JPH01254147A - Device for stereoscopically displaying tomographic image on tv screen in real time - Google Patents
Device for stereoscopically displaying tomographic image on tv screen in real timeInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明は、リアルタイムテレビ立体断層装置に係わり、
特に１回のスキャンでリアルタイムに立体透視画像を生
成し、患者の放射線波ｍｍが少なく、かつきわめて視認
性の高いリアルタイムテレビ立体断層装置に間する。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention relates to a real-time television stereoscopic tomography device,
In particular, it is used as a real-time television stereoscopic tomography device that generates a stereoscopic fluoroscopic image in real time with a single scan, generates few radiation waves for the patient, and has extremely high visibility.
［従来の技術］
従来から、この種の断層装置としてＣＴスキャンと呼ば
れる装置が実用化されており、特に医学分野では急速に
普及しつつある先端技術装置である０例えば脳血栓など
の患部の位置を断層像として提示し執刀する医師の的確
な対応を補佐する手段として目ざましい効果をあげてい
る。この種の断層装置は、オーストリアの数学者Ｊ、Ｒ
ａｄ。[Prior Art] This type of tomography device called a CT scan has been in practical use for some time, and is a cutting-edge technology that is rapidly becoming popular in the medical field. It has shown remarkable results as a means of presenting tomographic images and assisting the surgeon in making appropriate responses. This type of tomographic device was developed by the Austrian mathematician J.R.
ad.
ｎが２次元あるいは３次元の物体はその投影データの無
限集合から一意的に再生できることを数学的に証明した
ことに立脚している。It is based on the mathematical proof that a two-dimensional or three-dimensional object with n can be uniquely reproduced from an infinite set of projection data.
簡単のため２次元の場合を例にとって説明する。For the sake of simplicity, a two-dimensional case will be explained as an example.
第１図に示すように、目的とする断面を２次元子面Ｃｘ
、ｙ＞であられし、点（ｘ、ｙ）における目的の物理量
の分布をｇ（ｘ、ｙ）とする。いま、（ｘ、ｙ）平面上
の直線Ｕに沿って、分布ｇ（ｘ＋ｙ）の積分値が射影波
形として測定できたとする。As shown in Figure 1, the desired cross section is defined as a two-dimensional child plane Cx
, y>, and let g(x, y) be the distribution of the target physical quantity at the point (x, y). Now, suppose that the integral value of the distribution g(x+y) can be measured as a projected waveform along the straight line U on the (x, y) plane.
直線Ｕは原点からＵ上への垂線の長さＳと、その垂線と
Ｘ軸との成す角度θによって一意的に表わされる。従っ
てｇ（ｘ＋ｙ）の直線Ｕ上の積分は図かられかるように
（１）式の積分で
と表わされる。ここでＲはラドン作用素と呼ばれ、間数
ｇを数ｌｌ［Ｒｇに写像する線形汎関数である。The straight line U is uniquely represented by the length S of a perpendicular line from the origin to the U and the angle θ formed between the perpendicular line and the X-axis. Therefore, the integral of g(x+y) on the straight line U is expressed as the integral of equation (1) as shown in the figure. Here, R is called a Radon operator, and is a linear functional that maps the interval number g to the number ll[Rg.
Ｒｇは指定された直線（Ｓ、 θ）に依存するので［
Ｒｇｌ （ｓ、 θ）と書き、これを直線（ｓ＋
θ）におけるラドン変換という０間数ＣＲｇｌ （
ｓ。Since Rg depends on the specified straight line (S, θ), [
Write Rgl (s, θ) and convert it into a straight line (s+
The Radon transform at θ) is the zero-to-zero number CRgl (
s.
θ）の定義域は（２）式に示すＳ≧０，０≦θ≦２πで
ある。The domain of θ) is S≧0, 0≦θ≦2π as shown in equation (2).
［Ｒｇｌ（ｓ、θ）＝ ［Ｒｇｌ（−ｓ、θ＋π）＝
［Ｒｇｌ（−８Ｆθ−π）＝ ［Ｒｇｌ（ｓ、θ＋２に
π）とすれば、定義域を２次元平面に拡大できる。そこ
で、式（２）を満足するような間数の全体をＹで表わす
。ｈ（Ｓｖ θ）（Ｙに対して定義される（３）式の
積分
を点（ｘ、ｙ）におけるｈの逆射影変換という。[Rgl(s, θ)= [Rgl(-s, θ+π)=
If [Rgl(-8Fθ-π)=[Rgl(s, θ+2 is π)], the domain can be expanded to a two-dimensional plane. Therefore, the entire number of intervals that satisfies equation (2) is represented by Y. The integral of equation (3) defined for h(Sv θ)(Y) is called the inverse projective transformation of h at the point (x, y).
ディジタルコンピュータでの計算に適するように式をデ
ィジタル化した次の方式を考える。Consider the following method in which the equation is digitized so that it is suitable for calculation on a digital computer.
（１）Ｎ個のθ方向のおのおのについて、射影波形η（
ＳＯθ）から−次元フーリエ変換η（Ｒ。(1) For each of the N θ directions, the projected waveform η(
SOθ) to -dimensional Fourier transform η(R.
θ）の近似を求める。Find an approximation of θ).
（２）ｖ（Ｒ，θ）とＩＲＩの積の逆フーリエ変換ρ”
（ｘ、ｙ； θ）を近似的に求める。(2) Inverse Fourier transform ρ of the product of v(R, θ) and IRI”
Approximately find (x, y; θ).
（３）指定された格子点（ｚ、ｙ）に値ρ′（Ｘ。(3) Value ρ'(X.
ｙ； θ）から補間によって求め、ρ’ （ｘ＋
ｙ；θ）をＮ個のθについて総和し、断面像ρ（２゜ｙ
）を再生する。この方式をもフと厳密に検討してみる。y; θ) by interpolation, and ρ' (x+
y; θ) for N θ, and the cross-sectional image ρ(2゜y
). Let's take a closer look at this method.
被検体は原点０を中心とする半径Ｄ／２の円内にあり、
その外ではρ（ｘ、ｙ）＝Ｏとする。そして、次のよう
にＮＭ個の射影波形のサンプリング点を式（４）で与え
る。The subject is within a circle with radius D/2 centered on the origin 0,
Otherwise, ρ(x, y)=O. Then, the sampling points of NM projected waveforms are given by equation (4) as follows.
式（４）で、Δ＝π／Ｎであり、Ｍ＞Ｄ／ｄと仮定する
。他方、再生像の値は２２個の格子点は式（５）で求め
ることにする０式（５）のεは格子開隔であり、Ｐε〈
Ｄである。In equation (4), it is assumed that Δ=π/N and M>D/d. On the other hand, the value of the reconstructed image is calculated using equation (5) for the 22 lattice points. ε in equation (5) is the lattice aperture, and Pε〈
It is D.
さて、得られた射影波形η（ｍｄ、ｎΔ）＝［Ｒｇｌ
（ｍｄ、ｎΔ）を式（６）のように近似する。Now, the obtained projected waveform η (md, nΔ) = [Rgl
(md, nΔ) is approximated as shown in equation (6).
ｅｘｐ（−２ｎ ｉ（ｋ／Ｍｄ）ｓ）ｄ ５−２７［ｉ
（ｋ／Ｍｄ）ｍｄ）ｄ
式（６）の右辺の総和はＭ周期の離散フーリエ変換を表
わしているのでこれを式（６）で計算し、続いて式を求
め、これを用いて次の式（８）の近似計算を考えｅｘｐ
（２πｉ Ｒ（ｘｃｏｓｎΔ＋ｙｓｉｎｎΔ）ｄＲ式（
８）の右辺の和は離散フーリエ逆変換を表わしているの
で、これを
の形で計算する０次に、格子点のρ’ （ｐε、ｑε
、ｎΔ）を近傍のρ’（１，ｎΔ）から補間計算して求
め、最後に式（ｌＯ）
〜Δ ΣＸ；Ａ ρ’（ｐ ε＋Ｑε； ｎ Δ）を計
算する。こうして各格子点における近似分布ρ（ｐε、
ｑε）が求まる。exp(-2n i(k/Md)s)d 5-27[i
(k/Md)md)d The sum on the right side of equation (6) represents the discrete Fourier transform with M periods, so calculate it using equation (6), then obtain the equation, and use this to calculate the following: Considering the approximate calculation of equation (8), exp
(2πi R(xcosnΔ+ysinnΔ)dR formula (
Since the sum of the right-hand side of 8) represents the discrete Fourier inverse transform, it is calculated in the form of 0th order, ρ' (pε, qε
. In this way, the approximate distribution ρ(pε,
qε) is found.
次に、代表的な断層画像の算法であるコンボリューショ
ン法について説明する。 ｇ（ｓ）を式（１１）によ
り、
と定義する。コンボリューションのフーリエ変換はそれ
ぞれのフーリエ変換の積に等しいことから式（１２）に
示すように
５ｉｎｎΔ−ｒ）ｄｒ （１２）と
なる、すなわち、フーリエ変換を経由することなく、射
影波形と既知の間数のコンボリューションによってρ’
（ｌｄ； ｎΔ）を求めることができる。そこで
、式（１２）をあらかじめ計算しておくと、 式（１３
）
となることがわかる、実際には、これをｓ ＝ ｍ ｄ
（１ｍ１≦（Ｍ−１）／２）について求めておく。Next, the convolution method, which is a typical tomographic image calculation method, will be explained. g(s) is defined as follows using equation (11). Since the Fourier transform of convolution is equal to the product of the respective Fourier transforms, it becomes 5innΔ−r)dr (12) as shown in equation (12), that is, the projected waveform and the known By convolution of the numbers, ρ'
(ld; nΔ) can be obtained. Therefore, if formula (12) is calculated in advance, formula (13)
), which can actually be expressed as s = m d
(1m1≦(M-1)/2) is determined in advance.
その結果は式（１４）
％式％
の重みという、そこで式（１２）を式（１５）で近似計
算し、ρ（ｐε、ｑε； ｎΔ）を近傍のρ’（ｌｄ；
ｎΔ）から補間計算する。最後の逆射影変換の近似計算
は前述のとおりである。The result is the weight of formula (14). Therefore, formula (12) is approximated by formula (15), and ρ(pε, qε; nΔ) is calculated as the weight of the neighboring ρ'(ld;
Interpolate calculation from nΔ). The approximation calculation for the final inverse projective transformation is as described above.
この像再生法はコンボリューション法と呼ばれ、実用化
されたＣＴの大部分はこの方式に基づいていると思われ
る。This image reconstruction method is called a convolution method, and most of the CTs that have been put into practical use are thought to be based on this method.
第２図は本例による断層画像演算の原理を示す説明図で
ある。断層面Ｃを中心に放射線源の移動する面Ｐｇと撮
像部の移動する面Ｐｃとは対称に配置する。以下、特に
断わらない限り検査対象は使用する放射線に対して完全
に透明ではないものとする。簡単のため検査対象として
−様な物質で構成される板の中にこの板と異なる材質に
より構成される３個の球体ａ、 ｂ、 ｃを等間隔
に埋め込む、さらに、断層面からやや離れた場所に球体
Ｘが位置している。放射線源は■、■、■の順に−定速
度で移動し、これに対応して撮像部も■、■、■の順に
一定速度で移動し、両者の相対位置は常に一定に保たれ
る。FIG. 2 is an explanatory diagram showing the principle of tomographic image calculation according to this example. A plane Pg in which the radiation source moves and a plane Pc in which the imaging unit moves are arranged symmetrically with respect to the tomographic plane C. In the following description, unless otherwise specified, it is assumed that the inspection object is not completely transparent to the radiation used. For simplicity, three spheres a, b, and c made of a material different from this plate are embedded at equal intervals in a plate made of a material similar to -. Sphere X is located at the location. The radiation source moves at a constant speed in the order of ■, ■, ■, and correspondingly, the imaging section also moves at a constant speed in the order of ■, ■, ■, and the relative position of the two is always kept constant.
第３図（＋）、（２）及び（３）左側に示すのは、第２
図に示す検査対象の■、■、■それぞれの位置における
取り込み画像、右側は同じくそのレベルである。第３図
（４）に示すのは第３図（１）、（２）及び（３）の画
像を加算した結果である。なお、第３図（１）、（２）
、（３）及び（４）において、記号は第２図と共通であ
る。Figure 3 (+), (2) and (3) The left side shows the second
The captured images at the respective positions of the inspection target shown in the figure, ■, ■, ■, and the right side are also at the same level. What is shown in FIG. 3 (4) is the result of adding the images in FIG. 3 (1), (2), and (3). In addition, Fig. 3 (1), (2)
, (3) and (4), the symbols are the same as in FIG.
第２図で放射線源及び撮像部が位置■にある時の検査対
象ａ、 ｂ、 ｃ及びＸの趨何学的位置から明らか
なようにＸはｂとＣの間に放射線計を落とす、これは第
３図（１）左側のＸの位置と対応している。この時、同
図（１）右側に示すように、放射線計のレベルは３％
ｂ、 ｃ％ Ｘともに同じである。以下同様に位置■
、■における取り込み画像がそれぞれ（２）、（３）の
ようになる、最後に、以上の取り込み画像を加算すると
、第３図（４）に示すレベルの画像が得られる＊ ａ
、 ｂ及びＣのレベルと比較するとＸのレベルはかな
り低くなっている。これはＸが断層面からやや離れた場
所に位置していることに対応している。言葉を換えれば
、放射線は検査対象を通過してしまうため断層面以外の
情報をも有しているが、これらの操作により断層面から
離れた部分の情報のレベルを減衰させることになる。As is clear from the geometrical positions of the inspection objects a, b, c and X in Figure 2 when the radiation source and imaging unit are at position ■, X drops the radiometer between b and C. corresponds to the position of X on the left side of FIG. 3(1). At this time, as shown on the right side of the same figure (1), the level of the radiation meter is 3%.
Both b and c%X are the same. Same location as below ■
, ■ The captured images are as shown in (2) and (3), respectively.Finally, by adding the above captured images, an image of the level shown in Figure 3 (4) is obtained * a
, b and C, the level of X is quite low. This corresponds to the fact that X is located slightly away from the fault plane. In other words, since the radiation passes through the object to be inspected, it also contains information other than the tomographic plane, but these operations attenuate the level of information in areas away from the tomographic plane.
［発明が解決しようとする課題］
しかしながら、この方法は以下に述べるような難点を有
している０人体に限らず複雑な３次元形状の断層画像を
観察する際、複数の２次元の断層から３次元の形状を頭
の中で再構成する必要があり、視認性、速度等の面で大
きな限界となっていた。[Problems to be Solved by the Invention] However, this method has the following drawbacks.When observing tomographic images of not only human bodies but also complex three-dimensional shapes, it is difficult to use multiple two-dimensional tomographic images. It was necessary to reconstruct the three-dimensional shape in one's head, which was a major limitation in terms of visibility, speed, etc.
また、１回のスキャンでは１層の断面しか観察できない
ので複数回のスキャンが必要であり、患者の放射線被爆
量の増大による副作用が懸念されるため、なんらかの対
策が求められていた。In addition, since only a cross section of one layer can be observed in a single scan, multiple scans are required, and there are concerns about side effects due to increased radiation exposure to the patient, so some kind of countermeasure has been required.
さらに、メモリーのアクセスタイム、容量の制限からリ
アルタイムで立体透視像を得ることば不可能である等の
解決しなければならない課題かある。Furthermore, there are other problems that must be solved, such as the impossibility of obtaining stereoscopic images in real time due to memory access time and capacity limitations.
［発明の目的］
本発明は上記のような従来のものの欠点を除去するため
になされたもので、立体透視像により視認性がきわめて
高く、放射線被爆量の小さい安全なリアルタイムテレビ
立体断層装置を提供することを目的としている。[Object of the Invention] The present invention has been made to eliminate the drawbacks of the conventional ones as described above, and provides a safe real-time TV stereoscopic tomography device that has extremely high visibility using stereoscopic images and has a small amount of radiation exposure. It is intended to.
［Ｎ題を解決するための手段］
以上の目的を達成するため、本発明によるリアルタイム
テレビ立体断層装置は、放射線源と、前記放射線源から
放射され検査対象を透過した放射線による透視画像を撮
像する撮像部と、前記放射線源及び前記撮像部のスキャ
ン動作により得られる複数の透視画像を記憶するメモリ
ーと、前記メモリー内の複数の透視画像の゛各々にあら
かじめ与えられた係数を乗じ加算する積和演算により断
層画像を生成する高速断層画像演算手段と、前記断層画
像から積和演算により立体透視画像を生成する高速立体
透視画像演算手段と、前記断層画像及び前記立体透視画
像を切り換えて出力する画像出力手段とを有してなるも
のである。[Means for Solving Problem N] In order to achieve the above object, a real-time TV stereoscopic tomography apparatus according to the present invention captures a fluoroscopic image using a radiation source and radiation emitted from the radiation source and transmitted through an inspection object. an imaging section, a memory for storing a plurality of fluoroscopic images obtained by scanning operations of the radiation source and the imaging section, and a sum of products for multiplying and adding each of the plurality of fluoroscopic images in the memory by a predetermined coefficient. a high-speed tomographic image calculation means that generates a tomographic image by calculation; a high-speed stereoscopic image calculation means that generates a stereoscopic fluoroscopic image from the tomographic image by a product-sum calculation; and an image that switches and outputs the tomographic image and the stereoscopic fluoroscopic image. and an output means.
［発明の実施例コ
以下、この発明の好ましい実施例を図面に沿って説明す
る。[Embodiments of the Invention] Preferred embodiments of the invention will be described below with reference to the drawings.
本発明におけるリアルタイムテレビ立体断層装置は、従
来と異なり、ビクセルシフトと呼ばれる技術により立体
透視画像を出力する。以下、ビクセルシフトの原理を説
明する。The real-time television stereoscopic tomography apparatus according to the present invention, unlike the conventional one, outputs stereoscopic fluoroscopic images using a technique called vixel shift. The principle of vixel shift will be explained below.
複数の透視画像を加算してゆくのは第２図、第３図に示
した従来の方法と同様であるが、この時後述する計算式
によって決まるとクセルシフトΔχづつずらしながら加
算することにより前述の断層面よりも放射線源に近い断
層面Ｃ′の断層像が作成でき、ビクセルシフト−Δχづ
つずらしながら加算することにより、第２図中の断層面
Ｃよりも放射線源から遠い断層面ｃｕの断層像が作成可
能となる。微小開隔づつ離れた複数の断層面について前
述のとクセルシフトを行いながら断層像を計算し、結果
を重ね合わせて画像出方手段に送ることにより立体透視
画像が得られる。Adding multiple fluoroscopic images is the same as the conventional method shown in Figures 2 and 3, but at this time, if determined by the calculation formula described later, by adding while shifting the xel shift Δχ, the above-mentioned A tomographic image of the tomographic plane C', which is closer to the radiation source than the tomographic plane, can be created, and by adding the tomographic image while shifting by -Δχ, the tomographic image of the tomographic plane cu, which is farther from the radiation source than the tomographic plane C in Fig. 2, can be created. A statue can be created. A stereoscopic fluoroscopic image is obtained by calculating tomographic images while performing the above-mentioned xel shift for a plurality of tomographic planes separated by minute apertures, and superimposing the results and sending them to the image output means.
次に第５図に基づいて前述のビクセルシフトの計算方法
について説明する。放射線源Ｐからの放射線は検査対象
の断層面Ｃを透過して撮像部Ｑに達する。放射線源Ｐか
ら断層面Ｃまでの垂直距離をｈ、撮像部Ｑまでの垂直距
離をＨとする。放射線は直線状に放射されるものとし、
断層面Ｃに入射する点をＣ１撮像部Ｑに入射する点をＡ
とする。Next, a method of calculating the above-mentioned vixel shift will be explained based on FIG. Radiation from the radiation source P passes through the tomographic plane C to be inspected and reaches the imaging section Q. Let h be the vertical distance from the radiation source P to the tomographic plane C, and let H be the vertical distance to the imaging section Q. Radiation is assumed to be emitted in a straight line,
The point of incidence on the tomographic plane C is C1 The point of incidence on the imaging section Q is A
shall be.
断層面ＣよりもΔｈだけ離れた面Ｃ′の断層画像を計算
する。この時の放射線の鉛直線からの角度をθ、放射線
が点Ｃの鉛直下方Δｈの面Ｃ′と交わる点Ｃ′を通過す
るとし、断層面Ｃとの交点をＤ、撮像部Ｑとの交点をＢ
とすれば、ΔＸは明らかに
ＡＢ＝ΔＸ
ＣＤ＝Δ１ｌ−ｔａｎ θ
ΔＸ＝」二”ｔａｎθ
となる、断層面Ｃの断層画像を得る場合には点Ａの情報
を使ってコンボリューションを行なうが、その代わりに
ΔＸだけ離れた点Ｂの情報を使うことにより点Ｃを含む
面Ｃの断層像の代わりに断層面ＣからΔｈだけ鉛直下方
の点Ｃ′を含む面Ｃ′の断層像を求めることができるの
である。角度θによってビクセルシフト量ΔＸは異なる
ので、各ビクセル毎に計算する。A tomographic image of a plane C' that is distant from the tomographic plane C by Δh is calculated. At this time, the angle of the radiation from the vertical line is θ, the radiation passes through a point C' where it intersects with the plane C' at Δh vertically below point C, the point of intersection with the tomographic plane C is D, and the point of intersection with the imaging section Q A B
Then, ΔX is obviously AB=ΔX CD=Δ1l−tan θ ΔX=′2”tanθ When obtaining a tomographic image of tomographic plane C, convolution is performed using the information of point A, but Instead, by using the information of point B that is distant by ΔX, instead of the tomographic image of plane C that includes point C, a tomographic image of plane C' that includes point C' that is vertically downward by Δh from tomographic plane C is obtained. Since the vixel shift amount ΔX differs depending on the angle θ, it is calculated for each pixel.
第４図に示すのは深さ方向にコンボリューションを適用
した例である。基準断層面Ｃを中心に上下方向は検査対
象の上下方向と対応し、左右方向に断層画像のレベルを
表示しである。断層画像ｆ１において基準断層面Ｃから
少し離れた面の断層像ｆ２、ｆ３を別に合成する。これ
に適当な係数ｋ（０＜ｋ＜１）を乗じ、断層像ｆ１に加
算したものが合成断層像ｆ４、乗じる係数の値を少し大
きくしたものが合成断層像ｆ５である。FIG. 4 shows an example in which convolution is applied in the depth direction. The vertical direction with reference tomographic plane C as the center corresponds to the vertical direction of the inspection object, and the level of the tomographic image is displayed in the horizontal direction. In the tomographic image f1, tomographic images f2 and f3 of a plane slightly distant from the reference tomographic plane C are separately synthesized. This is multiplied by an appropriate coefficient k (0<k<1) and added to the tomographic image f1 to obtain a composite tomographic image f4, and the value of the multiplied coefficient slightly increased is a composite tomographic image f5.
第６図において本発明によるリアルタイムテレビ立体断
層装置は、大きく分けて撮影装置１と画像処理装置２か
ら構成される。撮影装置１は放射線源としてのガン１０
、撮像部１２を有している。In FIG. 6, the real-time television stereoscopic tomography apparatus according to the present invention is broadly divided into an imaging device 1 and an image processing device 2. The imaging device 1 includes a gun 10 as a radiation source.
, and an imaging section 12.
ガンｌＯはＸ線管球を有し、所定の波長、強度、放射角
のＸ線を検査対象に放射する。ガンｌＯ及び撮像部１２
は枠（以下、 「ガントリー」）に保持され相対位置は
常に一定に保たれている。ガン１０は、検査対象として
の人体１１の患部を中心とする円周上を一定の角速度で
回転する。撮像部１２は、ガン１０と同様に同心円上を
回転する。The gun IO has an X-ray tube and emits X-rays of a predetermined wavelength, intensity, and radiation angle to the object to be inspected. Gun lO and imaging unit 12
is held in a frame (hereinafter referred to as ``gantry'') and its relative position is always kept constant. The gun 10 rotates at a constant angular velocity on a circumference centered on the affected area of a human body 11 to be examined. The imaging unit 12 rotates on a concentric circle similarly to the gun 10.
撮像部１２はイメージインテンシファイア−（Ｉｓａｇ
ｅ Ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ、 以下、 ｒＩ ＩＪと
呼ぶ）とテレビカメラ（以下、 ｒＴＶカメラ」）を有
する。The imaging unit 12 includes an image intensifier (Isag).
e Intensifier (hereinafter referred to as rI IJ) and a television camera (hereinafter referred to as rTV camera).
ガン１０から放射された放射線は検査対象を透過し、撮
像部１２のＩＩに入射し、ＴＶカメラに導かれる。ＴＶ
カメラの出力は画像処理装置に送られる。従来のＣＴと
の相違は立体画像演算手段を有している点である。The radiation emitted from the gun 10 passes through the inspection object, enters the imaging section II, and is guided to the TV camera. TV
The output of the camera is sent to an image processing device. The difference from conventional CT is that it has a three-dimensional image calculation means.
第７図に示すように、画像処理装置２はビデオアンプ２
１、クランプ回路２２、同期信号分離回路２５、Ａ／Ｄ
コンバーター２３、Ｄ／Ａコンバーター２４、演算メモ
リー２６、メモリーとじてのフレームメモリー２７、断
層画像演算手段としての積和演算回路２日、立体透視画
像演算手段としての積和演算回路２日、ビデオタイミン
グジェネレーター２９、ＣＰＵ３０、フロッピーディス
クドライバー（以下、 ｒＦＤＤＪ ）３１、ハードデ
ィスクドライバー（以下、 ｒＨＤＤＪ ）３２、コン
ソールターミナル、 （以下、簡単に「コンソール」と
呼ぶ）３３、パラレルｌ１０３４、デジタルｌ１０（以
下、簡単にｒＤ Ｉ／ＤＯＪと呼ぶ）３５を有している
。As shown in FIG. 7, the image processing device 2 includes a video amplifier 2
1. Clamp circuit 22, synchronous signal separation circuit 25, A/D
Converter 23, D/A converter 24, arithmetic memory 26, frame memory 27 as memory, product-sum calculation circuit 2 as tomographic image calculation means, product-sum calculation circuit 2 as stereoscopic image calculation means, video timing Generator 29, CPU 30, floppy disk driver (hereinafter referred to as rFDDJ) 31, hard disk driver (hereinafter referred to as rHDDJ) 32, console terminal (hereinafter simply referred to as "console") 33, parallel l1034, digital l10 (hereinafter simply referred to as rD I/DOJ) 35.
［発明の作用〕
次に、本発明によるリアルタイムテレビ立体断層装置の
撮影動作を説明する０回転軸をＸ軸、Ｘ軸に直交し、鉛
直上方をＸ軸、右手系を構成するようにＹ軸をそれぞれ
選ぶ、ガントリーはＸ軸を中心として回転することにな
る。初期位置で放射線［１０がＹ軸となす角度が０°と
なるようにガントリーの回転角度を定める。仰臥状態の
人体の場合は側面から正面を通して対側側面までガント
リーを一定の角速度で回転しながら撮影する。１゜８秒
で１８０’回転し、１回のスキャンを終了する。[Function of the Invention] Next, we will explain the imaging operation of the real-time TV stereoscopic tomography apparatus according to the present invention. The gantry will rotate around the X axis. The rotation angle of the gantry is determined so that the angle that the radiation [10] makes with the Y axis is 0° at the initial position. In the case of a supine human body, images are taken while rotating the gantry at a constant angular velocity from the side, through the front, and to the contralateral side. It rotates 180' in 1°8 seconds and completes one scan.
以下、画像出力動作について説明する０本装置は通常の
ＴＶ同様、走査線５２６本、２フイ一ルド／ｌフレーム
インターレース方式で映像信号を処理する。各フィール
ドは独立のビデオバス、独立のフレームメモリーに保持
され、各々がビデオバスＶＤＯ，ＶＤＩを介して他のデ
バイスからアクセスされる。The image output operation will be described below. This device processes video signals using a 526 scanning line, 2 field/l frame interlace method, like a normal TV. Each field is held in a separate video bus, separate frame memory, and each is accessed by other devices via video buses VDO and VDI.
メモリーのアクセスタイムは１００ｎｓで、積和演算回
路２日は６４ｂｉｔを並列に８０ｎｓで処理するので、
ｌビクセル（最大１６ｂｉｔ）の処理時間は２０ｎ ｓ
となる。一方、テレビ映像の垂直スキャン周波数は３０
Ｈｚであるから、３日ｍｓ以内に１ライン処理すればリ
アルタイムで積和演算の結果を表示できることになる。The memory access time is 100ns, and the product-sum operation circuit processes 64 bits in parallel in 80ns, so
Processing time for 1 pixel (maximum 16 bits) is 20ns
becomes. On the other hand, the vertical scan frequency of TV images is 30
Hz, so if one line is processed within 3 days ms, the result of the sum-of-products calculation can be displayed in real time.
ｌビクセルの処理時間は２０ｎｓ、１ラインに１０２４
ビクセルあるので、処理時間は２０．４８ｍ５となって
余裕がある。1 pixel processing time is 20 ns, 1 line has 1024
Since there are pixels, the processing time is 20.48 m5, which is ample.
第１１図に画像を格納するフレームメモリー２７のメモ
リーマツプを示す、演算中の必要精度に応じて、ｌワー
ドは８ｂｉｔ又は１６ｂｉｔで構成される０画像データ
はフレームメモリー２７の１６道８０００００００番地
以降にＴＶカメラでスキャンされた順序で第１画面、第
２画面、・・・、第ｎ画面と格納されてゆく。FIG. 11 shows the memory map of the frame memory 27 that stores images. Depending on the required accuracy during calculation, the l word consists of 8 bits or 16 bits. 0 image data is stored in the frame memory 27 at address 80000000 on path 16. The first screen, second screen, . . . , nth screen are stored in the order scanned by the TV camera.
第１２図に示すように、画面上のビクセルＰ１、Ｐ２、
Φ・・、ＰＮ％ ’φ”ＰＮＭの順にスキャンされる
。As shown in FIG. 12, the pixels P1, P2 on the screen,
Φ..., PN% 'φ'' PNM are scanned in this order.
第７図において高速断層画像演算手段としての積和演算
回路２８はハードウェアで積和演算を高速に実行する。In FIG. 7, a product-sum calculation circuit 28 as a high-speed tomographic image calculation means executes product-sum calculation at high speed using hardware.
第８図に積和演算回路２８の内部構成を示す、ビデオバ
スからＶＤＯｌＶＤＩに接続される演算ユニット８０と
、演算ユニッ）８０を一時格納し、ビデオバスからＶＤ
Ｏ％ ＶＤＩに送出する演算メモリー８１と、演算ユニ
ッ）８０に積和演算の係数を供給する係数ユニット８２
とを有する。FIG. 8 shows the internal configuration of the product-sum calculation circuit 28.
O% A calculation memory 81 that sends out to VDI, and a coefficient unit 82 that supplies coefficients for product-sum calculation to the calculation unit 80.
and has.
実際には数値は８ ｂｉｔ浮動小数点で処理されるが、
ここでは簡単のため８ ｂｉｔ正数（０から２５５）で
説明する。透視画像Ａの第１のビクセルＰ１に対応する
メモリ一番地（例えば１００ＩＨ）にストアされている
値、例えば１７に係数データ群の対応する係数が格納さ
れている番地（例えば２００１）の値ｃｌ（例えば６）
を乗じ、その乗算結果８５は元の第１のビクセルＰ１に
対応するメモリー１００１Ｈにストアする。さらに透視
画像Ｂの第１のビクセルＰ１に対応するメモリ一番地（
例えば３００１Ｈ）にストアされている値、例えば２を
前述の乗算結果８５に乗じ、その乗算結果８５は元のビ
クセルＰ＋に対応するメモリー１００１Ｈにストアする
。以下、同様に透視画像Ａの全ビクセルに対してそれぞ
れ係数データ及び透視画像Ｂを乗じ、その演算結果を対
応するメモリーにストアする。In reality, numbers are processed as 8-bit floating point numbers, but
Here, for the sake of simplicity, an 8-bit positive number (0 to 255) will be used. The value stored at the memory address (for example, 100IH) corresponding to the first pixel P1 of the perspective image A, for example, 17, is the value cl (for example, 2001) at the address where the corresponding coefficient of the coefficient data group is stored. For example 6)
The multiplication result 85 is stored in the memory 1001H corresponding to the original first pixel P1. Further, the memory location corresponding to the first pixel P1 of the perspective image B (
For example, the multiplication result 85 is multiplied by the value stored in the pixel 3001H), for example, 2, and the multiplication result 85 is stored in the memory 1001H corresponding to the original pixel P+. Thereafter, all the pixels of the perspective image A are similarly multiplied by the coefficient data and the perspective image B, and the calculation results are stored in the corresponding memories.
透視画像Ｂの全ビクセルについて演算した後、同様に透
視画像Ｃについて演算し、前述の透視画像Ａに加算する
。以下同様に透視画像Ｄ１ 透視画像Ｅ、 ・・・と
いうように全透視画像について処理を繰り返す、この処
理を全透視画像に対しておこなうことにより、一つの断
層画像が得られる。After the calculation is performed on all the pixels of the fluoroscopic image B, the calculation is similarly performed on the fluoroscopic image C and added to the fluoroscopic image A described above. Similarly, the process is repeated for all the fluoroscopic images in the same manner as fluoroscopic image D1, fluoroscopic image E, . . . By performing this process on all the fluoroscopic images, one tomographic image is obtained.
画像出力制御手段としてのビデオタイミングジェネレー
ター２９は画像のモードによって必要な出力順序の信号
を発生する。この信号の発生はビデオタイミングジェネ
レーター２９内のアルゴリズムによっておこなう。A video timing generator 29 serving as an image output control means generates signals in a necessary output order depending on the image mode. This signal is generated by an algorithm within the video timing generator 29.
静止画像の場合には、フレームの偶フィールド、奇フィ
ールドを繰り返し送出する。第９図に画面表示の動作フ
ローチャートを示す、ここで、変数Ｉはフレーム単位で
の画像に対応する正数であり、実際には画像が格納され
ているメモリ一番地の値に加算されて画像を読み出す、
まず、■を初期化し上限値Ｎより大きくなるまで画像を
読みだす。In the case of a still image, even and odd fields of the frame are repeatedly transmitted. FIG. 9 shows an operation flowchart of screen display. Here, the variable I is a positive number corresponding to the image in frame units, and in reality, it is added to the value at the memory location where the image is stored. read out,
First, initialize ■ and read out images until it becomes larger than the upper limit value N.
［発明の効果］
以上の実施例かられかる通り、本発明によるリアルタイ
ムテレビ立体断層装置は、高速、大容量のメモリーを備
え、しかも断層像生成の後ビクセルシフトを行なうこと
によりリアルタイムで立体透視像を構成し、きわめて高
い視認性を達成するとともに検査対象の被爆量が少なく
安全なリアルタイムテレビ立体断層装置を提供すること
を可能としたものである。これにより集団検診への利用
等の新しい応用が可能となる。[Effects of the Invention] As can be seen from the above embodiments, the real-time television stereoscopic tomography apparatus according to the present invention is equipped with a high-speed and large-capacity memory, and furthermore, can generate stereoscopic fluoroscopic images in real time by performing a pixel shift after generating tomographic images. This makes it possible to provide a real-time TV stereoscopic tomography device that achieves extremely high visibility and is safe because the amount of radiation to be inspected is small. This enables new applications such as use in group medical examinations.
第１図は本発明の原理を示すグラフ、第２図は断層画像
演算の原理を示す説明図、第３図（１）、（２）、（３
）、（４）は取り込み画像及び出力レベルのグラフ、第
４図は深さ方向のコンボリューションのグラフ、第５図
はビクセルシフトの説明図、第６図は本発明全体の構成
を示すブロック図、第７図は画像処理装置の回路構成を
示すハードウェアブロック図、第８図は積和演算動作を
示す部分機能ブロック図、第９図は画像出力動作を示す
フローチャート、第１θ図は断層像演算のフローチャー
ト、第】１図はデータの格納状態を示すメモリーマツプ
、第１２図は画面を構成する画素の構成図である。
ｌＯ・・・放射線源
１１・・・検査対象
１２・・・撮像部
２７・φ・メモリー（フレームメモリー）２８・争・高
速断層画像演算手段（積和演算回路）２８・・・高速立
体画像演算手段（積和演算回路）２９・・・画像出力手
段
代理人 弁理士 守 谷 −雄
歎
第３図
第４図
第８図
゛・２８
第９図
ＣたＤ
０ｒ
１６ｂ ｉ ｔFig. 1 is a graph showing the principle of the present invention, Fig. 2 is an explanatory diagram showing the principle of tomographic image calculation, Fig. 3 (1), (2), (3
), (4) are graphs of captured images and output levels, Figure 4 is a graph of convolution in the depth direction, Figure 5 is an explanatory diagram of vixel shift, and Figure 6 is a block diagram showing the overall configuration of the present invention. , Fig. 7 is a hardware block diagram showing the circuit configuration of the image processing device, Fig. 8 is a partial functional block diagram showing the product-sum calculation operation, Fig. 9 is a flowchart showing the image output operation, and Fig. 1θ is a tomographic image. Flowchart of calculations. FIG. 1 is a memory map showing the data storage state, and FIG. 12 is a diagram showing the configuration of pixels forming the screen. lO...Radiation source 11...Inspection object 12...Imaging unit 27, φ, memory (frame memory) 28, high-speed tomographic image calculation means (product-sum calculation circuit) 28...high-speed stereoscopic image calculation Means (product-sum operation circuit) 29... Image output means agent Patent attorney Moritani - Yusei Figure 3 Figure 4 Figure 8 28 Figure 9 C D 0r 16b it
Claims (1)
した放射線による透視画像を撮像する撮像部と、前記放
射線源及び前記撮像部のスキャン動作により得られる複
数の透視画像を記憶するメモリーと、前記メモリー内の
複数の透視画像の各々にあらかじめ与えられた係数を乗
じ加算する積和演算により断層画像を生成する高速断層
画像演算手段と、前記断層画像から積和演算により立体
透視画像を生成する高速立体透視画像演算手段と、前記
断層画像及び前記立体透視画像を切り換えて出力する画
像出力手段とを具備することを特徴とするリアルタイム
テレビ立体断層装置。a radiation source; an imaging unit that captures a fluoroscopic image of radiation emitted from the radiation source and transmitted through the inspection object; a memory that stores a plurality of fluoroscopic images obtained by scanning operations of the radiation source and the imaging unit; A high-speed tomographic image calculation means that generates a tomographic image by a product-sum operation that multiplies and adds a predetermined coefficient to each of a plurality of fluoroscopic images in a memory; A real-time television stereoscopic tomography apparatus comprising: a stereoscopic fluoroscopic image calculation means; and an image output means for switching and outputting the tomographic image and the stereoscopic fluoroscopic image.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63080365A JPH01254147A (en) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | Device for stereoscopically displaying tomographic image on tv screen in real time |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63080365A JPH01254147A (en) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | Device for stereoscopically displaying tomographic image on tv screen in real time |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01254147A true JPH01254147A (en) | 1989-10-11 |
Family
ID=13716234
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63080365A Pending JPH01254147A (en) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | Device for stereoscopically displaying tomographic image on tv screen in real time |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH01254147A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2000287958A (en) * | 1999-03-16 | 2000-10-17 | General Electric Co <Ge> | Stereoscopic type radiography method and apparatus |
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1988
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| EP2223653B2 (en) † | 2006-03-27 | 2018-08-08 | Oy Ajat Ltd. | Dental extraoral x-ray imaging system and method |
| EP2223651B2 (en) † | 2006-03-27 | 2018-08-15 | Oy Ajat Ltd. | Dental extraoral x-ray imaging system and method |
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