JPS6132378Y2 - - Google Patents
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- JPS6132378Y2 JPS6132378Y2 JP16369781U JP16369781U JPS6132378Y2 JP S6132378 Y2 JPS6132378 Y2 JP S6132378Y2 JP 16369781 U JP16369781 U JP 16369781U JP 16369781 U JP16369781 U JP 16369781U JP S6132378 Y2 JPS6132378 Y2 JP S6132378Y2
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Description
【考案の詳細な説明】
本考案は、シンチレーシヨンカメラ装置におい
て、特に心臓、肺などを対象としたゲート法によ
るデータの収集における臓器移動によるイメージ
のボケの除去に関するものである。[Detailed Description of the Invention] The present invention relates to the removal of image blur caused by organ movement in data collection using a gate method, particularly for the heart, lungs, etc., in a scintillation camera device.
例えば、放射性同位元素（以下RIという）を
被検体内に投与し、シンチレーシヨンカメラによ
り心臓を観察する場合、第１図に示すようぬに、
心臓の動きによるイメージのボケを防ぐため、各
心拍をｎ時相に分割し、各同一時相を加算する。
例えば、心電図のＲ波を基準にして同一時相のイ
メージを数百心拍加算し、イメージを構成するゲ
ート法において、不整脈発生時のイメージを省
き、構成後のイメージをより鮮明にしている。 For example, when a radioactive isotope (hereinafter referred to as RI) is administered into a subject and the heart is observed using a scintillation camera, the tube shown in Figure 1 is
In order to prevent blurring of the image due to heart movement, each heartbeat is divided into n time phases and the same time phases are added.
For example, in the gate method of composing an image by adding several hundred heartbeats of the same time phase based on the R wave of an electrocardiogram as a reference, images at the time of arrhythmia occurrence are omitted to make the image after composition clearer.
第２図は、前記不整脈データを除去するための
従来方式のブロツク構成図であり、１はシンチレ
ーシヨンカメラの視野内に飛来したｒ線のアナロ
グ位置信号をデジタル信号に変換するアナログ・
デジタル変換器、２はデジタル位置情報を64×64
マトリクスのイメージに変換するためのフレーム
データ変換器、３は整脈フレームメモリの該当す
るアドレスのデータ瑠に１を加算する＋１加算
器、４，５は１心拍分のｎ枚のフレームデータ
（通常64×64マトリクスでｎ枚もつ）を収集でき
るフレームテンポラリメモリ、６は加算器、７は
加算整脈フレームイメージを記憶する整脈フレー
ムメモリ、８Ａ〜８Ｄは第１及び第２フレームテ
ンポラリメモリの選択切換器である。 FIG. 2 is a block diagram of the conventional method for removing the arrhythmia data. 1 is an analog position signal for converting the analog position signal of the r-ray that has come into the field of view of the scintillation camera into a digital signal.
Digital converter, 2 converts digital position information to 64×64
A frame data converter for converting into a matrix image; 3 is a +1 adder that adds 1 to the data at the corresponding address in the arrhythmia frame memory; 4 and 5 are n frame data for one heartbeat (usually 6 is an adder, 7 is an arrhythmia frame memory that stores added arrhythmia frame images, and 8A to 8D are selections for the first and second frame temporary memories. It is a switch.
この動作は、切換器８Ａ〜８Ｄを第１フレーム
テンポラリメモリ４側に接続し、第１心拍、即ち
第1R波の第１時相にシンチレーシヨンカメラの
視野内に飛来したガンマ線（ｒ線）の位置を第１
フレームテンポラリメモリ４の64×64マトリクス
に対応させ、この第１フレームテンポラリメモリ
４の第１時相フレームメモリに計測して行く。以
下、第２、第３……第ｎ時相を計測し、第ｎ時相
の計測が終了する以前に第2R波が発生しなかつ
た時、整脈データとみなし、加算器６で整脈フレ
ームメモリ７と第１フレームテンポラリメモリ４
の同一時相のフレームデーータを加算し、整脈フ
レームメモリ７に戻す。この加算を行つている間
のシンチレーシヨンカメラよりのデータは、切換
器８Ａ〜８Ｄを第２フレームテンポラリメモリ５
側に切換えて、第２フレームテンポラリメモリ５
に第１フレームテンポラリメモリ４と同様に第１
時相〜第ｎ時相を計測していく。 This operation is performed by connecting the switches 8A to 8D to the first frame temporary memory 4 side, and detecting gamma rays (R rays) that came within the field of view of the scintillation camera during the first heartbeat, that is, the first time phase of the first R wave. position first
It corresponds to the 64×64 matrix of the frame temporary memory 4, and the measurement is carried out in the first time phase frame memory of the first frame temporary memory 4. Hereinafter, when the 2nd, 3rd...n-th time phase is measured, and the 2nd R wave does not occur before the measurement of the n-th time phase is completed, it is regarded as arrhythmia data, and the adder 6 sets the arrhythmia data. Frame memory 7 and first frame temporary memory 4
The frame data of the same time phase are added and returned to the arrhythmia frame memory 7. While this addition is being performed, data from the scintillation camera is transferred to the second frame temporary memory 5 through switchers 8A to 8D.
switch to the second frame temporary memory 5
Similarly to the first frame temporary memory 4, the first
Time phase to n-th time phase are measured.
不整脈が発生した時は、第１フレームテンポラ
リメモリ４又は第２フレームテンポラリメモリ５
に収集したイメージをクリアし、次のＲ波の発生
まで両フレームテンポラリメモリへの計測を休止
する。 When an arrhythmia occurs, the first frame temporary memory 4 or the second frame temporary memory 5
Clears the image collected in , and suspends measurement in the temporary memory for both frames until the next R wave occurs.
前記従来の方式では、次のような欠点があつ
た。 The conventional method has the following drawbacks.
(1) フレームテンポラリメモリ4096（64×64）ワ
ード×2n個、及び整脈フレームメモリとして
4096ワード×ｎ個、両者の合計12n×1024ワー
ドの容量のメモリが必要であり、分割数ｎが増
加するにつれて非常に大きなメモリが必要とな
る。(1) Frame temporary memory 4096 (64 x 64) words x 2n and as arrhythmia frame memory
A memory with a capacity of 4096 words×n, a total of 12n×1024 words, is required, and as the number of divisions n increases, a much larger memory is required.
(2) １心拍のある１時相内に飛来するｒ線は臨床
においては数が少く、ｎが20の時300個以下で
ありり、フレームテンポラリメモリの１時相の
フレームメモリ（64×64ワード、16ビツト）の
使用効率が極めて悪い。(2) The number of R-rays that arrive within one time phase of one heartbeat is small in clinical practice, less than 300 when n is 20. Word, 16-bit) usage efficiency is extremely poor.
(3) ２個のフレームテンポラリメモリを使用して
いるため、その制御回路等の回路構成が複雑と
なる。(3) Since two frame temporary memories are used, the circuit configuration of the control circuit and the like becomes complicated.
本考案の目的は、前記欠点を除去し、従来のシ
ンチレーシヨンカメラ装置のメモリ容量の低減化
と回路構成の簡単化にある。 An object of the present invention is to eliminate the above-mentioned drawbacks, reduce the memory capacity of the conventional scintillation camera device, and simplify the circuit configuration.
本考案は、前記目的を達成するためになされた
ものであり、その特徴は、シンチレーシヨンカメ
ラからのアナログ位置信号をデジタル信号に変換
し、このデジタル信号をそのまま順次シフトして
第１シリアルシフトレジスタと第２シリアルシフ
トレジスタに交互に記憶し、この第１又は第２シ
リアルシフトレジスタの出力をマトリクスイメー
ジデータに変換してフレームメモリに記憶するよ
うにしたことにある。 The present invention has been made to achieve the above object, and its characteristics are to convert an analog position signal from a scintillation camera into a digital signal, and to sequentially shift this digital signal as it is to create a first serial shift register. and are alternately stored in the second serial shift register, and the output of the first or second serial shift register is converted into matrix image data and stored in the frame memory.
以下、実施例とともに、本考案を詳細に説明す
る。 The present invention will be described in detail below along with examples.
第３図は、本考案の一実施例の構成を示すブロ
ツク図であり、第２図と同一機能を有するものは
同一記号を付けてあり、その説明は省略する。 FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of one embodiment of the present invention, in which the same reference numerals as in FIG. 2 are used to designate elements having the same functions, and their explanation will be omitted.
第３図において、１０，１１はアナログ・デジ
タル変換器１からのデジタル信号をそのまま順次
シフトして記憶する第１シリアルシフトレジスタ
及び第２シリアルシフトレジスタ、１２，１３は
第１シリアルシフトレジスタと第２シリアルシフ
トレジスタを交互に切換接続する切換器である。 In FIG. 3, 10 and 11 are a first serial shift register and a second serial shift register that sequentially shift and store digital signals from the analog-to-digital converter 1, and 12 and 13 are a first serial shift register and a second serial shift register. This is a switch that alternately switches and connects two serial shift registers.
次に、本実施例の動作を説明する。 Next, the operation of this embodiment will be explained.
第３図において、切換器１２，１３を第１シリ
アルシフトレジスタ１０側に接続し、シンチレー
シヨンカメラの計測を開始すると、第１心拍の第
１時相にシンチレーシヨンカメラの視野内に飛来
したｒ線のアナログ位置信号は、アナログ・デジ
タル変換器１によりデジタル信号に変換される。
このデジタル信号は、第１シリアルシフトレジス
タ１０にそのまま順次シフトして記憶されてい
く。そして、１時相の終了ごとに第１シリアルシ
フトレジスタ１０の中に時相コードを発生させ
る。このようにして、第１心拍のデータはすべて
第１シリアルシフトレジスタ１０内に時相コード
とともに記憶していき、第２心拍（第2R波）が
発生した時点で第２シリアルシフトレジスタ１１
側に切換器１２，１３を切換えて第１シリアルシ
フトレジスタ１０と同様にアナログ・デジタル変
換器１からのデジタル信号を順次シフトして記憶
して行く。この時点で第１心拍が不整脈でなけれ
ば、第１シリアルシフトレジスタ１０内のデータ
を読出し、フレームデータ変換器２を通してフレ
ームデータに変換し、このフレームデータを順次
整脈フレームメモリ７の第１時相フレームメモリ
の該当するアドレスのデータに＋１加算器３によ
つて１を加えていき、時相コードが第１シリアル
シフトレジスタ１０から読出されたら、それ以後
のデータは前記と同様にして、第２時相フレーム
メモリの該当するアドレスのデータに１を加えて
いく。 In FIG. 3, when the switching devices 12 and 13 are connected to the first serial shift register 10 side and the scintillation camera starts measuring, the r The line analog position signal is converted into a digital signal by an analog-to-digital converter 1.
This digital signal is sequentially shifted and stored in the first serial shift register 10 as it is. Then, a time phase code is generated in the first serial shift register 10 every time one time phase ends. In this way, all the data of the first heartbeat is stored in the first serial shift register 10 along with the time phase code, and when the second heartbeat (second R wave) occurs, the data of the second heartbeat is stored in the second serial shift register 10.
The digital signals from the analog-to-digital converter 1 are sequentially shifted and stored in the same way as the first serial shift register 10 by switching the switchers 12 and 13 to the opposite side. If the first heartbeat is not an arrhythmia at this point, the data in the first serial shift register 10 is read out and converted into frame data through the frame data converter 2, and this frame data is sequentially stored in the first heartbeat in the arrhythmia frame memory 7. The +1 adder 3 adds 1 to the data at the corresponding address in the phase frame memory, and when the temporal code is read out from the first serial shift register 10, the subsequent data is stored in the same manner as described above. 1 is added to the data at the corresponding address in the 2-temporal frame memory.
そして、不整脈であつた時には、第１シリアル
シフトレジスタ１０のデータは捨てる。 When an arrhythmia occurs, the data in the first serial shift register 10 is discarded.
なお、本実施例では心電図ゲート方式について
説明したが、本考案はこれに限定されるものでな
く。各種臓器の移動、例えば、呼吸移動によるイ
メージのボケを除去するための呼吸ゲート方式等
にも適用できることは勿論である。 Note that although the electrocardiogram gate method has been described in this embodiment, the present invention is not limited to this. Of course, the present invention can also be applied to a breathing gate method for removing blurred images due to movement of various organs, for example, movement of breathing.
以上説明したように、本考案によれば、従来方
式におけるイメージ加算器が不要となり、また、
メモリが少量ですみ、かつ、メモリの周辺回路構
成が簡単である。 As explained above, according to the present invention, the image adder in the conventional method is not required, and
A small amount of memory is required, and the peripheral circuit configuration of the memory is simple.
第１図は、心電図ゲート方式のシンチレーシヨ
ンカメラ装置の原理を説明するための図、第２図
は、心電図ゲート方式における不整脈データを除
去するための従来方式のブロツク構成図、第３図
は、本考案の一実施例の構成を示すブロツク図で
ある。
１……アナログ・デジタル変換器、２……フレ
ームデータ変換器、３……＋１加算器、７……整
脈フレームメモリ、１０……第１シリアルシフト
レジスタ、１１……第２シリアルシフトレジス
タ、１２，１３……切換器。
FIG. 1 is a diagram for explaining the principle of an electrocardiogram gated scintillation camera device, FIG. 2 is a block diagram of a conventional method for removing arrhythmia data in the electrocardiogram gated method, and FIG. FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of the present invention. 1... Analog-digital converter, 2... Frame data converter, 3... +1 adder, 7... Arrhythmia frame memory, 10... First serial shift register, 11... Second serial shift register, 12, 13...Switcher.
Claims (1)
号をデジタル化するアナログ・デジタル変換器
と、該アナログ・デジタル交換器のデジタル出力
をそのまま順次シフトして記憶する第１及び第２
シリアルシフトレジスタと、該第１シリアルシフ
トレジスタと第２シリアルシフトレジスタを交互
に接続する切換器と、前記デジタル出力をマトリ
クスイメージに変換するフレームデータ変換器
と、該フレームデータ変換器の出力を記憶するフ
レームメモリと、該フレームメモリの該当するア
ドレスのデータに１を加算する＋１加算器を具備
したことを特徴とするシンチレーシヨンカメラ装
置。 an analog-to-digital converter that digitizes the analog position signal from the scintillation camera; and first and second converters that sequentially shift and store the digital output of the analog-to-digital exchanger.
a serial shift register, a switch that alternately connects the first serial shift register and the second serial shift register, a frame data converter that converts the digital output into a matrix image, and stores the output of the frame data converter. What is claimed is: 1. A scintillation camera device comprising a frame memory for adding 1 to data at a corresponding address in the frame memory, and a +1 adder for adding 1 to data at a corresponding address in the frame memory.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16369781U JPS5869287U (en) | 1981-11-04 | 1981-11-04 | Scintillation camera device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16369781U JPS5869287U (en) | 1981-11-04 | 1981-11-04 | Scintillation camera device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5869287U JPS5869287U (en) | 1983-05-11 |
| JPS6132378Y2 true JPS6132378Y2 (en) | 1986-09-20 |
Family
ID=29955985
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16369781U Granted JPS5869287U (en) | 1981-11-04 | 1981-11-04 | Scintillation camera device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5869287U (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4585008A (en) * | 1982-09-29 | 1986-04-29 | Technicare Corporation | Real time cardiac radionuclide imaging |
-
1981
- 1981-11-04 JP JP16369781U patent/JPS5869287U/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5869287U (en) | 1983-05-11 |
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