20) which has at least one store (44, 52) in which a video-signal of a first image can be stored, and a subtraction unit (30) which forms a difference signal from a video-signal stored at an earlier time and a video-signal which occurs at a later time, and having a monitor (22), characterised in that the processing circuit (20) has a detector (32, 34) connected to the subtraction unit (30) producing at least one output signal on the occurrence of changes in the brightness of the image points, and that the output signal is fed to an input of an arrangement (42, 50) by which it is stored.

Description: Medizinische Diagnostikeinrichtung Die Erfindung betrifft eine medizinische Diagnostikeinrichtung mit einer Strahlenquelle, mit einem Strahlendetektor, mit einer Fernsehaufnahmevorrichtung, mit einer Verarbeitungsschaltung, die wenigstens einen Speicher, in dem ein Video signal eines ersten, einer Maske entsprechenden Bildes gespeichert ist, und eine Subtraktionsvorrichtung aufweist, die ein Differenzsignal aus einem zu einem früheren Zeitpunkt gespeicherten und einem später auftretenden Videosignal bildet, und mit einem Monitor. Eine derartige Diagnostikeinrichtung dient zur Herstellung von Subtraktionsbildern, die bei Röntgendurchleuchtungen, insbesondere bei der selektiven Angiographie, Verwendung finden, um Blutgefässe, die im normalen Röntgenbild nur schwer zu erkennen sind und von Knochenstrukturen überlagert werden, deutlich sichtbar zu machen. In der deutschen Patentanmeldung P 31 22 098.3 ist eine Röntgendiagnostikeinrichtung zur Erstellung von Subtraktionsbildern beschrieben, bei der in einem Speicher ein über mehrere Abtastungen gemitteltes Leerbild, d. h. ein Bild ohne Kontrastmittelfüllung, gespeichert wird. Anschliessend wird ein Kontrastmittel injiziert. Die zugehörigen Füllungsbilder werden nun in einem weiteren Bildspeicher über mehrere Abtastungen gemittelt abgespeichert. In der Subtraktionsvorrichtung wird das Leerbild vom Füllungsbild subtrahiert, so dass auf einem nachgeschalteten Monitor anschliessend der Verlauf des Kontrastmittels beobachtet werden kann. Durch Drücken einer Taste wird ein optimales Füllungsbild in dem zweiten Speicher festgehalten. Die Aufnahme der Maske und des Füllungsbildes erfolgt manuell unter Sichtkontrolle auf dem Monitor. Um ein optimales Subtraktionsbild zu erhalten, muss die Maske möglichst dicht vor dem Auftreten des Kontrastmittelflusses gesetzt werden, da anderenfalls der Zeitabschnitt zwischen Maske und Füllungsbild zu gross wird, so dass Patientenbewegungen auftreten können und das Subtraktionsbild unbrauchbar würde. Bei der Aufnahme des Füllungsbildes ist zu beachten, dass bei der Betätigung der Taste die menschliche Verzögerungszeit eine optimale Einspeicherung erschwert. In der genannten Patentanmeldung ist weiterhin ein Videorecorder als Massenbildspeicher vorgesehen, der eine Speicherung des vollständigen Ablaufes bewirkt. Dadurch wird viel Speicherplatz benötigt, der zur eigentlichen Untersuchung keinen Beitrag liefert. Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, eine Röntgendiagnostikeinrichtung der eingangs genannten Art zu schaffen, bei der eine Einspeicherung der optimalen Maske, des optimalen Füllungsbildes und nur der für die Untersuchung benötigten Aufnahme szenen automatisch erfolgt. Die Aufgabe wird erfindungsgemäss dadurch gelöst, dass die Verarbeitungsschaltung einen Detektor aufweist, der wenigstens ein Ausgangs signal beim Auftreten einer Änderung der Helligkeit der Bildpunkte erzeugt. Durch dieses Ausgangs signal können die Einspeicherungen automatisch gestartet werden. Eine Patientenbewegung nach erfolger Maske kann verhindert werden, wenn das Ausgangssignal einer Schaltung zugeführt wird, die eine Einspeicherung einer neuen Maske bewirkt. Die gesamte Füllungsphase lässt sich aufnehmen, wenn der Ausgang des Detektors mit einer Startvorrichtung verbunden ist, die an weiteren Speichern angeschlossen ist, und die Speichervorgänge einleitet. Ein einfacher Aufbau der Verarbeitungsschaltung lässt sich erreichen, wenn der Detektor einen Komparator aufweist, der das Differenzsignal der Subtraktionsvorrichtung mit einem vorbestimmten Schwellenwert vergleicht und einen Ausgangsimpuls beim Überschreiten der Schwelle liefert, und wenn an dem Komparator ein Zähler für dessen Ausgangsimpulse angeschlossen ist. Die Unterscheidung einer Bewegung des Patienten und des Auftretens des Kontrastmittels lässt sich erkennen, wenn dem Zähler ein vorbestimmter Zählwert zugeführt wird, der mit dem aktuellen Zählerstand verglichen wird. Eine Unterscheidung wird auch erreicht, wenn eine Auswahl schaltung mit dem Zähler verbunden ist, die den Zählerstand mit einem vorbestimmten Zählwert vergleicht und beim Überschreiten des Zählwertes einen Ausgangsimpuls erzeugt. Eine weitere vorteilhafte Variante der Verarbeitungsschaltung wird erreicht, wenn der Detektor eine Integrationsvorrichtung für das Differenzsignal aufweist, an der ein Komparator angeschlossen ist, dessen zweitem Eingang ein vorbestimmter Integrationswert zugeführt wird. Die Unterscheidung der Bewegung und des Kontrastmittelflusses erfolgt auf vorteilhafte Weise, wenn der vorbestimmte Integrationswert ein Teil eines vorbestimmten Fensters ist. Der Verlauf des Kontrastmittelflusses lässt sich auch nachträglich auswerten, wenn die weiteren Speicher eine Speicherkapazität für mehrere Bilder aufweisen. Die Diagnostikeinrichtung lässt sich auch in der Nuklearmedizin einsetzen, wenn die Strahlung eine von einem Tracer ausgehende nukleare Strahlung ist. Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen: Fig. 1 ein Blockschaltbild einer Einrichtung für Röntgen- oder nukleare Diagnostik zur Er läuterung des Erfindungsgedankens, Fig. 2 ein Blockschaltbild der Verarbeitungsschal tung gemäss Figur 1, Fig. 3 eine Darstellung von zwei Bildern zur Er läuterung der Funktionsweise der Subtrak tionsvorrichtung gemäss Figur 2, Fig. 4 ein Diagramm zur Darstellung der Funktions weise des in Figur 2 dargestellten Kompa rators, Fig. 5 eine Tabelle zur Erläuterung der Bedingun gen der in Figur 2 dargestellten Auswahl schaltung, Fig. 6 ein Diagramm zur Erläuterung der Funktions weise der Auswahlschaltung gemäss Figur 2, Fig. 7 ein Blockschaltbild der Verarbeitungsschal tung gemäss Figur 2, Fig. 8 und 9 Blockschaltbilder von modifizierten Teilen der Verarbeitungsschaltung ge mäss Figur 7, Fig. 10 ein Blockschaltbild einer Variante der Verarbeitungsschaltung gemäss Figur 1, Fig. 11 ein Diagramm zur Darstellung der Funktions weise des in Figur 10 dargestellten Inte grators, Fig. 12 ein Bild auf dem Monitor gemäss Figur 1 mit einem interessierenden Bereich, Fig. 13 eine binäre Bilddarstellung zur Auswahl des in Figur 12 dargestellten interessie renden Bereiches, und Fig. 14 ein Blockschaltbild einer Generatorschal tung für den interessierenden Bereich der Verarbeitungsschaltung gemäss Figur 2. In der Figur 1 ist eine Diagnostikeinrichtung mit einer Röntgenröhre 8 dargestellt, die Röntgenstrahlen 6 aussendet, die einen Patienten 2 und eine Patientenliege 4 durchdringen und auf den Eingangsleuchtschirm eines Bildverstärkers 10 ein Strahlenbild werfen. Das Bild des Ausgangsleuchtschirmes 12 des Bildverstärkers 10 wird durch eine Optik 14 von einer Fernsehkamera 16 aufgenommen. Die Fernsehkamera 16 erzeugt ein dem Strahlenbild entsprechendes Video signal F. Das Video signal F wird einer Verarbeitungsschaltung 20 zugeführt. Das Ausgangssignal A dieser Verarbeitungsschaltung 20 wird einem Monitor 22 zugeführt und auf seinem Leuchtschirm wiedergegeben. Die Diagnostikeinrichtung lässt sich auch in der Nuklearmedizin verwenden, wenn anstelle der Röntgenröhre 8 ein Tracer oder eine bestimmte Dosis von Radionukliden dem Patienten 2 zugeführt wird, so dass ein Organ 28 des Patienten nukleare Strahlen 26, entweder Beta- oder Gammastrahlen, aussendet. Hierbei wird die Röntgenbildverstärker-Fernsehkette 24 durch einen Detektor 10 ersetzt, der die nuklearen Strahlen 26 empfängt und in elektrische Videosignale umsetzt. Ein derartiger Detektor kann eine Angerkamera sein. Der Tracer, der die nuklearen Strahlen 26 aussendet, wird dem Patienten 2 zugeführt. Der Flussverlauf des Tracersdurch bestimmte Organe, beispielsweise dem Herzen des Patienten, wird durch die nuklearmedizinische Bildgebung dargestellt. Die Arbeitsweise der Diagnostikeinrichtung wird im weiteren anhand einer Röntgenanlage erläutert. Dem Patienten 2 wird ein Kontrastmittel zugeführt, dessen Verlauf auf dem Monitorbild dargestellt werden soll. In der Figur 2 ist der Aufbau der Verarbeitungsschaltung 20 der Figur 1 dargestellt, die eine Subtraktionsvorrichtung 30 für die Subtraktion von Bildpunkten zweier Videosignale, einen an dem Ausgang der Subtraktionsvorrichtung 30 angeschlossenen Komparator 32, einen dem Komparator 32 nachgeschalteten Zähler 34 und eine in Reihe geschaltete Auswahlschaltung 36 aufweist. Der Subtraktionsvorrichtung 30 wird ein erstes Videosignal I1 und ein zweites Video signal I2 zugeführt. Das erste Videosignal I1 ist ein Referenz-Video signal, das als vollständiges Bildsignal einer aufgenommenen und gespeicherten Maske entspricht. Das zweite Videosignal I2 ist das aktuelle Videosignal F der Fernsehkamera 16. Dieses zweite Video signal I2 kann aber auch einer aufgenommenen Szene entstammen, wenn, wie noch später er läutert wird, die medizinische Diagnostikeinrichtung im Wiedergabebetrieb arbeitet. Ein vollständiges Video signal wird beispielsweise von 256 x 256 = 65 536 Bildpunkten gebildet. Jeder dieser Bildpunkte kann beispielsweise einen Wert von 1024 = 210 Intensitätsstufen annehmen, das einer Aufteilung des Intensitätsbereiches zwischen Dunkel (0) und Hell (1023) in 10 bits mit einem Bereich von 0 bis 1023 entspricht. Die Subtraktionsvorrichtung 30 subtrahiert bildpunktweise das Referenz-Video signal 11 von dem aktuellen Video signal I2. Diese Subtraktion ist schematisch in Figur 3 dargestellt. Die Werte der Bildpunkte, die die x- und y-Koordinaten (255, 256) des Referenz-Videosignales 11 aufweisen, werden beispielsweise von den Werten der entsprechenden Bildpunkte mit den gleichen Koordinaten (255, 256) des aktuellen Videosignales I2 subtrahiert. Das Ausgangs signal A der Subtraktionsvorrichtung 30 wird dem Monitor 22 zugeführt. Falls das aktuelle Video signal I2 und das Referenz Video signal 11 gleich sind, weist das Ausgangs signal A der Subtraktionsvorrichtung 30 für alle Bildpunkte (ausgenommen beim Rauschen) den Wert null auf. Eine Änderung zwischen dem Referenz-Videosignal 11 und dem zweiten Videosignal I2 kann zwei Gründe haben: a) Der Patient 2 hat sich bewegt, oder b) ein Kontrastmittel ist durch die Körperteile des unbewegten Patienten 2 geflossen, die von der Fernsehkamera 16 erfasst werden. Ein solches Kontrastmittel wird einem Patienten zwischen dem ersten und einem folgenden Bild mit der Ab sicht injiziert, eine Ader, z. B. eine Vene, sichtbar zu machen. In einigen Fällen liegt eine relativ lange Zeit zwischen den Bildern. Um ein optimales Subtraktionsbild zu erhalten, muss festgestellt werden, ob eine Anderung zwischen dem Referenz-Video signal I1 und einem der folgenden zweiten Video signale I2 stattge funken hat und welche Ursache eine solche Änderung auf weist Der Komparator 32, der Zähler 34 und die Auswahlschaltung 36 in der Verarbeitungsschaltung der Figur 2 erkennen eine Patientenbewegung oder einen Kontrastmittelfluss. Der Komparator 32 ist ein Schwellendetektor. Er weist eine Schwelle T auf, welche entweder manuell oder durch eine automatische Startschaltung gesetzt wird Zur Erläuterung eines Beispieles wird angenommen, dass die Schwelle T = 235 beträgt. Gemäss Figur 4 vergleicht der Komparator 32 das Differenzsignal (I1 - I2) von jedem der Bildpunkte mit der vorbestimmten Schwelle T. Jedesmal wenn die Schwelle T durch das Differenzsignal (I1 - 12) überschritten wird, liefert der Komparator 32 einen Zählimpuls B als Ausgangssignal an den Zähler 34, dessen Zählerstand mit jedem Zählimpuls B um eins erhöht wird. In der Figur 4 ist das Differenzsignal (I1 I2) für 256 x 256 = 65 536 Bildpunkte dargestellt. Die Abszisse zeigt die Bildpunktnummern n und die Zeit t. In der Figur 4 ist angenommen, dass in einem vollständigen Bild n = 109 Bildpunkte einen grösseren Wert als die Schwelle T = 235 aufweisen. Das bedeutet, dass der Kom.- parator 32 insgesamt 109 Zählimpulse B dem Zähler 34 liefert. Der Zähler 34 enthält keine Informationen, wie gross die Differenz der Bildpunkte im Hinblick auf die Schwelle T ist. Dem Zähler 34 wird ein vorbestimmter Zählwert P zugeführt. Dieser vorbestimmte Zählwert P ist entweder eingestellt oder kann durch den Operator der medizinischen Diagnostikeinrichtung frei gewählt werden. In dem in Figur 4 dargestellten Beispiel sind n = 109 Bildpunkte grösser als die Schwelle T. Verglichen mit einem Fall, wo keiner der Bildpunkte einen Wert oberhalb der Schwelle T aufweist, d. h. der Patient 2 hat sich zwischen der Aufnahme des ersten und des zweiten Bildes nicht bewegt und dem Patienten ist kein Kontrastmittel oder Tracer injiziert worden, bildet dies eine charakteristische Kontraständerung. Da die n = 109 Bildpunkte eine relativ kleine Anzahl repräsentieren, muss angenommen werden, dass ihre Ursache auf die Einführung eines Kontrastmittels zurückzuführen ist. Eine Bewegung des Patienten 2 würde eine grössere Anzahl n von Bildpunkten bewirken, die die Schwelle T überschreiten. In der Tabelle der Figur 5 ist dieser Zusammenhang schematisch dargestellt. Hier wird zuerst angenommen, dass die Schwelle T relativ klein ist, beispielsweise T = 25, und dass die Anzahl n der Bildpunkte, die die Schwelle T überschreitet, gross ist (n* = 9 983). In diesem Falle hat ein beträchtlicher Teil des gesamten Bildes, nämlich 9 983 von 65 536 Bildpunkten, seine Intensität ge ändert. Dies ist während einer Bewegung des Patienten 2 erfolgt. Die in der Tabelle der Figur 5 dargestellten Ergebnisse können folgendermassen zusammengefasst werden: Wird eine vergleichsweise kleine Schwelle T von einer grossen Anzahl n von Bildpunkten überschritten, uss angenommen werden, dass eine Bewegung des Patienten 2 zwischen der Aufnahme des Referenz-Videosignales I1 und des zweiten Videosignales I2 erfolgt ist. In diesem Falle sendet die Auswahlschaltung 36 ein Patientenbewegungssignal PMS (Bewegungsdetektion) aus. Liegt im anderen Fall nur eine geringe Anzahl n* (z. B. 221) von Bildpunkten über einer vergleichsweise hohen Schwelle T, z. B. 235, dann muss angenommen werden, dass eine Helligkeitsänderung der einzelnen Bildpunkte zwischen dem ersten und dem zweiten Bild aufgetreten ist, die durch das Auftreten eines Objektes in dem Strahlengang hervorgerufen wird. Dies kann durch Einführung einer Injektionsnadel oder durch Injektion eines Kontrastmittels in eine Ader des Patienten 2 erfolgen. In diesem Fall erzeugt die Auswahlschaltung 36 ein Kontrastmittelsignal CMS. Zur Detektion erhält die Auswahlschaltung 36 gemäss Figur 2 als Eingangssignal die Zählerrate C am Ende eines jeden Bildes. Um eine korrekte Analyse zu erstellen, werden der Auswahlschaltung 36 auch der Wert der Schwelle T und der Zählwert P zugeführt. Die Auswahlschaltung 36 kann beispielsweise einen Mikroprozessor aufweisen. Da nach Auftreten einer Bewegung des Patienten 2 die gespeicherte Maske unbrauchbar geworden ist, steuert das Patientenbewegungssignal PMS eine Aufnahme einer neuen Maske, eines neuen Referenzbildes. Das Kontrastmittelsignal CMS am Ausgang der Auswahlschaltung 36 löst einen automatischen Aufnahmestart, beispielsweise eines Massenbildspeichers, aus. Die zur Analyse der Anzahl n* benötigten Daten, insbesondere die Werte T und P, hängen beispielsweise von den Gegebenheiten der medizinischen Diagnostikeinrichtung, von der Flussrate des angewendeten Kontrastmittels oder Tracers und von den geprüften Organen ab. Diese Daten müssen experimentell ermittelt werden. Die Auswahlschaltung 36 kann Speichermittel enthalten, in denen eine Datenmatrix gespeichert ist, die aus den experimentellen Ergebnissen ermittelt wurde. In der Figur 6 ist eine derartige Datenmatrix als Tabelle mit der Schwelle T als Abszisse und der Anzahl n als Ordinate dargestellt. Sterne markieren den Bereich, in dem eine Änderung der Helligkeit durch das Auftreten des Kontrastmittels bewirkt wird. Kleine Kreise kennzeichnen den Bereich, in welchem eine Änderung der Helligkeit durch eine Bewegung des Patienten hervorgerufen wird. In der Figur 7 ist die Verarbeitungsschaltung 20 dargestellt. Einem Analog/Digital-Wandler (A/D-Wandler 40) wird das Videosignal F der Fernsehkamera 16 zugeführt. Das digitalisierte Video signal F ist über ein erstes UND-Glied 42 auf einen Bildspeicher 44 geführt, der als Einzelbildspeicher ausgebildet ist. An dem zweiten Eingang des UND-Gliedes 42 liegt ein Freigabesignal EN, das eine Aufnahme einer Maske in dem Bildspeicher 44 bewirkt. Der Ausgang des Bildspeichers 44 ist mit einem ersten Eingang der Subtraktionsvorrichtung 30 verbunden, an deren zweiten Eingang der Ausgang des A/D-Wandlers 40 über einen Umschalter 46 angeschlossen ist. In der dargestellten Position (1) des Umschalters 46 wird das aktuelle Video signal I2 direkt der Subtraktionsvorrichtung 30 zugeführt. Das Ausgangssignal A der Subtraktionsvorrichtung 30 wird einem Digital-Analog-Wandler (D/A-Wandler 47) zugeführt, der mit dem Monitor 22 verbunden ist. Das Ausgangs signal A wird weiterhin einer ersten Reihenschaltung eines ersten Komparators 32a und eines ersten Zählers 34a zugeführt. Dem ersten Komparator 32a wird eine erste Schwelle T1 und dem ersten Zähler 34a ein erster Zählwert Pl zugeführt. Die erste Reihenschaltung 32a, 34a wird für die Bewegungsdetektion benötigt. Die Werte von T1 und P1 sind derart ausgewählt, dass der erste Zähler 34a als Ausgangs signal ein Patientenbewegungssignal PMS erzeugt, wenn eine Helligkeits änderung auf eine Bewegung des Patienten 2 zurückzuführen ist. Das Patientenbewegungssignal PMS wird als Freigabesignal EN dem UND-Glied 42 für die Einspeicherung eines Bildes in den Bildspeicher 44 zugeführt. Wenn der Bewegungsdetektor (Komparator 32a und Zähler 34a) eine Bewegung des Patienten 2 zwischen den Zeitpunkten der Aufnahme des ersten Bildes, der Maske, und eines folgenden Bildes erkannt hat, wird in dem Bildspeicher 44 das nächste vom A/D-Wandler 40 kommende Bild gespeichert und das frühere gespeicherte Bild überschrieben. Dadurch wird das Referenz-Video signal I1 (die Maske) automatisch durch ein neues ersetzt. An dem zweiten Eingang des UND- Gliedes ist weiterhin ein Schalter 48 angeschlossen, der die Spannungsquelle + mit dem ersten UND-Glied 42 verbindet. Durch die Betätigung des Schalters 48 wird ein Referenz-Video signal I1 in den Bildspeicher 44 eingelesen. In der in Figur 7 dargestellten Verarbeitungsschaltung 20 wird das Ausgangs signal A der Subtraktionsvorrichtung weiterhin einer Reihenschaltung eines zweiten Komparators 32b und eines zweiten Zählers 34b zugeführt. Dem zweiten Komparator 32b wird eine zweite Schwelle T2 und dem zweiten Zähler 34b ein zweiter Zählwert P2 zugeführt. Die Werte T2 und P2 weichen von den entspre chenden Werten T1 und Pl ab. Die Werte T1, P1 und T2, P2 können manuell gesetzt oder automatisch angepasst werden. Wenn das Kontrastmittel in einem der Maske folgenden Bild erscheint, erzeugt die zweite Reihenschaltung 32b, 34b ein Signal CMS, das als Startsignal ST einem zweiten UND-Glied 50 zugeführt wird. Der zweite Eingang des zweiten UND-Gliedes 50 ist an dem Ausgang des A/D Wandlers 40 angeschlossen. Der Ausgang des UND-Gliedes 50 ist mit dem Aufnahmeeingang REC eines Massenbildspeichers 52 verbunden. Dadurch wird erreicht, dass eine Aufnahme von Bildern in dem Massenbildspeicher 52 erst erfolgt, wenn das Kontrastmittel oder der Tracer in dem untersuchten Strahlenbild auftritt, so dass die Speicherkapazität des Massenbildspeichers 52 optimal ausgenutzt wird. Der Massenbildspeicher 52 sollte eine grosse Speicherkapazität aufweisen, wenn beispielsweise bei Herzuntersuchungen hohe Bildraten benötigt werden. Falls eine hohe Bildrate oder der automatische Start nicht gewünscht wird, kann ein Schalter 54 (Fig. 8) an dem ersten Eingang des zweiten UND-Gliedes 50 angeschlossen sein, der das UND-Glied 50 mit der Spannungsquelle + verbindet. Dadurch wird ein manuelles Startsignal ST erzeugt. Hierbei muss jedoch die menschliche Reaktionszeit zwischen dem Erkennen des Auftretens des Kontrastmittels bis zum Drücken des Schalters 54 berücksichtigt werden. Der Umschalter 46 kann durch einen Operator oder durch eine nicht dargestellte Steuereinheit geschaltet werden. In der dargestellten Position (1) bildet die Subtraktionsvorrichtung 30 die Differenz aus dem gespeicherten Referenz-Videosignal I1 und dem aktuellen Video signal I2. In der anderen Position (2) verbindet der Umschalter 46 den Ausgang des Massenbildspeichers 52 mit dem zweiten Eingang der Subtraktionsvorrichtung 30. Dadurch wird die Diagnostikeinrichtung auf Wiedergabe umgeschaltet. Die Subtraktionsvorrichtung 30 subtrahiert die in dem Massenbildspeicher 52 gespeicherten Videosignale von dem Referenz-Video signal 11. In dem Massenbildspeicher 52 kann anstelle des aktuellen Videosignales I2 das Differenzsignal (11 - I2) der Subtraktionsvorrichtung 30 gespeichert werden. In der Figur 9 ist das zweite UND-Glied 50 dargestellt, an dessem ersten Eingang ein Flip-Flop 56 angeschlossen ist. Das Flip-Flop 56 wird durch das Signal CMS gesetzt. Durch ein OFF-Signal, das durch eine nicht dargestellte Steuereinheit erzeugt wird, kann das Flip-Flop 56 rückgesetzt-werden. Dieses OFF-Signal kann nach einer vorgegebenen Anzahl von Bildern, die in dem Massenbildspeicher 52 gespeichert werden sollen, oder wenn die gesamte Speicherkapazität des Massenbildspeichers 52 erschöpft ist, erzeugt werden. Die in Figur 7 dargestellte Verarbeitungsschaltung 20 wird nun anhand einer Untersuchung des Herzens näher erläutert. Es wird angenommen, dass ein Kontrastmittel dem Patienten injiziert wurde und dass dieses Kontrastmittel das rechte Ventrikel des Herzens erreicht hat. Dann wird das Startsignal ST erzeugt und dem zweiten UND Glied 50 zugeführt, so dass der Aufnahmeeingang REC des Massenbildspeichers 52 freigegeben und automatisch die Aufnahme der folgenden Bilder in dem Massenbildspeicher 52 bewirkt wird. Wenn das Kontrastmittel das Bildfeld verlässt und einen Lungenflügen erreicht, wird das Kontrastmittelsignal CNS zu null, so dass das zweite UND-Glied 50 sperrt. Dadurch wird Speicherkapazität in dem Massenbildspeicher 52 eingespart. Die Aufnahme in dem Massenbildspeicher 52 wird wieder durch das Startsignal ST eingeschaltet, wenn das Kontrastmittel nun von der Lunge aus in dem Bildfeld erscheint, um in das linke Ventrikel des Herzens zu dringen. Die Aufnahme kann nun fortgesetzt werden, bis die Speicherkapazität erschöpft ist oder das Kontrastmittel das Bildfeld wieder verlässt. In Figur 10 ist eine Variante der Verarbeitungsschaltung 20 dargestellt. Auch hier ist die Subtraktionsvorrichtung 30 vorgesehen, die, wie bereits beschrieben, bildpunktweise eine Subtraktion (Fig. 3) des Referenz-Videosignales I1 von dem aktuellen Video signal I2 durchführt. Das Ausgangssignal A der Subtraktionsvorrichtung 30 wird einem Integrator 60 zugeführt. Dieser Integrator 60 addiert die Differenzwerte der Bildpunkte. In der Figur 11 ist die in dem Integrator 60 enthaltene augenblickliche Summe D als eine Funktion der Bildpunktnummernnoderder Zeit t dargestellt. Das Ausgangs signal D des Integrators 60 wird nach Ablauf eines Bildes einem Komparator 62 zugeführt. In der Figur 11 sind zwei Fenster W1 und W2 eingezeichnet. Fällt das Ausgangs signal D des Integrators 60 in das obere Fenster W2, so hat eine Bewegung des Patienten 2 stattgefunden. Fällt dagegen das Ausgangs signal D in das untere Fenster W1, dann wurde ein Kontrastmittel dem Patienten injiziert, das indem Bildfeld erschienen ist. Da ein Rauschen ebenfalls in dem Integrator 60 addiert wird, liegt das erste Fenster W1 um einen festen Betrag über dem Null-Level 0. Die zwei Fenster W1 und W2 können nebeneinander liegen oder, um Fehler bei der Erkennung auszuschliessen, durch einen Abstand G getrennt sein. Die Grösse und Lage der Fenster W1 und W2 werden experimentell ermittelt Um die Fenster W1 und W2 zu kennzeichnen, wird dem Komparator 62 der Figur 10 ein Eingangssignal V1 oder V2 zugeführt. Wenn das Ausgangs signal D am Ende eines Bildes innerhalb des ersten Fensters W1 liegt, erzeugt der Komparator 62 ein Kontrastmittelsignal CMS. Liegt dagegen das Ausgangs signal D innerhalb des höheren Fensters W2, erzeugt der Komparator 62 ein Patientenbewegungssignal PMS. In den Figuren 12 bis 14 sind ein Verfahren und eine Vorrichtung dargestellt, um einen bestimmten interessierenden Bereich auszuwählen. In der Figur 12 ist ein auf dem Monitor 22 wiedergegebenes Bild 70 dargestellt, das einen für die Prüfung des Patienten 2 besonders interessierenden Bereich 72 aufweist. Dieser Bereich 72 kann beispielsweise eine Ader 74 enthalten, durch die ein Kontrastmittel 76 in ein zu untersuchendes Organ 78 eindringt, das beispielsweise das Herz des Patienten sein kann. Wird zur Auswertung nur der Bereich 72 verwendet, erhöht sich die Erkennbarkeit eines Kontrastmittelflusses. In dem Bild 70 ist ein Knochen 80 des Patienten 2 dargestellt. Bewegt sich der Patient 2, wird der Knochen 80 in einer geringfügig verschobenen Stelle als Knochenbild 82 wiedergegeben. Die Bewegung des Knochens erzeugt eine vergleichsweise grosse Differenz in dem Ausgangssignal A der Subtraktionsvorrichtung 30. Durch die der Subtraktionsvorrichtung 30 folgenden Schaltungen kann diese Differenz fälschlicherweise als Einführung eines Kontrastmittels oder Tracers analysiert werden, so dass ein Kontrastmittelsignal CMS erzeugt wird. Liegt der interessierende Bereich 72 ausserhalb des Knochens 80 und seines bewegten Knochenbildes 82, wird ein falsches Kontrastmittelsignal CMS eliminiert. In Figur 13 ist eine Matrix dargestellt, die eine Ausblendung von für die Verarbeitung bildunwesentlichen Teilen entsprechend einer Maske 84 bewirkt. Die Matrix kennzeichnet den interessierenden Bereich 72, der durch ein Feld von logischen Einsen dargestellt wird, wobei der übrige, bildunwesentliche Bereich durch logische Nullen gekennzeichnet ist. Diese Daten der Matrix werden in einen in Figur 14 dargestellten Maskenspeicher 86 eingelesen. Der interessierende Bereich 72 ist durch die Zuordnung von "1" und "0" zu den verwendeten Koordinaten x, y frei wählbar. Der Ausgang des Maskenspeichers 86 ist mit einem dritten UND-Glied 90 verbunden, das zwischen dem Komparator 32 und dem Zähler 34 geschaltet ist. Dadurch kann bildpunktweise bestimmt werden, welche Bildpunkte zur Auswertung einen Beitrag liefern sollen. Es werden nur die Bildpunkte in dem Zähler 34 gezählt, die in dem Bereich 72 und oberhalb der Schwelle T liegen. Das UND- Glied 90 kann auch in Reihe zwischen der Subtraktionsvorrichtung 30 und dem Komparator 32 angeordnet sein. Ein solcher Maskenspeicher 86 beinhaltet einen Adressendiskriminator zur Bestimmung der unteren und der oberen Koordinaten (x, y) des interessierenden Bereiches 72. Dadurch kann ein rechtwinkliger Bereich durch eine untere und eine obere x- und durch eine untere und eine obere y-Koordinate gekennzeichnet werden. Jedoch kann der Bereich 72 auch unregelmässig sein. Zur Kennzeichnung des Bereiches 72 kann auf dem Leuchtschirm mit Hilfe eines Leuchtgriffels dessen Umriss markiert werden, wobei die entsprechenden Koordinaten- daten in den Maskenspeicher 86 automatisch eingelesen werden. Die Impulse des Leuchtgriffels kennzeichnen dabei die Adressen des Umfanges des interessierenden Bereiches 72, die dann in den Maskenspeicher 86 eingelesen werden. 10 Patentansprüche 14 Figuren

Claims: Patentansprüche 1. Medizinische Diagnostikeinrichtung mit einer Strahlenquelle (8), mit einem Strahlendetektor (10, 12), mit einer Fernsehaufnahmevorrichtung (14, 16), mit einer Verarbeitungsschaltung (20), die wenigstens einen Speicher (44, 52), in dem ein Videosignal eines ersten, einer Maske entsprechenden Bildes gespeichert ist, und eine Subtraktionsvorrichtung (30) aufweist, die ein Differenzsignal aus einem zu einem früheren Zeitpunkt gespeicherten und einem später auftretenden Videosignal bildet, und mit einem Monitor (22), d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die Verarbeitungsschaltung (20) einen Detektor (32, 34) aufweist, der wenigstens ein Ausgangs signal beim Auftreten einer Änderung der Helligkeit der Bildpunkte erzeugt. 2. Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass das Ausgangs signal einer Schaltung (42) zugeführt wird, die eine Einspeicherung einer neuen Maske bewirkt. 3. Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 1 oder 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass der Ausgang des Detektors (32, 34) mit einer Startvorrichtung (50) verbunden ist, die an weiteren Speichern (52) angeschlossen ist und die -Speichervorgänge einleitet. 4. Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass der Detektor (32, 34) einen Komparator (323 aufweist, der das Differenzsignal der Subtraktionsvorrichtung (30) mit einem vorbestimmten Schwellenwert vergleicht und einen Ausgangsimpuls beim Überschreiten der Schwelle liefert, und dass an dem Komparator (32) ein Zähler (34) für dessen Ausgangsimpulse angeschlossen ist. 5. Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass dem Zähler (34) ein vorbestimmter Zählwert (P) zugeführt wird, der mit dem aktuellen Zählerstand verglichen wird. 6. Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 4, d a du u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass eine Auswahlschaltung (36) mit dem Zähler (34) verbunden ist, die den Zählerstand mit einem vorbestimmten Zählwert (P) vergleicht und beim Überschreiten des Zählwertes einen Ausgangsimpuls erzeugt. 7. Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass der Detektor eine Integrationsvorrichtung (60) für das Differenzsignal (11 - I2) aufweist, an der ein Komparator (62) angeschlossen ist, dessen zweitem Eingang ein vorbestimmter Integrationswert (V) zugeführt wird. 8. Diagnostikeinrichtung nach Anspruch 7, d a durch g e k e n n z e i c h n e t , dass der vorbestimmte Integrationswert (V) ein Teil eines vorbestimmten Fensters (W) ist. 9. Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass die weiteren Speicher (52) eine Speicherkapazität für mehrere Bilder aufweisen. 10. Diagnostikeinrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Strahlen von einem Tracer ausgehende nukleare Strahlen (26) sind.

Inventors: ANDERSON, WILLIAM, JAZBBEC, IVAN
Applicants: SIEMENS AKTIENGESELLSCHAFT
Application year: 1982
Main classification: H04N5
IPC codes: H04N5