JPH01254147A - リアルタイムテレビ立体断層装置 - Google Patents
リアルタイムテレビ立体断層装置Info
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- JPH01254147A JPH01254147A JP63080365A JP8036588A JPH01254147A JP H01254147 A JPH01254147 A JP H01254147A JP 63080365 A JP63080365 A JP 63080365A JP 8036588 A JP8036588 A JP 8036588A JP H01254147 A JPH01254147 A JP H01254147A
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Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
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。
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。
[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。
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。
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。
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。
簡単のため2次元の場合を例にとって説明する。
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。
、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。
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。
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。
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。
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。
θ)の定義域は(2)式に示すS≧0,0≦θ≦2πで
ある。
ある。
[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(−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。
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。
ィジタル化した次の方式を考える。
(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。
SOθ)から−次元フーリエ変換η(R。
θ)の近似を求める。
(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。
(x、y; θ)を近似的に求める。
(3)指定された格子点(z、y)に値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)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。
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。
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。
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。
。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。
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。
(md、nΔ)を式(6)のように近似する。
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。
(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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
[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。
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。
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。
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。
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。
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。
[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。
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。
[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。
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。
[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。
る。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
。
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
。
[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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
ビクセルあるので、処理時間は20.48m5となって
余裕がある。
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。
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。
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
。
Φ・・、PN% ’φ”PNMの順にスキャンされる
。
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。
回路28はハードウェアで積和演算を高速に実行する。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
[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。
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。
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 t
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 t
Claims (1)
- 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。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63080365A JPH01254147A (ja) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | リアルタイムテレビ立体断層装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63080365A JPH01254147A (ja) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | リアルタイムテレビ立体断層装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01254147A true JPH01254147A (ja) | 1989-10-11 |
Family
ID=13716234
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP63080365A Pending JPH01254147A (ja) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | リアルタイムテレビ立体断層装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH01254147A (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2000287958A (ja) * | 1999-03-16 | 2000-10-17 | General Electric Co <Ge> | 立体式放射線撮像方法及び装置 |
WO2007110465A1 (en) * | 2006-03-27 | 2007-10-04 | Oy Ajat Ltd. | Dental extraoral x-ray imaging system and method |
US8693624B2 (en) | 2005-05-02 | 2014-04-08 | Oy Ajat Ltd. | Extra-oral digital panoramic dental X-ray imaging system |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS57168645A (en) * | 1981-04-10 | 1982-10-18 | Hitachi Medical Corp | Radioactive ray image photographing apparatus |
JPS57203430A (en) * | 1981-05-16 | 1982-12-13 | Tokyo Shibaura Electric Co | X-ray tomograph hotographing apparatus |
JPS62129035A (ja) * | 1985-11-29 | 1987-06-11 | 横河メディカルシステム株式会社 | X線ct像作成方法 |
JPS6257847B2 (ja) * | 1982-05-21 | 1987-12-03 | Iseki Agricult Mach |
-
1988
- 1988-04-01 JP JP63080365A patent/JPH01254147A/ja active Pending
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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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